CN101389272B - 放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法 - Google Patents

放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法 Download PDF

Info

Publication number
CN101389272B
CN101389272B CN2006800533692A CN200680053369A CN101389272B CN 101389272 B CN101389272 B CN 101389272B CN 2006800533692 A CN2006800533692 A CN 2006800533692A CN 200680053369 A CN200680053369 A CN 200680053369A CN 101389272 B CN101389272 B CN 101389272B
Authority
CN
China
Prior art keywords
recursive operation
detection signal
radiation
radiation detection
time lag
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN2006800533692A
Other languages
English (en)
Other versions
CN101389272A (zh
Inventor
冈村升一
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shimadzu Corp
Original Assignee
Shimadzu Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Shimadzu Corp filed Critical Shimadzu Corp
Publication of CN101389272A publication Critical patent/CN101389272A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN101389272B publication Critical patent/CN101389272B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

本发明涉及一种放射线摄像装置以及放射线检测信号处理方法。当进行递归运算处理时，从由与放射线检测机构的各自位置分别对应的各检测像素所构成的像素组中，划分出进行递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位，在进行递归运算处理的部位通过递归运算处理除去时间滞后量，求得修改后放射线检测信号。所以，在不进行递归运算处理的部位至少不进行递归运算处理，以省略递归运算处理的量使用于递归运算处理的计算量减少，能够从放射线检测信号除去时间滞后量。

Description

放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法 
技术领域
本发明涉及一种伴随向被检体的放射线照射而从放射线检测机构采样时间间隔输出的放射线检测信号得到放射线图像而构成的医用或工业用的放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法，特别是涉及为了从放射线检测机构取出的放射线检测信号除去因放射线检测机构引起的时间滞后量的技术。 
背景技术
放射线摄像装置的代表装置之一即医用X线诊断装置中，最近作为检测伴随X线管的X线照射而生的被检体的X线透射像的X线检测器，使用在X线检测面上纵横排列利用半导体等将多个的X线检测元件的平板型X线检测器(以下适当称为“FPD”)。 
即，在X线诊断装置中有这样的结构，根据伴随利用X线管的向被检体的放射线照射而从FPD以采样时间间隔取出的X线图像一张的量的X线检测信号，得到与每个采样时间间隔的被检体的X线透射像对应的X线像素的结构。使用FPD的情况下，与以往使用的图像放大器等相比，轻量、切不发生复杂的检测偏差，所以在装置结构上和图像处理上是有利的。 
但是，使用FPD的情况下，因FPD引起的时间滞后的影响在X线图像中出现。具体地，从FPD取出X线检测信号的采样时间间隔短的情况下，作为不能完全取出的信号的剩余作为时间滞后量施加给下一个X线检测信号。因此，从FPD在一秒钟30次的采样时间间隔取出图像一张量的X线检测信号而生成X线图像进行动画显示的情况下，时间滞后量作为残像出现在前一个图像上，出现重影图像的，结果，动画图像出现模糊。 
相对于这样的FPD的时间滞后问题，美国专利说明书第5249123号中公开了计算机断层图像(CT图像)的取得的情况下，从FPD以采样时间间隔Δt取出的放射线检测信号通过运算处理除去时间滞后量的技术。 
即，上述美国专利说明书中，以采样时间间隔取出的各放射线检测信号所包含的时间滞后量以基于通过时间滞后量为多少的指数函数构成的脉冲响应的时间滞后量从放射线检测信号yk除去时间滞后量的滞后除去放射线检测信号xk的运算处理通过下式进行。 
xk＝〔yk-∑n-1 N〔αn·〔1-exp(Tn)〕·exp(Tn)·Snk〕〕/∑n＝1 Nβn
在此，Tn＝-Δt/τn，Snk＝xk-1+esp(Tn)·Sn(k-1)， 
βn＝αn·〔1-exp(Tn)〕 
其中，Δt：采样时间间隔 
k：采样时系列内的第k时刻的下标， 
N：构成脉冲响应的时间常数不同的指数函数的个数， 
n：构成脉冲响应的指数函数中的一个的下标， 
αn：指数函数n的强度， 
τn：指数函数n的衰减时间常数， 
但是，发明人适当实施上述美国专利说明书提出的运算处理技术后发现，由于时间滞后引起的反效果不能避免，并且，并且只能够得到正面的X线图像，FPD的时间滞后不能消除(专利文献1)。 
因此，发明人提出特开2004-242741号公报的方法。根据该方法，相对于FPD的时间滞后，通过下面的递归式a～c，除去FPD的脉冲响应引起的时间滞后。 
Xk＝Yk-∑n＝1 N〔αn·〔1-exp(Tn)〕·exp(Tn)·Snk〕     a， 
Tn＝-Δt/τn           b， 
Snk＝Xk-1+exp(Tn)·Sn(k-1)       c， 
其中，Δt：采样时间间隔， 
k：采样时系列内的第k时刻的下标， 
Yk：在第k采样时刻取出的放射线检测信号， 
Xk：从Yk除去时间滞后量的修改后放射线检测信号， 
Xk-1：一时刻前的Xk， 
Sn(k-1)：一时刻前的Snk， 
exp：指数函数， 
N：构成脉冲响应的时间常数不同的指数函数的个数， 
n：构成脉冲响应的指数函数中的一个的下标， 
αn：指数函数n的强度， 
τn：指数函数n的衰减时间常数， 
Sn0＝0， 
X0＝0。 
该递归运算中，作为FPD的脉冲响应系数的、N、αn、τn事先求得，在其固定的情况下将放射线检测信号Yk用于式a～c，结果，算出除去时间滞后量的Xk(专利文献2)。另外，上述的时间滞后量除去的修改叫做“重影修改”。 
上述的专利文献2的方法以外，也有利用背灯实现时间滞后量的长时间常数分量的降低的技术(例如专利文献3)。 
专利文献1：美国专利第5249123号(说明书的数学式和附图) 
专利文献2：特开2004-242741号公报(说明书的数学式和附图) 
专利文献3：特开平99153号公报(第3-8页，图1) 
但是，例如17英寸尺寸的FPD是纵横3072×3072像素，在上述的专利文献2的方法中，为了递归运算处理的计算量膨胀。因此，动画的透视摄像的情况下，进行对像素加算的组合动作(ビニング動作)而减少计算量的对策。例如，纵横都是2×2像素统一为一个的组合动作中，通过族和动作能够使像素数减为1/4，将计算量减为1/4。另外，纵为4像素、横为2像素的4×2像素统一为一个的组合动作中，能够通过组合动作将像素数减为1/8，计算量减为1/8。 
但是另一方面从抑制成本的必要性上考虑，消除上述专利文献3的背灯，则时间滞后量的时间常数分量(也称为“滞后分量”)量最大作为该对策，考虑到增加用于滞后修改的时间滞后量的时间常数分量的数。但是，若增加分量的数量，则计算量增大。 
发明内容
本发明是鉴于上述问题而研发的，其目的在于提供一种能够降低计算量，能够从自放射线检测机构取出的放射线检测信号除去放射线检测机构引起的放射线检测信号的时间滞后的放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法。 
为了实现上述目的，本发明的放射线摄像装置，其基于放射线检测信号得到放射线图像，其特征在于：具有：朝向被检体照射放射线的放射线照射机构；检测透过被检体的放射线的放射线检测机构；以及从所述放射线检测机构以规定的采样时间间隔取出放射线检测信号的信号采样机构，其中所述放射线摄像装置根据伴随向被检体的放射线照射而从放射线检测机构以采样时间间隔输出的放射线检测信号得到放射线图像而构成，所述放射线摄像装置还具有：时间滞后除去机构，其将以采样时间间隔取出的各放射线检测信号所包含的时间滞后量作为基于以单个或衰减时间常数不同的指数函数所构成的脉冲响应的量，通过递归运算处理从各放射线检测信号除去；像素组划分机构，其从与所述放射线检测机构的各位置分别对应的各检测像素所构成的像素组中划分出进行所述递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位，其中，所述时间滞后除去机构在进行递归运算处理的部位通过递归运算处理除去时间滞后量，而求得修改后放射线检测信号。 
在本发明的放射线摄像装置中，伴随利用放射线照射机构对被检体的照射线而从放射线检测机构以规定的采样时间间隔输出的放射线检测信号所含有的时间滞后量作为基于由以单个或衰减时间常数不同的指数函数所构成的脉冲响应的时间滞后量而被时间滞后除去机构除去。进行该递归运算处理时，如以下进行。即，从与所述放射线检测机构的各位置分别对应的各检测像素所构成的像素组中划分出进行所述递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位，时间滞后除去机构在进行递归运算处理的部位通过递归运算处理除去时间滞后量，从取得的修改后放射线检测信号取得放射线图像。 
这样，根据本发明的放射线摄像装置，由于在不进行递归运算处理的部位至少不进行递归运算处理，所以以省去递归运算处理的量，使递归运算处理的计算量减少，能够从放射线检测信号除去时间滞后量。 
另外，本发明的放射线检测信号处理方法，其将照射被检体而检测出的放射线检测信号以规定的采样时间间隔取出，基于以采样时间间隔输出的放射线检测信号来进行得到放射线图像的信号处理，其将以采样时间间 隔取出的各放射线检测信号所包含的时间滞后量作为基于由以单个或衰减时间常数不同的多个指数函数所构成的脉冲响应的量，通过递归运算处理从各放射线检测信号除去，此时，从与检测放射线而输出所述放射线检测信号的放射线检测机构的各位置分别对应的各检测像素所构成的像素组中划分出进行所述递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位，在进行递归运算处理的部位通过递归运算处理除去时间滞后量，而求得修改后放射线检测信号。 
根据本发明的放射线检测信号处理方法，进行该递归运算处理时，从与所述放射线检测机构的各位置分别对应的各检测像素所构成的像素组中划分出进行所述递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位，时间滞后除去机构在进行递归运算处理的部位通过递归运算处理除去时间滞后量，取得修改后放射线检测信号，从而在不进行递归运算处理的部位，至少不进行递归运算处理。因此以省去递归运算处理的量，使递归运算处理的计算量减少，能够从放射线检测信号除去时间滞后量。另外，由于进行递归运算处理的部位减少，所以以往的装置结构不变大，而能够减少计算量，也能够取得能够及性能作为使用更多的时间常数分量的除去时间滞后除去机构的修改的滞后修改的效果。 
在上述的放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法的一例中，当将在规定的单方向上并列的像素组的一部分形成为线行时，所述像素组划分机构将不进行所述递归运算处理的部位作为规定的线行设定，将进行所述递归运算处理的部位作为规定的线行以外的线行设定。通过这样的设定，能够关于线行来进行划分，分为进行递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位。 
另外，所述放射线检测机构由与各像素分别对应的多个放射线检测元件二维状排列而构成，并且进行所述放射线检测元件的开关控制的多个栅极总线与各个放射线检测元件连接，将所述放射线检测信号从放射线检测元件读出的数据总线与所述数据总线垂直而与各个放射线检测元件连接构成时，上述的线行的一例能够如以下设定。 
即，将不进行所述递归运算处理的部位作为规定的数据总线设定，并将进行所述递归运算处理的部位作为所述规定的数据总线以外的数据总 线设定。这样地设定，能够关于数据总线进行划分，分为进行递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位。 
另外，数据总线的延伸方向能够沿着读出方向，所以能够容易在读出时刻划分规定的数据总线。 
关于这样的数据总线的一例，还能够如以下划分。即，所述像素组划分机构对相邻的数据总线交替分为不进行所述递归运算处理的部位和进行所述递归运算处理的部位。 
在上述的放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法的一例中，在不进行所述递归运算处理的部位，采用基于该部位的周边并在进行递归运算处理的部位的递归运算结果的值来去时间滞后量，求得修改后放射线检测信号。这样，通过在不进行递归运算处理的部位除去时间滞后量，从而也能够与进行递归运算处理的部位同等地得到除去作为时间滞后量的修改的滞后修改的效果。 
这样在不进行递归运算处理的部位除去时间滞后量的情况的一例中，基于所述递归运算结果的值是基于递归运算结果的统计量。通过使用这样的统计量来除去时间滞后量，从而在不进行递归运算处理的部位，也能够取得可靠性高的修改后放射线检测信号。另外，上述的统计量的一例中，统计量是递归运算结果的平均值。另外，作为这样的平均值的一例如下。在进行所述递归运算处理的部位，从放射线检测信号除去时间滞后量的递归运算处理通过式A～C来进行， 
Xk＝Yk-∑n＝1 N〔Snk〕         A， 
Tn＝-Δt/τn         B， 
Snk＝exp(Tn)·{αn·〔1-exp(Tn)〕·exp(Tn)·Sn(k-1)}      C， 
其中，Δt：采样时间间隔， 
k：采样时系列内的第k时刻的下标， 
Yk：在第k采样时刻取出的放射线检测信号， 
Xk：从Yk除去时间滞后量的修改后放射线检测信号， 
Xk-1：一时刻前的Xk， 
Sn(k-1)：一时刻前的Snk， 
exp：指数函数， 
N：构成脉冲响应的时间常数不同的指数函数的个数， 
n：构成脉冲响应的指数函数中的一个的下标， 
αn：指数函数n的强度， 
τn：指数函数n的衰减时间常数， 
并且，为了进行恢复运算处理的初始值通过式D进行， 
X0＝0，Sn0＝γn·Y0        D， 
其中，γn：某衰减时间常数τn的分量n的剩余比率， 
Y0：作为递归运算处理的基点时刻的放射线非照射时刻剩余的滞后信号值， 
在所述式D确定的初始值的条件下，基于通过所述式A～C求得的所述脉冲响应来除去时间滞后量，求得修改后放射线检测信号，在不进行所述递归运算处理的部位，以所述递归运算结果作为所述式A的∑n＝1 N〔Snk〕，采用基于该部位的周边并在进行递归运算处理的部位的∑n＝1 N〔Snk〕的平均值来去时间滞后量，求得修改后放射线检测信号。 
发明效果：根据本发明的放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法，由于在不进行递归运算处理的部位至少不进行递归运算处理，所以以省去递归运算处理的量，使递归运算处理的计算量减少，能够从放射线检测信号除去时间滞后量。 
附图说明
图1是表示实施例的X线透视摄像装置的全体结构的方块图。 
图2是表示用于实施例装置的FPD的结构的平面图。 
图3是表示实施例装置的X线摄像的实施时的X线检测信号的采样状况的模式图。 
图4是剖面视的FPD的等价电路。 
图5是平面视的FPD的等价电路。 
图6是表示实施例的X线检测信号处理方法的顺序的流程图。 
图7是表示实施例的X线检测信号处理方法的时间滞后除去用的递归运算处理流程的流程图。 
图8是对每个相邻的数据总线交替分为不进行递归运算处理的部位和 进行递归运算处理的部位时的模式图。 
图9是表示与放射线入射状况对应的时间滞后状况的图。 
图10是表示摄像的滞后(时间滞后量)透视重叠的时间滞后量状况的图。 
附图标记说明 
1、X线管 
2、FPD(平板型x线检测器) 
3、A/D转换器 
11、时间滞后除去部 
12、像素组划分部 
22、X线检测元件 
26、栅极总线 
29、数据总线 
M、被检体 
具体实施方式
设置从与FPD(平板型X线检测器)的各位置分别对应的各检测像素所构成的像素组中划分出进行所述递归运算处理的部位(FPD的数据总线)和不进行递归运算处理的部位(FPD的数据总线)的图形组划分机构，在进行递归运算处理的部位通过递归运算处理除去时间滞后量，取得修改后X线检测信号，从而在不进行递归运算处理的部位，至少不进行递归运算处理，从而以省去递归运算处理的量，使用于递归运算处理的计算量减少，能够从X线检测信号除去时间滞后量。 
实施例 
以下，参照附图说明本发明的实施方式。图1是表示实施例的X线透视摄像装置的全体结构的方块图。 
X线透视摄像装置如图1所示，具有：朝向被检体M照射X线的X线管1；检测通过被检体M的X线的FPD(平板型X线检测器)2；从FPD 2以规定的采样时间间隔Δt数字化X线检测信号并取出的A/D转换器3；根据从A/D转换器3输出的X线检测信号制作X线图像的检测信 号处理部4；显示检测信号处理部4取得的X线图像的图形监测器5。即，伴随向被检体M的X线照射，根据A/D转换器3从FPD 2取出的X线检测信号来得到X线图像而构成本实施例装置，所取得的X线图投映在图形监测器5的画面上。以下，具体说明本实施例装置的各部分结构。X线管1相当于本发明的放射线照射机构，FPD2相当于本发明的放射线检测机构，A/D转换器3相当于本发明的信号采样机构。另外，X线检测信号相当于本发明的放射线检测信号，X线图像相当于本发明的放射线图像。 
隔着被检体M使X线管1和FPD 2相对配置。具体地，X线摄像时一边承受X线照射控制部6的控制，X线管1一边对被检体M照射锥束状的X线，同时伴随X线照射生成的被检体M的透过X线像投影在FPD2的X线检测面上，而使X线管1和FPD 2相对配置。 
X线管移动机构7和X线检测器移动机构8使X线管1和FPD 2沿被检体M往复移动而形成各自的结构。另外，X线管1和FPD 2的移动时，X线管移动机构7和X线检测器移动机构8接受照射检测***移动控制部9的控制而使X线的照射中心与FPD 2的X线检测面的中心时常保持一致状态，维持X线管1和FPD 2的相对配置的状态下使其一起移动。随着X线管1和FPD 2的移动，向被检体M的X线照射位置变化，从而摄像位置移动。 
FPD 2如图2所示，在投影来自被检体M的透过X线像的X线检测面上沿着被检体M的体轴方向X和体侧方向Y纵横排列多个X线检测元件22。例如纵17英寸×横17英寸程度的范围的X线检测面上以纵3072×横3072的矩阵来纵横排列X线检测元件22。FPD 2的各X线检测元件22形成与由检测信号处理部4制作的X线图像的各像素对应的关系，根据从FPD 2取出的X线检测信号，与投影在X线检测面上的透过X线像对应的X线图像由检测信号处理部4制作。X线检测元件22相当于本发明的放射线检测元件。 
A/D转换器3以采样时间间隔Δt连续取出每个X线图像一张量的X线检测信号，通过后段的存储器部10存储X线图像生成用的X线检测信号，X线检测信号的采样动作(取出)在X线照射以前开始。 
即，如图3所示，以采样时间间隔Δt收集该时刻的透过X线像的全 X线检测信号并一个个地收纳在存储器部10中。通过照射X线以前的A/D转换器3对X线检测信号的取出开始也可以通过操作员的手动操作进行，也可以与X线照射指示操作等连动地自动进行。 
说明FPD 2的更具体的结构。FPD 2如图4所示由玻璃基板21、形成在玻璃基板21上的薄膜晶体管TFT构成。薄膜晶体管TFT，如图4、5所示，形成上述多个X线检测元件22，各个收集电极23上相互分离形成X线检测元件22。X线检测元件22起到作为开关元件的作用。 
如图4所示在空穴收集电极23之上层叠形成X线感应性半导体24，如图4、5所示空穴收集电极23与X线检测元件22的源极S连接。栅极驱动器25连接多根栅极总线26，并且各栅极总线26连接X线检测元件22的栅极G。另一方面，如图5所示，收集电荷信号而以一个输出的多路调制器27上经由放大器28连接多根数据总线29，并且如图4、5所示各数据总线29与X线检测元件22的漏极D连接。 
省略图示的共用电极上印加偏置电压的状态下，通过印加栅极总线26的电压(或形成0V)，从而使X线检测元件11的栅极变为ON，空穴收集电极23将从由检测面侧入射的X线经由X线感应性半导体24转换的电荷信号(载流子)，经由X线检测元件22的源极S和漏极D读出到数据总线29。另外，X线检测元件22变为ON之前，电荷信号由电容器(省略图示)暂时存储记忆。各数据总线29读出的电荷信号被放大器28放大，由多路调制器27归纳为一个电荷信号输出。输出的电荷信号通过上述A/D转换器进行数字化而作为X线检测信号输出。即，栅极总线26进行X线检测元件22的开关控制，数据总线29从X线检测元件22读出X线检测信号(模拟状态下为电荷信号)。 
总之，FPD 2是以二维状排列多个分别与各像素对应的X线检测元件22的结构，并且进行X线检测元件22的开关控制的多个栅极总线26与各X线检测元件22连接，X线检测信号从X线检测元件22读出的数据总线29与栅极总线26垂直而与各X线检测元件22连接构成。栅极总线26相当于本发明的数据总线，数据总线29相当于本发明的数据总线。 
另外，本实施例的X线透视摄像装置如图1所示，具有：通过递归运算处理计算从各X线检测信号除去时间滞后量而得的修改后X线检测信 号的时间滞后除去部11；和划分进行递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位的像素组划分部12。时间滞后除去部11相当于本发明的时间滞后除去部，像素组划分部12相当于本发明的像素组划分部。 
时间滞后量包含在从FPD 2由采样时间间隔取出的各X线检测信号中。该时间滞后量基于由衰减时间常数不同的单个或多个指数函数构成的脉冲响应确定而进行上述递归运算处理，从各X线检测信号除去时间滞后量。 
此时，从FPD 2的X线检测元件22的各个位置上分别对应的各个检测像素构成的像素组中，像素组划分部12划分出上述进行递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部分，时间滞后除去部11在进行递归运算处理的部位通过递归运算处理除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号。 
本实施例中，虽然划分进行递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位，但是如图8所示，相邻的每个数据总线29交替分为不进行递归运算处理的部分和进行递归运算处理的部分。图8中，进行递归运算处理的数据总线29由斜线的剖面线表示，并且不进行递归运算处理的数据总线29由空白表示。另外，进行递归运算处理的数据总线29设定为第偶数个的情况下，不进行递归运算处理的数据总线29设定为第奇数个，相反进行递归运算处理的数据总线29设定为第奇数个的情况下，不进行递归运算处理的数据总线29设定为第偶数个。进行/不进行递归运算处理的数据总线29的设定不限于奇数/偶数。 
本实施例中，时间滞后除去部11在不进行递归运算处理的部位，使用基于该部位的周边并且进行递归运算处理的部位的递归运算结果的值来除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号。如上所述，相邻的每个数据总线29交替分为不进行递归运算处理的部分和进行递归运算处理的部分。因此，不进行递归运算处理的数据总线29的周边且进行了递归运算处理的数据总线29的优选例是，从两侧相邻夹着不进行递归运算处理的数据总线29(图8的空白部分)的两个数据总线29(图8的斜线剖面线部分)。因此，本实施例中，先在图8的斜线剖面线部分的数据总线29进行递归运算处理，除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号，然后使用 基于该递归运算结果在图8的空白部分的数据总线29(不进行递归运算处理)除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号。 
另外，本实施例中，作为基于递归运算结果的值，例如采样基于递归运算结果的统计量来说明。另外，作为基于递归运算结果的统计量采样例如递归运算结果的平均值进行说明。关于递归运算结果的平均值后述。 
另一方面，本实施例中，为了确定用于恢复运算处理的初始值，根据递归运算处理的基点时刻残留的滞后信号值进行。在此，所谓递归运算处理的基点时刻是表示前端框架(先頭フレ一ム)的X线非照射时(k＝0)，递归运算处理的基点时刻残留的滞后信号值是表示该X线非照射时残留的滞后信号值Y0。并且，通过基于被确定的初始值的递归运算处理，时间滞后除去部11(其中关于进行递归运算处理的数据总线29)除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号。 
FPD 2的情况，如图9所示，各时刻的X线检测信号中作为时间滞后量(参照图9的斜线部分)含有与过去的X线照射对应的信号。该时间滞后量由时间滞后除去部11除去，形成没有时间滞后的修改后X线检测信号。根据该修改后X线检测信号，检测信号处理部4形成与投影在X线检测面上的透过X线像对应的X线图像。 
具体地，时间滞后除去部11通过下式A～C进行从各X线检测信号除去时间滞后量的递归运算处理。 
Xk＝Yk-∑n＝1 N〔Snk〕        A， 
Tn＝-Δt/τn          B， 
Snk＝exp(Tn)·{αn·〔1-exp(Tn)〕·exp(Tn)·Sn(k-1)}      C， 
其中，Δt：采样时间间隔， 
k：采样时系列内的第k时刻的下标， 
Yk：在第k采样时刻取出的放射线检测信号， 
Xk：从Yk除去时间滞后量的修改后放射线检测信号， 
Xk-1：一时刻前的Xk， 
Sn(k-1)：一时刻前的Snk， 
exp：指数函数， 
N：构成脉冲响应的时间常数不同的指数函数的个数， 
n：构成脉冲响应的指数函数中的一个的下标， 
αn：指数函数n的强度， 
τn：指数函数n的衰减时间常数， 
即，式A的右边的第二项以后即式C中的“Snk＝exp(Tn)·{αn·〔1-exp(Tn)〕·exp(Tn)·Sn( k-1)”相当于时间滞后量，所以本实施例装置中，除去时间滞后量的修改后X线检测信号Xk通过式A～C这样简单的渐化式迅速求得。 
在此，递归运算处理的基点时刻即前端框架的X线非照射时刻为k＝0时，进行递归运算处理时k＝0时的Xk，Snk，即初始值如下式d确定。 
X0＝0，Sn0＝γn·Y0       D， 
其中，γn：某衰减时间常数τn的分量n的剩余比率， 
Y0：作为递归运算处理的基点时刻的放射线非照射时刻剩余的滞后信号值。 
例如图10所示，时间t0～t1的摄像的滞后在透视上重叠，则作为递归运算处理的基点时刻的X线非照射时(参照图10中k＝0)，也因为时间t0～t1的摄像产生的时间滞后量而存在残留滞后(滞后信号值)。即，即使在X线非照射时也不是X线检测信号Yk的初始值Y0。 
因此，如式D所示，通过X0＝0，Sn0＝γn·Y0  (Y0：作为递归运算处理的基点时刻的放射线非照射时刻剩余的滞后信号值)来设定用于递归运算处理的初始值，通过式D确定的初始值的条件下，根据式A～C求得的脉冲响应除去时间滞后量，取出修改后x线检测信号Xk。 
关于以上的式A～D的说明是关于进行递归运算处理的数据总线29的内容，但是关于不进行递归运算处理的数据总线29，如以下除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号。即，通过进行递归运算处理的数据总线29进行的递归运算结果作为式A的∑n＝1 N〔Snk〕，使用两侧相邻夹着不进行递归运算处理的数据总线29的两个数据总线29的∑n＝1 N〔Snk〕的平均值来除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号。即，在不进行递归运算处理的数据总线29中取出修改后x线检测信号中，代替式A的第二项∑n＝1 N〔Snk〕，上述两侧相邻的两个数据总线29的∑n＝1 N〔Snk〕的平均值作为式A的第二项使用。并且，不进行递归运算处理的数据总线不使用式B～ D。 
另外，本实施例装置中，A/D转换器3或检测信号处理部4、X线照射控制部6、照射检测***移动控制部9、时间滞后除去部11、像素组划分部12根据从操作部13输出的指示或随着数据或X线摄像的进行而从主控制部14送出的各种命令进行控制和处理。 
接着，参照附图具体说明使用上述本实施例装置进行X线使用的情况。图6是不是实施例的X线检测信号处理方法的顺序的流程图。另外，在此的摄像也包含图10所示的过去的摄像、本次的透视或摄像。 
〔步骤S1〕在X线未照射的状态下A/D转换器3通过采样时间间隔Δt(＝1/30秒)从FPD2取出X线照射前的一张X线图像的X线检测信号Yk。取出的X线检测信号存储在存储器部10。 
〔步骤S2〕通过操作者的设定X线不连续地乃至断续地照射被检体M，与此并行地，以采样时间间隔Δt继续利用A/D变换器3对一张X线图像量的x线检测信号Yk的取出和对存储器部10的存储。 
〔步骤3〕X线照射结束，则进行下一个步骤S4，X线照射未结束，则返回步骤S2。 
〔步骤4〕从存储器部10读出一次采样收集的一张X线图像量的x线检测信号Yk。 
该X线检测信号的读出在数据总线29并列的方向上顺次进行的情况下，对各数据总线29交替分为不进行递归运算处理的部位和进行递归运算处理的部位。 
〔步骤5〕在进行递归运算处理的数据总线29中，时间滞后除去部11根据式A～C进行递归运算处理，取出从各X线检测信号Yk除去时间滞后量而得的修改后X线检测信号Xk，即像素值。 
不进行递归运算处理的数据总线29中，时间滞后除去部11使用两侧相邻的两个数据总线29的∑n＝1 N〔Snk〕的平均值，取出从各X线检测信号Yk除去时间滞后量而得的修改后X线检测信号Xk(像素值)。 
〔步骤6〕将进行递归运算处理的数据总线29和不进行递归运算处理的数据总线29合并，检测信号处理部4根据一次采样量(一张X线图像量)的修改后X线检测信号Xk而生成X线图像。 
〔步骤7〕将生成的X线图像显示于图形监测器5。 
〔步骤8〕若存储器部10残留未处理的X线检测信号Yk，则返回步骤S4，若未处理的X线检测信号未残留，则终了X线摄像。 
另外，本实施例装置中，对一张X线图像量的X线检测信号Yk通过时间滞后除去部11进行的修改后X线检测信号Xk的算出和通过检测信号处理部4进行的X线图像的生成以采样时间间隔Δt(＝1/30秒)进行。即，能够1秒钟以30张程度的速度一个个生成X线图像，将生成的X线图像连续进行显示。一次，能够动画显示X线图像。 
接着，关于图6的步骤S5的时间滞后除去部11的递归运算处理的工序，使用图7的流程图说明。图7是表示实施例的X线检测信号处理方法的时间滞后除去用的递归运算处理工序的流程图。 
首先，图8的斜线剖面线部分的数据总线29中进行递归运算处理，除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号(步骤T1～T7)，然后使用基于该递归运算结果的值(在此，在两侧相邻夹着不进行递归运算处理的数据总线29的两个数据总线29的∑n＝1 N〔Snk〕的平均值)，用图8的空白部分的数据总线29除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号(步骤T8、T9)。 
〔步骤T1〕在图8的斜线剖面线部分的数据总线29进行递归运算处理。 
〔步骤T2〕通过过去的摄像产生的时间滞后量来收集残留滞后(滞后信号值)。具体地，在前端框架中，A/D变换器3从FPD 2取出残留滞后的一张X线图像1量的X线检测信号Y0。该X线检测信号Y0，也是在作为递归运算处理的基点时刻的X线非照射时残留的滞后信号值Y0。 
〔步骤T3〕设置k＝0，以式A的X0＝0为初始值。另一方面，步骤T2取得的滞后信号值Y0带入D，取得式C的Sn0。在此，优选将某衰减时间常数τn的分量n的残留比率γn设定为满足式E的条件。 
即，满足这样的条件： 
∑n＝1 N〔γn〕≤1，0≤γn       E 
其中，∑n＝1 N〔γn〕：分量n的残留比率γn的总和。 
分量n的残留比率γn的总和超过1，则时间滞后量被过度除去，相反 分量n的残留比率γn的总和为负值的情况下，相反时间滞后量被加算。因此，将分量n的残留比率γn的总和设定为0以上1以下，残留比率γn设定为0以上，从而能够除去时间滞后量而无过度和不足。关于式E，也可以变为下式E′，或下式E″。 
即，式E和为下式E′的情况下，式E满足 
∑n＝1 N〔γn〕＝1           E′ 
的条件，并且各残留比率满γn足式F 
γ1＝γ2＝。。。。。。γn＝。。。。。。＝γN-1＝γN       F 
的条件来设定。 
将式F带入式E′，从而N·γN＝1。因此，各残留比率γn为γN＝1/N，各残留比率γn(构成脉冲响应的时间常数不同)通过指数函数的个数N被均等分配。因此，将γN＝1/N带入式D的Sn0＝γn·Y0，从而式D由下式D′表示。 
即，式D由 
Sn0＝Y0/N     D′ 
表示。指数函数的数为3个(N＝3)的情况下，S10、S20、S30根据D全部设置为Y0/3。 
另外，式E为式E″的情况下，式E满足 
∑n＝1 N〔γn〕＜1        E″ 
的条件，并且某衰减时间常数τn的分量m的残留比率γM、此外的残留比率γN满足式G 
0＜γM＜1，γN＝0           G 
的条件而设定。指数函数的数量为3个(N＝3)，衰减时间常数τ2的分量2的残留比率2满足0＜γ2＜1(例如＝0.1)并且此外的残留比率满足γ1＝γ3＝0的情况下，S10、S30根据式G设置为0，并且S20根据式G设置为γ2·Y0(例如γ2＝0.1)。 
〔步骤T4〕通过式A、C设定为k＝1。根据式C，即Sn1＝exp(T1)·{α1·〔1-exp(T1)〕·exp(T1)·Sn0}，求得S11、S21、S31，将进一步求得的S11、S21、S31和X线检测信号Y1带入式A，算出修改后X线检测信号X1。 
〔步骤T5〕通过式A、C将k仅增加1后(k＝k+1)，接着将1时刻 前的Xk-1带入式C，求得S1k、S2k、S3k，将进一步求得的S1k、S2k、S3k和X线检测信号Yk带入式A，算出修改后X线检测信号Xk。 
〔步骤T6〕若有未处理的X线检测信号Yk，则返回步骤T5，若没有未处理的X线检测信号Yk，则进行下一个步骤T7。 
〔步骤T7〕算出一次采样量(一张X线图像量)的修改后除去x线检测信号Xk，进行递归运算处理的数据总线29(图8的斜线剖面线部分)上，关于一次的摄像量的递归运算处理完成。 
〔步骤T8〕接着，通过图8的空白部分的数据总线29不进行递归运算处理而进行相应处理。 
〔步骤T9〕即，对于每个k(＝1、2、…)，将两个相邻的数据总线29的∑n＝1 N〔Snk〕的平均值作为式A的第二项使用，将X线检测信号Yk带入式A，从而算出修正后X线检测信号Xk。与步骤T6同样地，进行该步骤T9直到出现未处理的X线检测信号Yk，若没有未处理的x线检测信号Yk，则在不进行递归运算处理的数据总线29(图8的空白部分)中，完成关于一次的摄像量的处理。 
如以上，根据本实施例的X线透视摄像装置，在不进行递归运算处理的部位(本实施例中图8的空白部分的数据总线29)至少不进行递归运算处理，所以使以省去递归运算处理的量来减少用于递归运算处理的计算量，能够从X线检测信号除去时间滞后量。另外，由于不减少进行递归运算处理的部位，所以能够不改变以往的装置结构的大小而能够减少计算量，也起到使用更多的时间常数分量的、进行作为除去时间滞后量的修改的滞后修改的效果。另外，本实施例的情况下，即使缓和长期滞后的合格基准，也能够在减少计算量的状态下，提高FPD 2的成品率。 
本实施例中，规定一方向并列的像素组的一部分线行(line)化时，不进行递归运算处理的部位作为规定的线行(本实施例中图8的空白部分的数据总线29)设定，并且进行递归运算处理的部位作为规定的线行以外的线行(本实施例中图8的斜线剖面线部分的数据总线29)设定。通过进行这样的设定，能够与线行(在此数据总线29)关联区分，分为进行递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位。 
更具体地，不进行递归运算处理的部位作为规定的数据总线29(本实 施例中图8的空白部分的数据总线29)设定，并且进行递归运算处理的部位作为规定的数据总线29以外的数据总线29(本实施例中图8的斜线剖面线部分的数据总线29)设定。通过进行这样的设定，能够与线行(在此数据总线29)关联区分，分为进行递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位。另外，由于数据总线29的延伸方向沿着读取方向，所以读取的时刻(本实施例中为S4)能够容易区分为规定的数据总线29。另外，本实施例中，对每个邻接的数据总线29交替分为不进行递归运算处理的部位和进行递归运算处理的部位。 
另一方面，本实施例中，在不进行递归运算处理的部位(本实施例中图8的空白部分的数据总线29)，使用基于该部位的周边且进行了递归运算处理的部位(本实施例中图8的空白部分的数据总线29的两侧相邻的图8的斜线剖面线部分的两个数据总线29)的递归运算结果的值来除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号。这样，不进行递归运算处理的部位通过除去时间滞后量，从而作为除去时间滞后量的修改的滞后修改的效果能够与进行递归运算处理的部位同等取得，其效果难以受损。 
更具体地，基于递归运算结果的值是基于递归运算结果的统计量(在此为平均值)。使用这样的统计量除去时间滞后量，从而即使在递归运算结果的部位，也能够取得可靠性更高的修改后X线检测信号。 
本发明不限于上述实施方式，也能够如下进行变形实施。 
(1)上述的实施例中，放射线检测机构是FPD，但是本发明也能够适用于使用FPD以外的产生X线检测信号的时间滞后的放射线检测机构的结构的装置。 
(2)上述实施例装置是X线透视摄像装置，但是本发明也能够适用于X线CT装置这样的X线透视摄像装置以外的结构。 
(3)上述实施例装置是医用装置，本发明不限于医用，也能够适用于非破坏检查设备等的工业用装置。 
(4)上述实施例装置是使用X线作为放射线的装置，但本发明不限于x线，也可以使用X线以外的放射线(例如γ线)的装置。 
(5)上述实施例中，由式D确定初始值，但是在作为递归运算处理的基点时刻的X线非照射时，若不存在因图10所示的时间t0～t1的摄像 产生的时间滞后量造成的残留滞后(滞后信号值)，则也可以将式A的X0＝0，式C的Sn0＝0全部作为x线照射前的初始值设置。 
(6)上述的实施例中，根据由式A～式C求得的脉冲响应除去时间滞后量，求得修改后x线检测信号，但是专利文献2(特开2004-242741号公报)的方法也如所述，可以根据由式a～式c求得的脉冲响应除去时间滞后量。 
(7)上述实施例中，对每个邻接的数据总线29交替分为不进行递归运算处理的部位和进行递归运算处理的部位。例如关于3个以上的连续邻接的多根数据总线29进行递归运算处理，也可以仅关于与它们邻接的一根数据总线29不进行递归运算处理，而反复交替分为不进行递归运算处理的部位和进行递归运算处理的部位。另外，例如，关于2以上的连续邻接的多根数据总线29进行递归运算处理，也可以关于与它们邻接的2以上的数据总线29不进行递归运算处理。只要是不进行递归运算处理的部位作为规定的数据总线29设定，并且进行递归运算处理的部位作为规定的数据总线29以外的数据总线29设定即可，关于各个数据总线29的设定不做特别限定。 
(8)上述实施例中，对每个邻接的数据总线29交替分为不进行递归运算处理的部位和进行递归运算处理的部位，但只要是规定一方向并列的像素组的一部分线行化时，不进行递归运算处理的部位作为规定的线行设定，并且进行递归运算处理的部位作为规定的线行以外的线行设定即可，关于数据总线29以外的种类的线行也能够适用，关于线行的种类不做特别限定。另外，也未必形成线行，也可以例如对各个块体，区分为进行递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位。 
(9)上述实施例中，在不进行递归运算处理的部位，使用基于该部位的周边且进行了递归运算处理的部位的递归运算结果的值来除去时间滞后量，求得修改后X线检测信号中，使用基于在两侧相邻夹着不进行递归运算处理的数据总线29(本实施例中图8的空白部分)的两个数据总线29(图8的斜线剖面线部分)的递归运算结果的值进行，但是也可以按照靠近不进行递归运算处理的数据总线29的顺序选择三个以上进行了递归运算处理的数据总线29，使用基于该数据总线29的递归运算结果的值进 行。 
(10)上述实施例中，作为基于递归运算结果的值是基于递归运算结果的统计量(在此为平均值)，但是不限于统计量，也可以采用例如将递归运算结果乘以小于1的系数的值作为基于递归运算结果的值。 
(11)上述的实施例中，基于递归运算结果的统计量的一例是平均值，但是只要是通常使用的统计量即可，不限定于平均值，例如也可以是递归运算结果的中央值、递归运算结果的最频值、递归运算结果的加重平均值。 
工业上的可利用性 
如以上，本发明适用于具有平板型X线检测器(FPD)的放射线摄像装置。 

Claims (16)

1.一种放射线摄像装置，其基于放射线检测信号得到放射线图像，其特征在于：
具备：放射线照射机构，其朝向被检体照射放射线；放射线检测机构，其检测透过被检体的放射线；以及信号采样机构，其从所述放射线检测机构以规定的采样时间间隔取出放射线检测信号，
所述放射线摄像装置构成为，基于伴随向被检体的放射线照射而从放射线检测机构以采样时间间隔输出的放射线检测信号得到放射线图像，
所述放射线摄像装置还具备：时间滞后除去机构，其利用递归运算处理从各放射线检测信号除去时间滞后量，所述时间滞后量包含在以采样时间间隔取出的各放射线检测信号中，且所述时间滞后量作为基于以由单个或衰减时间常数不同的多个指数函数所构成的脉冲响应的量；像素组划分机构，其从与所述放射线检测机构的各位置分别对应的各检测像素所构成的像素组中，划分出进行所述递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位，
所述时间滞后除去机构在进行递归运算处理的部位利用递归运算处理除去时间滞后量，而求得修正后放射线检测信号。
2.如权利要求1所述的放射线摄像装置，其特征在于：
当将在规定的单方向上并列的像素组的一部分形成为线行时，所述像素组划分机构将不进行所述递归运算处理的部位设定为规定的线行，并且将进行所述递归运算处理的部位设定为所述规定的线行以外的线行。
3.如权利要求2所述的放射线摄像装置，其特征在于：
所述放射线检测机构是与各像素分别对应的多个放射线检测元件二维状排列而构成，并且进行所述放射线检测元件的开关控制的多个栅极总线与各个放射线检测元件连接，数据总线构成为与所述栅极总线正交且与各个放射线检测元件连接，且所述数据总线将所述放射线检测信号从放射线检测元件读出，
所述像素组划分机构将不进行所述递归运算处理的部位设定为规定的数据总线，并将进行所述递归运算处理的部位设定为所述规定的数据总线以外的数据总线。
4.如权利要求3所述的放射线摄像装置，其特征在于：
所述像素组划分机构对相邻的每个数据总线交替划分不进行所述递归运算处理的部位和进行所述递归运算处理的部位。
5.如权利要求1所述的放射线摄像装置，其特征在于：
所述时间滞后除去机构在不进行所述递归运算处理的部位，采用基于该部位的周边且进行了所述递归运算处理的部位的递归运算结果的值来除去时间滞后量，求得修正后放射线检测信号。
6.如权利要求5所述的放射线摄像装置，其特征在于：
基于所述递归运算结果的值是基于递归运算结果的统计量。
7.如权利要求6所述的放射线摄像装置，其特征在于：
所述统计量是递归运算处理结果的平均值。
8.如权利要求7所述的放射线摄像装置，其特征在于：
在进行所述递归运算处理的部位，从放射线检测信号除去时间滞后量的递归运算处理通过式A～C来进行，
Xk＝Yk-∑n＝1 N[Snk]        A，
Tn＝-Δt/τn               B，
Snk＝exp(Tn)·{αn〔1-exp(Tn)〕·exp(Tn)·Sn(k-1)}      C，
其中，Δt：采样时间间隔，
k：采样时间系列内的第k时刻的下标，
Yk：在第k采样时刻取出的放射线检测信号，
Xk：从Yk除去时间滞后量后的修正后放射线检测信号，
Xk-1：一时刻前的Xk，
Sn(k-1)：一时刻前的Snk，
exp：指数函数，
N：构成脉冲响应的时间常数不同的指数函数的个数，
n：表示构成脉冲响应的指数函数中的一个的下标，
αn：指数函数n的强度，
τn：指数函数n的衰减时间常数，
并且，用于恢复运算处理的初始值通过式D进行，
X0＝0，Sn0＝γn·Y0         D，
其中，γn：某衰减时间常数τn的分量n的剩余比率，
Y0：作为递归运算处理的基点时刻的放射线非照射时刻残留的滞后信号值，
在所述式D确定的初始值的条件下，基于通过所述式A～C求得的所述脉冲响应来除去时间滞后量，求得修正后放射线检测信号，在不进行所述递归运算处理的部位，将所述递归运算结果作为所述式A中的∑n＝1 N〔Snk〕，采用在该部位的周边且进行了递归运算处理的部位的∑n＝1 N〔Snk〕的平均值来去时间滞后量，求得修正后放射线检测信号。
9.一种放射线检测信号处理方法，其进行如下信号处理：将照射被检体而检测出的放射线检测信号以规定的采样时间间隔取出，并基于以采样时间间隔输出的放射线检测信号而得到放射线图像，所述放射线检测信号处理方法的特征在于：
利用递归运算处理从各放射线检测信号除去时间滞后量，所述时间滞后量包含在以采样时间间隔取出的各放射线检测信号中，且所述时间滞后量作为基于由单个或衰减时间常数不同的多个指数函数所构成的脉冲响应的量，此时，从与检测放射线并输出所述放射线检测信号的放射线检测机构的各位置分别对应的各检测像素所构成的像素组中，划分出进行所述递归运算处理的部位和不进行递归运算处理的部位，在进行递归运算处理的部位利用递归运算处理除去时间滞后量而求得修正后放射线检测信号。
10.如权利要求9所述的放射线检测信号处理方法，其特征在于：
当将在规定的单方向上并列的像素组的一部分形成为线行时，将不进行所述递归运算处理的部位设定为规定的线行，并将进行所述递归运算处理的部位设定为所述规定的线行以外的线行。
11.如权利要求10所述的放射线检测信号处理方法，其特征在于：
所述放射线检测机构由与各像素分别对应的多个放射线检测元件二维状排列而构成，并且进行所述放射线检测元件的开关控制的多个栅极总线与各个放射线检测元件连接，从放射线检测元件读出所述放射线检测信号的数据总线构成为与所述栅极总线正交并与各个放射线检测元件连接时，将不进行所述递归运算处理的部位设定为规定的数据总线，并将进行所述递归运算处理的部位设定为所述规定的数据总线以外的数据总线。
12.如权利要求11所述的放射线检测信号处理方法，其特征在于：
对相邻的每个数据总线交替划分为不进行所述递归运算处理的部位和进行所述递归运算处理的部位。
13.如权利要求9所述的放射线检测信号处理方法，其特征在于：
在不进行所述递归运算处理的部位，采用基于该部位的周边且进行了所述递归运算处理的部位的递归运算结果的值来除去时间滞后量，求得修正后放射线检测信号。
14.如权利要求13所述的放射线检测信号处理方法，其特征在于：
基于所述递归运算结果的值是基于递归运算结果的统计量。
15.如权利要求14所述的放射线检测信号处理方法，其特征在于：
所述统计量是递归运算处理结果的平均值。
16.如权利要求15所述的放射线检测信号处理方法，其特征在于：
在进行所述递归运算处理的部位，从放射线检测信号除去时间滞后量的递归运算处理通过式A～C来进行，
Xk＝Yk-∑n＝1 N〔Snk〕        A，
Tn＝-Δt/τn                 B，
Snk＝exp(Tn)·{αn·〔1-exp(Tn)〕·exp(Tn)·Sn(k-1)}      C，
其中，Δt：采样时间间隔，
k：采样时间系列内的第k时刻的下标，
Yk：在第k采样时刻取出的放射线检测信号，
Xk：从Yk除去时间滞后量的修正后放射线检测信号，
Xk-1：一时刻前的Xk，
Sn(k-1)：一时刻前的Snk，
exp：指数函数，
N：构成脉冲响应的时间常数不同的指数函数的个数，
n：表示构成脉冲响应的指数函数中的一个的下标，
αn：指数函数n的强度，
τn：指数函数n的衰减时间常数，
并且，用于恢复运算处理的初始值通过式D进行，
X0＝0，Sn0＝γn·Y0       D，
其中，γn：某衰减时间常数τn的分量n的剩余比率，
Y0：作为递归运算处理的基点时刻的放射线非照射时刻剩余的滞后信号值，
在所述式D确定的初始值的条件下，基于通过所述式A～C求得的所述脉冲响应来除去时间滞后量，求得修正后放射线检测信号，在不进行所述递归运算处理的部位，将所述递归运算处理结果作为所述式A中的∑n＝ 1 N〔Snk〕，采用基于该部位的周边且进行了递归运算处理的部位的∑n＝1 N〔Snk〕的平均值来除去时间滞后量，求得修正后放射线检测信号。
CN2006800533692A 2006-02-23 2006-02-23 放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法 Expired - Fee Related CN101389272B (zh)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2006/303276 WO2007096968A1 (ja) 2006-02-23 2006-02-23 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101389272A CN101389272A (zh) 2009-03-18
CN101389272B true CN101389272B (zh) 2011-03-23

Family

ID=38437030

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2006800533692A Expired - Fee Related CN101389272B (zh) 2006-02-23 2006-02-23 放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法

Country Status (6)

Country Link
US (1) US7787592B2 (zh)
EP (1) EP1990003A1 (zh)
JP (1) JP5007721B2 (zh)
KR (1) KR100987857B1 (zh)
CN (1) CN101389272B (zh)
WO (1) WO2007096968A1 (zh)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR100970540B1 (ko) * 2006-02-20 2010-07-16 가부시키가이샤 시마즈세이사쿠쇼 방사선 촬상장치 및 방사선 검출신호처리방법
JP5405093B2 (ja) * 2008-12-05 2014-02-05 富士フイルム株式会社 画像処理装置及び画像処理方法
WO2013188498A2 (en) * 2012-06-12 2013-12-19 Arizona Board Of Regents Acting For And On Behalf Of Arizona State University Imaging system and methods of manufacturing and using the same
US9554759B2 (en) * 2013-09-18 2017-01-31 Carestream Health, Inc. Digital radiography detector image readout process
US9912881B2 (en) * 2014-12-09 2018-03-06 Canon Kabushiki Kaisha Apparatus, system, and method of controlling apparatus
CN107260197B (zh) * 2017-07-10 2020-11-10 东软医疗***股份有限公司 时间校正方法、装置及设备

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1572251A (zh) * 2003-06-20 2005-02-02 株式会社岛津制作所 射线照相设备
JP2006006387A (ja) * 2004-06-22 2006-01-12 Shimadzu Corp 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法
JP2006034509A (ja) * 2004-07-26 2006-02-09 Shimadzu Corp 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法

Family Cites Families (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4794531A (en) * 1984-11-07 1988-12-27 Hitachi, Ltd Unsharp masking for image enhancement
US5249123A (en) 1991-11-25 1993-09-28 General Electric Company Compensation of computed tomography data for detector afterglow
US5452338A (en) * 1994-07-07 1995-09-19 General Electric Company Method and system for real time offset correction in a large area solid state x-ray detector
US5563421A (en) 1995-06-07 1996-10-08 Sterling Diagnostic Imaging, Inc. Apparatus and method for eliminating residual charges in an image capture panel
US6496605B1 (en) * 1996-08-02 2002-12-17 United Module Corporation Block deformation removing filter, image processing apparatus using the same, method of filtering image signal, and storage medium for storing software therefor
DE19631624C1 (de) * 1996-08-05 1997-10-23 Siemens Ag Röntgendiagnostikeinrichtung
JP4828687B2 (ja) * 1999-07-29 2011-11-30 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 放射線検出器のノイズリダクション方法、放射線診断装置
US6400798B1 (en) * 2000-08-01 2002-06-04 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Simple means for measuring the offset induced by photo-conductive FETs in a solid state X-ray detector
US6404852B1 (en) * 2001-03-15 2002-06-11 Ge Medical Systems Global Technology Company Overhead reduction due to scrubbing or partial readout of x-ray detectors
US7122802B2 (en) * 2002-04-19 2006-10-17 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for increasing the data acquisition rate in a digital detector
US20030223539A1 (en) * 2002-05-31 2003-12-04 Granfors Paul R. Method and apparatus for acquiring and storing multiple offset corrections for amorphous silicon flat panel detector
US6904126B2 (en) * 2002-06-19 2005-06-07 Canon Kabushiki Kaisha Radiological imaging apparatus and method
WO2004036738A2 (en) * 2002-10-16 2004-04-29 Varian Medical Systems Technologies, Inc. Method and apparatus for excess signal correction in an imager
JP4464612B2 (ja) * 2003-02-12 2010-05-19 株式会社島津製作所 放射線撮像装置
JP4178071B2 (ja) * 2003-04-23 2008-11-12 株式会社日立メディコ Ｘ線画像診断装置
US6920198B2 (en) * 2003-05-02 2005-07-19 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for processing a fluoroscopic image
DE10322620A1 (de) 2003-05-20 2004-12-16 Bayer Materialscience Ag Festkörperreiche Bindemittelkombinationen für kratzfeste Decklacke
JP4483223B2 (ja) * 2003-08-08 2010-06-16 株式会社島津製作所 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法
JP2005283422A (ja) * 2004-03-30 2005-10-13 Shimadzu Corp 放射線撮像装置

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1572251A (zh) * 2003-06-20 2005-02-02 株式会社岛津制作所 射线照相设备
JP2006006387A (ja) * 2004-06-22 2006-01-12 Shimadzu Corp 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法
JP2006034509A (ja) * 2004-07-26 2006-02-09 Shimadzu Corp 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法

Also Published As

Publication number Publication date
KR20080090562A (ko) 2008-10-08
JP5007721B2 (ja) 2012-08-22
US20090010392A1 (en) 2009-01-08
JPWO2007096968A1 (ja) 2009-07-09
KR100987857B1 (ko) 2010-10-13
EP1990003A1 (en) 2008-11-12
CN101389272A (zh) 2009-03-18
US7787592B2 (en) 2010-08-31
WO2007096968A1 (ja) 2007-08-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101389272B (zh) 放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法
CN101416073B (zh) 用于重建图像的双能量衰减数据的信噪比的动态优化
CN101166468A (zh) 放射线摄像装置和放射线检测信号处理方法
US9651506B2 (en) Spectral response effects (SRE) compensation method for photon counting detectors (PCDs)
CN112423668A (zh) 用于确定多能量x射线成像设备的虚拟输出的方法和***
US7460643B2 (en) Radiographic apparatus and radiation detection signal processing method
CN102076261A (zh) 放射线摄影装置
CN101291625B (zh) 放射线摄像装置以及放射线检测信号处理方法
US9437016B2 (en) Image domain pansharpening method and system for spectral CT with large pixel energy discriminating detectors
WO2014156611A1 (ja) 画像処理装置、放射線撮影装置および画像処理方法
WO2014189134A1 (ja) 核医学診断装置および核医学画像生成方法
JPH0720245A (ja) ポジトロンｃｔ装置
US20170105688A1 (en) X-ray scanning apparatus
US8428387B2 (en) Edge evaluation method, edge detection method, image correction method, and image processing system
US20020075991A1 (en) Addition tomographic image producing method and X-ray CT apparatus
Beekman et al. Improvement of image resolution and quantitative accuracy in clinical single photon emission computed tomography
JPH11299768A (ja) Ｘ線ｃｔ装置
JP2005064706A (ja) 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法
US20190105002A1 (en) X-ray ct image reconstruction device, x-ray ct image reconstruction method, and x-ray ct apparatus
JP2004024659A5 (zh)
CN105249982A (zh) 一种ct扫描数据恢复方法及装置
JP2011227028A (ja) 断層像再構成方法およびｘ線ｃｔ装置
JP2020503101A (ja) スペクトルコンピュータ断層撮影データからの従来のコンピュータ断層撮影画像の再生
JP2009291548A (ja) 放射線撮影装置
JP4817071B2 (ja) 核医学診断装置の散乱補正方法及びこれを備えた核医学診断装置

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
C17 Cessation of patent right
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20110323

Termination date: 20130223