JPH0678216A - 放射線画像撮影装置および方法 - Google Patents
放射線画像撮影装置および方法Info
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- JPH0678216A JPH0678216A JP4224062A JP22406292A JPH0678216A JP H0678216 A JPH0678216 A JP H0678216A JP 4224062 A JP4224062 A JP 4224062A JP 22406292 A JP22406292 A JP 22406292A JP H0678216 A JPH0678216 A JP H0678216A
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Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N7/00—Television systems
- H04N7/18—Closed-circuit television [CCTV] systems, i.e. systems in which the video signal is not broadcast
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
- H04N23/30—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from X-rays
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N5/00—Details of television systems
- H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
- H04N5/32—Transforming X-rays
-
- H—ELECTRICITY
- H05—ELECTRIC TECHNIQUES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
- H05G—X-RAY TECHNIQUE
- H05G1/00—X-ray apparatus involving X-ray tubes; Circuits therefor
- H05G1/08—Electrical details
- H05G1/60—Circuit arrangements for obtaining a series of X-ray photographs or for X-ray cinematography
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【目的】 可視画像を撮影するためにアバランシェ増倍
撮像管カメラを用い、可視画像の濃度分布を補正して、
ほぼ一様な高画質の医学診断用Ｘ線画像の撮影を可能と
する放射線画像撮影装置を提供する。 【構成】 Ｘ線イメージインテンシファイヤ３とリレー
光学系２にアバランシェ増倍撮像管カメラ１を組み合わ
せて、Ｘ線画像撮影装置を構成する。カメラ１は、画像
収集回路１０、同期信号発生回路１１、および印加電圧
制御回路１２により制御され、アバランシェ増倍撮像管
カメラ１に印加する電圧を制御する印加電圧制御回路１
２は、画像メモリ１３の内の画像データに基づいて印加
電圧を制御し、撮影すべき可視画像の濃度分布の補正を
行ない、可視画像を撮影する。
撮像管カメラを用い、可視画像の濃度分布を補正して、
ほぼ一様な高画質の医学診断用Ｘ線画像の撮影を可能と
する放射線画像撮影装置を提供する。 【構成】 Ｘ線イメージインテンシファイヤ３とリレー
光学系２にアバランシェ増倍撮像管カメラ１を組み合わ
せて、Ｘ線画像撮影装置を構成する。カメラ１は、画像
収集回路１０、同期信号発生回路１１、および印加電圧
制御回路１２により制御され、アバランシェ増倍撮像管
カメラ１に印加する電圧を制御する印加電圧制御回路１
２は、画像メモリ１３の内の画像データに基づいて印加
電圧を制御し、撮影すべき可視画像の濃度分布の補正を
行ない、可視画像を撮影する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、被写体の放射線像を可
視画像に変換しこの可視画像をビデオカメラで撮影する
放射線ビデオカメラ装置等の、放射線画像撮影装置に関
し、特に放射線ビデオカメラ装置において、低い放射線
量でもアバランシェ増倍撮像管カメラを用いることによ
り、高感度で放射線画像が撮影可能で、さらに画像濃度
レベルを一様化して撮影可能な医学診断用の放射線画像
撮影装置に関する。
視画像に変換しこの可視画像をビデオカメラで撮影する
放射線ビデオカメラ装置等の、放射線画像撮影装置に関
し、特に放射線ビデオカメラ装置において、低い放射線
量でもアバランシェ増倍撮像管カメラを用いることによ
り、高感度で放射線画像が撮影可能で、さらに画像濃度
レベルを一様化して撮影可能な医学診断用の放射線画像
撮影装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来の放射線画像撮影装置、特にＸ線ビ
デオカメラ装置では、一般に放送用等に使われる撮像管
や固体撮像素子が用いられ、Ｘ線を可視画像に変換する
手段としてＸ線イメージインテンシファイヤや蛍光板が
用いられた。また、高感度撮像管としてＳＩＴ(Silicon
Intensifiter Target)管のような二次電子増幅型撮像
管を用いたＸ線ビデオカメラ装置、可視光用イメージイ
ンテンシファイヤ付き固体撮像素子が高感度デバイスと
してあった。従来の通常のビデオカメラでは、撮像管に
入射した光が光電変換膜内で光量に比例した数の電荷に
変換され、入射光量に比例した量の電荷が電極に達して
信号電流となるので、検出する画像が大きな濃度分布を
持つ場合は、撮影画像も同じく大きな濃度分布を持つ画
像となる。このため、撮影後に撮影画像全体を表示する
と、注目する特定部位のコントラストが低い状態で表示
される。できるだけ一様なＸ線画像を得るために、従来
は被写体とＸ線源の間に適当な形状を持ったＸ線減弱フ
ィルタを使用していた。被写体内でＸ線透過率の大きい
部分は撮影画像で画像濃度レベルが高く、Ｘ線透過率の
小さい部分で撮影画像レベルが低い。これを補正するた
め、被写体内でＸ線透過率の大きい部分に対応する位置
の減弱フィルタ部分の厚さを厚くしてＸ線を多く吸収
し、被写体に照射するＸ線量を少なくする。そして、被
写体内でＸ線透過率の小さい部分に対応する位置の減弱
フィルタ部分の厚さを薄くして、Ｘ線を少なく吸収し、
被写体に照射するＸ線量を多くする。このような減弱フ
ィルタを用いることにより、被写体の部位ごとのＸ線透
過率の分布を補正し、撮影画像としてできるだけ一様な
Ｘ線画像を得ていた。上記の他に、画像濃度レベルがほ
ぼ一様になるように画像を撮影する方法として、ビデオ
カメラの同期信号に従ってビデオカメラ出力信号用の増
幅回路の増幅率を、撮像管電子ビーム走査の走査位置ご
とに変化させる方法がある。つまり、入力画像の信号強
度が大きい部分を撮像管電子ビーム走査で読み出すとき
は、ビデオカメラ出力信号用の増幅回路の増幅率を小さ
くして読み出し、入力画像の信号強度が小さい部分を読
み出すときは、増幅回路の増幅率を大きくして読み出
す。このように、撮像管電子ビーム走査の走査位置ごと
に増幅回路の増幅率を変化させながら撮影することによ
り、検出画像の濃度分布をほぼ一様な濃度分布に変換し
て画像撮影を行なっていた。なお、この種の装置として
関連するものには、例えば特開昭６４−１７６３１号、
特開平１−３００６８４号、特開平１−９１８３７号、
特開平２−４１１４２号がある。
デオカメラ装置では、一般に放送用等に使われる撮像管
や固体撮像素子が用いられ、Ｘ線を可視画像に変換する
手段としてＸ線イメージインテンシファイヤや蛍光板が
用いられた。また、高感度撮像管としてＳＩＴ(Silicon
Intensifiter Target)管のような二次電子増幅型撮像
管を用いたＸ線ビデオカメラ装置、可視光用イメージイ
ンテンシファイヤ付き固体撮像素子が高感度デバイスと
してあった。従来の通常のビデオカメラでは、撮像管に
入射した光が光電変換膜内で光量に比例した数の電荷に
変換され、入射光量に比例した量の電荷が電極に達して
信号電流となるので、検出する画像が大きな濃度分布を
持つ場合は、撮影画像も同じく大きな濃度分布を持つ画
像となる。このため、撮影後に撮影画像全体を表示する
と、注目する特定部位のコントラストが低い状態で表示
される。できるだけ一様なＸ線画像を得るために、従来
は被写体とＸ線源の間に適当な形状を持ったＸ線減弱フ
ィルタを使用していた。被写体内でＸ線透過率の大きい
部分は撮影画像で画像濃度レベルが高く、Ｘ線透過率の
小さい部分で撮影画像レベルが低い。これを補正するた
め、被写体内でＸ線透過率の大きい部分に対応する位置
の減弱フィルタ部分の厚さを厚くしてＸ線を多く吸収
し、被写体に照射するＸ線量を少なくする。そして、被
写体内でＸ線透過率の小さい部分に対応する位置の減弱
フィルタ部分の厚さを薄くして、Ｘ線を少なく吸収し、
被写体に照射するＸ線量を多くする。このような減弱フ
ィルタを用いることにより、被写体の部位ごとのＸ線透
過率の分布を補正し、撮影画像としてできるだけ一様な
Ｘ線画像を得ていた。上記の他に、画像濃度レベルがほ
ぼ一様になるように画像を撮影する方法として、ビデオ
カメラの同期信号に従ってビデオカメラ出力信号用の増
幅回路の増幅率を、撮像管電子ビーム走査の走査位置ご
とに変化させる方法がある。つまり、入力画像の信号強
度が大きい部分を撮像管電子ビーム走査で読み出すとき
は、ビデオカメラ出力信号用の増幅回路の増幅率を小さ
くして読み出し、入力画像の信号強度が小さい部分を読
み出すときは、増幅回路の増幅率を大きくして読み出
す。このように、撮像管電子ビーム走査の走査位置ごと
に増幅回路の増幅率を変化させながら撮影することによ
り、検出画像の濃度分布をほぼ一様な濃度分布に変換し
て画像撮影を行なっていた。なお、この種の装置として
関連するものには、例えば特開昭６４−１７６３１号、
特開平１−３００６８４号、特開平１−９１８３７号、
特開平２−４１１４２号がある。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】従来の一般に放送用等
に使われる撮像管や固体撮像素子では、撮像デバイス自
体の感度が低いという問題があった。Ｘ線イメージイン
テンシファイヤや蛍光板では、低いＸ線量での撮影の場
合に出力の可視画像の輝度が低いという問題があった。
高感度撮像管としてＳＩＴ管のような二次電子増幅型撮
像管を用いたＸ線ビデオカメラ装置では、解像度が低い
ことが問題であった。また、可視光用イメージテンシフ
ァイヤ付き固体撮像素子では、同様に解像度の低さに問
題があった。また、このような問題の他に、従来の通常
のビデオカメラでは、検出する画像が大きな濃度分布を
持つ場合は、撮影画像も同じく大きな濃度分布を持つ画
像となり、このため、撮影後に撮影画像全体を表示する
と、注目する特定部位のコントラストが低い状態で表示
され、注目する部位が見易いように、注目部位のみを強
調するように表示装置の画像表示レベルを調整すると、
画像全体の濃度分布は表示装置の表示可能領域から外
れ、適正画像レベルに表示できないという問題があっ
た。この問題を解決し、できるだけ一様なＸ線画像を得
る、従来の、被写体とＸ線源の間に適当な形状を持った
Ｘ線減弱フィルタを使用する方法では、被写体ごとに減
弱フィルタを用意する必要があり、スループットがよく
ないという問題があった。さらに、従来の、ビデオカメ
ラの同期信号に従ってビデオカメラ出力信号用の増幅回
路の増幅率を、撮像管電子ビーム走査の走査位置ごとに
変化させる方法では、増幅回路の増幅率を撮像管電子ビ
ーム走査の走査位置ごとに変化させるため、画像信号強
度が変化すると共に回路雑音成分も信号成分の増幅に比
例して増幅され、撮影画像内で画像雑音の分布が生じる
という問題があった。本発明の目的は、放射線画像を可
視化した可視光画像を撮影するためにアバランシェ増倍
撮像管カメラを用い、放射線被曝線量を低減した低放射
線量での高感度撮影を可能とし、さらに、撮影画像にお
いて可視画像の輝度分布を補正して可視画像を撮影し、
放射線画像のシェーディング等の画像濃度分布を補正
し、ほぼ一様な高画質の放射線画像の撮影を可能とする
ことにより、特に医学診断用Ｘ線撮影に有効な放射線画
像撮影装置を提供することにある。
に使われる撮像管や固体撮像素子では、撮像デバイス自
体の感度が低いという問題があった。Ｘ線イメージイン
テンシファイヤや蛍光板では、低いＸ線量での撮影の場
合に出力の可視画像の輝度が低いという問題があった。
高感度撮像管としてＳＩＴ管のような二次電子増幅型撮
像管を用いたＸ線ビデオカメラ装置では、解像度が低い
ことが問題であった。また、可視光用イメージテンシフ
ァイヤ付き固体撮像素子では、同様に解像度の低さに問
題があった。また、このような問題の他に、従来の通常
のビデオカメラでは、検出する画像が大きな濃度分布を
持つ場合は、撮影画像も同じく大きな濃度分布を持つ画
像となり、このため、撮影後に撮影画像全体を表示する
と、注目する特定部位のコントラストが低い状態で表示
され、注目する部位が見易いように、注目部位のみを強
調するように表示装置の画像表示レベルを調整すると、
画像全体の濃度分布は表示装置の表示可能領域から外
れ、適正画像レベルに表示できないという問題があっ
た。この問題を解決し、できるだけ一様なＸ線画像を得
る、従来の、被写体とＸ線源の間に適当な形状を持った
Ｘ線減弱フィルタを使用する方法では、被写体ごとに減
弱フィルタを用意する必要があり、スループットがよく
ないという問題があった。さらに、従来の、ビデオカメ
ラの同期信号に従ってビデオカメラ出力信号用の増幅回
路の増幅率を、撮像管電子ビーム走査の走査位置ごとに
変化させる方法では、増幅回路の増幅率を撮像管電子ビ
ーム走査の走査位置ごとに変化させるため、画像信号強
度が変化すると共に回路雑音成分も信号成分の増幅に比
例して増幅され、撮影画像内で画像雑音の分布が生じる
という問題があった。本発明の目的は、放射線画像を可
視化した可視光画像を撮影するためにアバランシェ増倍
撮像管カメラを用い、放射線被曝線量を低減した低放射
線量での高感度撮影を可能とし、さらに、撮影画像にお
いて可視画像の輝度分布を補正して可視画像を撮影し、
放射線画像のシェーディング等の画像濃度分布を補正
し、ほぼ一様な高画質の放射線画像の撮影を可能とする
ことにより、特に医学診断用Ｘ線撮影に有効な放射線画
像撮影装置を提供することにある。
【０００４】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、放射線画像を可視画像に変換した後に、可視画像を
撮影するためのアバランシェ増倍撮像管カメラを用いて
放射線画像撮影装置を構成する。このビデオカメラは、
画像収集回路、同期信号発生回路、および印加電圧制御
回路により制御される。画像メモリ内の画像データを印
加電圧制御用画像として使用し、撮像管ターゲット電圧
を制御する印加電圧制御信号を得て、印加電圧制御回路
により撮像管ターゲット電圧を制御印加し、可視画像の
濃度分布がほぼ一様となるように補正を行ない可視画像
を撮影する。アバランシェ増倍撮像管を用いることによ
り、撮影する放射線を可視化した可視画像について、撮
影画像内での増倍率を変化させてほぼ一様な高画質の可
視画像の撮影を行なう。さらに、具体的に説明すると、
検査体に放射線を照射し、可視化された検査体の像（可
視画像）を撮影する放射線画像撮影装置において、この
可視化された検査体の像の濃度信号を担う信号のみを実
質的に増幅する機能を有する撮像管を使用するビデオカ
メラを用い、撮像管は、光電変換膜が検出した光を電荷
に変換し、さらに電荷に対するアバランシェ増倍機能を
有する撮像管であり、ビデオカメラの出力信号レベルを
調整するために、光電変換膜に印加する撮像管ターゲッ
ト電圧を変えてアバランシェ増倍の増倍率を変化させ
る。撮像管ターゲット電圧をビデオカメラの同期信号に
従って変化させ、アバランシェ増倍の増倍率を撮像管電
子ビーム走査の走査位置ごとに変化させ、可視化された
画像の濃度分布をほぼ一様な濃度分布に変換して可視化
された検査体の像を撮影する。この可視化された検査体
の像を画像信号として予め記録しておき、記録された画
像信号に基づく印加電圧制御信号により撮像管ターゲッ
ト電圧を定める。この他、印加電圧制御信号は、ビデオ
カメラにより撮影された可視化された検査体の像の画像
信号またはこの画像信号を平滑化処理した画像信号に基
づいて、あるいは、ビデオカメラにより撮影された可視
化された検査体の像の画像信号の信号レベルの大小を反
転した反転画像の画像信号に基づいて、あるいは、ビデ
オカメラにより撮影された可視化された検査体の像の画
像信号の信号レベルの大小を反転した反転画像の画像信
号を空間周波数フィルタ処理して得られた画像信号に基
づいて、あるいは、ビデオカメラにより撮影された可視
化された検査体の像の画像信号の信号レベルの大小を反
転した反転画像信号を平滑化処理、または低周波数成分
強調を行なう空間波数フィルタ処理した画像信号に基づ
いて、あるいは、ビデオカメラにより撮影された可視化
された検査体の像の画像信号の信号レベルの大小を反転
した反転画像に対して、ビデオカメラにより撮影された
可視化された検査体の像の関心領域以外の画像濃度分布
の空間周波数を含む周波数帯域を強調する周波数フィル
タを用いて空間周波数フィルタ処理を行ない得られた画
像に基づいて、あるいは、所定の放射線量の照射による
可視化された検査体の像の濃度分布をほぼ一様な濃度分
布に変換して可視化された検査体の像を撮影するに先立
って、所定の放射線量以下の低い放射線量の照射により
得られた可視化された検査体の像の画像信号に基づい
て、あるいは、所定の放射線量の照射による可視化され
た検査体の像の濃度分布をほぼ一様な濃度分布に変換し
て可視化された検査体の像を撮影するに先立って、所定
の放射線量以下の低い放射線量の照射により、複数回可
視化された検査体の複数個の画像の画像信号を得て、こ
れら複数個の画像の画像信号を加算処理または加算平均
処理した画像信号に基づいて、定められる。さらに、可
視化された検査体の像の濃度分布をほぼ一様な濃度分布
に変換する検査体の像の一回の撮影において、所定の放
射線量の照射による可視化された検査体の像の濃度分布
をほぼ一様な濃度分布に変換して可視化された検査体の
像を撮影するに先立って、所定の放射線量以下の低い放
射線量の照射により得られた可視化された検査体の像の
画像信号に基づいて、印加電圧制御信号を定め、ほぼ一
様な濃度分布を有する検査体の像を複数回撮影する。あ
るいは、可視化された検査体の像の濃度分布をほぼ一様
な濃度分布に変換する検査体の像の一回の撮影におい
て、所定の放射線量の照射による可視化された検査体の
像の濃度分布をほぼ一様な濃度分布に変換して可視化さ
れた検査体の像を撮影するに先立って、所定の放射線量
以下の低い放射線量の照射により、複数回可視化された
検査体の複数個の画像の画像信号を得て、これら複数個
の画像の画像信号を加算処理または加算平均処理した画
像信号に基づいて印加電圧制御信号を定め、ほぼ一様な
濃度分布を有する検査体の像を複数回撮影する。可視化
された画像は、Ｘ線イメージインテンシファイアの出力
蛍光面、あるいは蛍光板に形成される。
め、放射線画像を可視画像に変換した後に、可視画像を
撮影するためのアバランシェ増倍撮像管カメラを用いて
放射線画像撮影装置を構成する。このビデオカメラは、
画像収集回路、同期信号発生回路、および印加電圧制御
回路により制御される。画像メモリ内の画像データを印
加電圧制御用画像として使用し、撮像管ターゲット電圧
を制御する印加電圧制御信号を得て、印加電圧制御回路
により撮像管ターゲット電圧を制御印加し、可視画像の
濃度分布がほぼ一様となるように補正を行ない可視画像
を撮影する。アバランシェ増倍撮像管を用いることによ
り、撮影する放射線を可視化した可視画像について、撮
影画像内での増倍率を変化させてほぼ一様な高画質の可
視画像の撮影を行なう。さらに、具体的に説明すると、
検査体に放射線を照射し、可視化された検査体の像（可
視画像）を撮影する放射線画像撮影装置において、この
可視化された検査体の像の濃度信号を担う信号のみを実
質的に増幅する機能を有する撮像管を使用するビデオカ
メラを用い、撮像管は、光電変換膜が検出した光を電荷
に変換し、さらに電荷に対するアバランシェ増倍機能を
有する撮像管であり、ビデオカメラの出力信号レベルを
調整するために、光電変換膜に印加する撮像管ターゲッ
ト電圧を変えてアバランシェ増倍の増倍率を変化させ
る。撮像管ターゲット電圧をビデオカメラの同期信号に
従って変化させ、アバランシェ増倍の増倍率を撮像管電
子ビーム走査の走査位置ごとに変化させ、可視化された
画像の濃度分布をほぼ一様な濃度分布に変換して可視化
された検査体の像を撮影する。この可視化された検査体
の像を画像信号として予め記録しておき、記録された画
像信号に基づく印加電圧制御信号により撮像管ターゲッ
ト電圧を定める。この他、印加電圧制御信号は、ビデオ
カメラにより撮影された可視化された検査体の像の画像
信号またはこの画像信号を平滑化処理した画像信号に基
づいて、あるいは、ビデオカメラにより撮影された可視
化された検査体の像の画像信号の信号レベルの大小を反
転した反転画像の画像信号に基づいて、あるいは、ビデ
オカメラにより撮影された可視化された検査体の像の画
像信号の信号レベルの大小を反転した反転画像の画像信
号を空間周波数フィルタ処理して得られた画像信号に基
づいて、あるいは、ビデオカメラにより撮影された可視
化された検査体の像の画像信号の信号レベルの大小を反
転した反転画像信号を平滑化処理、または低周波数成分
強調を行なう空間波数フィルタ処理した画像信号に基づ
いて、あるいは、ビデオカメラにより撮影された可視化
された検査体の像の画像信号の信号レベルの大小を反転
した反転画像に対して、ビデオカメラにより撮影された
可視化された検査体の像の関心領域以外の画像濃度分布
の空間周波数を含む周波数帯域を強調する周波数フィル
タを用いて空間周波数フィルタ処理を行ない得られた画
像に基づいて、あるいは、所定の放射線量の照射による
可視化された検査体の像の濃度分布をほぼ一様な濃度分
布に変換して可視化された検査体の像を撮影するに先立
って、所定の放射線量以下の低い放射線量の照射により
得られた可視化された検査体の像の画像信号に基づい
て、あるいは、所定の放射線量の照射による可視化され
た検査体の像の濃度分布をほぼ一様な濃度分布に変換し
て可視化された検査体の像を撮影するに先立って、所定
の放射線量以下の低い放射線量の照射により、複数回可
視化された検査体の複数個の画像の画像信号を得て、こ
れら複数個の画像の画像信号を加算処理または加算平均
処理した画像信号に基づいて、定められる。さらに、可
視化された検査体の像の濃度分布をほぼ一様な濃度分布
に変換する検査体の像の一回の撮影において、所定の放
射線量の照射による可視化された検査体の像の濃度分布
をほぼ一様な濃度分布に変換して可視化された検査体の
像を撮影するに先立って、所定の放射線量以下の低い放
射線量の照射により得られた可視化された検査体の像の
画像信号に基づいて、印加電圧制御信号を定め、ほぼ一
様な濃度分布を有する検査体の像を複数回撮影する。あ
るいは、可視化された検査体の像の濃度分布をほぼ一様
な濃度分布に変換する検査体の像の一回の撮影におい
て、所定の放射線量の照射による可視化された検査体の
像の濃度分布をほぼ一様な濃度分布に変換して可視化さ
れた検査体の像を撮影するに先立って、所定の放射線量
以下の低い放射線量の照射により、複数回可視化された
検査体の複数個の画像の画像信号を得て、これら複数個
の画像の画像信号を加算処理または加算平均処理した画
像信号に基づいて印加電圧制御信号を定め、ほぼ一様な
濃度分布を有する検査体の像を複数回撮影する。可視化
された画像は、Ｘ線イメージインテンシファイアの出力
蛍光面、あるいは蛍光板に形成される。
【０００５】
【作用】通常のビデオカメラでは、撮像管に入射した光
が光電変換膜内で光量に比例した数の電荷に変換され、
これら電荷が電極に達して信号電流となる。これに対し
て、アバランシェ増倍撮像管カメラでは、撮像管に入射
した光が光電変換膜内で光量に比例した数の電荷に変換
された後に、これらの電荷が電極に達するまでに光電変
換膜内の原子と衝突し、次々と新しい電荷を発生させて
電荷量が増加していく。アバランシェ増倍作用により電
荷の数が１０００倍程度まで増倍され、通常のビデオカ
メラに比べ１０００倍程度の信号電流が得られて高感度
な画像撮影ができる。従って、放射線像を可視光化した
可視画像を撮影する装置において、低放射線量で高感度
撮影が可能となり、放射線被曝量を大幅に低減した撮影
が可能となる。さらに、アバランシェ増倍撮像管におい
ては、アバランシェ増倍により信号電荷が増し、画像信
号成分が増幅されるが、雑音成分はほとんど増加しない
という特徴を持つ。このため、撮像管として高感度であ
るだけでなく、信号対雑音比が非常に良好な撮影装置を
構成することができる。また、アバランシェ増倍作用に
よる電荷の数の増倍は、撮像管の光電変換膜に印加する
撮像管ターゲット電圧により制御でき、撮像管への入射
光量に応じた最適な出力信号電流量に調整することがで
きる。従って、撮像管電子ビーム走査の走査位置ごとに
増倍率を変化させることにより、可視画像の大きな輝度
分布を補正して可視画像を撮影し、放射線画像のシェー
ディング等の濃度分布を補正した、ほぼ一様な高画質の
医学診断用放射線画像の撮影が可能となる。
が光電変換膜内で光量に比例した数の電荷に変換され、
これら電荷が電極に達して信号電流となる。これに対し
て、アバランシェ増倍撮像管カメラでは、撮像管に入射
した光が光電変換膜内で光量に比例した数の電荷に変換
された後に、これらの電荷が電極に達するまでに光電変
換膜内の原子と衝突し、次々と新しい電荷を発生させて
電荷量が増加していく。アバランシェ増倍作用により電
荷の数が１０００倍程度まで増倍され、通常のビデオカ
メラに比べ１０００倍程度の信号電流が得られて高感度
な画像撮影ができる。従って、放射線像を可視光化した
可視画像を撮影する装置において、低放射線量で高感度
撮影が可能となり、放射線被曝量を大幅に低減した撮影
が可能となる。さらに、アバランシェ増倍撮像管におい
ては、アバランシェ増倍により信号電荷が増し、画像信
号成分が増幅されるが、雑音成分はほとんど増加しない
という特徴を持つ。このため、撮像管として高感度であ
るだけでなく、信号対雑音比が非常に良好な撮影装置を
構成することができる。また、アバランシェ増倍作用に
よる電荷の数の増倍は、撮像管の光電変換膜に印加する
撮像管ターゲット電圧により制御でき、撮像管への入射
光量に応じた最適な出力信号電流量に調整することがで
きる。従って、撮像管電子ビーム走査の走査位置ごとに
増倍率を変化させることにより、可視画像の大きな輝度
分布を補正して可視画像を撮影し、放射線画像のシェー
ディング等の濃度分布を補正した、ほぼ一様な高画質の
医学診断用放射線画像の撮影が可能となる。
【０００６】
【実施例】以下、本発明の一実施例を図面により説明す
る。 （第１の実施例）図１は、本発明の第１の実施例におけ
るＸ線画像撮影装置の構成図である。本実施例のアバラ
ンシェ増倍撮像管カメラ１は、リレー光学系２により、
Ｘ線イメージインテンシファイヤ３の出力像を撮影す
る。Ｘ線撮影においては、Ｘ線管４が発生する照射Ｘ線
５が被写体６を透過した後の透過Ｘ線５’を、Ｘ線イメ
ージインテンシファイヤ３が検出し可視画像に変換す
る。この可視画像を、リレー光学系２を経由して、アバ
ランシェ増倍撮像管カメラ１で撮影する。アバランシェ
増倍撮影管カメラは、画像収集回路１０、同期信号発生
回路１１、印加電圧制御回路１２、画像メモリ１３、お
よび画像処理装置１４により制御され可視画像の撮影を
行なう。ここで、同期信号発生回路１１はアバランシェ
増倍撮像管カメラ１を駆動する同期信号を発生する。画
像収集回路１０は、同期信号発生回路１１の同期信号に
従って、カメラ１０の出力信号であるアナログ信号を受
けて、これをアナログ信号からディジタル信号に変換す
る。同期信号に従って画像収集回路１０でディジタル信
号に変換された画像信号は、画像メモリ１３にディジタ
ル信号画像として記録される。画像メモリ１３は、複数
の画像を記録および保持が可能で、画像メモリ内の画像
は、画像処理装置１４により各種の画像処理が施され
る。印加電圧制御回路１２は、光電変換膜に印加する電
圧を制御し、カメラ１の撮像管のアバランシェ増倍率を
制御する。特に、同期信号発生回路１１の同期信号に従
って、その撮像管の電子ビーム走査の走査位置ごとに光
電変換膜に印加する電圧を調整する機能を持つ。また、
カメラ１の出力信号の最小値は、カメラの雑音レベルで
決まり、出力信号の最大値は撮像管の飽和信号レベルで
決まる。カメラ出力信号は、これらの最小値と最大値と
の間に設定する必要があり、本実施例では、印加電圧制
御回路１２により撮像管の光電変換膜印加電圧（撮像管
ターゲット電圧）を変えてアバランシェ増倍率を変化さ
せ、カメラ出力信号を調整する。これにより、低いＸ線
量での撮影においてもカメラの出力信号を、出力信号の
最大値近くまで増幅できて高感度撮影が可能となる。従
来、低Ｘ線量撮影では、カメラ出力信号を信号増幅器で
増幅するため、信号成分の増幅に比例して雑音成分も増
幅され、撮影画像の画質がよくない。これに対して、本
実施例では、アバランシェ増倍撮像管１を用いており、
撮像管自体で実質的に信号成分のみを増幅でき、雑音成
分の少ない高画質な画像を撮影できる。また、Ｘ線イメ
ージインテンシファイヤ３によりＸ線画像から変換され
た可視画像には、Ｘ線管４から発生するＸ線の強度分
布、被写体６の撮影視野内の部位ごとのＸ線透過分布、
Ｘ線イメージインテンシファイヤ３の位置に関する感度
分布等により、可視画像内には画像信号レベルに大きな
濃度分布がある。可視画像内のこの大きな濃度分布の上
に重なって、医学診断上で必要な関心部位の微小な構造
が存在するので、医学診断において上記の大きな濃度分
布は診断能を低下させる要因となる。この医学診断に必
要な関心部位以外の濃度分布を補正し、ほぼ一様にすれ
ば、撮影されたＸ線画像の診断能は飛躍的に向上する。
る。 （第１の実施例）図１は、本発明の第１の実施例におけ
るＸ線画像撮影装置の構成図である。本実施例のアバラ
ンシェ増倍撮像管カメラ１は、リレー光学系２により、
Ｘ線イメージインテンシファイヤ３の出力像を撮影す
る。Ｘ線撮影においては、Ｘ線管４が発生する照射Ｘ線
５が被写体６を透過した後の透過Ｘ線５’を、Ｘ線イメ
ージインテンシファイヤ３が検出し可視画像に変換す
る。この可視画像を、リレー光学系２を経由して、アバ
ランシェ増倍撮像管カメラ１で撮影する。アバランシェ
増倍撮影管カメラは、画像収集回路１０、同期信号発生
回路１１、印加電圧制御回路１２、画像メモリ１３、お
よび画像処理装置１４により制御され可視画像の撮影を
行なう。ここで、同期信号発生回路１１はアバランシェ
増倍撮像管カメラ１を駆動する同期信号を発生する。画
像収集回路１０は、同期信号発生回路１１の同期信号に
従って、カメラ１０の出力信号であるアナログ信号を受
けて、これをアナログ信号からディジタル信号に変換す
る。同期信号に従って画像収集回路１０でディジタル信
号に変換された画像信号は、画像メモリ１３にディジタ
ル信号画像として記録される。画像メモリ１３は、複数
の画像を記録および保持が可能で、画像メモリ内の画像
は、画像処理装置１４により各種の画像処理が施され
る。印加電圧制御回路１２は、光電変換膜に印加する電
圧を制御し、カメラ１の撮像管のアバランシェ増倍率を
制御する。特に、同期信号発生回路１１の同期信号に従
って、その撮像管の電子ビーム走査の走査位置ごとに光
電変換膜に印加する電圧を調整する機能を持つ。また、
カメラ１の出力信号の最小値は、カメラの雑音レベルで
決まり、出力信号の最大値は撮像管の飽和信号レベルで
決まる。カメラ出力信号は、これらの最小値と最大値と
の間に設定する必要があり、本実施例では、印加電圧制
御回路１２により撮像管の光電変換膜印加電圧（撮像管
ターゲット電圧）を変えてアバランシェ増倍率を変化さ
せ、カメラ出力信号を調整する。これにより、低いＸ線
量での撮影においてもカメラの出力信号を、出力信号の
最大値近くまで増幅できて高感度撮影が可能となる。従
来、低Ｘ線量撮影では、カメラ出力信号を信号増幅器で
増幅するため、信号成分の増幅に比例して雑音成分も増
幅され、撮影画像の画質がよくない。これに対して、本
実施例では、アバランシェ増倍撮像管１を用いており、
撮像管自体で実質的に信号成分のみを増幅でき、雑音成
分の少ない高画質な画像を撮影できる。また、Ｘ線イメ
ージインテンシファイヤ３によりＸ線画像から変換され
た可視画像には、Ｘ線管４から発生するＸ線の強度分
布、被写体６の撮影視野内の部位ごとのＸ線透過分布、
Ｘ線イメージインテンシファイヤ３の位置に関する感度
分布等により、可視画像内には画像信号レベルに大きな
濃度分布がある。可視画像内のこの大きな濃度分布の上
に重なって、医学診断上で必要な関心部位の微小な構造
が存在するので、医学診断において上記の大きな濃度分
布は診断能を低下させる要因となる。この医学診断に必
要な関心部位以外の濃度分布を補正し、ほぼ一様にすれ
ば、撮影されたＸ線画像の診断能は飛躍的に向上する。
【０００７】次に、本実施例の構成で、関心部位以外の
濃度分布を補正しほぼ一様にする方法について述ベる。
本実施例では、画像レベルの濃度分布の補正をした補正
済画像を得る。画像メモリ１３に予め取り込んだ、画像
レベルの濃度分布が補正されていない未補正画像データ
を使い、撮影時に印加電圧制御回路１２が電子ビーム走
査用の同期信号に同期して光電変換膜への印加電圧を変
化させて、これによりアバランシェ増倍率を電子ビーム
走査の走査位置ごとに本化させて、濃度分布がほぼ一様
になるように補正された補正済画像を得るものである。
例えば、画像メモリ内の未補正画像中で画像レベルの高
い画素に対応する撮影管光電変換膜上の位置を、撮影中
の撮像管電子ビームが走査する場合は印加電圧を低くし
て、撮影画像の対応する位置の画像信号レベルが高くな
らないように調整する。逆に、画像メモリ内の未補正画
像中で画像レベルの低い画素に対応する撮像管光電変換
膜上の位置を、撮影中の撮像管電子ビームが走査する場
合は印加電圧を高くして、撮影画像の対応する位置の画
像信号レベルが低くならないように調整する。このよう
にして、例えば未補正画像の濃度を反転した画像を印加
電圧制御用画像として用いれば、補正画像は全体がほぼ
一様な画像として撮影できる。
濃度分布を補正しほぼ一様にする方法について述ベる。
本実施例では、画像レベルの濃度分布の補正をした補正
済画像を得る。画像メモリ１３に予め取り込んだ、画像
レベルの濃度分布が補正されていない未補正画像データ
を使い、撮影時に印加電圧制御回路１２が電子ビーム走
査用の同期信号に同期して光電変換膜への印加電圧を変
化させて、これによりアバランシェ増倍率を電子ビーム
走査の走査位置ごとに本化させて、濃度分布がほぼ一様
になるように補正された補正済画像を得るものである。
例えば、画像メモリ内の未補正画像中で画像レベルの高
い画素に対応する撮影管光電変換膜上の位置を、撮影中
の撮像管電子ビームが走査する場合は印加電圧を低くし
て、撮影画像の対応する位置の画像信号レベルが高くな
らないように調整する。逆に、画像メモリ内の未補正画
像中で画像レベルの低い画素に対応する撮像管光電変換
膜上の位置を、撮影中の撮像管電子ビームが走査する場
合は印加電圧を高くして、撮影画像の対応する位置の画
像信号レベルが低くならないように調整する。このよう
にして、例えば未補正画像の濃度を反転した画像を印加
電圧制御用画像として用いれば、補正画像は全体がほぼ
一様な画像として撮影できる。
【０００８】ここで、図２〜図６を用い、具体的な本実
施例の装置の動作の詳細を時系列に以下説明する。な
お、図２と図６に撮影画像の走査線１本分（１ライン
分）の画像濃度レベルを示し、図４に画像処理後の画像
の走査線１本分の画像濃度レベルを示し、図５に印加電
圧制御用画像の走査線１本分の画像濃度レベルを示す。
また、図２から図６において、横軸の電子ビーム走査位
置は、走査線１本分の中での電子ビーム走査位置に対応
する画像メモリ内の画像の１ライン内の位置を示す。 （１）未補正画像の撮影：撮像管光電変換膜への印加電
圧を一定にして、画像濃度分布の補正をしない従来装置
と同様な画像を撮影し、画像メモリに記録する。この画
像を基にして、目的とする一様化画像を撮影する。本撮
影では、例えば図２に示すように、画像内の関心部位の
構造が、大きな濃度分布と重なった画像として得られ
る。 （２）一様化補正量の決定：まず、印加電圧の調整によ
るアバランシェ増倍率変化に対する、出力信号強度の変
化との関係を表わす印加電圧・出力信号強度関数を測定
する。図３に、一定の強度の光入射における、光電変換
膜印加電圧に対する、カメラ出力信号である画像濃度レ
ベルの関係を示す印加電圧・出力信号強度関数の例を示
す。撮影した未補正撮影画像の画像レベルから、濃度分
布の範囲を求める。次に、画像の一様化を実現するため
に必要な撮像管光電変換膜への印加電圧の範囲を決定す
る。さらに、この印加電圧・出力信号強度関数により、
補正する画像濃度レベル幅に対する、印加電圧幅が決ま
る。 （３）印加電圧制御用画像の作成：画像メモリ内の未補
正画像に対し、画像処理、例えば、移動平均を繰返し施
して、関心部位の背景の大きな濃度分布の画像を作る。
次に補正済画像撮影用の印加電圧制御用画像を、関心部
位の背景の大きな濃度分布の画像の画像濃度レベルの強
弱を反転して作成し、画像メモリに記録しておく。図４
に、図２の未補正画像を上記のように画像処理して得ら
れた、関心部位の背景の大きな濃度分布の画像の走査線
１本分を示す。さらに、図５に、図４の画像濃度レベル
の強弱を反転して得られた、印加電圧制御用画像の走査
線１本分を示す。 （４）一様化画像の撮影：画像撮影を実行し同期信号発
生回路１１が作る同期信号に従って撮像管の電子ビーム
により、光電変換膜上の電荷分布として形成されている
画像を読み出す。このとき同期して、電子ビーム走査位
置に対応する、画像メモリ内の印加電圧制御用画像を印
加電圧制御回路１２が読み出す。この印加電圧制御用画
像の画像濃度レベルを、印加電圧・出力信号強度関数を
基にして印加電圧に変換し印加電圧制御信号を経て、こ
れに基づき、電子ビーム走査に同期して光電変換膜に電
圧を印加する。これにより、画像濃度分布がほぼ一様な
画像を撮影することができる。図６に、図５の印加電圧
制御用画像を使って撮影した一様化画像の走査線１本分
を示す。この結果、図３の未補正画像内の関心部位のみ
が、選択的に図６の一様化画像で画像化できる。また、
本実施例では、濃度分布を補正する際、画像メモリ内の
未補正画像に対して、この反転画像を印加電圧制御用画
像として単純に用いるだけでなく、反転画像を空間周波
数フィルタ処理した画像を制御用画像として用いる。こ
れにより、医学診断上で注目する関心部位の構造のみが
強調された、診断能の高いＸ線画像を撮影することがで
きる。空間周波数画像処理としては、未補正画像中で濃
度分布を補正しほぼ一様な画像にする関心部位以外の濃
度分布空間周波数を含む周波数帯域を強調する周波数フ
ィルタを用いた処理を行なう。その他に、平滑化画像処
理、または低周波数成分強調による空間周波数フィルタ
処理等を行なう。また、未補正画像の撮影方法として
は、補正済画像を撮影する本撮影に先立ち、被曝線量低
減のため、本撮影より低いＸ線量で画像を撮影する。ま
た、補正済画像を撮影する本撮影が連続画像撮影である
場合は、未補正画像も連続画像で撮影し、これらの連続
画像の加算画像または加算平均画像を作り、この画像を
濃度分布補正用の印加電圧制御用画像として、補正済画
像を撮影する本撮影を連続して行なう。あるいは、１回
ごとに未補正画像撮影を行ない、次に、これを濃度分布
補正用の印加電圧制御用画像とし補正済画像を撮影する
本撮影を行ない、順次これを繰返し連続撮影を行なう。
施例の装置の動作の詳細を時系列に以下説明する。な
お、図２と図６に撮影画像の走査線１本分（１ライン
分）の画像濃度レベルを示し、図４に画像処理後の画像
の走査線１本分の画像濃度レベルを示し、図５に印加電
圧制御用画像の走査線１本分の画像濃度レベルを示す。
また、図２から図６において、横軸の電子ビーム走査位
置は、走査線１本分の中での電子ビーム走査位置に対応
する画像メモリ内の画像の１ライン内の位置を示す。 （１）未補正画像の撮影：撮像管光電変換膜への印加電
圧を一定にして、画像濃度分布の補正をしない従来装置
と同様な画像を撮影し、画像メモリに記録する。この画
像を基にして、目的とする一様化画像を撮影する。本撮
影では、例えば図２に示すように、画像内の関心部位の
構造が、大きな濃度分布と重なった画像として得られ
る。 （２）一様化補正量の決定：まず、印加電圧の調整によ
るアバランシェ増倍率変化に対する、出力信号強度の変
化との関係を表わす印加電圧・出力信号強度関数を測定
する。図３に、一定の強度の光入射における、光電変換
膜印加電圧に対する、カメラ出力信号である画像濃度レ
ベルの関係を示す印加電圧・出力信号強度関数の例を示
す。撮影した未補正撮影画像の画像レベルから、濃度分
布の範囲を求める。次に、画像の一様化を実現するため
に必要な撮像管光電変換膜への印加電圧の範囲を決定す
る。さらに、この印加電圧・出力信号強度関数により、
補正する画像濃度レベル幅に対する、印加電圧幅が決ま
る。 （３）印加電圧制御用画像の作成：画像メモリ内の未補
正画像に対し、画像処理、例えば、移動平均を繰返し施
して、関心部位の背景の大きな濃度分布の画像を作る。
次に補正済画像撮影用の印加電圧制御用画像を、関心部
位の背景の大きな濃度分布の画像の画像濃度レベルの強
弱を反転して作成し、画像メモリに記録しておく。図４
に、図２の未補正画像を上記のように画像処理して得ら
れた、関心部位の背景の大きな濃度分布の画像の走査線
１本分を示す。さらに、図５に、図４の画像濃度レベル
の強弱を反転して得られた、印加電圧制御用画像の走査
線１本分を示す。 （４）一様化画像の撮影：画像撮影を実行し同期信号発
生回路１１が作る同期信号に従って撮像管の電子ビーム
により、光電変換膜上の電荷分布として形成されている
画像を読み出す。このとき同期して、電子ビーム走査位
置に対応する、画像メモリ内の印加電圧制御用画像を印
加電圧制御回路１２が読み出す。この印加電圧制御用画
像の画像濃度レベルを、印加電圧・出力信号強度関数を
基にして印加電圧に変換し印加電圧制御信号を経て、こ
れに基づき、電子ビーム走査に同期して光電変換膜に電
圧を印加する。これにより、画像濃度分布がほぼ一様な
画像を撮影することができる。図６に、図５の印加電圧
制御用画像を使って撮影した一様化画像の走査線１本分
を示す。この結果、図３の未補正画像内の関心部位のみ
が、選択的に図６の一様化画像で画像化できる。また、
本実施例では、濃度分布を補正する際、画像メモリ内の
未補正画像に対して、この反転画像を印加電圧制御用画
像として単純に用いるだけでなく、反転画像を空間周波
数フィルタ処理した画像を制御用画像として用いる。こ
れにより、医学診断上で注目する関心部位の構造のみが
強調された、診断能の高いＸ線画像を撮影することがで
きる。空間周波数画像処理としては、未補正画像中で濃
度分布を補正しほぼ一様な画像にする関心部位以外の濃
度分布空間周波数を含む周波数帯域を強調する周波数フ
ィルタを用いた処理を行なう。その他に、平滑化画像処
理、または低周波数成分強調による空間周波数フィルタ
処理等を行なう。また、未補正画像の撮影方法として
は、補正済画像を撮影する本撮影に先立ち、被曝線量低
減のため、本撮影より低いＸ線量で画像を撮影する。ま
た、補正済画像を撮影する本撮影が連続画像撮影である
場合は、未補正画像も連続画像で撮影し、これらの連続
画像の加算画像または加算平均画像を作り、この画像を
濃度分布補正用の印加電圧制御用画像として、補正済画
像を撮影する本撮影を連続して行なう。あるいは、１回
ごとに未補正画像撮影を行ない、次に、これを濃度分布
補正用の印加電圧制御用画像とし補正済画像を撮影する
本撮影を行ない、順次これを繰返し連続撮影を行なう。
【０００９】（第２の実施例）図７は、本発明の第２の
実施例におけるＸ線画像撮影装置の構成図である。本実
施例では、Ｘ線を可視画像に変換するために、蛍光板ま
たは増感紙８を用いる。そして、結像光学系７により蛍
光９による像をアバランシェ増倍撮像管カメラ１に結像
する。本実施例によれば、蛍光板または増感紙８を用い
た非常に簡易な構造の画像撮影装置を安価に提供でき
る。また、本実施例の装置では、結像光学系７としてズ
ームレンズを用いる。ズームレンズにより、アバランシ
ェ増倍撮像管カメラ１に結像する蛍光板または増感紙８
の上の可視画像の視野を変更することができる。このた
め、被写体の撮影領域のサイズを任意に選択可能とな
り、さらに狭い領域を高い空間解像度で撮影することが
可能となる。
実施例におけるＸ線画像撮影装置の構成図である。本実
施例では、Ｘ線を可視画像に変換するために、蛍光板ま
たは増感紙８を用いる。そして、結像光学系７により蛍
光９による像をアバランシェ増倍撮像管カメラ１に結像
する。本実施例によれば、蛍光板または増感紙８を用い
た非常に簡易な構造の画像撮影装置を安価に提供でき
る。また、本実施例の装置では、結像光学系７としてズ
ームレンズを用いる。ズームレンズにより、アバランシ
ェ増倍撮像管カメラ１に結像する蛍光板または増感紙８
の上の可視画像の視野を変更することができる。このた
め、被写体の撮影領域のサイズを任意に選択可能とな
り、さらに狭い領域を高い空間解像度で撮影することが
可能となる。
【００１０】以上では、医学診断用Ｘ線画像の撮影を例
にとって説明したが、被写体として動物、生物の他に人
工物の非破壊検査に適用することもできる。さらに、Ｘ
線画像に限らず、種々の粒子線を含む電離放射線（α
線、β線、γ線、中性子線等）により可視化された画像
の撮影もできることは言うまでもない。例えば、非破壊
検査において対象物の放射線透過率が人体と同等または
同等以下ならば、本実施例の装置をそのまま使用でき
る。また、対象物の放射線透過率が人体に比べ大きい場
合は、図１および図７に示した装置で、Ｘ線イメージイ
ンテンシファイヤ３や蛍光板または増感紙８において、
Ｘ線を吸収する蛍光膜の厚さを十分厚くして、Ｘ線やγ
線の吸収率の大きな構造にする。そして、Ｘ線管４にお
いて、管電圧を高くして高エネルギーＸ線成分を照射す
るか、または放射性同位元素をγ線源に使う。これによ
り、本実施例の装置をそのまま用いることができる。こ
の他、種々の粒子線やα線やβ線による画像もＸ線イメ
ージインテンシファイヤや蛍光板または増感紙で検出可
能であるため、本実施例の装置で撮影できる。なお、中
性子線による画像は直接には本実施例の装置で撮影でき
ないが、中性子線を荷電粒子に変換したり、Ｘ線やγ線
に変換する反応を利用して撮影する。例えば中性子線
は、ホウ素原子に吸収されてリチウム原子とヘリウム原
子の粒子線に変換される。このため、Ｘ線イメージイン
テンシファイヤや蛍光板または増感紙の蛍光体部分にホ
ウ素原子を含ませれば、中性子線が粒子線に変換され、
この粒子線を蛍光体部分で検出することにより、結果的
に中性子線の画像撮影ができる。このようにして、Ｘ線
画像に限らず種々の粒子線を含む電離放射線により可視
化された画像の撮影ができる。
にとって説明したが、被写体として動物、生物の他に人
工物の非破壊検査に適用することもできる。さらに、Ｘ
線画像に限らず、種々の粒子線を含む電離放射線（α
線、β線、γ線、中性子線等）により可視化された画像
の撮影もできることは言うまでもない。例えば、非破壊
検査において対象物の放射線透過率が人体と同等または
同等以下ならば、本実施例の装置をそのまま使用でき
る。また、対象物の放射線透過率が人体に比べ大きい場
合は、図１および図７に示した装置で、Ｘ線イメージイ
ンテンシファイヤ３や蛍光板または増感紙８において、
Ｘ線を吸収する蛍光膜の厚さを十分厚くして、Ｘ線やγ
線の吸収率の大きな構造にする。そして、Ｘ線管４にお
いて、管電圧を高くして高エネルギーＸ線成分を照射す
るか、または放射性同位元素をγ線源に使う。これによ
り、本実施例の装置をそのまま用いることができる。こ
の他、種々の粒子線やα線やβ線による画像もＸ線イメ
ージインテンシファイヤや蛍光板または増感紙で検出可
能であるため、本実施例の装置で撮影できる。なお、中
性子線による画像は直接には本実施例の装置で撮影でき
ないが、中性子線を荷電粒子に変換したり、Ｘ線やγ線
に変換する反応を利用して撮影する。例えば中性子線
は、ホウ素原子に吸収されてリチウム原子とヘリウム原
子の粒子線に変換される。このため、Ｘ線イメージイン
テンシファイヤや蛍光板または増感紙の蛍光体部分にホ
ウ素原子を含ませれば、中性子線が粒子線に変換され、
この粒子線を蛍光体部分で検出することにより、結果的
に中性子線の画像撮影ができる。このようにして、Ｘ線
画像に限らず種々の粒子線を含む電離放射線により可視
化された画像の撮影ができる。
【００１１】
【発明の効果】本発明によれば、低い放射線量での撮影
においても画像信号をカメラの出力信号の最大値近くま
で増幅した高感度撮影が可能となる。また特に、医学診
断撮影において画像内の診断能を低下させる大きな濃度
分布を補正した、ほぼ一様な画像を撮影できるため、医
学診断に必要な関心部位の微小な構造が強調された、診
断能の高い画像を撮影することができる。また、Ｘ線を
可視画像に変換する蛍光板または増感紙を用い、結像光
学系により蛍光像をアバランシェ増倍撮像管カメラに結
像し、非常に単純な構造の画像撮影装置を安価に提供す
ることができる。また、結像光学系としてズームレンズ
を用いるので、被写体の撮影領域のサイズを任意に選択
可能となり、狭い領域を高い空間解像度で撮影すること
が可能となる。
においても画像信号をカメラの出力信号の最大値近くま
で増幅した高感度撮影が可能となる。また特に、医学診
断撮影において画像内の診断能を低下させる大きな濃度
分布を補正した、ほぼ一様な画像を撮影できるため、医
学診断に必要な関心部位の微小な構造が強調された、診
断能の高い画像を撮影することができる。また、Ｘ線を
可視画像に変換する蛍光板または増感紙を用い、結像光
学系により蛍光像をアバランシェ増倍撮像管カメラに結
像し、非常に単純な構造の画像撮影装置を安価に提供す
ることができる。また、結像光学系としてズームレンズ
を用いるので、被写体の撮影領域のサイズを任意に選択
可能となり、狭い領域を高い空間解像度で撮影すること
が可能となる。
【００１２】
【図１】本発明の第１の実施例におけるＸ線画像撮影装
置の構成図である。
置の構成図である。
【図２】本発明の第１の実施例における撮影画像の走査
線１ライン分の画像濃度レベルを示す図である。
線１ライン分の画像濃度レベルを示す図である。
【図３】本発明の第１の実施例における一定強度の光を
入射した場合の光電変換膜印加電圧と画像濃度レベルの
関係を示す図である。
入射した場合の光電変換膜印加電圧と画像濃度レベルの
関係を示す図である。
【図４】本発明の第１の実施例における画像処理後の画
像の走査線１ライン分の画像濃度レベルを示す図であ
る。
像の走査線１ライン分の画像濃度レベルを示す図であ
る。
【図５】本発明の第１の実施例における印加電圧制御用
画像の走査線１ライン分の画像濃度レベルを示す図であ
る。
画像の走査線１ライン分の画像濃度レベルを示す図であ
る。
【図６】本発明の第１の実施例における印加電圧制御用
画像を使って撮影した一様化画像の走査線１ライン分の
画像濃度レベルを示す図である。
画像を使って撮影した一様化画像の走査線１ライン分の
画像濃度レベルを示す図である。
【図７】本発明の第２の実施例におけるＸ線画像撮影装
置の構成図である。
置の構成図である。
１ アバランシェ増倍撮像管カメラ ２ リレー光学系 ３ Ｘ線イメージインテンシファイヤ ４ Ｘ線管 ５ 照射Ｘ線 ５’ 透過Ｘ線 ６ 被写体 ７ 結像光学系 ８ 蛍光板または増感紙 ９ 蛍光 １０ 画像収集回路 １１ 同期信号発生回路 １２ 印加電圧制御回路 １３ 画像メモリ １４ 画像処理装置
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 横内 久猛 千葉県柏市新十余二２−１ 株式会社日立 メディコ技術研究所内
Claims (16)
- 【請求項１】 検査体に放射線を照射する手段と、検査
体を透過した放射線を検出し、可視画像に変換する手段
と、該可視画像を撮影するビデオカメラとを備えた放射
線画像撮影装置において、該ビデオカメラには、可視画
像の濃度信号を担う信号のみを増幅させる機能を有する
撮像管を備えたことを特徴とする放射線画像撮影装置。 - 【請求項２】 上記撮像管は、光電変換膜が検出した光
を電荷に変換し、該電荷に対するアバランシェ増倍機能
を有する撮像管であることを特徴とする請求項１記載の
放射線画像撮影装置。 - 【請求項３】 上記変換手段は、Ｘ線イメージインテン
シファイヤであることを特徴とする請求項１記載の放射
線画像撮影装置。 - 【請求項４】 上記変換手段は、蛍光板であることを特
徴とする請求項１記載の放射線画像撮影装置。 - 【請求項５】 請求項２記載の放射線画像撮影装置を用
いた撮影方法において、上記光電変換膜に印加する撮像
管ターゲット電圧を制御してアバランシェ増倍率を変化
させることにより、ビデオカメラの出力信号レベルを調
整することを特徴とする放射線画像撮影方法。 - 【請求項６】 上記撮像管ターゲット電圧をビデオカメ
ラの同期信号に従って変化させ、アバランシェ増倍率を
撮像管電子ビーム走査の走査位置ごとに変化させて、可
視画像の濃度分布を変換して撮影することを特徴とする
請求項５記載の放射線画像撮影方法。 - 【請求項７】 上記可視画像を画像信号として予め記録
しておき、該画像信号に基づく印加電圧制御信号により
ビデオカメラの撮像管ターゲット電圧を定めて、可視画
像の濃度分布を変換することを特徴とする請求項６記載
の放射線画像撮影方法。 - 【請求項８】 上記ビデオカメラにより撮影された可視
画像の画像信号か、該画像信号を平滑化処理した画像信
号に基づいて、印加電圧制御信号を定めることを特徴と
する請求項７記載の放射線画像撮影方法。 - 【請求項９】 上記ビデオカメラにより撮影された可視
画像の画像信号の信号レベルの大小を反転した画像の画
像信号に基づいて、印加電圧制御信号を定めることを特
徴とする請求項７記載の放射線画像撮影方法。 - 【請求項１０】 上記ビデオカメラにより撮影された可
視画像の画像信号の信号レベルの大小を反転した画像の
画像信号を空間周波数フィルタ処理して得られた画像信
号に基づいて、印加電圧制御信号を定めることを特徴と
する請求項７記載の放射線画像撮影方法。 - 【請求項１１】 上記ビデオカメラにより撮影された可
視画像の画像信号の信号レベルの大小を反転した画像信
号を平滑化処理した画像信号か、低周波成分強調を行な
う空間周波数フィルタ処理した画像信号に基づいて、印
加電圧制御信号を定めることを特徴とする請求項７記載
の放射線画像撮影方法。 - 【請求項１２】 上記ビデオカメラにより撮影された可
視画像の画像信号の信号レベルの大小を反転した画像の
画像信号に対して、該可視画像の関心領域以外の画像濃
度分布の空間周波数を含む周波数帯域を強調する周波数
フィルタを用いて空間周波数フィルタ処理を行ない、得
られた画像に基づいて印加電圧制御信号を定めることを
特徴とする請求項７記載の放射線画像撮影方法。 - 【請求項１３】 上記印加電圧制御信号を決定する際、
所定の放射線量の照射により得られた可視画像の濃度分
布を変換して撮影するのに先立って、該所定量より低い
放射線量の照射により得られた可視画像の画像信号に基
づいて、印加電圧制御信号を定めることを特徴とする請
求項７記載の放射線画像撮影方法。 - 【請求項１４】 上記印加電圧制御信号を決定する際、
所定の放射線量の照射により得られた可視画像の濃度分
布を変換して撮影するのに先立って、該所定量より低い
放射線量の照射により、複数回可視化された検査体の複
数個の画像の画像信号を得て、該画像信号を加算処理か
加算平均処理した画像信号に基づいて印加電圧制御信号
を定めることを特徴とする請求項７記載の放射線画像撮
影方法。 - 【請求項１５】 上記可視画像の濃度分布を変換するた
めの検査体の撮影において、所定の放射線量の照射によ
り得られた可視画像の濃度分布を変換して撮影するのに
先立って、該所定量より低い放射線量の照射により得ら
れた可視画像の画像信号に基づいて印加電圧制御信号を
定め、所定の放射線量の照射により得られた可視画像を
複数回撮影することを特徴とする請求項７記載の放射線
画像撮影方法。 - 【請求項１６】 上記可視画像の濃度分布を変換するた
めの検査体の撮影において、所定の放射線量の照射によ
り得られた可視画像の濃度分布を変換して撮影するのに
先立って、該所定量以より低い放射線量の照射により、
複数回可視化された検査体の複数個の画像の画像信号を
得て、該画像信号を加算処理か加算平均処理した画像信
号に基づいて印加電圧制御信号を定め、所定の放射線量
の照射により得られた可視画像を複数回撮影することを
特徴とする請求項７記載の放射線画像撮影方法。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4224062A JPH0678216A (ja) | 1992-08-24 | 1992-08-24 | 放射線画像撮影装置および方法 |
| US08/109,075 US5402463A (en) | 1992-08-24 | 1993-08-19 | Apparatus and method for radiation imaging |
| DE4328462A DE4328462A1 (de) | 1992-08-24 | 1993-08-24 | Vorrichtung und Verfahren zur Strahlungsabbildung |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP4224062A JPH0678216A (ja) | 1992-08-24 | 1992-08-24 | 放射線画像撮影装置および方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0678216A true JPH0678216A (ja) | 1994-03-18 |
Family
ID=16807978
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP4224062A Pending JPH0678216A (ja) | 1992-08-24 | 1992-08-24 | 放射線画像撮影装置および方法 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5402463A (ja) |
| JP (1) | JPH0678216A (ja) |
| DE (1) | DE4328462A1 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100435108B1 (ko) * | 2000-02-16 | 2004-06-09 | 삼성전자주식회사 | 방사선 검사시스템 및 검사방법 |
| JP2008281441A (ja) * | 2007-05-10 | 2008-11-20 | Aloka Co Ltd | 放射線測定装置 |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19847219C2 (de) * | 1998-10-13 | 2000-07-06 | Ziehm Gmbh | Röntgendiagnostikeinrichtung mit Bildverstärker und CCD-Kamera und einer Schaltung zur Regelung der Dosisleistung der Röntgenröhre und der Verstärkung des Videoverstärkers sowie einem Verfahren hierzu |
| US6675116B1 (en) * | 2000-09-22 | 2004-01-06 | Radiological Imaging Technology, Inc. | Automated calibration for radiation dosimetry using fixed or moving beams and detectors |
| TW569159B (en) * | 2001-11-30 | 2004-01-01 | Inst Information Industry | Video wavelet transform processing method |
| WO2005018735A2 (en) * | 2003-08-12 | 2005-03-03 | Loma Linda University Medical Center | Modular patient support system |
| MXPA06001581A (es) * | 2003-08-12 | 2006-05-19 | Univ Loma Linda Med | Sistema de colocacion de pacientes para un sistema de terapia de radiacion. |
| CA2670002C (en) | 2006-11-21 | 2017-03-14 | Loma Linda University Medical Center | Device and method for immobilizing patients for breast radiation therapy |
| WO2009105703A1 (en) | 2008-02-22 | 2009-08-27 | Loma Linda University Medical Center | Systems and methods for characterizing spatial distortion in 3d imaging systems |
| US8632448B1 (en) | 2009-02-05 | 2014-01-21 | Loma Linda University Medical Center | Proton scattering analysis system |
| US8669533B2 (en) | 2009-10-01 | 2014-03-11 | Vladimir Bashkirov | Ion induced impact ionization detector and uses thereof |
| US9207193B2 (en) * | 2010-02-12 | 2015-12-08 | Loma Linda University Medical Center | Systems and methodologies for proton computed tomography |
| AU2012259403B2 (en) | 2011-03-07 | 2016-08-04 | Loma Linda University Medical Center | Systems, devices and methods related to calibration of a proton computed tomography scanner |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4375068A (en) * | 1980-04-21 | 1983-02-22 | Technicare Corporation | Radiographic apparatus and method with logarithmic video compression |
| JPS6417631A (en) * | 1987-07-14 | 1989-01-20 | Toshiba Corp | X-ray diagnostic apparatus |
| JPH0191837A (ja) * | 1987-10-02 | 1989-04-11 | Toshiba Corp | Ｘ線診断装置 |
| JP2748405B2 (ja) * | 1988-05-27 | 1998-05-06 | 株式会社日立メディコ | Ｘ線画像撮影装置 |
| JP2692160B2 (ja) * | 1988-07-30 | 1997-12-17 | 株式会社島津製作所 | Ｘ線透視装置 |
| JP2729825B2 (ja) * | 1989-01-25 | 1998-03-18 | 株式会社日立メデイコ | 実時間デジタルラジオグラフィ装置 |
-
1992
- 1992-08-24 JP JP4224062A patent/JPH0678216A/ja active Pending
-
1993
- 1993-08-19 US US08/109,075 patent/US5402463A/en not_active Expired - Fee Related
- 1993-08-24 DE DE4328462A patent/DE4328462A1/de not_active Withdrawn
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR100435108B1 (ko) * | 2000-02-16 | 2004-06-09 | 삼성전자주식회사 | 방사선 검사시스템 및 검사방법 |
| JP2008281441A (ja) * | 2007-05-10 | 2008-11-20 | Aloka Co Ltd | 放射線測定装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5402463A (en) | 1995-03-28 |
| DE4328462A1 (de) | 1994-03-10 |
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