JPH11155848A - X-ray image photographing method and x-ray image photographing device - Google Patents
X-ray image photographing method and x-ray image photographing deviceInfo
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Landscapes
- Radiography Using Non-Light Waves (AREA)
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- Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明はＸ線画像撮影方法及
びＸ線画像撮影装置に係り、特に、信号対雑音比（以
下、ＳＮ比と略称する）が高く、被検体の動きによる解
像度劣化が少なく、かつ、ダイナミックレンジが広く、
階調特性の自然な（備考１）Ｘ線画像を得るＸ線画像撮
影方法及びＸ線画像撮影装置に関する。（備考１）自然
な階調特性とは、連続で、滑らかな単調増加関数又は単
調減少関数で表すことができる階調特性である。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an X-ray image capturing method and an X-ray image capturing apparatus, and more particularly, to a high signal-to-noise ratio (hereinafter, abbreviated as SN ratio) and deterioration of resolution due to movement of a subject. Small, with a wide dynamic range,
The present invention relates to an X-ray image capturing method and an X-ray image capturing apparatus for obtaining an X-ray image having a natural gradation characteristic (Note 1). (Note 1) The natural gradation characteristic is a gradation characteristic that can be represented by a continuous and smooth monotone increasing function or monotonous decreasing function.
【０００２】[0002]
【従来の技術】蓄積部分を有し、蓄積部分への画像伝送
が高速に行われるＣＣＤ画像センサを使用して、短い時
間間隔の複数の短時間のＸ線照射で発生する画像を加算
することにより、ＳＮ比が高く、かつ被検体の動きによ
る解像度劣化の少ない画像を得るためのＸ線画像を発生
する方法及びそのためのＸ線装置については、特開平６
−７３３６号公報（以下、公知例１と略称する）に開示
されている。2. Description of the Related Art Using a CCD image sensor having a storage portion and transmitting an image to the storage portion at high speed, adding images generated by a plurality of short-time X-ray irradiations at short time intervals. Accordingly, a method for generating an X-ray image for obtaining an image with a high SN ratio and little resolution degradation due to the movement of the subject and an X-ray apparatus therefor are disclosed in
No. 7336 (hereinafter abbreviated as Known Example 1).
【０００３】公知例１に開示されたＸ線画像を発生する
方法は、下記のステップにより構成されている。 ステップ１．ＣＣＤ画像センサの蓄積部分に蓄積された
画像の読み出し期間（Ｔｒ）より短い第１の時間間隔
（Ｔ１）中に第１のＸ線照射を行う。 ステップ２．第１の時間間隔（Ｔ１）の終了後、第１の
Ｘ線照射中ＣＣＤ画像センサの画像部分で発生した第１
の画像をその蓄積部分へ伝送する。 ステップ３．読み出し期間（Ｔｒ）と比較して短い第２
の時間間隔（Ｔ２）中第１のＸ線照射のすぐ後又は時間
的に短い距離で第２のＸ線照射を行う。 ステップ４．第１の画像を蓄積部分から読み出し、画像
を更なるメモリに書き込む。 ステップ５．第１の画像の読み出しの後第２の画像を蓄
積部分に伝送する。 ステップ６．第２の画像を読み出し、それをＸ線画像を
発生するよう更なるメモリに蓄積された第１の画像と加
算する。 ここで、更なるメモリは１枚の画像全体が蓄積できる画
像メモリであり、ステップ６の第２の画像の読み出しは
蓄積部分からの読み出しを意味する。[0003] The method for generating an X-ray image disclosed in the prior art 1 comprises the following steps. Step 1. The first X-ray irradiation is performed during a first time interval (T1) shorter than the readout period (Tr) of the image stored in the storage portion of the CCD image sensor. Step 2. After the end of the first time interval (T1), the first X-ray irradiating generates the first X-ray generated in the image portion of the CCD image sensor.
Is transmitted to the storage part. Step 3. The second period which is shorter than the readout period (Tr)
During the time interval (T2), the second X-ray irradiation is performed immediately after the first X-ray irradiation or at a shorter distance. Step 4. The first image is read from the storage portion and the image is written to a further memory. Step5. After reading out the first image, the second image is transmitted to the storage section. Step 6. The second image is read and added to the first image stored in a further memory to generate an X-ray image. Here, the further memory is an image memory capable of storing one entire image, and reading of the second image in step 6 means reading from the storage portion.
【０００４】また、公知例１に開示された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
画像を電気的な画素値信号に変換するＣＣＤ画像センサ
からなる画像撮影装置と，電気的な画素値信号を蓄積す
る更なるメモリと，Ｘ線装置の各部品を制御する制御ユ
ニットとからなり、ＣＣＤ画像センサから読み出された
画像を更なるメモリに蓄積された画像へ画素毎に加算す
る手段と、制御ユニットは２つ又はそれ以上の短いＸ線
照射が互いに時間的に短い距離で実行されるように部品
を制御し、かつ発生された画像がＣＣＤ画像センサの蓄
積部分を順次貫通し、画像が蓄積され、互いに加算され
た最終蓄積部分から順次読み出されることを特徴とし、
上記の公知例１開示のＸ線画像を発生する方法を実施す
るように構成されている。Further, the X-ray apparatus disclosed in the known example 1 is
An X-ray source that irradiates the inspection area, an X-ray image converter that converts X-rays incident on the other side of the inspection area into a visible image, and a CCD image sensor that converts the visible image into an electrical pixel value signal An image capturing device, an additional memory for storing electrical pixel value signals, and a control unit for controlling each component of the X-ray device, and storing an image read from the CCD image sensor in the additional memory. Means for adding pixel by pixel to the generated image, the control unit controlling the components such that two or more short X-ray exposures are performed at a short distance from each other, and wherein the generated image is a CCD image. The image sensor is sequentially penetrated through the storage portion of the image sensor, the image is stored, and sequentially read out from the final storage portion added to each other,
It is configured to carry out the method of generating an X-ray image disclosed in the above-mentioned known example 1.
【０００５】ここで、検査領域の他の側に入射するＸ線
は被検体を透過し被検体のＸ線画像を担うＸ線であり、
更なるメモリは１枚の画像全体が蓄積できる画像メモリ
である。Here, the X-rays incident on the other side of the examination area are X-rays that pass through the subject and carry an X-ray image of the subject.
A further memory is an image memory capable of storing an entire image.
【０００６】また、公知例１に開示されたＸ線画像を発
生する方法及びＸ線装置で使用されるＣＣＤ画像センサ
は、上記方法のステップ１〜３を実現するために、蓄積
部分を有し、蓄積部分への画像の伝送が高速に行われな
ければならないが、公知例１の図２記載のインターライ
ン伝送型ＣＣＤ画像センサ，同じく図４記載のフレーム
伝送型ＣＣＤ画像センサ，同じく図５記載のフレームイ
ンターライン伝送型ＣＣＤ画像センサはこれらの性質を
有するＣＣＤ画像センサである。Further, the CCD image sensor used in the method for generating an X-ray image and the X-ray apparatus disclosed in the first prior art has a storage part in order to realize steps 1 to 3 of the above method. The transmission of the image to the storage portion must be performed at a high speed, but the interline transmission type CCD image sensor shown in FIG. 2 of the known example 1, the frame transmission type CCD image sensor also shown in FIG. 4, and FIG. The frame interline transmission type CCD image sensor described above is a CCD image sensor having these properties.
【０００７】公知例１で開示されているような従来技術
では、複数のＸ線照射で発生する画像を加算することに
よって生成される画像の信号成分は、加算される各画像
の信号成分の和で与えられるのに対して、生成される画
像の雑音成分の実効値は、加算される各画像の雑音成分
の実効値の自乗和の平方根で与えられるので、生成され
る画像のＳＮ比は加算される各画像のＳＮ比よりも高く
なる。また、加算される画像を発生する各Ｘ線照射がそ
れぞれ短時間であり、かつ各Ｘ線照射の間の時間間隔も
短いので、被検体の動きによる解像度劣化の少ない画像
を得ることができる。In the prior art disclosed in the prior art 1, a signal component of an image generated by adding images generated by a plurality of X-ray irradiations is a sum of signal components of the added images. The effective value of the noise component of the generated image is given by the square root of the sum of squares of the effective value of the noise component of each image to be added. Higher than the S / N ratio of each image to be processed. In addition, since each X-ray irradiation for generating an image to be added is short in time and the time interval between each X-ray irradiation is short, an image with less degradation in resolution due to the movement of the subject can be obtained.
【０００８】加算されるＸ線照射の数は、公知例１に記
載されている如く、ＣＣＤ画像センサの構造によって決
まる。インターライン伝送型ＣＣＤ画像センサ，フレー
ム伝送型ＣＣＤ画像センサの場合は、蓄積部分が１つな
ので、２つのＸ線照射が加算される。フレームインター
ライン伝送型ＣＣＤ画像センサの場合は、蓄積部分が２
つなので、３つのＸ線照射が加算されるが、その場合の
方法及び装置の動作は２つの加算の場合を単に３つの加
算に延長したにすぎず、また２つの加算の場合の方法及
び装置の動作を含んでいる。The number of X-ray irradiations to be added is determined by the structure of the CCD image sensor as described in the prior art. In the case of the interline transmission type CCD image sensor and the frame transmission type CCD image sensor, since there is only one storage portion, two X-ray irradiations are added. In the case of a frame interline transmission type CCD image sensor, the storage portion is 2
Therefore, three X-ray irradiations are added, and the operation of the method and apparatus in that case merely extends the case of two additions to three additions, and the method and apparatus of the two additions Operation.
【０００９】ＣＣＤ画像センサでは、入力光量を増加す
ると、それにほぼ比例して出力信号レベルが増加して行
くが、一般にある一定の入力光量値を越えると出力信号
レベルが飽和する。以下では、出力信号レベルが飽和す
る点を飽和点と呼び、またその飽和点における出力信号
レベルを飽和値と呼ぶ。この飽和点は物理的にはＣＣＤ
画像センサの受光画素に蓄積できる信号電子の容量で決
定されるが、通常はＣＣＤ画像センサの出力信号をアナ
グロ・デジタル変換するアナグロ・デジタル変換器（以
下、ＡＤ変換器と呼ぶ）の稼働上限がＣＣＤ画像センサ
で決まる飽和点よりも若干低く設定されるので、実質的
にはＡＤ変換器の稼働上限で決定されることが多い。ま
た、ＣＣＤ画像センサに飽和点以上の光量を入射して駆
動することを過駆動と呼び、一般にＣＣＤ画像センサの
入力光量は高いＳＮ比を得るために過駆動が起きない範
囲で、できるだけ大きくとられる。公知例１記載のよう
な従来技術では、加算される各Ｘ線照射において、ＣＣ
Ｄ画像センサの入力光量が過駆動の起きない範囲で同等
に大きくなるように、各Ｘ線照射の照射量は同一値にと
られる。この場合、２画像加算により、信号成分が２倍
になるのに対して、雑音実効値は２の平方根倍されるこ
とになるので、ＳＮ比は公知例１で述べられているよう
に２の平方根倍（３ｄＢ）向上する。In a CCD image sensor, as the input light quantity increases, the output signal level increases almost in proportion thereto. However, the output signal level generally saturates when the input light quantity exceeds a certain fixed value. Hereinafter, the point at which the output signal level is saturated is referred to as a saturation point, and the output signal level at the saturation point is referred to as a saturation value. This saturation point is physically a CCD
It is determined by the capacity of signal electrons that can be stored in the light receiving pixels of the image sensor. Usually, the upper limit of the operation of an analog-to-digital converter (hereinafter, referred to as an AD converter) that converts the output signal of the CCD image sensor to analog-to-digital is set. Since it is set slightly lower than the saturation point determined by the CCD image sensor, it is often determined substantially by the operating upper limit of the AD converter. Driving the CCD image sensor by inputting a light amount higher than the saturation point is called overdriving. Generally, the input light amount of the CCD image sensor should be as large as possible within a range where overdriving does not occur in order to obtain a high SN ratio. Can be In the prior art as described in the known example 1, in each of the added X-ray irradiations,
The irradiation amount of each X-ray irradiation is set to the same value so that the input light amount of the D image sensor becomes equally large in a range where overdrive does not occur. In this case, the signal component is doubled by the addition of two images, whereas the effective noise value is multiplied by the square root of 2. Therefore, the SN ratio is 2 times as described in the known example 1. It is improved by a square root factor (3 dB).
【００１０】[0010]
【発明が解決しようとする課題】一般にセンサが検出で
きる信号の大きさの範囲や有効な情報を担った信号の大
きさの範囲をダイナミックレンジと呼ぶ。Ｘ線画像撮影
装置の場合、Ｘ線画像変換器に入力するＸ線の線量は、
情報源であるＸ線を透過する被検体の厚さの変動の指数
関数にほぼ比例するため広いダイナミックレンジを持っ
ている。Ｘ線画像変換器に用いられるＸ線イメージ増倍
管（以下、Ｉ．Ｉ．と呼ぶ）のような装置は、広いダイ
ナミックレンジでほぼ比例関係の入出力特性を示す。従
って、変換された可視画像を受けるＣＣＤ画像センサの
ような画像センサも広いダイナミックレンジを持つこと
を要求される。Generally, the range of the magnitude of a signal that can be detected by a sensor and the range of the magnitude of a signal carrying effective information are called a dynamic range. In the case of an X-ray imaging apparatus, the X-ray dose input to the X-ray image converter is:
It has a wide dynamic range because it is almost proportional to the exponential function of the variation of the thickness of the subject that transmits X-rays as an information source. An apparatus such as an X-ray image intensifier (hereinafter, referred to as II) used in an X-ray image converter exhibits almost proportional input / output characteristics over a wide dynamic range. Therefore, an image sensor such as a CCD image sensor that receives the converted visible image is also required to have a wide dynamic range.
【００１１】ここで、センサのダイナミックレンジとし
ては、入力変動を検出できる最大の入力レベルと雑音実
効値で測られる出力信号のＳＮ比が１となる入力レベル
の比で定義し、ｄＢ単位で表記する。Here, the dynamic range of the sensor is defined as the ratio between the maximum input level at which input fluctuation can be detected and the input level at which the SN ratio of the output signal measured by the effective noise value is 1, and is expressed in dB. I do.
【００１２】公知例１記載の従来技術は、ＣＣＤ画像セ
ンサのＳＮ比を実質的に向上させると共にダイナミック
レンジの拡大効果もある。しかし、従来技術によるダイ
ナミックレンジの拡大効果はＳＮ比の向上効果と同様に
加算されるＸ線照射の数により決定され、それを上回る
ことはできない。そして、加算できるＸ線照射の数はＣ
ＣＤ画像センサの種類で定まっている。The prior art described in the prior art 1 substantially improves the S / N ratio of the CCD image sensor and also has the effect of expanding the dynamic range. However, the effect of expanding the dynamic range according to the conventional technique is determined by the number of X-ray irradiations to be added in the same manner as the effect of improving the SN ratio, and cannot be exceeded. The number of X-ray irradiations that can be added is C
It is determined by the type of CD image sensor.
【００１３】例えば、画素数の多い高精細Ｘ線画像に通
常適用される、多画素センサを作りやすいインターライ
ン伝送型，フレーム伝送型のＣＣＤ画像センサの場合の
２画像加算では、最大の入力レベルが２倍になるのに対
して、雑音実効値も２の平方根倍されることになるの
で、ＳＮ比が１となる入力レベルも２の平方根倍され、
ダイナミックレンジの拡大は２の平方根倍（３ｄＢ）と
なり、この値で制約される。For example, in the case of an interline transmission type or frame transmission type CCD image sensor, which is generally applied to a high-definition X-ray image having a large number of pixels and in which a multi-pixel sensor is easily formed, the maximum input level is obtained. Is doubled, while the noise effective value is also multiplied by the square root of 2, so that the input level at which the SN ratio becomes 1 is also multiplied by the square root of 2,
The expansion of the dynamic range is a square root of 2 (3 dB), and is restricted by this value.
【００１４】このため、本発明の目的は、蓄積部分を有
し、蓄積部分への画像伝送が高速に行われるＣＣＤ画像
センサを使用して、短い時間間隔の２つの短いＸ線照射
で発生する画像を加算することにより、ＳＮ比が高く、
被検体の動きによる解像度劣化が少なく、かつ上記制約
に拘束されることのない広いダイナミックレンジを有
し、階調特性の自然なＸ線画像を得るＸ線画像撮影方法
及びＸ線画像撮影装置を提供することにある。Therefore, an object of the present invention is to generate an image by two short X-ray irradiations having a short time interval using a CCD image sensor having a storage portion and transmitting an image to the storage portion at high speed. By adding the images, the SN ratio is high,
An X-ray image capturing method and an X-ray image capturing apparatus which obtain a natural X-ray image with a small gradation degradation and a wide dynamic range which is not restricted by the above-mentioned restrictions and which has a gradation characteristic are provided. To provide.
【００１５】[0015]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明のＸ線画像撮影方法は、 ａ）ＣＣＤ画像センサの蓄積部分に蓄積された画像の読
み出し期間（Ｔｒ）より短い第１の時間間隔（Ｔ１）中
に第１のＸ線照射を行い、 ｂ）第１の時間間隔（Ｔ１）の終了後、第１のＸ線照射
中にＣＣＤ画像センサの画像部分で発生した第１の画像
をその蓄積部分へ伝送し、 ｃ）第１のＸ線照射の直後又はその短時間後の、前記読
み出し期間（Ｔｒ）より短い第２の時間間隔（Ｔ２）中
に第２のＸ線照射を行い、 ｄ）第１の画像を蓄積部分から読み出し、その画像を画
像メモリに書き込み、 ｅ）第１の画像の読み出しの後、第２の画像を蓄積部分
に伝送し、 ｆ）第２の画像を蓄積部分から読み出し、その第２の画
像を前記画像メモリから読み出した第１の画像と加算す
る、各ステップを有するＸ線画像撮影方法において、第
１のＸ線照射の照射量の第２のＸ線照射の照射量に対す
る比率（ｒ）は一定で、第１の画像と第２の画像との加
算前に、第１の画像に対する、その画像メモリへの書き
込み前又は画像メモリからの読み出し後であって、第２
の画像との加算前における第１の関数（ｆ１）による画
素値変換、及び第２の画像に対する、その蓄積部分から
の読み出し後第１の画像との加算前における第２の関数
（ｆ２）による画素値変換のうちの少なくとも一方の画
素値変換を行うものである（請求項１）。In order to achieve the above object, an X-ray image photographing method according to the present invention comprises the following steps: a) a first period shorter than a readout period (Tr) of an image stored in a storage portion of a CCD image sensor; Performing a first X-ray irradiation during the time interval (T1); b) after the end of the first time interval (T1), the first X-ray generated in the image portion of the CCD image sensor during the first X-ray irradiation. Transmitting the image to its storage part; c) immediately after or shortly after the first X-ray irradiation during a second time interval (T2) shorter than said readout period (Tr). D) reading the first image from the storage portion and writing the image to the image memory; e) transmitting the second image to the storage portion after reading the first image; and f) transmitting the second image to the storage portion. Reading an image from the storage portion and reading the second image from the image memory In the X-ray imaging method having each step of adding to the first image, the ratio (r) of the irradiation amount of the first X-ray irradiation to the irradiation amount of the second X-ray irradiation is constant, and Before the addition of the image and the second image, before the writing of the first image into the image memory or after the reading from the image memory, the second image
Pixel value conversion by the first function (f1) before addition with the first image, and by the second function (f2) before addition with the first image after reading from the storage portion of the second image At least one of the pixel value conversions is performed (claim 1).
【００１６】この構成では、先ず、第１のＸ線照射と第
２のＸ線照射を含めた全Ｘ線照射時間を極めて短くする
ことができるので、その間の被検体の動きなどは極めて
小さく無視でき、被検体の動きによる解像度劣化の少な
いＸ線画像を得ることができる。また、第１の画像と第
２の画像との加算前に、第１の画像に第１の関数（ｆ
１）による画素値変換、及び第２の画像に第２の関数
（ｆ２）による画素値変換のうちの少なくとも一方の画
素値変換を行っているので、従来の単純加算の場合に比
べて、ＳＮ比が高く、ダイナミックレンジの広いＸ線画
像が得られる。また、第１のＸ線照射の照射量の第２の
Ｘ線照射の照射量に対する比率ｒを一定にしているの
で、Ｘ線照射量の制御については、一方のみを制御すれ
ば他方も制御可能で、制御が容易である。また、単に２
つのセンサ出力を加算したのでは折れ線になる。該折れ
線の接続点の滑らかさがｆ１を上に凸にすることにおい
て増し、ｆ２を下に凸にすることにおいて増す。In this configuration, first, the total X-ray irradiation time including the first X-ray irradiation and the second X-ray irradiation can be extremely shortened, so that the movement of the subject during the period is extremely small and ignored. As a result, it is possible to obtain an X-ray image with less resolution degradation due to the movement of the subject. Before addition of the first image and the second image, a first function (f) is added to the first image.
Since at least one of the pixel value conversion according to 1) and the pixel value conversion according to the second function (f2) is performed on the second image, SN is higher than that in the conventional simple addition. An X-ray image having a high ratio and a wide dynamic range can be obtained. Further, since the ratio r of the irradiation amount of the first X-ray irradiation to the irradiation amount of the second X-ray irradiation is kept constant, the X-ray irradiation amount can be controlled by controlling only one of them. And control is easy. Also, simply 2
Adding two sensor outputs results in a polygonal line. The smoothness of the connection point of the polygonal line increases in making f1 upwardly convex, and increases in making f2 downwardly convex.
【００１７】本発明のＸ線画像撮影方法では更に、第１
の関数（ｆ１）及び第２の関数（ｆ２）は、ＣＣＤ画像
センサの出力値の範囲を入力範囲とする区間で、関数自
体及びその導関数が連続であるような単調関数又はその
近似折線関数であり、Ｘ線照射量の多い方の画像に対す
る画素値変換の関数（ｒ＜１のときはｆ２，ｒ＞１のと
きはｆ１）の導関数がＣＣＤ画像センサの出力値が飽和
する最大値で０となるものである（請求項２）。According to the X-ray imaging method of the present invention, the first
The function (f1) and the second function (f2) are a monotone function whose function itself and its derivative are continuous or an approximate linear function thereof in a section in which the range of the output value of the CCD image sensor is an input range. And the derivative of the pixel value conversion function (f2 when r <1, f1 when r> 1) for the image with the larger X-ray irradiation amount is the maximum value at which the output value of the CCD image sensor is saturated Is 0 (claim 2).
【００１８】この構成では、画素値変換の関数ｆ１とｆ
２とが、ＣＣＤ画像センサの出力値の全領域で、関数自
体は連続な単調関数であり、その導関数は連続な単調関
数でかつ出力値の飽和する最大値で０となるものである
ので、滑らかな画素値変換特性を有する。このため、本
発明の方法によれば、階調特性の自然なＸ線画像が得ら
れる。また、このように構成すれば、ｆ１，ｆ２の滑ら
かさは略完全となる。In this configuration, the functions f1 and f1 of the pixel value conversion
2 is the whole area of the output value of the CCD image sensor, the function itself is a continuous monotone function, and its derivative is a continuous monotone function and the maximum value at which the output value saturates becomes 0. Has a smooth pixel value conversion characteristic. Therefore, according to the method of the present invention, a natural X-ray image having gradation characteristics can be obtained. Further, with such a configuration, the smoothness of f1 and f2 becomes substantially perfect.
【００１９】本発明のＸ線画像撮影方法では更に、第１
の関数（ｆ１）及び第２の関数（ｆ２）は共に単調増加
関数又は単調減少関数であり、画素値変換の関数（ｆ
１）の導関数と関数（ｆ２）の導関数との比が、ＣＣＤ
画像センサの出力値が０である最小入力値において、第
１のＸ線照射の照射量の第２のＸ線照射の照射量に対す
る比率（ｒ）に等しいものである（請求項３）。According to the X-ray imaging method of the present invention, the first
(F1) and the second function (f2) are both a monotonically increasing function or a monotonically decreasing function, and the pixel value conversion function (f
The ratio between the derivative of 1) and the derivative of function (f2) is CCD
At the minimum input value where the output value of the image sensor is 0, the ratio is equal to the ratio (r) of the irradiation amount of the first X-ray irradiation to the irradiation amount of the second X-ray irradiation (claim 3).
【００２０】この構成では、第１のＸ線画像に対する関
数ｆ１による画素値変換と第２のＸ線画像に対する関数
ｆ２による画素値変換が共に行われており、画素値変換
の関数ｆ１とｆ２が共にＣＣＤ画像センサの出力値の全
領域で、単調増加関数又は単調減少関数であり、かつ関
数ｆ１とｆ２の導関数が単調関数であるので、前記領域
で雑音実効値が減少するため、ＳＮ比が向上すると共
に、広いダイナミックレンジを有するＸ線画像が得られ
る。また、ＣＣＤ画像センサの出力値が０である最小入
力値において、第１の画像と第２の画像の画素値変換の
関数の導関数の比率が、両画像のＸ線照射量の比率ｒと
等しくなっているので、ＣＣＤ画像センサの最小入力値
付近での雑音実効値を極小にし、ＳＮ比を極大にし、ダ
イナミックレンジを極大にすることになり、より好適な
階調特性のＸ線画像が得られる。In this configuration, both the pixel value conversion by the function f1 for the first X-ray image and the pixel value conversion by the function f2 for the second X-ray image are performed, and the functions f1 and f2 of the pixel value conversion are obtained. Both are monotonically increasing functions or monotonically decreasing functions in the entire region of the output value of the CCD image sensor, and the derivative of the functions f1 and f2 is a monotonic function. And an X-ray image having a wide dynamic range can be obtained. Further, at the minimum input value where the output value of the CCD image sensor is 0, the ratio of the derivative of the pixel value conversion function between the first image and the second image is equal to the ratio r of the X-ray irradiation dose of both images. Since they are equal to each other, the noise effective value near the minimum input value of the CCD image sensor is minimized, the SN ratio is maximized, and the dynamic range is maximized, so that an X-ray image with more preferable gradation characteristics can be obtained. can get.
【００２１】本発明のＸ線画像撮影方法では更に、第１
の関数（ｆ１）による画素値変換又は第２の関数（ｆ
２）による画素値変換のうちの一方の画素値変換のみが
行われたとき、当該画素値変換の関数は単調増加関数で
あり、当該画素値変換の関数の導関数が、ＣＣＤ画像セ
ンサの出力値が０である最小入力値において、前記比率
ｒ又はその逆数１／ｒに等しくなるものである（請求項
４）。According to the X-ray imaging method of the present invention, the first
Pixel value conversion by the function (f1) of
When only one of the pixel value conversions in 2) is performed, the function of the pixel value conversion is a monotonically increasing function, and the derivative of the function of the pixel value conversion is the output of the CCD image sensor. At the minimum input value where the value is 0, the ratio is equal to the ratio r or its reciprocal 1 / r (claim 4).
【００２２】この構成では、関数ｆ１による画素値変換
又は関数ｆ２による画素値変換のいずれか一方を行うも
のであるが、この場合には画素値変換を行わない方の画
像については、関数ｆ（ｘ）＝ｘによる画素値変換を行
ったと同等であり、上記請求項３の場合と同様な効果が
得られる。In this configuration, one of the pixel value conversion by the function f1 and the pixel value conversion by the function f2 is performed. In this case, the function f ( This is equivalent to performing pixel value conversion by x) = x, and the same effect as in the case of the third aspect is obtained.
【００２３】本発明のＸ線画像撮影方法では更に、画素
値変換の関数（ｆ１）の２次導関数の入力値ｘにおける
値（ｆ１″（ｘ））と関数（ｆ２）の２次導関数の入力
値ｘ／ｒにおける値（ｆ２″（ｘ／ｒ））との間に、ｘ
の最小入力値０から、ｘ又はｘ／ｒの一方が先に最大入
力値に到達するまでの区間で、式ｆ１″（ｘ）＝−ｆ
２″（ｘ／ｒ）／ｒ２が成立し、かつ、ｘ又はｘ／ｒの
一方が先に最大入力値に到達した後、ｘ又はｘ／ｒの他
方が最大入力値に到達するまでの区間で、Ｘ線照射量の
少ない方の画像に対する画素値変換の関数（ｒ＜１のと
きはｆ１，ｒ＞１のときはｆ２）の２次導関数が０とな
るものである（請求項５）。In the X-ray imaging method according to the present invention, the value (f1 ″ (x)) of the second derivative of the pixel value conversion function (f1) at the input value x and the second derivative of the function (f2) are also obtained. Between the value (f2 ″ (x / r)) at the input value x / r of
F1 ″ (x) = − f in a section from the minimum input value of 0 to one of x or x / r reaches the maximum input value first.
2 "(x / r) / r2 is satisfied, and after one of x or x / r reaches the maximum input value first, and the other of x or x / r reaches the maximum input value. Then, the second derivative of the pixel value conversion function (f1 when r <1, f2 when r> 1) for the image with the smaller X-ray irradiation amount is 0 (claim 5). ).
【００２４】この構成では、ＣＣＤ画像センサの出力値
が０である最小入力値から最大入力値までの全領域で画
素値変換の関数ｆ１とｆ２について、ｆ１″（ｘ）＝−
ｆ２″（ｘ／ｒ）／ｒ２が成立し、飽和点を越えた領域
でｆ１″（ｘ）＝０又はｆ２″（ｘ）＝０が成立するの
で、第１の画像と第２の画像の画素値変換後の加算出力
が全領域にわたって露光量の一つの一次関数で表される
ことになり、極めて自然な階調特性のＸ線画像が得られ
る。In this configuration, for the functions f1 and f2 of the pixel value conversion in the entire region from the minimum input value where the output value of the CCD image sensor is 0 to the maximum input value, f1 ″ (x) = −
f2 ″ (x / r) / r2 holds, and f1 ″ (x) = 0 or f2 ″ (x) = 0 holds in a region beyond the saturation point, so that the first image and the second image The added output after the pixel value conversion is expressed by one linear function of the exposure amount over the entire area, and an X-ray image having extremely natural gradation characteristics can be obtained.
【００２５】本発明のＸ線画像撮影方法では更に、ｘが
最小入力値０から、ｘ又はｘ／ｒの一方が先に最大入力
値に到達するまでの区間で、画素値変換の関数（ｆ１，
ｆ２）の２次導関数（ｆ１″（ｘ），ｆ２″（ｘ／
ｒ））の一方が一定値２Ｃ／ｒ２，他方が一定値−２Ｃ
であるものである（請求項６）。この構成では、画素値
変換の関数ｆ１とｆ２は、数学的に単純な二次関数又は
二次関数と一次関数の接続となるので、画素値変換用の
ルックアップテーブルなどを構成する際に、構成を容易
にすることができる。In the X-ray image capturing method of the present invention, the function (f1) of the pixel value conversion is performed in a section from x being the minimum input value 0 to one of x or x / r reaching the maximum input value first. ,
f2) (f1 ″ (x), f2 ″ (x /
r)) is constant at 2C / r2 and the other is constant at -2C
(Claim 6). In this configuration, since the pixel value conversion functions f1 and f2 are mathematically simple quadratic functions or a connection between the quadratic function and the linear function, when constructing a lookup table or the like for pixel value conversion, The configuration can be simplified.
【００２６】本発明のＸ線画像撮影方法では更に、画素
値変換の関数（ｆ１）の導関数と関数（ｆ２）の導関数
との比率が、ＣＣＤ画像センサの出力値が０である最小
入力値において、第１のＸ線照射の照射量の第２のＸ線
照射の照射量に対する比率（ｒ）に等しく、かつその比
率（ｒ）が０．３〜０．７又は１．４〜３．３であるも
のである（請求項７）。In the X-ray imaging method of the present invention, the ratio between the derivative of the function (f1) and the derivative of the function (f2) of the pixel value conversion is the minimum input when the output value of the CCD image sensor is 0. The value is equal to the ratio (r) of the dose of the first X-ray irradiation to the dose of the second X-ray irradiation, and the ratio (r) is 0.3 to 0.7 or 1.4 to 3 .3 (claim 7).
【００２７】ＳＮ比が極大となる点において、比率ｒと
ＣＣＤ画像センサの出力（ｎ１）と最大出力値（Ｎ）と
の比率（ｎ１／Ｎ）との間には、ｒ＝０．３でｎ１／Ｎ
≒１／７、ｒ＝０．７でｎ１／Ｎ≒１／２などの関係が
ある。この構成では、比率ｒの値が０．３〜０．７（又
は１．４〜３．３）であるので、ＳＮ比の極大となる点
は比率ｎ１／Ｎが１／７〜１／２となる範囲に存在する
ことになる。これに対し、通常のＸ線撮影では最も関心
のある対象領域（以下、ＲＯＩと呼ぶ）の画素値はピー
ク値の１／８〜１／３になるので、ＳＮ比の極大となる
画素値（ｎ１／Ｎ＝１／７〜１／２）はこれより少し高
目となり、ＲＯＩにおけるＳＮ比は良好となる。従っ
て、この構成ではＳＮ比が良好で、雑音特性の自然な、
より好適なＸ線画像が得られる。At the point where the SN ratio becomes maximum, r = 0.3 between the ratio r and the ratio (n1 / N) between the output (n1) of the CCD image sensor and the maximum output value (N). n1 / N
≒ 1/7, r = 0.7 and n1 / N ＝ 1/2. In this configuration, since the value of the ratio r is 0.3 to 0.7 (or 1.4 to 3.3), the point where the SN ratio is maximized is that the ratio n1 / N is 1/7 to 1/2. Will be in the range On the other hand, in normal X-ray imaging, the pixel value of the target region of interest (hereinafter, referred to as ROI) is ８ to の of the peak value, so that the pixel value (SN) having the maximum SN ratio is obtained. n1 / N = 1/7 to 1/2) is slightly higher than this, and the SN ratio in the ROI is good. Therefore, in this configuration, the S / N ratio is good and the noise characteristic is natural.
A more suitable X-ray image can be obtained.
【００２８】また、本発明のＸ線画像撮影装置は、被検
体に照射するＸ線を発生するＸ線発生器と，被検体を透
過したＸ線画像を可視画像に変換するＸ線画像変換器
と，可視画像を電気的な画素値信号に変換するＣＣＤ画
像センサと，ＣＣＤ画像センサから出力された画素値信
号を変換する変換特性を２種類以上もつ画素値変換手段
と，画素値変換手段で変換された画素値信号を蓄積する
画像メモリと，画素値変換手段から出力された画素値信
号と画像メモリから読み出された画素値信号を加算する
加算手段と，上記の各部分を制御する制御ユニットとか
ら成り、制御ユニットは、２つの照射量の異なる短時間
のＸ線照射を引き続いて、又は短い時間間隔をおいて実
行し、第１のＸ線照射の直後に第１のＸ線照射で発生し
た第１のＸ線画像をＣＣＤ画像センサの蓄積部分に伝送
し、第２のＸ線照射の間又は後に、第１のＸ線画像をＣ
ＣＤ画像センサの蓄積部分から読み出し、そのＸ線画像
を画像メモリに書き込み、第２のＸ線照射の後に第２の
Ｘ線照射で発生した第２のＸ線画像をＣＣＤ画像センサ
の蓄積部分に伝送し、第２のＸ線画像をＣＣＤ画像セン
サの蓄積部分から読み出し、その第２のＸ線画像を前記
画像メモリから読み出した第１のＸ線画像と加算手段に
おいて画素毎に加算して出力するように制御し、更に第
１のＸ線画像と第２のＸ線画像との加算前に、第１のＸ
線画像に対する、その画像メモリへの書き込み前又は画
像メモリからの読み出し後であって、第２のＸ線画像と
の加算前における画素値変換手段による第１の変換特性
に従った画素値変換、及び第２のＸ線画像に対する、そ
の蓄積部分からの読み出し後第１のＸ線画像との加算前
における画素値変換手段による第２の変換特性に従った
画素値変換のうちの少なくとも一方の画素値変換を行う
ように制御するものである（請求項８）。An X-ray image photographing apparatus according to the present invention comprises: an X-ray generator for generating X-rays for irradiating a subject; and an X-ray image converter for converting an X-ray image transmitted through the subject into a visible image. A CCD image sensor for converting a visible image into an electrical pixel value signal, pixel value conversion means having two or more types of conversion characteristics for converting the pixel value signal output from the CCD image sensor, and pixel value conversion means. An image memory for storing the converted pixel value signal, an addition means for adding the pixel value signal output from the pixel value conversion means and the pixel value signal read from the image memory, and a control for controlling each of the above parts The control unit executes the short-time X-ray irradiation of two different doses successively or at short time intervals, and immediately after the first X-ray irradiation, the first X-ray irradiation The first X-ray image generated at Transmitted to the storage portion of the CD image sensor, after or between the second X-ray irradiation, a first X-ray image C
Read from the storage part of the CD image sensor, write the X-ray image in the image memory, and store the second X-ray image generated by the second X-ray irradiation after the second X-ray irradiation in the storage part of the CCD image sensor. The second X-ray image is transmitted and read out from the storage portion of the CCD image sensor, and the second X-ray image is added to the first X-ray image read out from the image memory for each pixel and output by adding means. Before the addition of the first X-ray image and the second X-ray image.
Pixel value conversion according to the first conversion characteristic by the pixel value conversion means before writing to the image memory or after reading from the image memory and before adding to the second X-ray image with respect to the line image; And at least one pixel of the pixel value conversion according to the second conversion characteristic by the pixel value conversion means before the addition to the first X-ray image after the readout from the accumulation portion with respect to the second X-ray image Control is performed to perform value conversion (claim 8).
【００２９】この構成では、上記の本発明によるＸ線画
像撮影方法を実行するための、Ｘ線発生器，Ｘ線画像変
換器，ＣＣＤ画像センサ，画素値変換手段，画像メモ
リ，加算手段，制御ユニットが含まれており、この制御
ユニットの制御のもと、画素値変換手段により画素値変
換された２つのＸ線画像についての画素毎の加算を行う
ことにより、ＳＮ比が高く、被検体の動きによる解像度
劣化が少なく、かつ従来技術のような加算画素数による
制約のない広いダイナミックレンジを有する、階調特性
の自然なＸ線画像の得られるＸ線画像撮影方法を実行で
きる。In this configuration, an X-ray generator, an X-ray image converter, a CCD image sensor, a pixel value conversion means, an image memory, an addition means, and a control for executing the above-described X-ray imaging method according to the present invention. Under the control of this control unit, the addition of each pixel of the two X-ray images subjected to the pixel value conversion by the pixel value conversion means results in a high SN ratio, An X-ray image photographing method capable of obtaining a natural X-ray image having a gradation characteristic with less resolution degradation due to motion and having a wide dynamic range which is not restricted by the number of added pixels as in the related art can be executed.
【００３０】[0030]
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施例について添
付図面に沿って説明する。先ず、図１を用いて、本発明
のＸ線画像撮影方法の基礎となる基本的事項について説
明する。図１は本発明のＸ線画像撮影方法を用いて撮影
されるＸ線画像の１画素の信号処理を説明するための説
明図である。本発明のＸ線画像撮影方法では各画素の信
号処理はそれぞれ独立の過程とみなすことができるの
で、１画素についての議論は他の全ての画素についても
当てはまるものである。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings. First, with reference to FIG. 1, the basic items that are the basis of the X-ray image capturing method of the present invention will be described. FIG. 1 is an explanatory diagram for explaining signal processing of one pixel of an X-ray image captured using the X-ray image capturing method of the present invention. In the X-ray imaging method of the present invention, the signal processing of each pixel can be regarded as an independent process, so that the discussion of one pixel applies to all other pixels.
【００３１】本発明のＸ線画像撮影方法では、第１のＸ
線照射と第２のＸ線照射を行うが、２つのＸ線照射を含
めた全Ｘ線照射時間を極めて短くすることができるの
で、その間の被検体の変化（例えば、動きなど）は無視
できる。１画素に着目すると、その画素に対応する被検
体のＸ線吸収量は上記全Ｘ線照射期間に変化しない。図
１に示す如く照射Ｘ線の線量率が上記全Ｘ線照射期間で
一定である場合、１画素に着目すると、Ｘ線画像変換器
入力面上の当該画素に対応する位置の入射Ｘ線の線量率
は一定であり、従ってＣＣＤ画像センサの当該画素の瞬
時光量Ｌも一定である。この場合、図１に示す如く、第
１のＸ線照射の照射時間Ｔ１の第２のＸ線照射の照射時
間Ｔ２に対する比率を一定値ｒになるように制御するこ
とにより、第１のＸ線照射の照射量の第２のＸ線照射の
照射量に対する比率も一定値ｒになり、ＣＣＤ画像セン
サの当該画素の第１のＸ線照射による第１の画像の出力
ｎ１の第２のＸ線照射による第２の画像の出力ｎ２に対
する比率も、いずれかのセンサ出力が飽和値Ｎに達する
までは一定値ｒになる。なお、以下では、ｒが０＜ｒ＜
１である第１のＸ線照射の照射量の方が少ない場合につ
いて説明するが、ｒがｒ＞１である第１のＸ線照射の照
射量の方が多い場合については、画素値変換の関数ｆ１
と関数ｆ２の特性を逆にすれば同じ議論が成り立つ。ま
た、センサ出力の値はセンサの画素毎に蓄積された信号
電子の数で表される。According to the X-ray imaging method of the present invention, the first X-ray
Although the X-ray irradiation and the second X-ray irradiation are performed, the total X-ray irradiation time including the two X-ray irradiations can be extremely shortened, so that the change (for example, movement) of the subject during that time can be ignored. . Focusing on one pixel, the X-ray absorption amount of the subject corresponding to that pixel does not change during the entire X-ray irradiation period. When the dose rate of the irradiated X-ray is constant during the entire X-ray irradiation period as shown in FIG. 1, focusing on one pixel, the incident X-ray at the position corresponding to the pixel on the input surface of the X-ray image converter is considered. The dose rate is constant, and thus the instantaneous light amount L of the pixel of the CCD image sensor is also constant. In this case, as shown in FIG. 1, by controlling the ratio of the irradiation time T1 of the first X-ray irradiation to the irradiation time T2 of the second X-ray irradiation to be a constant value r, the first X-ray irradiation is performed. The ratio of the irradiation amount of the irradiation to the irradiation amount of the second X-ray irradiation also becomes a constant value r, and the second X-ray of the output n1 of the first image by the first X-ray irradiation of the corresponding pixel of the CCD image sensor. The ratio of the second image due to irradiation to the output n2 also becomes a constant value r until one of the sensor outputs reaches the saturation value N. In the following, r is 0 <r <
The case where the irradiation amount of the first X-ray irradiation of 1 is smaller will be described. However, when the irradiation amount of the first X-ray irradiation of r> 1 is larger, Function f1
The same argument holds if the characteristics of and f2 are reversed. The value of the sensor output is represented by the number of signal electrons accumulated for each pixel of the sensor.
【００３２】図１に示す如く、本発明では第１の画像の
センサ出力ｎ１は関数ｆ１による画素値変換（以下、画
素値変換ｆ１という）を受けｆ１（ｎ１）となってから
画像メモリに保存され、第２の画像のセンサ出力ｎ２の
出力と同期して読み出されるのを待つ。なお、上記の代
りに、センサ出力ｎ１をそのまま画像メモリに保存し、
センサ出力ｎ２の出力と同期して画像メモリから読み出
した直後に画素値変換ｆ１を受けるようにしても、以下
の議論は何ら影響を受けない。センサ出力ｎ２が出力さ
れると、関数ｆ２による画素値変換（以下、画素値変換
ｆ２という）を受けｆ２（ｎ２）となり、画像メモリか
ら読み出されたｆ１（ｎ１）と加算され、加算出力値ｘ
として出力される。瞬時光量Ｌが小さい場合、ｘはセン
サ出力ｎ１とセンサ出力ｎ２の比率（ｒ）を考慮すれば
式（１）で表される。 ｘ＝ｆ１（ｎ１）＋ｆ２（ｎ１／ｒ） （１） Ｌが大きくなると、それに比例してｎ１とｎ２が大きく
なるが、ｎ２が飽和値Ｎに達し、ｎ１がｒＮに達する点
（以下、この点を接続点と呼ぶ）以上では、Ｌを増加し
てもｎ２はＮに止まる。従って、接続点以降ｎ１が飽和
値Ｎに達する点（以下、この点をピーク（ｐｅａｋ）点
と呼ぶ）までの領域では、ｘは式（２）で表される。 ｘ＝ｆ１（ｎ１）＋ｆ２（Ｎ） （２）As shown in FIG. 1, in the present invention, the sensor output n1 of the first image is subjected to pixel value conversion (hereinafter referred to as pixel value conversion f1) by a function f1 and becomes f1 (n1) before being stored in the image memory. Then, it waits for reading out in synchronization with the output of the sensor output n2 of the second image. Instead of the above, the sensor output n1 is stored in the image memory as it is,
Even if the pixel value conversion f1 is received immediately after reading from the image memory in synchronization with the output of the sensor output n2, the following discussion is not affected at all. When the sensor output n2 is output, the pixel value is converted to f2 (n2) by a pixel value conversion (hereinafter, referred to as pixel value conversion f2) by the function f2, and is added to f1 (n1) read from the image memory. x
Is output as When the instantaneous light amount L is small, x is represented by Expression (1) in consideration of the ratio (r) between the sensor output n1 and the sensor output n2. x = f1 (n1) + f2 (n1 / r) (1) As L increases, n1 and n2 increase in proportion thereto. However, the point where n2 reaches the saturation value N and n1 reaches rN (hereinafter, this point) Above, n2 remains at N even if L is increased. Therefore, in a region from the connection point to a point at which n1 reaches the saturation value N (hereinafter, this point is referred to as a peak point), x is expressed by Expression (2). x = f1 (n1) + f2 (N) (2)
【００３３】本発明において、画素値変換の関数ｆ１と
ｆ２は、共に入出力関係を表わす関数が、ＣＣＤ画像セ
ンサの出力値の範囲を入力範囲とする区間で、関数自体
及びその導関数が連続であるような単調増加関数又は単
調減少関数なので、式（１），（２）で与えられる加算
出力値ｘもＬがピーク点に達するまでの接続点を除く全
領域で、Ｌに比例したｎ１の変化に対して連続で滑らか
な単調増加関数又は単調減少関数となる。In the present invention, both the functions f1 and f2 of the pixel value conversion are functions in which the input / output relationship is the input / output range of the CCD image sensor, and the function itself and its derivative are continuous. Since the function is a monotone increasing function or a monotonically decreasing function, the addition output value x given by Expressions (1) and (2) is also n1 proportional to L in the entire region excluding the connection point until L reaches the peak point. Becomes a continuous and smooth monotonically increasing function or a monotonically decreasing function.
【００３４】接続点においては一般に連続性は保証され
るが、滑らかである、即ち導関数が連続であるために
は、他の条件が必要である。本発明で第１のＸ線照射の
照射量が第２のＸ線照射の照射量より一定の比率で少な
い場合には、関数ｆ２の導関数ｆ２′がＣＣＤ画像セン
サの出力値が飽和する値Ｎで０となるようにしている。
即ち、式（３）が成り立つとしている。 ｆ２′（Ｎ）＝０ （３） このようにすると、式（１）のｎ１に関する微分と、式
（２）のｎ１に関する微分はｎ１＝ｒＮなる接続点で等
しくなるので、接続点における滑らかさも保証できる。
このように本発明では、Ｌがピーク点に達するまでの接
続点を含む全領域で、加算出力値ｘはＬに比例したｎ１
の変化に対して連続で滑らかな単調増加関数又は単調減
少関数となるので、自然な階調特性が得られる。Although continuity is generally guaranteed at the connection points, other conditions are required for being smooth, ie, having continuous derivatives. In the present invention, when the irradiation amount of the first X-ray irradiation is smaller than the irradiation amount of the second X-ray irradiation at a fixed ratio, the derivative f2 'of the function f2 is a value at which the output value of the CCD image sensor is saturated. N is set to 0.
That is, Expression (3) holds. f2 ′ (N) = 0 (3) In this case, the derivative of the equation (1) with respect to n1 is equal to the derivative of the equation (2) with respect to n1 at the connection point where n1 = rN, so that the smoothness at the connection point is also small. Can be guaranteed.
As described above, in the present invention, in the entire region including the connection point until L reaches the peak point, the added output value x is n1 proportional to L.
, The function becomes a continuous and smooth monotone increasing function or a monotonous decreasing function, so that a natural gradation characteristic can be obtained.
【００３５】なお、上記の条件を満たす関数ｆ１の特殊
な場合として、式（４）があるが、 ｆ１（ｎ１）＝ｎ１ （４） この場合は、画素値変換ｆ１を省略しても同一の結果が
得られる。その際、関数ｆ２については、上記の条件を
満たす単調増加関数にすればよい。Expression (4) is a special case of the function f1 that satisfies the above condition. F1 (n1) = n1 (4) In this case, the same value is obtained even if the pixel value conversion f1 is omitted. The result is obtained. At this time, the function f2 may be a monotonically increasing function that satisfies the above condition.
【００３６】次に、本発明によるＳＮ比の向上とダイナ
ミックレンジの拡大を説明する。比較対象としては、本
発明の加算出力ｘと同じ瞬時光量の領域で画像収集でき
るように調整された単一Ｘ線照射による画像信号を考え
ればよいが、図１において第１のＸ線照射によるセンサ
出力ｎ１がまさにそのような画像信号に該当する。従っ
て、以下ではｘとｎ１のＳＮ比とダイナミックレンジを
比較する。Next, the improvement of the SN ratio and the expansion of the dynamic range according to the present invention will be described. As an object to be compared, an image signal by a single X-ray irradiation adjusted so that an image can be acquired in an area of the same instantaneous light amount as the added output x of the present invention may be considered. The sensor output n1 exactly corresponds to such an image signal. Therefore, the SN ratio of x and n1 and the dynamic range will be compared below.
【００３７】加算出力ｘに含まれる雑音実効値δｘのう
ち、画素値変換ｆ１及びｆ２自体で発生する成分は、通
常の画素値変換がデジタル画素値に対するルックアップ
テーブル参照で行われることを考慮すれば、ルックアッ
プテーブルの入出力ビット数を充分大きくすれば無視で
きる。その場合、δｘは画素値変換ｆ１及びｆ２に入力
する各センサ出力ｎ１及びｎ２に含まれる相互に独立な
雑音実効値δｎ１及びδｎ２に由来するものと考えら
れ、画素値変換ｆ１及びｆ２による微小変動の伝播には
画素値変換の導関数ｆ１′及びｆ２′が増幅率として乗
じられることを考慮すると、δｘは式（５）で表され
る。 δｘ2＝〔ｆ１′（ｎ１）〕2δｎ１2＋〔ｆ２′（ｎ２）〕2δｎ２2 （５） δｎ１2はＣＣＤ画像センサの暗電流の揺らぎや内蔵す
る電気回路の熱雑音に起因する暗部雑音実効値ｎＤと信
号電子の揺らぎに起因するショット雑音実効値√ｎ１の
自乗和として式（６）で表される。 δｎ１2＝ｎＤ2＋ｎ１ （６）Among the noise effective values δx included in the addition output x, the components generated by the pixel value conversions f1 and f2 themselves take into account that ordinary pixel value conversion is performed by referring to a lookup table for digital pixel values. For example, if the number of input / output bits of the lookup table is made sufficiently large, it can be ignored. In this case, it is considered that δx is derived from mutually independent noise effective values δn1 and δn2 included in the sensor outputs n1 and n2 input to the pixel value conversions f1 and f2, and the minute variation due to the pixel value conversions f1 and f2 Considering that multiplication of the derivatives f1 ′ and f2 ′ of the pixel value conversion is performed as the amplification factor in the propagation of δ, δx is expressed by Expression (5). δx 2 = [f1 ′ (n1)] 2 δn1 2 + [f2 ′ (n2)] 2 δn2 2 (5) δn1 2 is a dark area caused by fluctuation of dark current of the CCD image sensor and thermal noise of the built-in electric circuit. Expression (6) represents the sum of squares of the effective noise value nD and the effective shot noise value √n1 caused by the fluctuation of the signal electrons. δn1 2 = nD 2 + n1 (6)
【００３８】一方、δｎ２は接続点までの領域ではδｎ
１と同様に式（７）で表されるが、 δｎ２2＝ｎＤ2＋ｎ２ （７） 接続点以降ピーク点までの領域では、ｎ２がＮに固定さ
れるため、式（８）の如くなる。 δｎ２＝０ （８）On the other hand, δn2 is δn in the region up to the connection point.
Equation (7) is used in the same manner as 1. However, δn2 2 = nD 2 + n2 (7) In the region from the connection point to the peak point, n2 is fixed to N, so that equation (8) is obtained. δn2 = 0 (8)
【００３９】δｘとδｎ１とを比較するために、所謂入
力換算雑音の考え方を用いる。即ち、式（９）で定義さ
れるδｘの入力換算雑音δｎｘとδｎ１とを比較する。 δｎｘ2≡δｘ2／（ｄｘ／ｄｎ１）2 （９） ここで、ｄｘ／ｄｎ１はｘのｎ１による微分である。式
（５）に式（６），（７）を代入してδｘを求め、式
（１）からｄｘ／ｄｎ１を求め、ｎ２＝ｎ１／ｒである
ことを考慮して、式（９）を整理すると、接続点までの
領域において、式（１０），（１０．１），（１０．
２）が成り立つ。 δｎｘ2＝δｎ１2−△１−△２ （１０） △１≡２ｆ１′（ｎ１）ｆ２′（ｎ１／ｒ）δｎ１2／｛ｒ〔ｆ１′（ ｎ１）＋ｆ２′（ｎ１／ｒ）／ｒ〕2｝ （１０．１） △２≡〔ｆ２′（ｎ１／ｒ）〕2〔ｎＤ2（１／ｒ＋１）＋ｎ１／ｒ〕（ １／ｒ−１）／〔ｆ１′（ｎ１）＋ｆ２′（ｎ１／ｒ）／ｒ〕2 （１０．２）To compare δx and δn1, the concept of so-called input-converted noise is used. That is, the input conversion noise δnx of δx defined by the equation (9) is compared with δn1. δnx 2 ≡δx 2 / (dx / dn1) 2 (9) where dx / dn1 is the derivative of x with n1. Substituting equations (6) and (7) into equation (5), δx is obtained, dx / dn1 is obtained from equation (1), and considering that n2 = n1 / r, equation (9) is obtained. In summary, in the region up to the connection point, the expressions (10), (10.1), (10.
2) holds. δnx 2 = δn1 2- △ 1-△ 2 (10) △ 1≡2f1 '(n1) f2' (n1 / r) δn1 2 / ｛r [f1 '(n1) + f2' (n1 / r) / r] 2 ｝ (10.1) △ 2 ≡ [f2 '(n1 / r)] 2 [nD 2 (1 / r + 1) + n1 / r] (1 / r-1) / [f1' (n1) + f2 '(n1 / R) / r] 2 (10.2)
【００４０】本発明においては、画素値変換の関数ｆ１
及びｆ２は共に単調増加関数又は単調減少関数なので、
△１は非負である。また、比率ｒは０＜ｒ＜１であるの
で、△２は正である。従って、δｎｘ＜δｎ１となり、
雑音実効値が減少するので、ＳＮ比が向上する。また、
δｎｘ、δｎ１はｎ１が増加するに従って共に増加する
ので、同一のｎ１に対する雑音実効値が減少すること
は、ＳＮ比が１となるｎ１が小さくなることを意味し、
信号の上限がｎ１＝Ｎとなる共通のピーク点であること
を考えると、ダイナミックレンジも拡大する。In the present invention, the function f1 of the pixel value conversion is used.
And f2 are both monotonically increasing or decreasing functions,
Δ1 is non-negative. Since the ratio r is 0 <r <1, △ 2 is positive. Therefore, δnx <δn1, and
Since the effective noise value decreases, the SN ratio improves. Also,
Since both δnx and δn1 increase as n1 increases, a decrease in the effective noise value for the same n1 means that n1 at which the SN ratio becomes 1 decreases.
Considering that the upper limit of the signal is a common peak point where n1 = N, the dynamic range is also increased.
【００４１】通常のＣＣＤ画像センサでは、ＳＮ比が１
となる点はセンサ出力が０である点（以下、ダーク（ｄ
ａｒｋ）点と呼ぶ）の近傍であるので、ダイナミックレ
ンジを議論するときショット雑音の影響を無視でき、ｆ
１′（ｎ１），ｆ２′（ｎ１／ｒ）をｎ１＝０における
値に固定して考えることができる。このような場合、δ
ｎｘ2は式（１１）で近似されるが、 δｎｘ2≒｛〔ｆ１′（０）〕2＋〔ｆ２′（０）〕2｝ｎＤ2／〔ｆ１′（０） ＋ｆ２′（０）／ｒ〕2 （１１） 比率ｒを０に近付ければδｎｘも０に近付けることがで
きるので、ダイナミックレンジは公知例１記載のような
従来技術の制約を越えて拡大することができる。In a normal CCD image sensor, the SN ratio is 1
Are points where the sensor output is 0 (hereinafter, dark (d
ark), so that the effect of shot noise can be ignored when discussing the dynamic range, and f
It can be considered that 1 '(n1) and f2' (n1 / r) are fixed to values at n1 = 0. In such a case, δ
nx 2 is approximated by equation (11), but δnx 2 ≒ ｛[f1 '(0)] 2 + [f2' (0)] 2 ｝ nD 2 / [f1 '(0) + f2' (0) / r] 2 (11) As the ratio r approaches 0, δnx can approach 0, so that the dynamic range can be expanded beyond the limitations of the prior art as described in the prior art 1.
【００４２】一方、接続点以降ピーク点までの領域で
は、式（５）に式（６），（８）を代入してδｘを求
め、式（２）からｄｘ／ｄｎ１を求め、式（９）に代入
すると、δｎｘ＝δｎ１となるので、この領域でのＳＮ
比の向上はないが、悪化もしない。この領域は被検体の
厚さが薄い部分に該当し、通常のＸ線画像、特に医用Ｘ
線画像では有用な情報が含まれていることは少ない。ま
た、この領域は単一のＸ線照射による画像でも高いＳＮ
比を有する部分である。従って、本発明でのＳＮ比の向
上が犠牲となっていることの悪影響はない。On the other hand, in the region from the connection point to the peak point, δx is obtained by substituting equations (6) and (8) into equation (5), and dx / dn1 is obtained from equation (2). ), Δnx = δn1, so that SN in this region
There is no improvement in ratio, but no deterioration. This region corresponds to a portion where the thickness of the subject is thin, and is a normal X-ray image, particularly a medical X-ray image.
Line images rarely contain useful information. Further, this region has a high SN even in an image obtained by a single X-ray irradiation.
It is the part having the ratio. Therefore, there is no adverse effect that the improvement of the SN ratio is sacrificed in the present invention.
【００４３】次に、本発明で関数ｆ１の導関数と関数ｆ
２の導関数との比率を、ＣＣＤ画像センサの出力値が０
である点、即ちダーク点で、第１のＸ線照射の照射量の
第２のＸ線照射の照射量に対する比率ｒに等しくなるよ
うにすること、即ち式（１２）の如くすることが好適で
あるので、そのことについて説明する。 λ≡ｆ１′（０）／ｆ２′（０）＝ｒ （１２） 式（１２）で定義した比率λを使って式（１１）を整理
すると、数１３の如くなる。Next, in the present invention, the derivative of the function f1 and the function f
The ratio of the derivative of the CCD image sensor to the derivative of
At the point, that is, at the dark point, it is preferable that the ratio of the irradiation amount of the first X-ray irradiation to the irradiation amount of the second X-ray irradiation be equal to r, that is, the expression (12) be used. Therefore, this will be described. λ≡f1 ′ (0) / f2 ′ (0) = r (12) Equation (11) is rearranged using the ratio λ defined in equation (12), and becomes as shown in equation 13.
【数１】 数１（式１３）の右辺をλで偏微分すると、δｎｘはλ
＝ｒの点で、λについて極小となる。従って、λ＝ｒ
が、ダーク点付近の雑音実効値を極小にし、ＳＮ比を極
大にし、ダイナミックレンジを極大にする最適化条件で
あることが分かる。(Equation 1) When the right side of Equation 1 (Equation 13) is partially differentiated with λ, δnx becomes λ
= R, it is a minimum for λ. Therefore, λ = r
It can be seen that these are optimization conditions for minimizing the effective noise value near the dark point, maximizing the SN ratio, and maximizing the dynamic range.
【００４４】次に、本発明において、ｒが０＜ｒ＜１の
場合、ｎ１が最小入力値０であるダーク点からｎ１／ｒ
が最大入力値である飽和値Ｎとなる接続点までの領域
で、関数ｆ１の２次導関数の入力値ｎ１の値ｆ１″（ｎ
１）と関数ｆ２の２次導関数の入力値ｎ１／ｒの値ｆ
２″（ｎ１／ｒ）との間に式（１４）が成り立つように
し、 ｆ１″（ｎ１）＝−ｆ２″（ｎ１／ｒ）／ｒ2 （１４） かつ接続点からｎ１が最大入力値である飽和値Ｎとなる
ピーク点までの領域で、式（１５）が成り立つようにす
ることが好適であるので、そのことについて説明する。 ｆ１″（ｎ１）＝０ （１５） 式（１），（２）をｎ１で二階微分し、式（１４），
（１５）を適用すると、加算出力ｘのｎ１の２次微分は
ダーク点から接続点、接続点からピーク点までの領域で
０となり、ｘのｎ１の一次微分は当該両区間で一定とな
る。既に述べた如く、本発明では式（３）が成り立つよ
うにしているので、ｘのｎ１の一次微分は接続点でも連
続である。従って、加算出力ｘのｎ１の一次微分はダー
ク点からピーク点までの全ての領域で一定であり、ｘは
その領域で一つのｎ１の一次関数で表される。ｎ１は瞬
時光量Ｌにほぼ比例するので、加算出力ｘは全領域にわ
たりＬの一つの一次関数で表されることになり、極めて
自然な階調特性が得られ、より好適である。Next, in the present invention, when r is 0 <r <1, n1 / r is n1 / r from the dark point where n1 is the minimum input value 0.
In the region up to the connection point at which the saturation value N is the maximum input value, the value f1 ″ (n of the input value n1 of the second derivative of the function f1
1) and the value f of the input value n1 / r of the second derivative of the function f2
2 ”(n1 / r) so that equation (14) is satisfied. F1 ″ (n1) = − f2 ″ (n1 / r) / r 2 (14) and n1 is the maximum input value from the connection point. Since it is preferable that Expression (15) be satisfied in a region up to a peak point at which a certain saturation value N is obtained, this will be described as follows: f1 ″ (n1) = 0 (15) Expression (1), (2) is second-order differentiated by n1, and the equations (14),
When (15) is applied, the second derivative of n1 of the addition output x becomes 0 in the region from the dark point to the connection point and from the connection point to the peak point, and the first derivative of n1 of x becomes constant in both sections. As described above, since the equation (3) is established in the present invention, the first derivative of n1 of x is continuous even at the connection point. Therefore, the first derivative of n1 of the addition output x is constant in all regions from the dark point to the peak point, and x is represented by one linear function of n1 in that region. Since n1 is substantially proportional to the instantaneous light amount L, the addition output x is expressed by one linear function of L over the entire region, and an extremely natural gradation characteristic is obtained, which is more preferable.
【００４５】なお、ｒがｒ＞１の場合、ｎ１が最小入力
値０であるダーク点と最大入力値である飽和値Ｎとなる
接続点までの領域で式（１４）が成り立つようにし、か
つ接続点からｎ２が最大入力値である飽和値Ｎとなるピ
ーク点までの領域でｆ２″（ｎ２）＝０となるようにす
ると、上記と同様の議論により、加算出力ｘが全領域に
わたりＬの一つの一次関数で表されることとなり、極め
て自然な階調特性が得られ、より好適である。When r is larger than 1, equation (14) is established in a region from the dark point where n1 is the minimum input value 0 to the connection point where the saturation value N is the maximum input value, and If f2 ″ (n2) = 0 is set in the region from the connection point to the peak point where n2 reaches the saturation value N that is the maximum input value, the addition output x becomes L Since it is represented by one linear function, an extremely natural gradation characteristic is obtained, which is more preferable.
【００４６】次に、上記のような加算出力ｘが全領域に
わたりＬの一つの線形関数で表される本発明のより好適
な場合において、ダーク点から接続点までの領域で、式
（１４）の代りに、式（１４）の特別の場合に相当する
式（１６．１），（１６．２）の２式が成立するように
すれば、更により好適であることを以下に示す。 ｆ１″（ｎ１）＝２Ｃ／ｒ2 （１６．１） ｆ２″（ｎ２）＝−２Ｃ （１６．２） ここで、Ｃは定数である。Next, in a more preferable case of the present invention in which the addition output x as described above is represented by one linear function of L over the entire region, the expression (14) is obtained in the region from the dark point to the connection point. It is shown below that it is even more preferable that the two expressions (16.1) and (16.2) corresponding to the special case of the expression (14) be satisfied instead of the expression (14). f1 ″ (n1) = 2C / r 2 (16.1) f2 ″ (n2) = − 2C (16.2) Here, C is a constant.
【００４７】０＜ｒ＜１の場合、ｆ２′（Ｎ）＝０であ
ることを考慮すると、式（１６．１），（１６．２）か
ら、ダーク点から接続点までの領域、即ち、ｎ１が０か
らｒＮまでの領域で、ｆ１（ｎ１），ｆ２（ｎ２）は式
（１７．１），（１７．２）となり、 ｆ１（ｎ１）＝（Ｃ／ｒ2）ｎ１2＋（Ａ−２ＣＮ／ｒ）ｎ１＋Ｄ （１７．１） ｆ２（ｎ２）＝−Ｃｎ２2＋２ＣＮｎ２＋Ｅ （１７．２） また、接続点からピーク点までの領域、即ち、ｎ１がｒ
ＮからＮまでの領域では、ｆ１（ｎ１）とその導関数の
連続性より、ｆ１（ｎ１）は式（１７．３）となる。 ｆ１（ｎ１）＝Ａｎ１−ＣＮ2＋Ｄ （１７．３） ここで、Ａ，Ｄ，Ｅは定数である。この時、加算出力ｘ
は、ダーク点からピーク点までの全領域で式（１８）と
なる。 ｘ＝Ａｎ１＋Ｄ＋Ｅ （１８）In the case of 0 <r <1, considering that f2 '(N) = 0, from the equations (16.1) and (16.2), the region from the dark point to the connection point, that is, In the region where n1 is from 0 to rN, f1 (n1) and f2 (n2) are given by the equations (17.1) and (17.2), and f1 (n1) = (C / r 2 ) n1 2 + (A −2CN / r) n1 + D (17.1) f2 (n2) = − Cn2 2 + 2CNn2 + E (17.2) Further, the region from the connection point to the peak point, that is, n1 is r
In the region from N to N, f1 (n1) is given by Expression (17.3) from the continuity of f1 (n1) and its derivative. f1 (n1) = An1-CN 2 + D (17.3) where, A, D, E are constants. At this time, the addition output x
Is given by equation (18) over the entire region from the dark point to the peak point. x = An1 + D + E (18)
【００４８】ｒ＞１の場合は、式（１６．１），（１
６．２）から、ｆ１′（Ｎ）＝０であることを考慮する
と、ダーク点から接続点までの領域、即ち、ｎ２が０か
らＮ／ｒまでの領域で、ｆ１（ｎ１），ｆ２（ｎ２）は
式（１９．１），（１９．２）となり、 ｆ１（ｎ１）＝（Ｃ／ｒ2）ｎ１2−２ＣＮｎ１／ｒ2＋Ｄ （１９．１） ｆ２（ｎ２）＝−Ｃｎ２2＋（Ａ＋２ＣＮ／ｒ）ｎ２＋Ｅ （１９．２） また、接続点からピーク点までの領域、即ち、ｎ２がＮ
／ｒからＮまでの領域では、ｆ２（ｎ２）とその導関数
の連続性より、ｆ２（ｎ２）は式（１９．３）となる。 ｆ２（ｎ２）＝Ａｎ２＋ＣＮ2／ｒ2＋Ｅ （１９．３） ここで、Ａ，Ｄ，Ｅは定数である。この時、加算出力ｘ
はダーク点からピーク点までの全領域で、式（２０）と
なる。 ｘ＝Ａｎ２＋Ｄ＋Ｅ （２０）When r> 1, equations (16.1) and (1
6.2), considering that f1 ′ (N) = 0, f1 (n1) and f2 (f2 (n1) in the region from the dark point to the connection point, that is, in the region where n2 is from 0 to N / r. n2) is the formula (19.1), (19.2) and, f1 (n1) = (C / r 2) n1 2 -2CNn1 / r 2 + D (19.1) f2 (n2) = - Cn2 2 + (A + 2CN / r) n2 + E (19.2) Further, the region from the connection point to the peak point, that is, n2 is N
In the region from / r to N, f2 (n2) is given by Equation (19.3) from the continuity of f2 (n2) and its derivative. f2 (n2) = An2 + CN 2 / r 2 + E (19.3) where, A, D, E are constants. At this time, the addition output x
Is the entire region from the dark point to the peak point, and is expressed by equation (20). x = An2 + D + E (20)
【００４９】以上述べた如く、０＜ｒ＜１又はｒ＞１の
何れの場合も、ｆ１（ｎ１），ｆ２（ｎ２）は数学的に
単純な二次関数，又は二次関数と一次関数の接続となる
ので、画素値変換用のルックアップテーブル等を構成す
る際に、構成が容易であり、更に好適である。As described above, in either case of 0 <r <1 or r> 1, f1 (n1) and f2 (n2) are mathematically simple quadratic functions, or quadratic functions and linear functions. Since the connection is made, the configuration is easy and more preferable when configuring a lookup table for pixel value conversion.
【００５０】次に、上記の如く加算出力ｘが全領域にわ
たり、Ｌの一つの線形関数で表され、画素値変換を規定
する関数ｆ１（ｎ１），ｆ２（ｎ２）が数学的に単純な
二次関数又は二次関数と一次関数の接続となるような本
発明の、より好適な場合において、ｆ１の導関数とｆ２
の導関数のダーク点での値の比率を式（１２）のように
し、かつｒの値を０．３〜０．７又は１．４〜３．３に
すれば更に好適であるので、そのことについて説明す
る。Next, as described above, the addition output x is represented by one linear function of L over the entire region, and the functions f1 (n1) and f2 (n2) for defining the pixel value conversion are mathematically simple two-functions. In a more preferred case of the invention, which is a connection between a quadratic function or a quadratic function and a linear function, the derivative of f1 and f2
It is more preferable to set the ratio of the value of the derivative of the dark point at the dark point as shown in Expression (12) and to set the value of r to 0.3 to 0.7 or 1.4 to 3.3. This will be described.
【００５１】上述の如く、本発明で式（１２）が成立す
れば、ダーク点付近の雑音実効値が極小になり、ＳＮ比
が極大になり、ダイナミックレンジも極大になるので、
より好適であるが、０＜ｒ＜１の場合、式（１２）の条
件を式（１７．１），（１７．２）に適用すれば、ダー
ク点からピーク点までの領域で式（２１．１），（２
１．２）が成り立つ。 ｆ１（ｎ１）＝Ａｎ１2／〔２ｒ（１＋ｒ2）Ｎ〕＋Ａｒ2ｎ１／（１＋ｒ2） ＋Ｄ （２１．１） ｆ２（ｎ２）＝−Ａｒｎ２2／〔２（１＋ｒ2）Ｎ〕＋Ａｒｎ２／（１＋ｒ2） ＋Ｅ （２１．２） 先に述べた如く、加算出力ｘの入力換算ＳＮ比はダーク
点から接続点までの領域ではセンサ出力ｎ１のＳＮ比よ
り向上するが、接続点からピーク点までの領域ではセン
サ出力ｎ１と同じＳＮ比となる。従って、ｘの入力換算
ＳＮ比はダーク点から接続点までの領域ではｎ１が大き
くなるにつれて大きくなるが、接続点の近くで極大とな
る可能性がある。この極大点を上記の式（２１．１），
（２１．２）の場合について求めることにする。なお、
ｘがｎ１に対して一次関数の特性を持つ場合、ｎ１のＳ
Ｎ比と比較するのに入力換算雑音の考え方に従う式
（９）の変換を行う必要はない。但し、その際、信号量
としてはｘからそのオフセット成分，即ち、ｎ１＝０で
のｘの値を減じたものがとられる。As described above, if the equation (12) is satisfied in the present invention, the effective noise value near the dark point is minimized, the SN ratio is maximized, and the dynamic range is also maximized.
More preferably, when 0 <r <1, if the condition of Expression (12) is applied to Expressions (17.1) and (17.2), Expression (21) is obtained in the region from the dark point to the peak point. .1), (2)
1.2) holds. f1 (n1) = An1 2 / [2r (1 + r 2) N] + Ar 2 n1 / (1 + r 2) + D (21.1) f2 (n2) = - Arn2 2 / [2 (1 + r 2) N] + ARN2 / ( 1 + r 2 ) + E (21.2) As described above, the input-converted SN ratio of the added output x is higher than the SN ratio of the sensor output n1 in the region from the dark point to the connection point, but from the connection point to the peak point. In the region, the S / N ratio is the same as the sensor output n1. Therefore, the input conversion SN ratio of x increases as n1 increases in the region from the dark point to the connection point, but may have a maximum near the connection point. This maximum point is calculated by the above equation (21.1),
The case of (21.2) will be determined. In addition,
If x has the property of a linear function with respect to n1, then S of n1
It is not necessary to perform the conversion of equation (9) according to the concept of input-converted noise to compare with the N ratio. However, at this time, the signal amount is obtained by subtracting the offset component thereof from x, that is, the value of x at n1 = 0.
【００５２】通常、飽和値Ｎは暗部雑音実効値ｎＤより
はるかに大きく、また接続点付近ではセンサ出力ｎ１，
ｎ２のショット雑音実効値はＮ，ｒＮの平方根程度の大
きさであり、それらも暗部雑音実効値ｎＤよりはるかに
大きくなるので、ｘの雑音δｘはほとんどショット雑音
のみに由来すると考えられる。式（２１．１），（２
１．２）から関数ｆ１，ｆ２の導関数を求め、式（５）
に代入し、雑音源としてショット雑音のみ考えて整理す
ると式（２２）を得る。 δｘ2／（Ａｎ１）2≒〔ｒ3（１＋ｒ3）（Ｎ／ｎ１）−２ｒ2（１−ｒ）＋ （１＋ｒ）（ｎ１／Ｎ）〕／〔ｒ2（１＋ｒ2）2Ｎ〕 （２２） 式（２２）の左辺はｘのＳＮ比の逆数の自乗である。式
（２２）の右辺のｎ１に関する一次，二次微分を調べる
と、数２３の点で極小値を持つことがわかる。即ち、Ｓ
Ｎ比はこの点で極大となる。Normally, the saturation value N is much larger than the dark area noise effective value nD.
The effective value of the shot noise of n2 is about the square root of N and rN, and they are also much larger than the effective value of the dark part noise nD. Therefore, it is considered that the noise δx of x is almost entirely derived from the shot noise. Equations (21.1) and (2
1.2), the derivatives of the functions f1 and f2 are obtained, and the expression (5) is obtained.
And rearranging by considering only shot noise as a noise source, Expression (22) is obtained. δx 2 / (An1) 2 ≒ [r 3 (1 + r 3) (N / n1) -2r 2 (1-r) + (1 + r) (n1 / N) ] / [r 2 (1 + r 2) 2 N ] ( 22) The left side of Expression (22) is the square of the reciprocal of the SN ratio of x. Examining the first and second derivatives with respect to n1 on the right side of the equation (22) reveals that the point has the minimum value at the point of Expression 23. That is, S
The N ratio is maximized at this point.
【数２】 (Equation 2)
【００５３】数２（式２３）の右辺を計算すると、ｒ＝
０．３でｎ１／Ｎ≒１／７となり、ｒ＝０．７でｎ１／
Ｎ≒１／２となる。通常のＸ線撮影では、最も関心のあ
る対象領域（ＲＯＩ）の画素値がピーク値の１／８から
１／３の範囲になるように、即ち、ｎ１／Ｎが１／８〜
１／３程度になるようにＸ線照射量を調整する。従っ
て、ＳＮ比が極大となる画素値をＲＯＩの画素値より少
し高目の、接続点寄りにすると、ＲＯＩでのＳＮ比が良
好になると共に雑音特性も自然となる。以上のことか
ら、ｒの値を０．３〜０．７の範囲にすると、より好適
なＸ線画像撮影を行うことができる。When the right side of Equation 2 (Equation 23) is calculated, r =
When 0.3, n1 / N ≒ 1/7, and when r = 0.7, n1 / N ≒ 1/7.
N ≒ 1/2. In normal X-ray photography, the pixel value of the region of interest (ROI) of most interest is set to be in the range of ８ to ３ of the peak value, that is, n1 / N is １ ／ to 〜.
The amount of X-ray irradiation is adjusted so as to be about 1/3. Therefore, if the pixel value at which the SN ratio becomes maximum is slightly higher than the pixel value of the ROI and closer to the connection point, the SN ratio at the ROI becomes good and the noise characteristic becomes natural. From the above, when the value of r is in the range of 0.3 to 0.7, more suitable X-ray imaging can be performed.
【００５４】ｒ＞１の場合も、式（１２）の条件を式
（１９．１），（１９．２）に適用し、同様の議論を行
えば、ｒの値を１．４（≒１／０．７）〜３．３（≒１
／０．３）の範囲にすると、ＲＯＩでのＳＮ比が良好に
なると共に、雑音特性も自然となる。従って、この場合
はｒの値を１．４〜３．３の範囲にすると、より好適な
Ｘ線画像撮影を行うことができる。Also in the case of r> 1, if the condition of equation (12) is applied to equations (19.1) and (19.2) and the same discussion is performed, the value of r becomes 1.4 (≒ 1 /0.7) to 3.3 ($ 1
/0.3), the S / N ratio at the ROI is good and the noise characteristics are natural. Therefore, in this case, if the value of r is in the range of 1.4 to 3.3, more suitable X-ray imaging can be performed.
【００５５】上記までの本発明のＸ線画像撮影方法の説
明においては、Ｘ線照射の照射量率を一定にして第１の
時間間隔（Ｔ２）に対して一定の比率で多くする又は少
なくすることにより、第１のＸ線照射の照射量を第２の
Ｘ線照射の照射量に対して一定の比率で多くする又は少
なくする制御をしている。現在の多くのＸ線発生器にお
いて照射Ｘ線の線量率の大小はＸ線管のフィラメント温
度で制御されるため、単純な入／切りの切り換えを除い
ては短時間で変化させることが困難である。そのため、
線量率を一定にして照射パルス幅を変えてＸ線照射量の
制御をすることで、制御の容易な、より好適なＸ線画像
撮影方法となるが、原理的には線量率や線質も含めてＸ
線照射量を制御するようにしても、本発明のＸ線画像撮
影方法の実施は可能である。In the above description of the X-ray imaging method of the present invention, the irradiation rate of X-ray irradiation is made constant to increase or decrease at a constant ratio with respect to the first time interval (T2). Thus, control is performed to increase or decrease the irradiation amount of the first X-ray irradiation at a fixed ratio with respect to the irradiation amount of the second X-ray irradiation. In many current X-ray generators, the magnitude of the dose rate of irradiated X-rays is controlled by the filament temperature of the X-ray tube, so it is difficult to change the dose rate in a short time except for simple on / off switching. is there. for that reason,
By controlling the amount of X-ray irradiation by changing the irradiation pulse width while keeping the dose rate constant, a more suitable X-ray image capturing method that is easy to control can be achieved. X including
Even if the amount of radiation is controlled, the X-ray image capturing method of the present invention can be implemented.
【００５６】次に、図２により本発明のＸ線画像撮影装
置の実施例について説明する。図２は本発明のＸ線画像
撮影装置の一実施例を示すブロック図である。本実施例
のＸ線画像撮影装置は、Ｘ線高電圧発生器１１とＸ線管
１２とから成る照射Ｘ線を発生するＸ線発生器１と，被
検体２を透過したＸ線画像を受け可視画像に変換し光学
的に伝達する、Ｉ．Ｉ．３１と光学系３２とから成るＸ
線画像変換器３と，可視画像を電気的な画素値信号に変
換するＣＣＤ画像センサ４１と，当該画素値信号を適当
な電圧レベルの信号に変換するアンプ４２と，当該電圧
信号をデジタル画素値信号に変換するＡＤ変換器４３と
から成るＣＣＤカメラ４と，当該デジタル画素値信号を
変換する、画素値変換ｆ１の変換特性が書き込まれたル
ックアップテーブルＬＵＴ（１）５１と，画素値変換ｆ
２の変換特性が書き込まれたルックアップテーブルＬＵ
Ｔ（２）５２の２種類の変換用ルックアップテーブル特
性を備えた画素値変換器５と，画素値変換器５の出力画
素値信号を蓄積する画像メモリ６と，画素値変換器５の
出力画素値信号と画像メモリ６の読み出し画素値信号を
加算する加算器７と，上記の各部分を制御する制御ユニ
ット８と，制御ユニット８の動作に対する指令を入力す
る操作卓９とから成る。Next, an embodiment of the X-ray imaging apparatus according to the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a block diagram showing an embodiment of the X-ray imaging apparatus of the present invention. The X-ray image photographing apparatus according to the present embodiment receives an X-ray generator 1 that includes an X-ray high-voltage generator 11 and an X-ray tube 12 for generating irradiation X-rays, and an X-ray image transmitted through a subject 2. I. convert it into a visible image and transmit it optically; I. X consisting of 31 and optical system 32
A line image converter 3, a CCD image sensor 41 for converting a visible image into an electric pixel value signal, an amplifier 42 for converting the pixel value signal into a signal of an appropriate voltage level, and a digital pixel value A CCD camera 4 comprising an A / D converter 43 for converting a digital signal, a look-up table LUT (1) 51 for converting the digital pixel value signal into which conversion characteristics of a pixel value conversion f1 are written, and a pixel value conversion f
Look-up table LU in which the conversion characteristics of 2 are written
T (2) 52, a pixel value converter 5 having two types of conversion look-up table characteristics, an image memory 6 for storing output pixel value signals of the pixel value converter 5, and an output of the pixel value converter 5. It comprises an adder 7 for adding the pixel value signal to the pixel value signal read from the image memory 6, a control unit 8 for controlling each of the above-mentioned parts, and a console 9 for inputting commands for the operation of the control unit 8.
【００５７】ＣＣＤ画像センサ４１には、２０００×２
０００画素のインターライン伝送型ＣＣＤ画像センサな
どが用いられる。図３にその一例の模式図を示す。図３
に示す如く、ＣＣＤ画像センサ４１は、２０００×２０
００の感光画素より成る画像部４１１と，画像部４１１
の各列の間に位置し、画像部４１１で発生した信号電子
を画素毎に蓄積すると共に、読み出し時は蓄積した信号
を行毎に下方に移動する垂直レジスタの役割を果たす蓄
積部４１２と，蓄積部４１２の底部に位置し、読み出し
時に蓄積部４１２から送り出される行毎の信号電子を、
画素毎に右方に移動し、順次外部に出力する水平レジス
タ４１３とから成る。２０００×２０００画素の画像１
枚を蓄積部４１２から外部に読み出す時間は１２５ｍｓ
であるが、画像部４１１から蓄積部４１２への伝送時間
は、すぐ横のレジスタへの移動であるので、１５μｓと
極めて短時間ですむ。なお、上記例では、ＣＣＤ画像セ
ンサ４１としてインターライン伝送型のもので説明した
が、本発明ではこれに限定されることはなく、画像部と
蓄積部を有し、蓄積部への画像伝送が高速に行われるも
のであれば使用可能である。The CCD image sensor 41 has 2000 × 2
An interline transmission type CCD image sensor of 000 pixels is used. FIG. 3 shows a schematic diagram of one example. FIG.
As shown in FIG.
An image portion 411 composed of 00 photosensitive pixels;
And a storage unit 412 that serves as a vertical register that stores signal electrons generated in the image unit 411 for each pixel and moves the stored signal downward for each row when reading out. It is located at the bottom of the storage unit 412 and outputs signal electrons for each row sent from the storage unit 412 at the time of reading.
A horizontal register 413 that moves to the right for each pixel and sequentially outputs to the outside. Image 1 of 2000 × 2000 pixels
The time to read the sheets from the storage unit 412 to the outside is 125 ms.
However, the transmission time from the image unit 411 to the storage unit 412 is an extremely short time of 15 μs since the transfer is to the register immediately beside. In the above example, an interline transmission type CCD image sensor 41 has been described. However, the present invention is not limited to this. The image sensor 41 includes an image unit and a storage unit, and image transmission to the storage unit is performed. Anything that can be performed at high speed can be used.
【００５８】制御ユニット８は、Ｘ線発生器１を制御し
て、２つの照射量の異なる短いＸ線照射を引き続いて又
は短時間間隔で実行するようにし、また、ＣＣＤ画像セ
ンサ４１，画像変換器５，画像メモリ６を制御して、第
１のＸ線照射の直後に第１のＸ線照射で発生した第１の
Ｘ線画像をＣＣＤ画像センサ４１の画像部４１１から蓄
積部４１２に伝送させ、第２のＸ線照射の間又は後に第
１のＸ線画像をＣＣＤ画像センサ４１の蓄積部４１２か
ら読み出させ、画素値変換器５で第１の変換特性ｆ１に
従って画素値変換してから画像メモリ６に書き込ませ、
第２のＸ線照射の後に第２のＸ線照射で発生した第２の
Ｘ線画像をＣＣＤ画像センサ４１の画像部４１１から蓄
積部４１２に伝送し、引き続いて第２のＸ線画像をＣＣ
Ｄ画像センサ４１の蓄積部４１２から読み出し、画素値
変換器５で第２の変換特性ｆ２に従って画素値変換して
から、画像メモリ６から読み出した第１のＸ線画像と加
算器７において画素毎に加算して出力させるように構成
されている。The control unit 8 controls the X-ray generator 1 so that short X-ray irradiations with two different irradiation doses are performed successively or at short time intervals. The first X-ray image generated by the first X-ray irradiation immediately after the first X-ray irradiation is transmitted from the image section 411 of the CCD image sensor 41 to the storage section 412 by controlling the imager 5 and the image memory 6. Then, during or after the second X-ray irradiation, the first X-ray image is read from the storage unit 412 of the CCD image sensor 41, and the pixel value is converted by the pixel value converter 5 according to the first conversion characteristic f1. To the image memory 6,
After the second X-ray irradiation, a second X-ray image generated by the second X-ray irradiation is transmitted from the image unit 411 of the CCD image sensor 41 to the storage unit 412, and subsequently, the second X-ray image is converted to the CC image.
The first X-ray image read from the image memory 6 is read out from the storage unit 412 of the D image sensor 41 and converted into a pixel value by the pixel value converter 5 in accordance with the second conversion characteristic f2. And outputs the result.
【００５９】次に、上記の如く構成されたＸ線画像撮影
装置を用いて、本発明のＸ線画像撮影方法によるＸ線画
像撮影を行う過程を、図４のタイムチャートにより説明
する。 ステップａ）制御ユニット８は、操作卓９の指令に従
い、Ｘ線発生器１を制御し、指令されたＸ線条件で指令
された照射時間のＸ線照射を行う。Ｘ線照射時間は通常
５０ｍｓ程度であり、ＣＣＤ画像センサ４１の蓄積部４
１２からの読み出し時間（Ｔｒ＝１２５ｍｓ）より短
い。Next, the process of performing X-ray imaging by the X-ray imaging method of the present invention using the X-ray imaging apparatus configured as described above will be described with reference to the time chart of FIG. Step a) The control unit 8 controls the X-ray generator 1 in accordance with a command from the console 9 and performs X-ray irradiation for the specified irradiation time under the specified X-ray conditions. The X-ray irradiation time is usually about 50 ms, and is stored in the storage unit 4 of the CCD image sensor 41.
12 is shorter than the read time (Tr = 125 ms).
【００６０】ステップｂ）制御ユニット８は、Ｘ線照射
時間の１／３の時間（第１の時間間隔（Ｔ１）に対応）
が経過した時点でＣＣＤ画像センサ４１を制御し、画像
部４１１から蓄積部４１２への伝送を行わせる。即ち、
それまでの第１の時間間隔（Ｔ１）の間の第１のＸ線照
射で発生した第１のＸ線画像を蓄積部４１２へ伝送させ
る。この伝送時間は１５μｓであり、１７ｍｓ程度であ
るＴ１に比べて極めて短いので、伝送の間の露光による
画質への影響はほとんど無視できる。Step b) The control unit 8 sets the time to 1/3 of the X-ray irradiation time (corresponding to the first time interval (T1)).
When the time elapses, the CCD image sensor 41 is controlled so that transmission from the image unit 411 to the storage unit 412 is performed. That is,
The first X-ray image generated by the first X-ray irradiation during the first time interval (T1) is transmitted to the storage unit 412. Since the transmission time is 15 μs, which is extremely shorter than T1 which is about 17 ms, the effect on image quality due to exposure during transmission can be almost ignored.
【００６１】ステップｃ）ＣＣＤ画像センサ４１の画像
部４１１は引き続いて残りの２／３の時間（第２の時間
間隔（Ｔ２）に対応）のＸ線照射による露光を受ける。
即ち、Ｔ１の２倍の第２の時間間隔（Ｔ２）で、第１の
Ｘ線画像の２倍の照射量による第２のＸ線画像が画像部
４１１に形式される。Step c) The image section 411 of the CCD image sensor 41 is subsequently exposed to X-rays for the remaining 2/3 of the time (corresponding to the second time interval (T2)).
That is, at the second time interval (T2) twice as large as T1, the second X-ray image with the irradiation amount twice as large as the first X-ray image is formed in the image unit 411.
【００６２】ステップｄ）制御ユニット８は、予め画素
値変換器５を第１の変換特性ｆ１に従って画素値変換を
行うＬＵＴ（１）５１で動作するように設定しておき、
第１のＸ線画像の蓄積部４１２への伝送に引き続いて、
蓄積部４１２から読み出させ、アンプ４２，ＡＤ変換器
４３を経由して、デジタル化した第１の画像のセンサ出
力の画素値信号ｎ１を画素値変換器５に入力させて、次
の式（２４）又は（２５）による画素値変換ｆ１を受け
させる。なお、次式でｎ１は信号電子数で表され、Ｎは
その飽和値である。 ０≦ｎ１＜０．５Ｎで ｆ１（ｎ１）＝０．８ｎ１2／Ｎ2＋０．２ｎ１／Ｎ （２４） ０．５Ｎ≦ｎ１≦Ｎで ｆ１（ｎ１）＝ｎ１／Ｎ−０．２ （２５） 式（２４），（２５）は式（２１．１）の特別な場合
で、式（２４）はＡ＝１／Ｎ，Ｄ＝０，ｒ＝０．５とす
ることで得られ、式（２５）はｎ１＝０．５Ｎにおける
ｆ１（ｎ１）とその導関数の連続性から得られる。Step d) The control unit 8 sets the pixel value converter 5 in advance so as to operate with the LUT (1) 51 that performs pixel value conversion in accordance with the first conversion characteristic f1.
Following transmission of the first X-ray image to storage 412,
The pixel value signal n1 of the sensor output of the digitized first image is input to the pixel value converter 5 via the amplifier 42 and the AD converter 43 by reading from the storage unit 412, and the following equation ( 24) or (25) is subjected to the pixel value conversion f1. In the following equation, n1 is represented by the number of signal electrons, and N is its saturation value. 0 ≦ n1 <0.5 N at f1 (n1) = 0.8n1 2 / N 2 + 0.2n1 / N (24) f1 in 0.5N ≦ n1 ≦ N (n1) = n1 / N-0.2 (25 Expressions (24) and (25) are special cases of Expression (21.1), and Expression (24) is obtained by setting A = 1 / N, D = 0, and r = 0.5. (25) is obtained from the continuity of f1 (n1) at n1 = 0.5N and its derivative.
【００６３】ステップｅ）制御ユニット８は、画像メモ
リ６を書き込み状態にし、画素値変換ｆ１を受けた第１
のＸ線画像を、画像メモリ６に書き込ませる。Step e) The control unit 8 puts the image memory 6 into a writing state and receives the first pixel value converted f1.
Is written in the image memory 6.
【００６４】ステップｆ）制御ユニット８は、第１のＸ
線画像の読み出しが終わったら、再びＣＣＤ画像センサ
４１を制御し、第２のＸ線画像を画像部４１１から蓄積
部４１２に伝送させる。Step f) The control unit 8 determines whether the first X
When the reading of the line image is completed, the CCD image sensor 41 is controlled again, and the second X-ray image is transmitted from the image unit 411 to the storage unit 412.
【００６５】ステップｇ）制御ユニット８は予め画素値
変換器５を第２の変換特性ｆ２に従って画素値変換を行
うＬＵＴ（２）５２で動作するように設定しておき、第
２のＸ線画像の蓄積部４１２への伝送に引き続いて、蓄
積部４１２から読み出させ、アンプ４２，ＡＤ変換器４
３を経由して、デジタル化した第２のＸ線画像のセンサ
出力の画素値信号ｎ２を画素値変換器５に入力させて、
次の式（２６）による画素値変換ｆ２を受けさせる。な
お、次式でｎ２は信号電子数で表され、Ｎはその飽和値
である。 ０≦ｎ２≦Ｎで ｆ２（ｎ２）＝−０．２ｎ２2／Ｎ2＋０．４ｎ２／Ｎ （２６） 式（２６）は式（２１．２）でＡ＝１／Ｎ，Ｄ＝０，ｒ
＝０．５とすることで得られる。Step g) The control unit 8 sets the pixel value converter 5 in advance so as to operate with the LUT (2) 52 that performs pixel value conversion according to the second conversion characteristic f2, and sets the second X-ray image Following transmission to the storage unit 412, the data is read from the storage unit 412, and the amplifier 42 and the AD converter 4
3, the pixel value signal n2 of the sensor output of the digitized second X-ray image is input to the pixel value converter 5,
The pixel value is converted f2 according to the following equation (26). In the following equation, n2 is represented by the number of signal electrons, and N is its saturation value. 0 ≦ n2 ≦ N in f2 (n2) = - 0.2n2 2 / N 2 + 0.4n2 / N (26) Equation (26) in equation (21.2) A = 1 / N , D = 0, r
= 0.5.
【００６６】ステップｈ）制御ユニット８は、画像メモ
リ６を読み出し状態にし、画素値変換ｆ１を受けた第１
のＸ線画像を、画像メモリ６から読み出させ、画素値変
換ｆ２を受けた第２のＸ線画像と加算器７で加算させ
る。Step h) The control unit 8 puts the image memory 6 in the read state and receives the first pixel value converted f1.
Is read from the image memory 6 and added by the adder 7 to the second X-ray image that has undergone the pixel value conversion f2.
【００６７】上記の過程では、ｎ２＝２ｎ１であること
から、加算器出力ｘはｎ１＝０〜Ｎの全領域で式（２
７）の如くなる。 ｘ＝ｎ１／Ｎ （２７） 従って、加算出力ｘはｎ１に比例して０〜１の値をもつ
極めて自然な階調特性となる。また、加算器出力ｘに含
まれる雑音の実効値δｘを、暗部雑音実効値δｘＤとシ
ョット雑音実効値δｘＳに分けると、式（２８）の如く
なる。 δｘ2＝δｘＤ2＋δｘＳ2 （２８） δｘＤ、δｘＳは式（５），（６），（７），（８）か
ら下記の如くなる。 ０≦ｎ１＜０．５Ｎで δｘＤ2＝（３．２ｘ2＋０．２）（ｎＤ／Ｎ）2 （２９） δｘＳ2＝（３．８４ｘ2−０．６４ｘ＋０．３６）ｘ／Ｎ （３０） ０．５Ｎ≦ｎ１≦Ｎで δｘＤ2＝（ｎＤ／Ｎ）2 （３１） δｘＳ2＝ｘ／Ｎ （３２） ここで、ｎＤはセンサ出力の暗部雑音実効値を信号電子
数で表したものである。In the above process, since n2 = 2n1, the output x of the adder is expressed by the formula (2) in the entire region of n1 = 0 to N.
7) x = n1 / N (27) Accordingly, the addition output x has an extremely natural gradation characteristic having a value of 0 to 1 in proportion to n1. When the effective value δx of the noise included in the adder output x is divided into the effective value δxD of the dark part noise and the effective value δxS of the shot noise, the following expression (28) is obtained. δx 2 = δxD 2 + δxS 2 (28) δxD and δxS are as follows from equations (5), (6), (7) and (8). 0 ≦ n1 <0.5 N in δxD 2 = (3.2x 2 +0.2) (nD / N) 2 (29) δxS 2 = (3.84x 2 -0.64x + 0.36) x / N (30) 0.5N ≦ n1 ≦ N, δxD 2 = (nD / N) 2 (31) δxS 2 = x / N (32) Here, nD is the dark noise effective value of the sensor output expressed by the number of signal electrons. is there.
【００６８】次に、本実施例についての評価結果例を表
１に示す。この評価結果例では、上式を用いて、最大出
力値とＳＮ比が１になる出力値の比で定義するダイナミ
ックレンジと、Ｘ線画像において最も関心の高い対象が
含まれると考えられる最大出力値の１／６の出力値にお
けるＳＮ比で定義する標準出力でのＳＮ比と、最大出力
でのＳＮ比の３つの評価指標について求めている。本実
施例に用いられる代表的なＣＣＤ画像センサでは、Ｎ＝
３００００，ｎＤ＝３４であるので、この数字を用いて
計算している。また、比較のために、画像加算を行わな
い場合、及び公知例１に開示されているような単純な２
画像加算を行った場合について、同じＣＣＤ画像センサ
を用いたときの評価結果を表１に掲げた。Next, Table 1 shows an example of the evaluation result of this embodiment. In this example of the evaluation result, the dynamic range defined by the ratio of the maximum output value and the output value at which the SN ratio becomes 1 using the above equation, and the maximum output value considered to include the object of most interest in the X-ray image The three evaluation indices of the S / N ratio at the standard output defined by the S / N ratio at the output value of 1/6 of the value and the S / N ratio at the maximum output are obtained. In a typical CCD image sensor used in this embodiment, N =
Since 30,000, nD = 34, calculation is performed using these numbers. For comparison, a case where image addition is not performed, and a case where a simple 2
Table 1 shows the evaluation results when the same CCD image sensor was used when the image addition was performed.
【表１】 [Table 1]
【００６９】表１の評価結果から明らかな如く、本発明
のＸ線画像撮影方法では、被検体の厚さが薄く、重要な
情報が含まれることが少なく、かつもともとＳＮ比の良
い、最大出力付近のＳＮ比は画像加算を行わない場合と
同等であるが、重要な情報が多く含まれる標準出力以下
の露光量の領域では、従来の単純な２画像加算を行った
場合のＳＮ比改善効果（＋３ｄＢ）を２ｄＢ以上上回る
改善効果が得られ、ダイナミックレンジの改善も単純な
２画像加算を行った場合の＋３ｄＢから＋７ｄＢへと大
幅に拡大する。As is clear from the evaluation results in Table 1, in the X-ray imaging method of the present invention, the thickness of the subject is small, little important information is contained, the SN ratio is originally good, and the maximum output is high. The S / N ratio in the vicinity is the same as when no image addition is performed. However, in an area where the amount of exposure is equal to or less than the standard output, which includes a lot of important information, the SN ratio improvement effect when the conventional simple two-image addition is performed. An improvement effect exceeding (+3 dB) by 2 dB or more is obtained, and the improvement of the dynamic range is greatly expanded from +3 dB when simple two-image addition is performed to +7 dB.
【００７０】本発明のＸ線画像撮影方法については、上
記の実施例に限定されることなく、種々の変形が可能で
ある。The X-ray image photographing method of the present invention is not limited to the above-described embodiment, but can be variously modified.
【００７１】先ず、上記の実施例では、単一のＸ線照射
により２枚のＸ線画像を得ているが、これを短い時間間
隔の２つのＸ線照射に置き換えても、同等の結果が得ら
れる。また、上記実施例では、第１のＸ線照射の照射量
より第２のＸ線照射の照射量の方を多くしているが、こ
れを逆にして第１のＸ線照射の照射量を多くしても、適
用する画素値変換の変換特性を入れ替えれば結果は変わ
らない。First, in the above embodiment, two X-ray images are obtained by a single X-ray irradiation. However, even if this is replaced with two X-ray irradiations at a short time interval, the same result is obtained. can get. Further, in the above embodiment, the irradiation amount of the second X-ray irradiation is larger than the irradiation amount of the first X-ray irradiation. At most, the result does not change if the conversion characteristics of the applied pixel value conversion are exchanged.
【００７２】また、上記実施例では、２つのＸ線照射の
照射量の比率を１：２にしたが、本発明ではこの比率の
値に限定されず、種々の比率を設定することができる。
但し、この比率が１：１．４〜３．３又は１．４〜３．
３：１（或いは１：０．３〜０．７）の範囲であればよ
り好適であることについては先に述べた通りである。ま
た、画素値変換の変換特性としては、上記実施例のよう
な２次関数又は２次関数と一次関数の接続に限定される
ことなく、一般に第１のＸ線画像に対する変換特性を表
す関数ｆ１と第２のＸ線画像に対する変換特性を表す関
数ｆ２を、ＣＣＤ画像センサの出力値の範囲を入力範囲
とする区間で、関数自体及びその導関数が連続であるよ
うな単調関数又はその近似折線関数とし、関数ｆ１とｆ
２を共に前記区間で単調増加関数又は単調減少関数に
し、第１のＸ線照射の照射量が第２のＸ線照射の照射量
より一定の比率で少ない場合は、関数ｆ２の導関数がＣ
ＣＤ画像センサの出力値が飽和する最大入力値で０にな
るようにしてもよく、またこの場合は、関数ｆ２を単調
増加関数にすれば、画素値変換ｆ１を省略してもよい。
逆に、第１のＸ線照射の照射量が第２のＸ線照射の照射
量より一定の比率で多い場合は、関数ｆ１の導関数がＣ
ＣＤ画像センサの出力値が飽和する最大入力値で０とな
るようにしてもよく、更にこの場合は、関数ｆ１を単調
増加関数にすれば、画素値変換ｆ２を省略してもよいこ
とは、先に述べた通りである。In the above embodiment, the ratio of the two X-ray irradiation amounts is set to 1: 2. However, the present invention is not limited to this ratio value, and various ratios can be set.
However, this ratio is 1: 1.4-3.3 or 1.4-3.3.
As described above, it is more preferable that the ratio is in the range of 3: 1 (or 1: 0.3 to 0.7). In addition, the conversion characteristic of the pixel value conversion is not limited to the quadratic function or the connection of the quadratic function and the linear function as in the above-described embodiment, but is generally a function f1 representing the conversion characteristic for the first X-ray image. And a function f2 representing a conversion characteristic with respect to the second X-ray image, a monotone function such that the function itself and its derivative are continuous in a section in which the range of the output value of the CCD image sensor is an input range, or an approximate broken line thereof. Functions f1 and f
2 is a monotonically increasing function or a monotonically decreasing function in the above section, and when the irradiation amount of the first X-ray irradiation is smaller than the irradiation amount of the second X-ray irradiation at a fixed ratio, the derivative of the function f2 becomes C
The maximum input value at which the output value of the CD image sensor is saturated may be set to 0. In this case, if the function f2 is a monotonically increasing function, the pixel value conversion f1 may be omitted.
Conversely, when the irradiation amount of the first X-ray irradiation is larger than the irradiation amount of the second X-ray irradiation at a fixed ratio, the derivative of the function f1 becomes C
The maximum input value at which the output value of the CD image sensor is saturated may be 0, and in this case, if the function f1 is a monotonically increasing function, the pixel value conversion f2 may be omitted. As described above.
【００７３】また、上記実施例では、画像メモリ６の前
段に単一の画素値変換器５を配しているが、画素値変換
ｆ１を行う画素値変換器と画素値変換ｆ２を行う画素値
変換器とを別個に設けて、後者を画像メモリ６の後段に
配し、画素値変換ｆ１を、画像メモリ６への書き込み前
に行うかわりに、画像メモリ６から読み出した後であっ
て第２のＸ線画像との加算を行う前に行ってもよい。Further, in the above embodiment, the single pixel value converter 5 is arranged in the preceding stage of the image memory 6, but the pixel value converter performing the pixel value conversion f1 and the pixel value converter performing the pixel value conversion f2 are provided. A converter is separately provided, and the latter is arranged at the subsequent stage of the image memory 6. Instead of performing the pixel value conversion f1 before writing to the image memory 6, the second pixel value conversion f 1 is performed after reading from the image memory 6. May be performed before the addition with the X-ray image.
【００７４】また、上記実施例では、画素値変換器５と
画像メモリ６と加算器７を制御ユニット８と別個に設け
たが、制御ユニット８には通常コンピュータが用いられ
るので、その中のＣＰＵとメモリを使用して、ソフト的
に同等の機能を実現してもよい。In the above embodiment, the pixel value converter 5, the image memory 6, and the adder 7 are provided separately from the control unit 8. However, since a computer is usually used for the control unit 8, the CPU therein is used. And a memory may be used to realize software equivalent functions.
【００７５】また、上記実施例では、Ｘ線照射の照射量
率を一定にして第１の時間間隔（Ｔ１）を第２の時間間
隔（Ｔ２）に対し一定の比率にすることで、第１のＸ線
照射の照射量の第２のＸ線照射の照射量に対する比率ｒ
を一定にしているが、原理的には線量率や線質も含めて
照射量を制御するようにしてもよい。In the above embodiment, the first time interval (T1) is set to a constant ratio with respect to the second time interval (T2) by keeping the irradiation rate of the X-ray irradiation constant. Ratio of the amount of X-ray irradiation to the amount of second X-ray irradiation r
Is constant, but in principle, the irradiation dose may be controlled including the dose rate and the radiation quality.
【００７６】また、本発明は２画像の加算に関するもの
であるが、これを３画像以上の加算の場合に適用するこ
とも可能である。例えば、３画像加算の場合、最初の２
画像の撮影について先ず本発明の２画像加算を適用し、
その結果得られた画像を新たな第１の画像とみなし、第
３の画像を新たな第２の画像とみなして再度本発明の方
法を適用することが可能である。上記の加算過程を拡張
することによって４画像以上の加算も可能である。この
ような場合には、画素値変換を行う変換特性も通常３個
以上必要となる。Although the present invention relates to the addition of two images, the present invention can be applied to the case of adding three or more images. For example, in the case of adding three images, the first two
For image capturing, first, the two-image addition of the present invention is applied,
It is possible to regard the resulting image as a new first image and the third image as a new second image and apply the method of the present invention again. By extending the above addition process, addition of four or more images is possible. In such a case, three or more conversion characteristics for performing pixel value conversion are usually required.
【００７７】[0077]
【発明の効果】以上説明した如く、本発明によれば、蓄
積部分を有し、蓄積部分への画像伝送が高速に行なわれ
るＣＣＤ画像センサを使用して、短い時間間隔の２つの
短いＸ線照射で発生する画像を加算することにより、Ｓ
Ｎ比が高く、被検体の動きによる解度劣化が少なく、か
つ従来技術のような加算画素数による制約のない広いダ
イナミックレンジを有し、階調特性の自然なＸ線画像を
得ることができるＸ線画像撮影方法及びＸ線画像装置を
提供することができる。As described above, according to the present invention, two short X-rays having a short time interval are provided by using a CCD image sensor having a storage portion and transmitting an image to the storage portion at high speed. By adding images generated by irradiation, S
It is possible to obtain a natural X-ray image having a high N ratio, a small degree of resolution degradation due to the movement of the subject, a wide dynamic range without restriction by the number of added pixels unlike the related art, and a natural gradation characteristic. An X-ray imaging method and an X-ray imaging apparatus can be provided.
【図１】本発明におけるＸ線画像の１画素の信号処理を
説明するための説明図。FIG. 1 is an explanatory diagram for explaining signal processing of one pixel of an X-ray image according to the present invention.
【図２】本発明のＸ線画像撮影装置の一実施例を示すブ
ロック図。FIG. 2 is a block diagram showing one embodiment of the X-ray image photographing apparatus of the present invention.
【図３】インターライン伝送型ＣＣＤ画像センサの模式
図。FIG. 3 is a schematic diagram of an interline transmission type CCD image sensor.
【図４】本発明のＸ線画像撮影の過程を示すタイムチャ
ート。FIG. 4 is a time chart showing a process of X-ray imaging according to the present invention.
１ Ｘ線発生器 １１ Ｘ線高電圧発生器 １２ Ｘ線管 ２ 被検体 ３ Ｘ線画像変換器 ３１ Ｉ．Ｉ． ３２ 光学系 ４ ＣＣＤカメラ ４１ ＣＣＤ画像センサ ４１１ 画像部 ４１２ 蓄積部 ４１３ 水平レジスタ ４２ アンプ ４３ ＡＤ変換器 ５ 画素値変換器 ５１ ＬＵＴ（１） ５２ ＬＵＴ（２） ６ 画像メモリ ７ 加算器 ８ 制御ユニット ９ 操作卓 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 X-ray generator 11 X-ray high voltage generator 12 X-ray tube 2 Subject 3 X-ray image converter 31 I. I. Reference Signs List 32 optical system 4 CCD camera 41 CCD image sensor 411 image section 412 storage section 413 horizontal register 42 amplifier 43 AD converter 5 pixel value converter 51 LUT (1) 52 LUT (2) 6 image memory 7 adder 8 control unit 9 Console
Claims (8)
された画像の読み出し期間（Ｔｒ）より短い第１の時間
間隔（Ｔ１）中に第１のＸ線照射を行い、 ｂ）第１の時間間隔（Ｔ１）の終了後、第１のＸ線照射
中にＣＣＤ画像センサの画像部分で発生した第１の画像
をその蓄積部分へ伝送し、 ｃ）第１のＸ線照射の直後又はその短時間後の、前記読
み出し期間（Ｔｒ）より短い第２の時間間隔（Ｔ２）中
に第２のＸ線照射を行い、 ｄ）第１の画像を蓄積部分から読み出し、その画像を画
像メモリに書き込み、 ｅ）第１の画像の読み出しの後、第２の画像を蓄積部分
に伝送し、 ｆ）第２の画像を蓄積部分から読み出し、その第２の画
像を前記画像メモリから読み出した第１の画像と加算す
る、 各ステップを有するＸ線画像撮影方法において、 第１のＸ線照射の照射量の第２のＸ線照射の照射量に対
する比率（ｒ）は一定で、第１の画像と第２の画像との
加算前に、第１の画像に対する、その画像メモリへの書
き込み前又は画像メモリからの読み出し後であって、第
２の画像との加算前における第１の関数（ｆ１）による
画素値変換，及び第２の画像に対する、その蓄積部分か
らの読み出し後第１の画像との加算前における第２の関
数（ｆ２）による画素値変換のうちの少なくとも一方の
画素値変換を行うことを特徴とするＸ線画像撮影方法。1. a) performing a first X-ray irradiation during a first time interval (T1) shorter than a readout period (Tr) of an image stored in a storage portion of a CCD image sensor; After the end of the time interval (T1), the first image generated in the image part of the CCD image sensor during the first X-ray irradiation is transmitted to its storage part; c) immediately after or after the first X-ray irradiation. After a short time, a second X-ray irradiation is performed during a second time interval (T2) shorter than the readout period (Tr). D) The first image is read from the storage portion, and the image is stored in the image memory. Writing, e) after reading the first image, transmitting the second image to the storage portion, f) reading the second image from the storage portion, and reading the second image from the image memory. An X-ray imaging method having the steps of: The ratio (r) of the irradiation amount of the first X-ray irradiation to the irradiation amount of the second X-ray irradiation is constant, and before addition of the first image and the second image, Before writing to the image memory or after reading from the image memory, and before addition with the second image, pixel value conversion by the first function (f1), and conversion of the second image from its accumulated portion An X-ray imaging method, comprising: performing at least one pixel value conversion among pixel value conversions by a second function (f2) before addition with a first image after reading.
て、 第１の関数（ｆ１）及び第２の関数（ｆ２）は、ＣＣＤ
画像センサの出力値の範囲を入力範囲とする区間で、関
数自体及びその導関数が連続であるような単調関数又は
その近似折線関数であり、 Ｘ線照射量の多い方の画像に対する画素値変換の関数
（ｒ＜１のときはｆ２，ｒ＞１のときはｆ１）の導関数
がＣＣＤ画像センサの出力値が飽和する最大値で０とな
ることを特徴とするＸ線画像撮影方法。2. The method according to claim 1, wherein the first function (f1) and the second function (f2) are CCDs.
In the section where the range of the output value of the image sensor is the input range, the function itself and its derivative are a monotone function such that the function is continuous or its approximate linear function, and the pixel value conversion for the image with the larger X-ray irradiation amount (F2 when r <1, f1 when r> 1) is 0 at the maximum value at which the output value of the CCD image sensor is saturated.
て、 第１の関数（ｆ１）及び第２の関数（ｆ２）は共に単調
増加関数又は単調減少関数であり、画素値変換の関数
（ｆ１）の導関数と関数（ｆ２）の導関数との比が、Ｃ
ＣＤ画像センサの出力値が０である最小入力値におい
て、第１のＸ線照射の照射量の第２のＸ線照射の照射量
に対する比率（ｒ）に等しいことを特徴とするＸ線画像
撮影方法。3. The X-ray imaging method according to claim 2, wherein the first function (f1) and the second function (f2) are both a monotone increasing function or a monotone decreasing function, and the pixel value conversion function ( The ratio between the derivative of f1) and the derivative of function (f2) is C
An X-ray image radiographing method wherein the minimum input value at which the output value of the CD image sensor is 0 is equal to the ratio (r) of the irradiation amount of the first X-ray irradiation to the irradiation amount of the second X-ray irradiation. Method.
て、 第１の関数（ｆ１）による画素値変換又は第２の関数
（ｆ２）による画素値変換のうちの一方の画素値変換の
みが行われたとき、当該画素値変換の関数は単調増加関
数であり、当該画素値変換の関数の導関数が、ＣＣＤ画
像センサの出力値が０である最小入力値において、前記
比率ｒ又はその逆数１／ｒに等しくなることを特徴とす
るＸ線画像撮影方法。4. The X-ray imaging method according to claim 2, wherein only one of the pixel value conversion by the first function (f1) and the pixel value conversion by the second function (f2) is performed. When performed, the pixel value conversion function is a monotonically increasing function, and the derivative of the pixel value conversion function is the ratio r or its reciprocal at the minimum input value where the output value of the CCD image sensor is 0. An X-ray imaging method characterized by being equal to 1 / r.
て、 画素値変換の関数（ｆ１）の２次導関数の入力値ｘにお
ける値（ｆ１″（ｘ））と関数（ｆ２）の２次導関数の
入力値ｘ／ｒにおける値（ｆ２″（ｘ／ｒ））との間
に、ｘの最小入力値０から、ｘ又はｘ／ｒの一方が先に
最大入力値に到達するまでの区間で、式ｆ１″（ｘ）＝
−ｆ２″（ｘ／ｒ）／ｒ２が成立し、かつ、ｘ又はｘ／
ｒの一方が先に最大入力値に到達した後、ｘ又はｘ／ｒ
の他方が最大入力値に到達するまでの区間で、Ｘ線照射
量の少ない方の画像に対する画素値変換の関数（ｒ＜１
のときはｆ１，ｒ＞１のときはｆ２）の２次導関数が０
となることを特徴とするＸ線画像撮影方法。5. The X-ray imaging method according to claim 3, wherein the value (f1 ″ (x)) of the input value x of the second derivative of the function (f1) of the pixel value conversion and the value (2) of the function (f2) are used. From the minimum input value x of 0 to the value (f2 ″ (x / r)) at the input value x / r of the next derivative until one of x or x / r reaches the maximum input value first In the section of the formula, f1 ″ (x) =
−f2 ″ (x / r) / r2 holds, and x or x /
r or x / r after one of r first reaches the maximum input value
In the interval until the other of the two reaches the maximum input value, a function of pixel value conversion (r <1
Is f1, and if r> 1, the second derivative of f2) is 0
An X-ray image capturing method, characterized in that:
て、 ｘが最小入力値０から、ｘ又はｘ／ｒの一方が先に最大
入力値に到達するまでの区間で、画素値変換の関数（ｆ
１，ｆ２）の２次導関数（ｆ１″（ｘ），ｆ２″（ｘ／
ｒ））の一方が一定値２Ｃ／ｒ２，他方が一定値−２Ｃ
であることを特徴とするＸ線画像撮影方法。6. The X-ray imaging method according to claim 5, wherein x is a pixel value conversion in a section from a minimum input value 0 to one of x or x / r reaching a maximum input value first. Function (f
1, f2) (f1 ″ (x), f2 ″ (x /
r)) is constant at 2C / r2 and the other is constant at -2C
An X-ray image capturing method, characterized in that:
て、 画素値変換の関数（ｆ１）の導関数と関数（ｆ２）の導
関数との比率が、ＣＣＤ画像センサの出力値が０である
最小入力値において、第１のＸ線照射の照射量の第２の
Ｘ線照射の照射量に対する比率（ｒ）に等しく、かつそ
の比率（ｒ）が０．３〜０．７又は１．４〜３．３であ
ることを特徴とするＸ線画像撮影方法。7. The X-ray image capturing method according to claim 6, wherein the ratio between the derivative of the pixel value conversion function (f1) and the derivative of the function (f2) is 0 when the output value of the CCD image sensor is 0. At a certain minimum input value, the ratio of the dose of the first X-ray irradiation to the dose of the second X-ray irradiation (r) is equal to 0.3 and 0.7 or 1. An X-ray image photographing method, which is 4 to 3.3.
生器と，被検体を透過したＸ線画像を可視画像に変換す
るＸ線画像変換器と，可視画像を電気的な画素値信号に
変換するＣＣＤ画像センサと，ＣＣＤ画像センサから出
力された画素値信号を変換する変換特性を２種類以上も
つ画素値変換手段と，画素値変換手段で変換された画素
値信号を蓄積する画像メモリと，画素値変換手段から出
力された画素値信号と画像メモリから読み出された画素
値信号を加算する加算手段と，上記の各部分を制御する
制御ユニットとから成り、制御ユニットは、２つの照射
量の異なる短時間のＸ線照射を引き続いて、又は短い時
間間隔をおいて実行し、第１のＸ線照射の直後に第１の
Ｘ線照射で発生した第１のＸ線画像をＣＣＤ画像センサ
の蓄積部分に伝送し、第２のＸ線照射の間又は後に、第
１のＸ線画像をＣＣＤ画像センサの蓄積部分から読み出
し、そのＸ線画像を画像メモリに書き込み、第２のＸ線
照射の後に第２のＸ線照射で発生した第２のＸ線画像を
ＣＣＤ画像センサの蓄積部分に伝送し、第２のＸ線画像
をＣＣＤ画像センサの蓄積部分から読み出し、その第２
のＸ線画像を前記画像メモリから読み出した第１のＸ線
画像と加算手段において画素毎に加算して出力するよう
に制御し、更に第１のＸ線画像と第２のＸ線画像との加
算前に、第１のＸ線画像に対する、その画像メモリへの
書き込み前又は画像メモリからの読み出し後であって、
第２のＸ線画像との加算前における画素値変換手段によ
る第１の変換特性に従った画素値変換，及び第２のＸ線
画像に対する、その蓄積部分からの読み出し後第１のＸ
線画像との加算前における画素値変換手段による第２の
変換特性に従った画素値変換のうちの少なくとも一方の
画素値変換を行うように制御するＸ線画像撮影装置。8. An X-ray generator for generating X-rays for irradiating an object, an X-ray image converter for converting an X-ray image transmitted through the object into a visible image, and an electric pixel value for the visible image. A CCD image sensor for converting the signal into a signal, pixel value conversion means having two or more types of conversion characteristics for converting the pixel value signal output from the CCD image sensor, and an image for storing the pixel value signal converted by the pixel value conversion means The control unit includes a memory, an addition unit that adds the pixel value signal output from the pixel value conversion unit and the pixel value signal read from the image memory, and a control unit that controls each of the above units. Short-time X-ray irradiation of two different doses is performed successively or at short time intervals, and the first X-ray image generated by the first X-ray irradiation immediately after the first X-ray irradiation is obtained. Transmission to the storage part of the CCD image sensor During or after the second X-ray irradiation, the first X-ray image is read from the accumulation part of the CCD image sensor, and the X-ray image is written into the image memory, and after the second X-ray irradiation, the second X-ray image is read. A second X-ray image generated by the X-ray irradiation is transmitted to a storage section of the CCD image sensor, and a second X-ray image is read from the storage section of the CCD image sensor.
The first X-ray image read from the image memory is added to the first X-ray image read from the image memory and output by adding means for each pixel. Further, the first X-ray image and the second X-ray image Before addition, before writing to the image memory or after reading from the image memory for the first X-ray image,
Pixel value conversion according to the first conversion characteristic by the pixel value conversion means before addition with the second X-ray image, and the first X-ray image after the readout from the accumulation portion of the second X-ray image
An X-ray image photographing apparatus which controls so as to perform at least one pixel value conversion among pixel value conversions according to a second conversion characteristic by a pixel value conversion unit before addition with a line image.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9340836A JPH11155848A (en) | 1997-11-27 | 1997-11-27 | X-ray image photographing method and x-ray image photographing device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9340836A JPH11155848A (en) | 1997-11-27 | 1997-11-27 | X-ray image photographing method and x-ray image photographing device |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11155848A true JPH11155848A (en) | 1999-06-15 |
Family
ID=18340763
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9340836A Pending JPH11155848A (en) | 1997-11-27 | 1997-11-27 | X-ray image photographing method and x-ray image photographing device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH11155848A (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003164448A (en) * | 2001-11-08 | 2003-06-10 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Multi-energy x-ray imaging technique |
| JP2009247553A (en) * | 2008-04-04 | 2009-10-29 | Fujifilm Corp | Radiation image processing apparatus |
| JP2021023611A (en) * | 2019-08-06 | 2021-02-22 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | X-ray diagnostic device and medical image processing device |
-
1997
- 1997-11-27 JP JP9340836A patent/JPH11155848A/en active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| JP4558268B2 (en) * | 2001-11-08 | 2010-10-06 | ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー | Multi-energy X-ray imaging technique |
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