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

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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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ray
images
ccd
ray irradiation
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JP5030619A
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Walter Hillen
ヒルレン ヴァルター
Rudolph M Snoeren
マリーア スヌーレン ルードルフ
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Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Philips Gloeilampenfabrieken NV
Koninklijke Philips Electronics NV
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Publication date
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    • H04ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04NPICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
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    • H04N5/32Transforming X-rays
    • GPHYSICS
    • G01MEASURING; TESTING
    • G01TMEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2921Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras
    • G01T1/2928Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras using solid state detectors
    • HELECTRICITY
    • H04ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04NPICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/30Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from X-rays
    • HELECTRICITY
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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。

Description

【発明の詳細な説明】
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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
2 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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【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。
【図面の簡単な説明】
【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。
【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。
【図4】第2のタイプCCD画像センサーを示す図であ
る。
【図5】第3のタイプのCCD画像センサーを示す図で
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。
【符号の説明】
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)

    【特許請求の範囲】
  1. 【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。
  2. 【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。
  3. 【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。
  4. 【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。
  5. 【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。
JP5030619A 1992-02-24 1993-02-19 X線画像を発生する方法及びx線装置 Ceased JPH067336A (ja)

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EP0558117B1 (de) 1998-05-13
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