JPH067336A - Ｘ線画像を発生する方法及びｘ線装置 - Google Patents
Ｘ線画像を発生する方法及びｘ線装置Info
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- JPH067336A JPH067336A JP5030619A JP3061993A JPH067336A JP H067336 A JPH067336 A JP H067336A JP 5030619 A JP5030619 A JP 5030619A JP 3061993 A JP3061993 A JP 3061993A JP H067336 A JPH067336 A JP H067336A
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-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N5/00—Details of television systems
- H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
- H04N5/32—Transforming X-rays
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2921—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras
- G01T1/2928—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras using solid state detectors
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
- H04N23/30—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from X-rays
-
- H—ELECTRICITY
- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H05G—X-RAY TECHNIQUE
- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
- H05G1/08—Electrical details
- H05G1/60—Circuit arrangements for obtaining a series of X-ray photographs or for X-ray cinematography
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Abstract
(57)【要約】
【構成】 ＣＣＤ画像センサーの蓄積部分に蓄積された
画像の読出し期間（Ｔr）より短かい第１の時間間隔
（Ｔ1 ）中に第１のＸ線照射を行ない、第１の時間間隔
（Ｔ1 ）の終了後、第１のＸ線照射中ＣＣＤ画像センサ
ー（７）の画像部分（７１；７５）で発生した第１の画
像をその蓄積部分（７２；７４）へ伝送し、読出し期間
（Ｔr ）と比較して短かい第２の時間間隔（Ｔ2 ）中第
１のＸ線照射のすぐ後又は時間的に短かい距離で第２の
Ｘ線照射を行ない、第１の画像を蓄積部分から読出し、
画像を更なるメモリー（１０）に書込み、第１の画像の
読出の後第２の画像を蓄積部分に伝送し、第２の画像を
読出し、それをＸ線画像を発生するよう更なるメモリー
（１０）に蓄積された第１の画像を加算する各段階から
なる。 【効果】 本発明はＸ線画像品質、特に高線量及び高空
間周波数の場合での高品質Ｘ線画像を発生する。
画像の読出し期間（Ｔr）より短かい第１の時間間隔
（Ｔ1 ）中に第１のＸ線照射を行ない、第１の時間間隔
（Ｔ1 ）の終了後、第１のＸ線照射中ＣＣＤ画像センサ
ー（７）の画像部分（７１；７５）で発生した第１の画
像をその蓄積部分（７２；７４）へ伝送し、読出し期間
（Ｔr ）と比較して短かい第２の時間間隔（Ｔ2 ）中第
１のＸ線照射のすぐ後又は時間的に短かい距離で第２の
Ｘ線照射を行ない、第１の画像を蓄積部分から読出し、
画像を更なるメモリー（１０）に書込み、第１の画像の
読出の後第２の画像を蓄積部分に伝送し、第２の画像を
読出し、それをＸ線画像を発生するよう更なるメモリー
（１０）に蓄積された第１の画像を加算する各段階から
なる。 【効果】 本発明はＸ線画像品質、特に高線量及び高空
間周波数の場合での高品質Ｘ線画像を発生する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はＸ線画像変換器及びＣＣ
Ｄ画像センサーによりＸ線画像を発生する方法に係る。
Ｄ画像センサーによりＸ線画像を発生する方法に係る。
【０００２】
【従来の技術】かかる方法及びＸ線装置は米国特許第４
９０１３３６号から公知である。それらはＸ線画像増強
管の出力画像を電気信号に変換し、所定の画像周波数
（毎秒３０フレーム）に対し考えられる画像センサーを
基にしている。各画像期間の終りに、画像は伝送パルス
を用いてＣＣＤ画像センサーの蓄積部分に伝送され、そ
れからそれは次の画像の発生中に読み出される。そのよ
うな画像センサーがその照射時間が１画像期間を越える
Ｘ線画像を形成するのを可能にする為、一連の伝送パル
スはＸ線照射中に中断される。
９０１３３６号から公知である。それらはＸ線画像増強
管の出力画像を電気信号に変換し、所定の画像周波数
（毎秒３０フレーム）に対し考えられる画像センサーを
基にしている。各画像期間の終りに、画像は伝送パルス
を用いてＣＣＤ画像センサーの蓄積部分に伝送され、そ
れからそれは次の画像の発生中に読み出される。そのよ
うな画像センサーがその照射時間が１画像期間を越える
Ｘ線画像を形成するのを可能にする為、一連の伝送パル
スはＸ線照射中に中断される。
【０００３】しかし、血管撮影像検査、例えば造影剤に
よる冠状血管の検査の場合、目的は出来る限り短かい期
間にＸ線像を得ることである。かかる検査は先ず検査領
域が比較的低い線量率で連続的に放射される間に作られ
た螢光透視法で行なわれる。螢光透視像は管理された低
線量又は螢光透視像当り小さい線量により小さい信号対
雑音比を有する。しかし、かく得られた画像品質は血管
での造影剤の伝搬を辿るのに十分である。
よる冠状血管の検査の場合、目的は出来る限り短かい期
間にＸ線像を得ることである。かかる検査は先ず検査領
域が比較的低い線量率で連続的に放射される間に作られ
た螢光透視法で行なわれる。螢光透視像は管理された低
線量又は螢光透視像当り小さい線量により小さい信号対
雑音比を有する。しかし、かく得られた画像品質は血管
での造影剤の伝搬を辿るのに十分である。
【０００４】造影剤の伝搬の所定の位相の再生を可能に
する為、Ｘ線像が作られる。これらのＸ線照射は（螢光
透視モードでの）画像期間の時間と比較して長い時間間
隔で繰り返される。適切な信号対雑音比を得る為、各Ｘ
線照射は螢光透視モードでの単一画像より実質的に高い
線量を必要とし、照射時間はＸ線画像の動的不鮮鋭度が
制限されたままであることを確実にする為螢光透視モー
ドでの１画像期間の持続時間より短かくあるべきであ
る。
する為、Ｘ線像が作られる。これらのＸ線照射は（螢光
透視モードでの）画像期間の時間と比較して長い時間間
隔で繰り返される。適切な信号対雑音比を得る為、各Ｘ
線照射は螢光透視モードでの単一画像より実質的に高い
線量を必要とし、照射時間はＸ線画像の動的不鮮鋭度が
制限されたままであることを確実にする為螢光透視モー
ドでの１画像期間の持続時間より短かくあるべきであ
る。
【０００５】しかし、かかるＣＣＤ画像センサーはかか
る高線量及び高空間周波数を有する直接に照射されたＸ
線フィルム増強フォイル装置により達成されうる画像品
質を達成できないことが分かった。
る高線量及び高空間周波数を有する直接に照射されたＸ
線フィルム増強フォイル装置により達成されうる画像品
質を達成できないことが分かった。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的はＸ線画
像の改良された画像品質が、高速生理学的処理の場合で
も、達成されるように、上記の種類の方法を感知するこ
とである。
像の改良された画像品質が、高速生理学的処理の場合で
も、達成されるように、上記の種類の方法を感知するこ
とである。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本目的は本発明により達
成され、その方法は： ａ）ＣＣＤ画像センサーの蓄積部分に蓄積された画像の
読出し期間（Ｔr ）より短かい第１の時間間隔（Ｔ1 ）
中に第１のＸ線照射を行ない、 ｂ）第１の時間間隔（Ｔ1 ）の終了後、第１のＸ線照射
中ＣＣＤ画像センサー（７）の画像部分（７１；７５）
で発生した第１の画像をその蓄積部分（７２；７４）へ
伝送し、 ｃ）読出し期間（Ｔr ）と比較して短かい第２の時間間
隔（Ｔ2 ）中第１のＸ線照射のすぐ後又は時間的に短か
い距離で第２のＸ線照射を行ない、 ｄ）第１の画像を蓄積部分（７２；７４）から読出し、
画像を更なるメモリー（１０）に書込み、 ｅ）第１の画像の読出の後第２の画像を蓄積部分（７
２；７４）に伝送し、 ｆ）第２の画像を読出し、それをＸ線画像を発生するよ
う更なるメモリー（１０）に蓄積された第１の画像を加
算する各段階からなる。
成され、その方法は： ａ）ＣＣＤ画像センサーの蓄積部分に蓄積された画像の
読出し期間（Ｔr ）より短かい第１の時間間隔（Ｔ1 ）
中に第１のＸ線照射を行ない、 ｂ）第１の時間間隔（Ｔ1 ）の終了後、第１のＸ線照射
中ＣＣＤ画像センサー（７）の画像部分（７１；７５）
で発生した第１の画像をその蓄積部分（７２；７４）へ
伝送し、 ｃ）読出し期間（Ｔr ）と比較して短かい第２の時間間
隔（Ｔ2 ）中第１のＸ線照射のすぐ後又は時間的に短か
い距離で第２のＸ線照射を行ない、 ｄ）第１の画像を蓄積部分（７２；７４）から読出し、
画像を更なるメモリー（１０）に書込み、 ｅ）第１の画像の読出の後第２の画像を蓄積部分（７
２；７４）に伝送し、 ｆ）第２の画像を読出し、それをＸ線画像を発生するよ
う更なるメモリー（１０）に蓄積された第１の画像を加
算する各段階からなる。
【０００８】本発明は以下の考慮に基いている：単一画
像当り小さいＸ線線量の場合に、Ｘ線画像変換器及びＣ
ＣＤセンサーよりなる伝送チェーンにより生じた雑音は
量子雑音と比較して無視しうる程小さいので、この単一
画像の信号対雑音比はＸ線量の統計により本質的に決定
される。しかし、単一画像当り高いＸ線線量の場合に、
ＣＣＤ画像センサーの制限された蓄積容量は明らかにな
り：通常のＣＣＤ画像センサーはＣＣＤセル当りの所定
の数の電子を蓄積しうる（ＣＣＤセルは画素での輝度に
対応する電荷を蓄積する）。ビデオセンサーに対して、
この数字は５０，０００から１００，０００電子にな
る。ＣＣＤ画像センサーの過駆動を避ける為、平均画像
輝度はより低い数字、例えば２０，０００に対応すべき
である。これは１４１電子の白色雑音（ショット雑音）
に対応する。この雑音は空間周波数に独立である。
像当り小さいＸ線線量の場合に、Ｘ線画像変換器及びＣ
ＣＤセンサーよりなる伝送チェーンにより生じた雑音は
量子雑音と比較して無視しうる程小さいので、この単一
画像の信号対雑音比はＸ線量の統計により本質的に決定
される。しかし、単一画像当り高いＸ線線量の場合に、
ＣＣＤ画像センサーの制限された蓄積容量は明らかにな
り：通常のＣＣＤ画像センサーはＣＣＤセル当りの所定
の数の電子を蓄積しうる（ＣＣＤセルは画素での輝度に
対応する電荷を蓄積する）。ビデオセンサーに対して、
この数字は５０，０００から１００，０００電子にな
る。ＣＣＤ画像センサーの過駆動を避ける為、平均画像
輝度はより低い数字、例えば２０，０００に対応すべき
である。これは１４１電子の白色雑音（ショット雑音）
に対応する。この雑音は空間周波数に独立である。
【０００９】しかし、高空間周波数用変調伝達関数の明
白な減少の為、輝度信号（及び従ってＸ線量の統計によ
り決定された関連雑音）は雑音がＸ線量の統計によって
もはや決定されないがむしろＣＣＤセルに蓄積されうる
電荷担体の統計によって決定されるような範囲まで減少
される。従って検出器の空間解像度は制限される。本発
明により、画素当りの電子の数が従って係数２で増加さ
れるようＸ線画像を形成するべく（少なくとも）２つの
画像が加算されることで画像品質は改良される。その結
果、ＣＣＤセルに蓄積されうる電荷キャリアの統計によ
り決定された信号対雑音比はこの係数の平方根（３ｄ
Ｂ）に応じて増加される。
白な減少の為、輝度信号（及び従ってＸ線量の統計によ
り決定された関連雑音）は雑音がＸ線量の統計によって
もはや決定されないがむしろＣＣＤセルに蓄積されうる
電荷担体の統計によって決定されるような範囲まで減少
される。従って検出器の空間解像度は制限される。本発
明により、画素当りの電子の数が従って係数２で増加さ
れるようＸ線画像を形成するべく（少なくとも）２つの
画像が加算されることで画像品質は改良される。その結
果、ＣＣＤセルに蓄積されうる電荷キャリアの統計によ
り決定された信号対雑音比はこの係数の平方根（３ｄ
Ｂ）に応じて増加される。
【００１０】米国特許第４９０１３３６号から、Ｘ線画
像を得るよう画像期間中に発生した複数の単一画像を加
算することはそれ自体公知である。従って、かかるＸ線
画像の照射時間は単一画像期間（４０ｍｓ）の複数倍に
なる。従って、この公知の方法はゆっくり動く又は静止
している構造に対してだけ適している。この公知の方法
は高い動き、例えば冠状血管での造影剤の伝搬の記録に
対しては適していない。
像を得るよう画像期間中に発生した複数の単一画像を加
算することはそれ自体公知である。従って、かかるＸ線
画像の照射時間は単一画像期間（４０ｍｓ）の複数倍に
なる。従って、この公知の方法はゆっくり動く又は静止
している構造に対してだけ適している。この公知の方法
は高い動き、例えば冠状血管での造影剤の伝搬の記録に
対しては適していない。
【００１１】しかし、本発明によれば、２つ（他のタイ
プの場合には３つ）の画像がセンサーでバッファされう
るＣＣＤ画像センサーの特別な特性が使用される。ＣＣ
Ｄ画像センサーの通常動作中、画像期間の終りに、ＣＣ
Ｄ画像センサーの画像部で発生された画像は伝送パルス
によりマイクロ秒内で蓄積部に伝送される。それがそれ
から実質的に全次の画像期間中に読出され、その間に次
の画像がＣＣＤ画像センサーの画像部で発生される。
プの場合には３つ）の画像がセンサーでバッファされう
るＣＣＤ画像センサーの特別な特性が使用される。ＣＣ
Ｄ画像センサーの通常動作中、画像期間の終りに、ＣＣ
Ｄ画像センサーの画像部で発生された画像は伝送パルス
によりマイクロ秒内で蓄積部に伝送される。それがそれ
から実質的に全次の画像期間中に読出され、その間に次
の画像がＣＣＤ画像センサーの画像部で発生される。
【００１２】本発明により、第１の画像は画像期間（例
えば、４０ｍｓ）又は読出し期間の時間と比較して小さ
い時間間隔（例えば、数ｍｓ）内に構成される。この間
隔の終りのすぐ後に、この画像が蓄積部に伝送され、そ
のすぐ後に第１の時間間隔と同じ時間を有する第２の時
間間隔が続き、その間次の画像が画像部で構成される。
明らかに時間間隔中、Ｘ線照射は最大の電荷が診断にと
って重要である画像領域に達することなく出来る限り高
い電荷が個々のＣＣＤセルで生じるよう強くあるべきで
ある。
えば、４０ｍｓ）又は読出し期間の時間と比較して小さ
い時間間隔（例えば、数ｍｓ）内に構成される。この間
隔の終りのすぐ後に、この画像が蓄積部に伝送され、そ
のすぐ後に第１の時間間隔と同じ時間を有する第２の時
間間隔が続き、その間次の画像が画像部で構成される。
明らかに時間間隔中、Ｘ線照射は最大の電荷が診断にと
って重要である画像領域に達することなく出来る限り高
い電荷が個々のＣＣＤセルで生じるよう強くあるべきで
ある。
【００１３】従って、本発明によれば、２つのＸ線照射
は（読出期間と比較して）短かい期間内で行なわれ、該
照射は、２つの画像の加算の後、重要でない動きの非鮮
鋭度だけを示すＸ線画像を生じる。ＣＣＤ画像センサー
の通常動作に反して、第２の時間間隔又は第２のＸ線照
射の終りの後、第１の画像は更に画像メモリーから部分
的又は完全に読出される。第２の画像はこの読出動作の
終りの後だけ画像メモリーに伝送され、その後に画像メ
モリーから第２の画像の読出しを行なう。
は（読出期間と比較して）短かい期間内で行なわれ、該
照射は、２つの画像の加算の後、重要でない動きの非鮮
鋭度だけを示すＸ線画像を生じる。ＣＣＤ画像センサー
の通常動作に反して、第２の時間間隔又は第２のＸ線照
射の終りの後、第１の画像は更に画像メモリーから部分
的又は完全に読出される。第２の画像はこの読出動作の
終りの後だけ画像メモリーに伝送され、その後に画像メ
モリーから第２の画像の読出しを行なう。
【００１４】本発明を更に入念にする為、段階ａ）乃至
ｆ）をその期間の時間が読出し期間の２倍より大きくな
った後繰り返される。これは比較的低い画像周波数（例
えば毎秒６又はそれ以下の画像）だが高画像品質を有す
る一連のＸ線照射になる。速く動く対象の動作の種々の
位相は適切に再生されうる。２つの蓄積部分からなるＣ
ＣＤ画像センサーを含む本発明の更なる例において、第
１のＸ線照射の後、第１の画像は先ず第１の蓄積部分に
伝送され、第２のＸ線照射の後、第２の画像は第１の蓄
積部分に伝送され、そこで第３のＸ線照射が行なわれ、
３つのＸ線照射により発生された３つの画像が順次読出
され、互いに加算される。ＣＣＤ画像センサーで同時に
処理された３つの画像の加算の結果として、フレーム行
間伝送タイプのＣＣＤ画像センサーに適しているこの例
は更によい画像品質のＸ線照射を提供する。
ｆ）をその期間の時間が読出し期間の２倍より大きくな
った後繰り返される。これは比較的低い画像周波数（例
えば毎秒６又はそれ以下の画像）だが高画像品質を有す
る一連のＸ線照射になる。速く動く対象の動作の種々の
位相は適切に再生されうる。２つの蓄積部分からなるＣ
ＣＤ画像センサーを含む本発明の更なる例において、第
１のＸ線照射の後、第１の画像は先ず第１の蓄積部分に
伝送され、第２のＸ線照射の後、第２の画像は第１の蓄
積部分に伝送され、そこで第３のＸ線照射が行なわれ、
３つのＸ線照射により発生された３つの画像が順次読出
され、互いに加算される。ＣＣＤ画像センサーで同時に
処理された３つの画像の加算の結果として、フレーム行
間伝送タイプのＣＣＤ画像センサーに適しているこの例
は更によい画像品質のＸ線照射を提供する。
【００１５】本発明による方法を実行するＸ線装置は、
検査領域を照射するＸ線源と、検査領域の他の側に入射
するＸ線を可視画像に変換するＸ線画像変換器と、可視
画像を電気信号に変換する画像センサーからなる画像撮
像装置と、電気信号を蓄積する更なるメモリーと、Ｘ線
装置の部品を制御する制御ユニットとからなり、ＣＣＤ
画像センサーから読出された画像の更なるメモリーに蓄
積された画像への画素毎に加算する手段と、制御ユニッ
トは２つ又はそれ以上の短かいＸ線照射が互いに時間的
に短かい距離で実行されるよう部品を制御し、かく発生
された画像がＣＣＤ画像センサーの蓄積部分を順次貫通
し、画像が蓄積され、互いに加算された蓄積部分から順
次読出されることを特徴とする。
検査領域を照射するＸ線源と、検査領域の他の側に入射
するＸ線を可視画像に変換するＸ線画像変換器と、可視
画像を電気信号に変換する画像センサーからなる画像撮
像装置と、電気信号を蓄積する更なるメモリーと、Ｘ線
装置の部品を制御する制御ユニットとからなり、ＣＣＤ
画像センサーから読出された画像の更なるメモリーに蓄
積された画像への画素毎に加算する手段と、制御ユニッ
トは２つ又はそれ以上の短かいＸ線照射が互いに時間的
に短かい距離で実行されるよう部品を制御し、かく発生
された画像がＣＣＤ画像センサーの蓄積部分を順次貫通
し、画像が蓄積され、互いに加算された蓄積部分から順
次読出されることを特徴とする。
【００１６】
【実施例】本発明を以下図面を参照して詳細に説明す
る。図１に示されたＸ線検査装置はＸ線源１及びＸ線源
により求められる電圧及び電流を供給するＸ線発生器２
からなる。Ｘ線源により放出された放射線は対象３、例
えばその冠状血管に、前に注入された造影剤が伝搬する
患者が位置する検査領域を照射する。Ｘ線画像変換器４
は発生されたＸ線画像を可視画像に変換する。Ｘ線画像
変換器に対してその入射スクリーン上のＸ線画像をその
出力スクリーン上の可視しうる縮小された画像に変換す
る高空間解像度のＸ線画像増強管が望ましくは使用され
る。この画像は光学装置５を介して例えば１０００×１
０００又は２０００×２０００画素用高解像度ＣＣＤ画
像センサーからなるテレビジョンカメラ６に印加され
る。テレビジョンカメラ６はその入射スクリーン上に映
像された可視画像を光学装置５を介してそれ自体アナロ
グディジタル変換器８により一連のディジタルデータワ
ードに変換される電気信号に変換する。
る。図１に示されたＸ線検査装置はＸ線源１及びＸ線源
により求められる電圧及び電流を供給するＸ線発生器２
からなる。Ｘ線源により放出された放射線は対象３、例
えばその冠状血管に、前に注入された造影剤が伝搬する
患者が位置する検査領域を照射する。Ｘ線画像変換器４
は発生されたＸ線画像を可視画像に変換する。Ｘ線画像
変換器に対してその入射スクリーン上のＸ線画像をその
出力スクリーン上の可視しうる縮小された画像に変換す
る高空間解像度のＸ線画像増強管が望ましくは使用され
る。この画像は光学装置５を介して例えば１０００×１
０００又は２０００×２０００画素用高解像度ＣＣＤ画
像センサーからなるテレビジョンカメラ６に印加され
る。テレビジョンカメラ６はその入射スクリーン上に映
像された可視画像を光学装置５を介してそれ自体アナロ
グディジタル変換器８により一連のディジタルデータワ
ードに変換される電気信号に変換する。
【００１７】アナログディジタル変換器８の出力は加算
回路９を介してＣＣＤ画像センサーの各画素に対する蓄
積位置からなるディジタルメモリー１０に接続され、該
位置の夫々での関連画素の照射に対応する値を蓄積する
ことが可能である。所望時、メモリー１０に蓄積された
画像及びテレビジョンカメラ６により供給された画像が
互いに画素的に加算され、メモリー１０に再び書き込ま
れうるよう、メモリーの出力は加算回路９の更なる入力
に接続される。適切な画像処理コンピュータの一部でよ
い加算回路は、信号路中に構成され配置され、又は動作
の異なるモードで個々の画素と関連した画像値がメモリ
ー１０に直接、即ち前の画像の画像値に加えることなし
に書き込まれるようプログラムされるべきである。ディ
ジタルメモリーの内容はモニターに、又は画像出力ユニ
ット（ハードコピーユニット）に印加されうる。更に、
ファイリング目的のため、それはバルクメモリー、例え
ば磁気ディスクメモリーユニットに書き込まれうる。こ
れらのユニットは図１には示されない。
回路９を介してＣＣＤ画像センサーの各画素に対する蓄
積位置からなるディジタルメモリー１０に接続され、該
位置の夫々での関連画素の照射に対応する値を蓄積する
ことが可能である。所望時、メモリー１０に蓄積された
画像及びテレビジョンカメラ６により供給された画像が
互いに画素的に加算され、メモリー１０に再び書き込ま
れうるよう、メモリーの出力は加算回路９の更なる入力
に接続される。適切な画像処理コンピュータの一部でよ
い加算回路は、信号路中に構成され配置され、又は動作
の異なるモードで個々の画素と関連した画像値がメモリ
ー１０に直接、即ち前の画像の画像値に加えることなし
に書き込まれるようプログラムされるべきである。ディ
ジタルメモリーの内容はモニターに、又は画像出力ユニ
ット（ハードコピーユニット）に印加されうる。更に、
ファイリング目的のため、それはバルクメモリー、例え
ば磁気ディスクメモリーユニットに書き込まれうる。こ
れらのユニットは図１には示されない。
【００１８】Ｘ線装置の個々の部品１乃至１０はそれ自
体操作者により制御されうる制御ユニット１１により破
線で示す如く制御される。制御ユニット１１は適切にプ
ログラムされた処理器からなり、種々の部品の動作に必
要とされる全ての制御回路を含む必要はない。例えば、
ＣＣＤ画像センサーの画像の画像伝送及び読出しを行な
うのに必要な制御信号及びパルス列を供給するパルスパ
ターン発生器はカメラ６に物理的に一体化されうる。従
って制御ユニット１１は特定の方法でこの発生器を制御
できればよい。
体操作者により制御されうる制御ユニット１１により破
線で示す如く制御される。制御ユニット１１は適切にプ
ログラムされた処理器からなり、種々の部品の動作に必
要とされる全ての制御回路を含む必要はない。例えば、
ＣＣＤ画像センサーの画像の画像伝送及び読出しを行な
うのに必要な制御信号及びパルス列を供給するパルスパ
ターン発生器はカメラ６に物理的に一体化されうる。従
って制御ユニット１１は特定の方法でこの発生器を制御
できればよい。
【００１９】図１に示されるＸ線検査装置は作られた螢
光透視及びなされた照射の動作に適している。螢光透視
モードにおいて、Ｘ線発生器２はＸ線源１が連続的にＸ
線を放射し、それが小さい線量率であるよう調製され
る。Ｘ線画像増強器４の出口に生じる螢光透視画像は電
気信号に変換されるようテレビジョンカメラ６により撮
像される。次にＣＣＤセンサーの画像部分は毎秒２５画
像の画像周波数に対応する、例えば４０ｍｓの時間を有
してよい画像期間中に照射される。この画像期間中、Ｃ
ＣＤ画像センサーの蓄積部分にある前の螢光透視画像は
読出され、アナログディジタル変換器に印加される。画
像期間の終りに、画像部分で発生した螢光透視画像は画
像部分が次の螢光透視画像に既にさらされている次の画
像期間中に読出されるよう伝送パルスにより蓄積部分に
伝送される。２５の完全な画像の代わりに、５０フレー
ムは又いわゆるインターレース方法により発生されう
る。次に画像期間又は読出し期間は完全画像の場合に単
にその半分になる。
光透視及びなされた照射の動作に適している。螢光透視
モードにおいて、Ｘ線発生器２はＸ線源１が連続的にＸ
線を放射し、それが小さい線量率であるよう調製され
る。Ｘ線画像増強器４の出口に生じる螢光透視画像は電
気信号に変換されるようテレビジョンカメラ６により撮
像される。次にＣＣＤセンサーの画像部分は毎秒２５画
像の画像周波数に対応する、例えば４０ｍｓの時間を有
してよい画像期間中に照射される。この画像期間中、Ｃ
ＣＤ画像センサーの蓄積部分にある前の螢光透視画像は
読出され、アナログディジタル変換器に印加される。画
像期間の終りに、画像部分で発生した螢光透視画像は画
像部分が次の螢光透視画像に既にさらされている次の画
像期間中に読出されるよう伝送パルスにより蓄積部分に
伝送される。２５の完全な画像の代わりに、５０フレー
ムは又いわゆるインターレース方法により発生されう
る。次に画像期間又は読出し期間は完全画像の場合に単
にその半分になる。
【００２０】テレビジョンカメラ６により供給された画
像信号はアナログディジタル変換器８によりディジタル
化され、画像期間の終りに、ディジタル画像メモリー１
０が先行する画像期間中ＣＣＤ画像センサー７の画像部
分に蓄積された螢光透視画像を蓄積するよう、直接即ち
追加なしに（図示されていない方法での）、画像メモリ
ー１０に書き込まれる。メモリー１０からの螢光透視画
像は適切な表示装置により連続的に表示される。図１に
示す装置の螢光透視モードは米国特許第４９０１３３６
号で公知のＸ線装置の通常モードに対応し；それは本発
明の一部を形成しない。
像信号はアナログディジタル変換器８によりディジタル
化され、画像期間の終りに、ディジタル画像メモリー１
０が先行する画像期間中ＣＣＤ画像センサー７の画像部
分に蓄積された螢光透視画像を蓄積するよう、直接即ち
追加なしに（図示されていない方法での）、画像メモリ
ー１０に書き込まれる。メモリー１０からの螢光透視画
像は適切な表示装置により連続的に表示される。図１に
示す装置の螢光透視モードは米国特許第４９０１３３６
号で公知のＸ線装置の通常モードに対応し；それは本発
明の一部を形成しない。
【００２１】螢光透視モードにおいて、線量率は各螢光
透視画像が低い線量でだけ発生するほど非常に低い。従
って、個々の螢光透視画像は大量の雑音を含む。この雑
音は観測者の目が比較的高い画像率に鑑みていくつかの
順次の螢光透視画像を統合するので、表示装置の画像の
観測中にわずかに緩和される。従って得られた画像品質
は観測者が患者３の冠状血管での造影剤の伝搬に追従す
るのに十分である。
透視画像が低い線量でだけ発生するほど非常に低い。従
って、個々の螢光透視画像は大量の雑音を含む。この雑
音は観測者の目が比較的高い画像率に鑑みていくつかの
順次の螢光透視画像を統合するので、表示装置の画像の
観測中にわずかに緩和される。従って得られた画像品質
は観測者が患者３の冠状血管での造影剤の伝搬に追従す
るのに十分である。
【００２２】造影剤が診断に重要である領域に達した
時、操作者は照射モードに切換える。照射モードにおい
て、高品質及び低動作不鮮鋭度のＸ線画像は低画像周波
数（毎秒当り６照射又はそれ以下）で発生し、該Ｘ線画
像は診断に対して重要である領域での造影剤の伝搬の種
々の位相を表わす。照射モードを図２及び図３を参照し
て以下に詳細に説明する。図２はインターライン（行
間）伝送タイプのＣＣＤ画像センサーを概略的に示す。
この画像センサー、図４及び図５に示す画像センサーは
エム クリス他による出版物、Ｐｒｏｃ．ＳＰＩＥ（写
真−光学計測技術者協会）１０８２、１９８９、１５７
頁以下「電子静止画像装置用の重要な技術」から公知で
ある。画像部分は複数の垂直列７１からなり、その各々
は複数のＣＣＤ画像センサーからなる。蓄積部分は同じ
数の列７２からなり、各列は列７１と同じ数のＣＣＤセ
ルからなる。しかし、これらのＣＣＤセルは入射光に対
して遮蔽される。列７２は図示の如く交番状に列７１近
くに配置されるか、又はそれらが光に照らされないよう
列７１の下に毎回配置されうる。画像部７１から蓄積部
７２への画像の伝送は全てのＣＣＤセルの電荷担体が蓄
積部分の関連した列７２の対応するセルに同時に伝送さ
れることで行なわれる。この伝送は数マイクロ秒内にな
されうる。
時、操作者は照射モードに切換える。照射モードにおい
て、高品質及び低動作不鮮鋭度のＸ線画像は低画像周波
数（毎秒当り６照射又はそれ以下）で発生し、該Ｘ線画
像は診断に対して重要である領域での造影剤の伝搬の種
々の位相を表わす。照射モードを図２及び図３を参照し
て以下に詳細に説明する。図２はインターライン（行
間）伝送タイプのＣＣＤ画像センサーを概略的に示す。
この画像センサー、図４及び図５に示す画像センサーは
エム クリス他による出版物、Ｐｒｏｃ．ＳＰＩＥ（写
真−光学計測技術者協会）１０８２、１９８９、１５７
頁以下「電子静止画像装置用の重要な技術」から公知で
ある。画像部分は複数の垂直列７１からなり、その各々
は複数のＣＣＤ画像センサーからなる。蓄積部分は同じ
数の列７２からなり、各列は列７１と同じ数のＣＣＤセ
ルからなる。しかし、これらのＣＣＤセルは入射光に対
して遮蔽される。列７２は図示の如く交番状に列７１近
くに配置されるか、又はそれらが光に照らされないよう
列７１の下に毎回配置されうる。画像部７１から蓄積部
７２への画像の伝送は全てのＣＣＤセルの電荷担体が蓄
積部分の関連した列７２の対応するセルに同時に伝送さ
れることで行なわれる。この伝送は数マイクロ秒内にな
されうる。
【００２３】読出中、一列のＣＣＤセルはシフトレジス
タとして動作し、ＣＣＤセルに蓄積された電荷パケット
は順次隣るＣＣＤセルに移動する。従って列から段階状
にシフトされた電荷パケットは列があるのと同様に多く
のレジスタ又はＣＣＤセルからなる水平シフトレジスタ
７３に蓄積される。レジスタ７３の電荷キャリアはセル
からセルへレジスタ７２より実質的に高い速度でシフト
され、これによりレジスタ７３は次の電荷パケットがレ
ジスタ７２から取り出される前に完全に読出される。電
荷キャリアの伝送中及び読出し中の上記シフティングを
図２に矢印で示す。
タとして動作し、ＣＣＤセルに蓄積された電荷パケット
は順次隣るＣＣＤセルに移動する。従って列から段階状
にシフトされた電荷パケットは列があるのと同様に多く
のレジスタ又はＣＣＤセルからなる水平シフトレジスタ
７３に蓄積される。レジスタ７３の電荷キャリアはセル
からセルへレジスタ７２より実質的に高い速度でシフト
され、これによりレジスタ７３は次の電荷パケットがレ
ジスタ７２から取り出される前に完全に読出される。電
荷キャリアの伝送中及び読出し中の上記シフティングを
図２に矢印で示す。
【００２４】図３はＸ線画像の時間の構成及び伝送及び
読出し動作の時間的位置を示す。Ｘ線の強度Ｉx を縦座
標として示す。時点ｔonで、間隔Ｔ1 内で１つの画像期
間又は読出動作用に必要とされた時間Ｔr より実質的に
短かく、例えば５ｍｓになる程高い強度Ｉx でＸ線がス
イッチオンされ、多数の電荷キャリアは螢光透視モード
で現われる番号より実質的に大きい画像部分７１のＣＣ
Ｄセルに現われる。次に間隔Ｔ1 内の光強度は、出来る
限り多くの電荷キャリアがＣＣＤセルに蓄積されるが、
過駆動が診断に重要である画像部分で生じ又は関連した
セルにおいて蓄積されうる電荷キャリアの最大数になる
ほど多くないように適合される。
読出し動作の時間的位置を示す。Ｘ線の強度Ｉx を縦座
標として示す。時点ｔonで、間隔Ｔ1 内で１つの画像期
間又は読出動作用に必要とされた時間Ｔr より実質的に
短かく、例えば５ｍｓになる程高い強度Ｉx でＸ線がス
イッチオンされ、多数の電荷キャリアは螢光透視モード
で現われる番号より実質的に大きい画像部分７１のＣＣ
Ｄセルに現われる。次に間隔Ｔ1 内の光強度は、出来る
限り多くの電荷キャリアがＣＣＤセルに蓄積されるが、
過駆動が診断に重要である画像部分で生じ又は関連した
セルにおいて蓄積されうる電荷キャリアの最大数になる
ほど多くないように適合される。
【００２５】間隔Ｔ1 の終りで、即ち時点ｔtr1 で伝送
パルスは画像部分から蓄積部分に発生した第１の画像を
伝送する。同時にＴ1 にすぐ続き、望ましくはＴ1 と同
じ長さである第２の間隔Ｔ2 中、第２の画像の発生が開
始し、Ｘ線源は同じ強度でスイッチオンのままである。
第２の間隔Ｔ2 の終りに、即ち時点ｔoff で、Ｘ線源は
スイッチオフされる。
パルスは画像部分から蓄積部分に発生した第１の画像を
伝送する。同時にＴ1 にすぐ続き、望ましくはＴ1 と同
じ長さである第２の間隔Ｔ2 中、第２の画像の発生が開
始し、Ｘ線源は同じ強度でスイッチオンのままである。
第２の間隔Ｔ2 の終りに、即ち時点ｔoff で、Ｘ線源は
スイッチオフされる。
【００２６】第１の画像は時点ｔoff にすぐ続く間隔Ｔ
r 中蓄積部から読出される。しかし、第２の画像の書込
み中、既に第１の画像の読出しを開始することは可能で
あるが、時点ｔonから通常画像期間（４０ｍｓ）が経過
した後でも又選択的に可能である。いずれにせよ、第１
の画像の読出し動作は第２の画像が発生される間、間隔
Ｔ2 の終了より実質的に後で終了する。
r 中蓄積部から読出される。しかし、第２の画像の書込
み中、既に第１の画像の読出しを開始することは可能で
あるが、時点ｔonから通常画像期間（４０ｍｓ）が経過
した後でも又選択的に可能である。いずれにせよ、第１
の画像の読出し動作は第２の画像が発生される間、間隔
Ｔ2 の終了より実質的に後で終了する。
【００２７】従って第２の画像を画像部分から蓄積部分
へ伝送する伝送パルスは通例であるよう第２の画像の蓄
積の終りに既に発生されなくてよいが、第１の画像用読
出し動作の終了後だけ発生される。この時点は図３に参
照符号ｔtr2 で示される。次に第２の画像の読出しは間
隔Ｔr 中に行なわれる。第１の画像用読出し動作の開始
前に、メモリー１０の内容は消去される。従って、読出
動作後の第１の画像、アナログディジタル変換器８での
ディジタル化及び加算器９のトラバーシングは変形なし
に蓄積される。しかし、第２の画像が読出される時、第
２の画像は加算器９で第１の画像に画素状に加算され、
従って発生された加算画像はメモリー１０に書き込まれ
る。従ってメモリー１０に形成された加算画像はＸ線画
像を表わす。加算により、達成可能な信号対雑音比は単
一画像により達成されうる信号対雑音比より３ｄＢまで
高くしてよい。Ｘ線画像は比較的短かい時間（Ｔ1 ＋Ｔ
2 ）中に形成されるので、比較的わずかな動的アーティ
ファクトを含む。
へ伝送する伝送パルスは通例であるよう第２の画像の蓄
積の終りに既に発生されなくてよいが、第１の画像用読
出し動作の終了後だけ発生される。この時点は図３に参
照符号ｔtr2 で示される。次に第２の画像の読出しは間
隔Ｔr 中に行なわれる。第１の画像用読出し動作の開始
前に、メモリー１０の内容は消去される。従って、読出
動作後の第１の画像、アナログディジタル変換器８での
ディジタル化及び加算器９のトラバーシングは変形なし
に蓄積される。しかし、第２の画像が読出される時、第
２の画像は加算器９で第１の画像に画素状に加算され、
従って発生された加算画像はメモリー１０に書き込まれ
る。従ってメモリー１０に形成された加算画像はＸ線画
像を表わす。加算により、達成可能な信号対雑音比は単
一画像により達成されうる信号対雑音比より３ｄＢまで
高くしてよい。Ｘ線画像は比較的短かい時間（Ｔ1 ＋Ｔ
2 ）中に形成されるので、比較的わずかな動的アーティ
ファクトを含む。
【００２８】１５０ｍｓ又はそれ以上の期間の後、新Ｘ
線照射が更なるＸ線画像を形成する為行なわれうる。メ
モリー１０のワード幅はアナログディジタル変換器８よ
り少なくとも１二進位置大きくなければならない。例え
ば、アナログディジタル変換器が８ビットのワード幅を
有するデータワードを発生する時、メモリー１０の各メ
モリー位置は少なくとも９ビットの幅を有するデータワ
ードを蓄積することができるべきである。従って、１６
ビットワード幅を有するメモリーが使用される。
線照射が更なるＸ線画像を形成する為行なわれうる。メ
モリー１０のワード幅はアナログディジタル変換器８よ
り少なくとも１二進位置大きくなければならない。例え
ば、アナログディジタル変換器が８ビットのワード幅を
有するデータワードを発生する時、メモリー１０の各メ
モリー位置は少なくとも９ビットの幅を有するデータワ
ードを蓄積することができるべきである。従って、１６
ビットワード幅を有するメモリーが使用される。
【００２９】図４はフレーム伝送タイプのＣＣＤ画像セ
ンサーを示す。かかる画像センサーは空間的にコヒーレ
ントな蓄積部分７４及び空間的にコヒーレントな画像部
分７５からなり、各部分は同じ数の列及び行のＣＣＤ素
子からなる。画像が画像部分７５から蓄積部分７４まで
伝送される時、電荷パケットは画像部分の個々のＣＣＤ
セルから蓄積部分にシフトされ、各電荷パケットは画像
部分又は蓄積部分の列であるセルと同じだけ多くのＣＣ
Ｄセルをトラバースする。従って、このタイプのＣＣＤ
画像センサーにおいて、画像の伝送は図２に示されるタ
イプよりより多くの時間（例えば０．５ｍｓ）がかか
る。水平シフトレジスタ７３（２つ又は３つのかかるレ
ジスタが存在してもよい）による読出しは図２を参照し
て説明したのと同じ方法で行なわれる。
ンサーを示す。かかる画像センサーは空間的にコヒーレ
ントな蓄積部分７４及び空間的にコヒーレントな画像部
分７５からなり、各部分は同じ数の列及び行のＣＣＤ素
子からなる。画像が画像部分７５から蓄積部分７４まで
伝送される時、電荷パケットは画像部分の個々のＣＣＤ
セルから蓄積部分にシフトされ、各電荷パケットは画像
部分又は蓄積部分の列であるセルと同じだけ多くのＣＣ
Ｄセルをトラバースする。従って、このタイプのＣＣＤ
画像センサーにおいて、画像の伝送は図２に示されるタ
イプよりより多くの時間（例えば０．５ｍｓ）がかか
る。水平シフトレジスタ７３（２つ又は３つのかかるレ
ジスタが存在してもよい）による読出しは図２を参照し
て説明したのと同じ方法で行なわれる。
【００３０】かかるＣＣＤ画像センサーにより発生され
たＸ線画像の時間的形成は原理的に図３に示すのと同じ
でありうる。しかし、不鮮明又はブレ効果がより長い伝
送時間により生じるならば、間隔Ｔ1 の終りにＸ線をス
イッチオフし、伝送時間の大きさのオーダの期間の後Ｘ
線を再びスイッチオンすることが必要である。一方で、
これは発生器２の動作をより複雑にし、他方でＸ線画像
用全体照射時間（間隔Ｔ1 の始めから間隔Ｔ2 の終りま
で）が延長される。従って図２に示す画像センサーのタ
イプが望ましい。
たＸ線画像の時間的形成は原理的に図３に示すのと同じ
でありうる。しかし、不鮮明又はブレ効果がより長い伝
送時間により生じるならば、間隔Ｔ1 の終りにＸ線をス
イッチオフし、伝送時間の大きさのオーダの期間の後Ｘ
線を再びスイッチオンすることが必要である。一方で、
これは発生器２の動作をより複雑にし、他方でＸ線画像
用全体照射時間（間隔Ｔ1 の始めから間隔Ｔ2 の終りま
で）が延長される。従って図２に示す画像センサーのタ
イプが望ましい。
【００３１】図５はフレームインターライン伝送タイプ
のＣＣＤ画像センサーを示す。その名称で既に示す如
く、このセンサーは図２及び図４に示すタイプの組合せ
であり；多数の列７１からなる画像部に加えて、このタ
イプは入射光に対し遮蔽された対応する数の列からなる
第１の蓄積部分７２、及び第２の空間的にコヒーレント
な蓄積部分７４からなる。画像は画像部分７１から第１
の蓄積部分７２へ非常に速く伝送され、後の段階で、そ
れは第２の蓄積部７４へ（わずかに遅く）伝送され、そ
れから水平レジスタ７３により読出されうる。従ってこ
のタイプは、３つの画像が同時に処理されうるよう、２
つの蓄積部分からなる。図６はかかる画像センサーによ
るＸ線画像の時間的形成を示す。
のＣＣＤ画像センサーを示す。その名称で既に示す如
く、このセンサーは図２及び図４に示すタイプの組合せ
であり；多数の列７１からなる画像部に加えて、このタ
イプは入射光に対し遮蔽された対応する数の列からなる
第１の蓄積部分７２、及び第２の空間的にコヒーレント
な蓄積部分７４からなる。画像は画像部分７１から第１
の蓄積部分７２へ非常に速く伝送され、後の段階で、そ
れは第２の蓄積部７４へ（わずかに遅く）伝送され、そ
れから水平レジスタ７３により読出されうる。従ってこ
のタイプは、３つの画像が同時に処理されうるよう、２
つの蓄積部分からなる。図６はかかる画像センサーによ
るＸ線画像の時間的形成を示す。
【００３２】時点ｔonでのＸ線のスイッチオンの後、第
１の画像は画像部分で形成される。この画像は例えば５
ｍｓの時間間隔の終了後、時点ｔtr1 で第１の蓄積部７
２に伝送される。同時に、第２の画像の組成が開始され
る。均等に長い間隔（５ｍｓ）中の第２の画像の組成の
後、第１の蓄積部分にそれは伝送される。しかし、その
前、第１の画像を第１の蓄積部分７２から第２の蓄積部
分へ伝送することが必要である。これは第１の蓄積部分
７２へのその伝送のすぐ後に行なわれうるが、或いは時
点ｔtr2 のく前に簡単に行われてもよい。
１の画像は画像部分で形成される。この画像は例えば５
ｍｓの時間間隔の終了後、時点ｔtr1 で第１の蓄積部７
２に伝送される。同時に、第２の画像の組成が開始され
る。均等に長い間隔（５ｍｓ）中の第２の画像の組成の
後、第１の蓄積部分にそれは伝送される。しかし、その
前、第１の画像を第１の蓄積部分７２から第２の蓄積部
分へ伝送することが必要である。これは第１の蓄積部分
７２へのその伝送のすぐ後に行なわれうるが、或いは時
点ｔtr2 のく前に簡単に行われてもよい。
【００３３】第２の画像の第１の蓄積部分への伝送と同
時に、第３の画像の組成は画像部分で開始され、該第３
の画像は（時点ｔoff での）先行する間隔と同じ長さの
第３の間隔の後に完了される。次に（しかし、原理的に
時点ｔtr1 の後に既に）、第２の蓄積部分７４からの第
１の画像の読出しは開始されてよい。この第１の画像は
後の内容の消去の後メモリー１０に書き込まれる。第１
の画像用読出し動作に続いて、時点ｔtr3 で第２の画像
は第１の蓄積部分７２から第２の蓄積部分７４へ伝送さ
れ、その後読出され、ディジタル化され、メモリー１０
に蓄積された第１の画像に画素的に加算される。第２の
画像用読出し動作の後、時点ｔtr4 で、第３の画像は第
１の蓄積部分７１を介して第２の蓄積部分７４に伝送さ
れる。次に第３の画像が読出され、メモリー１０に蓄積
され、第１の２つの画像からなる加算画像に画素的に加
算される。
時に、第３の画像の組成は画像部分で開始され、該第３
の画像は（時点ｔoff での）先行する間隔と同じ長さの
第３の間隔の後に完了される。次に（しかし、原理的に
時点ｔtr1 の後に既に）、第２の蓄積部分７４からの第
１の画像の読出しは開始されてよい。この第１の画像は
後の内容の消去の後メモリー１０に書き込まれる。第１
の画像用読出し動作に続いて、時点ｔtr3 で第２の画像
は第１の蓄積部分７２から第２の蓄積部分７４へ伝送さ
れ、その後読出され、ディジタル化され、メモリー１０
に蓄積された第１の画像に画素的に加算される。第２の
画像用読出し動作の後、時点ｔtr4 で、第３の画像は第
１の蓄積部分７１を介して第２の蓄積部分７４に伝送さ
れる。次に第３の画像が読出され、メモリー１０に蓄積
され、第１の２つの画像からなる加算画像に画素的に加
算される。
【００３４】３つの画像の加算により形成された新しい
加算画像はＸ線画像を表わす。高空間周波数（及びＸ線
画像を構成する３つの画像用高Ｘ線量）の場合、このＸ
線画像は単に単一画像からなるＸ線画像と比較して４．
７ｄＢまで改善された信号対雑音比を有する。従って画
像品質は更に高められ、（単に１つの蓄積部分からなる
ＣＣＤ画像センサーの使用と比較して）５０％より長く
増大される全体照射時間を犠牲にしてなされる。更に、
図３を参照して説明した方法により時間のより長い距離
が２つのＸ線照射間に存在すべきであるが；しかしこの
減少した画像周波数はほとんどの医学適用を満足する。
加算画像はＸ線画像を表わす。高空間周波数（及びＸ線
画像を構成する３つの画像用高Ｘ線量）の場合、このＸ
線画像は単に単一画像からなるＸ線画像と比較して４．
７ｄＢまで改善された信号対雑音比を有する。従って画
像品質は更に高められ、（単に１つの蓄積部分からなる
ＣＣＤ画像センサーの使用と比較して）５０％より長く
増大される全体照射時間を犠牲にしてなされる。更に、
図３を参照して説明した方法により時間のより長い距離
が２つのＸ線照射間に存在すべきであるが；しかしこの
減少した画像周波数はほとんどの医学適用を満足する。
【図１】検査装置のブロック系統図である。
【図２】第１のタイプのＣＣＤ画像センサーの図であ
る。
る。
【図３】本発明による方法を用いるかかるＣＣＤ画像セ
ンサーでのＸ線照射の時間及び電荷キャリア伝送を説明
する図である。
ンサーでのＸ線照射の時間及び電荷キャリア伝送を説明
する図である。
【図４】第２のタイプＣＣＤ画像センサーを示す図であ
る。
る。
【図５】第３のタイプのＣＣＤ画像センサーを示す図で
ある。
ある。
【図６】図５に示すようなＣＣＤ画像センサーの一連の
Ｘ線照射及び電荷キャリア変位を示す図である。
Ｘ線照射及び電荷キャリア変位を示す図である。
１ Ｘ線源 ２ Ｘ線発生器 ３ 対象 ４ Ｘ線画像変換器 ５ 光学装置 ６ テレビジョンカメラ ７ ＣＣＤ画像センサー ８ アナログディジタル変換器 ９ 加算回路 １０ ディジタルメモリー １１ 制御ユニット ７１，７５ 画像部 ７２，７４ 蓄積部分 ７３ レジスタ
Claims (5)
- 【請求項１】 ａ）ＣＣＤ画像センサーの蓄積部分に蓄
積された画像の読出し期間（Ｔr ）より短かい第１の時
間間隔（Ｔ1 ）中に第１のＸ線照射を行ない、 ｂ）第１の時間間隔（Ｔ1 ）の終了後、第１のＸ線照射
中ＣＣＤ画像センサー（７）の画像部分（７１；７５）
で発生した第１の画像をその蓄積部分（７２；７４）へ
伝送し、 ｃ）読出し期間（Ｔr ）と比較して短かい第２の時間間
隔（Ｔ2 ）中第１のＸ線照射のすぐ後又は時間的に短か
い距離で第２のＸ線照射を行ない、 ｄ）第１の画像を蓄積部分（７２；７４）から読出し、
画像を更なるメモリー（１０）に書込み、 ｅ）第１の画像の読出の後第２の画像を蓄積部分（７
２；７４）に伝送し、 ｆ）第２の画像を読出し、それをＸ線画像を発生するよ
う更なるメモリー（１０）に蓄積された第１の画像を加
算する各段階からなることを特徴とするＸ線画像変換器
及びＣＣＤ画像センサーによりＸ線画像を発生する方
法。 - 【請求項２】 段階ａ）乃至ｆ）はその期間が読出し期
間の２倍より大きい期間の後に繰り返されることを特徴
とする請求項１記載の方法。 - 【請求項３】 第１のＸ線照射の後、第１の画像は先ず
第１の蓄積部分に伝送され、第２のＸ線照射の後、第２
の画像は第１の蓄積部分に伝送され、そこで第３のＸ線
照射が行なわれ、３つのＸ線照射により発生された３つ
の画像が順次読出され、互いに加算されることを特徴と
する２つの蓄積部からなるＣＣＤ画像センサーに対する
請求項１乃至２のうちいずれか一項記載の方法。 - 【請求項４】 Ｘ線照射は互いに中断なしに続くことを
特徴とする請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の方
法。 - 【請求項５】 検査領域を照射するＸ線源（１）と、検
査領域の他の側に入射するＸ線を可視画像に変換するＸ
線画像変換器（４）と、可視画像を電気信号に変換する
ＣＣＤ画像センサー（７）からなる画像撮像装置（６）
と、電気信号を蓄積する更なるメモリー（１０）と、Ｘ
線装置の部品（１…１０）を制御する制御ユニット（１
１）とからなり、ＣＣＤ画像センサー（７）から読出さ
れた画像の更なるメモリー（１０）に蓄積された画像へ
の画素毎に加算する手段と、制御ユニットは２つ又はそ
れ以上の短かいＸ線照射が互いに時間的に短かい距離で
実行されるよう部品を制御し、かく発生された画像がＣ
ＣＤ画像センサー（７）の蓄積部分（７２，７４）を順
次貫通し、画像が蓄積され、互いに加算された最終蓄積
部分から順次読出されることを特徴とする請求項１記載
の方法を実施するＸ線装置。
Applications Claiming Priority (2)
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|---|---|---|---|
| DE4205522A DE4205522A1 (de) | 1992-02-24 | 1992-02-24 | Verfahren zum erzeugen von roentgenaufnahmen und roentgengeraet zur durchfuehrung des verfahrens |
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| JP (1) | JPH067336A (ja) |
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Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS4840170A (ja) * | 1971-09-23 | 1973-06-13 | ||
| JPH08322826A (ja) * | 1995-05-31 | 1996-12-10 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Ｘ線撮像装置 |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE4002429A1 (de) * | 1990-01-27 | 1991-08-01 | Philips Patentverwaltung | Sensormatrix |
| DE4330787A1 (de) * | 1993-09-10 | 1995-03-23 | Siemens Ag | Verfahren zum Betrieb eines Röntgenbelichtungsautomaten |
| DE4424905C1 (de) * | 1994-07-14 | 1996-01-18 | Siemens Ag | Röntgendiagnostikeinrichtung mit einem CCD-Bildwandler |
| FI97677C (fi) * | 1994-07-18 | 1997-01-27 | Instrumentarium Oy | Menetelmä ja laite panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen |
| DE4435105C2 (de) * | 1994-09-30 | 2003-07-24 | Siemens Ag | Röntgendiagnostikeinrichtung mit einem Festkörperbildwandler und Verfahren zu deren Betrieb |
| US5629968A (en) * | 1995-05-12 | 1997-05-13 | Eastman Kodak Company | Apparatus and method for obtaining two radiographic images of an object from one exposing radiation dose |
| US5742700A (en) * | 1995-08-10 | 1998-04-21 | Logicon, Inc. | Quantitative dental caries detection system and method |
| DE19626772A1 (de) * | 1996-07-03 | 1998-01-08 | Siemens Ag | Vorrichtung zur Messung von Strahlungsintensitäten |
| DE19628675C2 (de) * | 1996-07-16 | 1999-11-25 | Siemens Ag | Verfahren zur Erhöhung des Signal-Störwert-Abstandes eines mit einer Strahlung, insbesondere mit Röntgenstrahlung belegbaren Festkörper-Bildsensors und Röntgendiagnoseanlage zur Durchführung dieses Verfahrens |
| US5847499A (en) * | 1997-01-31 | 1998-12-08 | Sunnybrook Hospital | Apparatus for generating multiple X-ray images of an object from a single X-ray exposure |
| US6195450B1 (en) * | 1997-09-18 | 2001-02-27 | Siemens Corporate Research, Inc. | Methods and apparatus for controlling X-ray angiographic image acquisition |
| DE19847219C2 (de) * | 1998-10-13 | 2000-07-06 | Ziehm Gmbh | Röntgendiagnostikeinrichtung mit Bildverstärker und CCD-Kamera und einer Schaltung zur Regelung der Dosisleistung der Röntgenröhre und der Verstärkung des Videoverstärkers sowie einem Verfahren hierzu |
| US9310495B2 (en) | 2011-05-04 | 2016-04-12 | Oy Ajat Ltd. | Photon/energy identifying X-ray and gamma ray imaging device (“PID”) with a two dimensional array of pixels and system therefrom |
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| CN114442405B (zh) * | 2022-01-28 | 2023-11-10 | 中国科学院高能物理研究所 | Fxt聚焦相机整体结构 |
Family Cites Families (6)
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|---|---|---|---|---|
| US4245158A (en) * | 1979-03-26 | 1981-01-13 | American Science And Engineering, Inc. | Soft x-ray spectrometric imaging system |
| US4383327A (en) * | 1980-12-01 | 1983-05-10 | University Of Utah | Radiographic systems employing multi-linear arrays of electronic radiation detectors |
| US4736397A (en) * | 1985-12-16 | 1988-04-05 | Applied Intellegent Systems, Inc. | Radiation image inspection apparatus |
| NL8602617A (nl) * | 1986-10-17 | 1988-05-16 | Optische Ind De Oude Delft Nv | Beeldopneeminrichting. |
| JP2862172B2 (ja) * | 1987-12-18 | 1999-02-24 | 株式会社東芝 | Ｘ線撮影装置 |
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-
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- 1993-02-24 US US08/021,923 patent/US5315631A/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS4840170A (ja) * | 1971-09-23 | 1973-06-13 | ||
| JPH08322826A (ja) * | 1995-05-31 | 1996-12-10 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Ｘ線撮像装置 |
Also Published As
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| DE59308521D1 (de) | 1998-06-18 |
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