JPS6231928A - Method and apparatus for converting radiation into video - Google Patents
Method and apparatus for converting radiation into videoInfo
- Publication number
- JPS6231928A JPS6231928A JP61123212A JP12321286A JPS6231928A JP S6231928 A JPS6231928 A JP S6231928A JP 61123212 A JP61123212 A JP 61123212A JP 12321286 A JP12321286 A JP 12321286A JP S6231928 A JPS6231928 A JP S6231928A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- visible light
- radiation
- light image
- radiation imaging
- 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.)
- Pending
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims description 53
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 34
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 44
- 239000013307 optical fiber Substances 0.000 claims description 29
- 230000001427 coherent effect Effects 0.000 claims description 16
- 230000009467 reduction Effects 0.000 claims description 16
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 claims description 12
- 239000000835 fiber Substances 0.000 claims description 9
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 7
- OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N Phosphorus Chemical compound [P] OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 6
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 5
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 2
- 238000012634 optical imaging Methods 0.000 claims 4
- 230000035515 penetration Effects 0.000 claims 1
- 229910000831 Steel Inorganic materials 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 239000010959 steel Substances 0.000 description 4
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 3
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 3
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 1
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 1
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 1
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 1
- 238000011161 development Methods 0.000 description 1
- 230000018109 developmental process Effects 0.000 description 1
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000002594 fluoroscopy Methods 0.000 description 1
- 230000007935 neutral effect Effects 0.000 description 1
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 1
- 238000005549 size reduction Methods 0.000 description 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
- G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
- G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
- G01N23/043—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using fluoroscopic examination, with visual observation or video transmission of fluoroscopic images
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Image-Pickup Tubes, Image-Amplification Tubes, And Storage Tubes (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Radiography Using Non-Light Waves (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。(57) [Summary] This bulletin contains application data before electronic filing, so abstract data is not recorded.
Description
【発明の詳細な説明】
発明の分野
本発明はＸ線およびガンマａを可視光に変換する装置、
さらにとくにはＸ線映像を可視増倍映像に変換する装置
、に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Field of the Invention The present invention relates to an apparatus for converting X-rays and gamma a into visible light;
More particularly, the present invention relates to an apparatus for converting an X-ray image into a visible multiplied image.
従来技術
１９７９年２月２７日発行のイン氏の米国特許第４１４
２１０１号（「イン特許」という）はＸ線映像化装置の
現状技術の開発を開示している。Prior Art Ying U.S. Patent No. 414, issued February 27, 1979
No. 2101 (referred to as the "In Patent") discloses current state of the art developments in X-ray imaging devices.
「イン特許」の貢献するところのものは、荷電粒子また
は中性粒子ならびにＸ線およびガンマ線を可視光に変換
し、次に診断観整用に通した映像を提供するために、こ
の可視光を増倍する映像化装置である。The contribution of the Inn patent is to convert charged or neutral particles as well as X-rays and gamma rays into visible light and then convert this visible light to provide images for diagnostic viewing. It is an imaging device that multiplies images.
イン氏の映像化装置は、可視光増倍管に光結合された変
換器を有する。Ｘ線はけい光面に衝当する。そこで生じ
た光は入方光ファイバプレートヲ介して光′市電極に伝
達され、そこで光は電子に変換される。電子は真空中を
加速されてマイクルチャンネルプレート映像増倍管（Ｍ
ｃＰ）に到達し、 ｊそこで増倍されろ。そして、
この電子は第２のけい光面で光に変換され、そのあと光
は出力光ファイバプレートを介して見る者へ伝達される
。Yin's imaging device has a transducer optically coupled to a visible light multiplier tube. The X-rays strike the fluorescent surface. The light generated therein is transmitted through an incoming fiber optic plate to a light source electrode, where it is converted into electrons. Electrons are accelerated in vacuum and passed through a microchannel plate image intensifier (M
cP) and be multiplied there. and,
The electrons are converted to light at the second fluorescent surface, and the light is then transmitted to the viewer via the output fiber optic plate.
「イン特許」の低強度Ｘ１ｆＮ映像スコープは、さらに
、イン地による［ザ リキシコープ（ＴｈθＬＩＸＩＳ
ｃＯｐｅ ） Ｊ ＮＡＳＡ テクニカル メモランダ
ム（Ｔｅｃｈｎｉｃａｌ Ｍｅｍｏｒａｎｄｕｍ ）
７９６３４．１９７８年９月に記載されている。「リキ
シスコープｊは大画面医療用Ｘ線透視装置の代替となっ
たり、それと競合するつもりはないと、このテクニカル
メモ、ランダムは述べている。「リキシスコープ」は映
像増倍管が比較的小型に制限されるのでＸ線ｔＪ２野も
小さく約２インチに制限されろ。このため、比較的大き
なＸ線視野を必要とされる医療、工業の分野では余り実
用陛がない。In-patent low-intensity
cOpe ) J NASA Technical Memorandum
No. 79634. Described in September 1978. "The RixiScope J is not intended to replace or compete with large-screen medical X-ray fluoroscopy equipment," Random said in the technical memo. Therefore, the X-ray tJ2 field is also small and limited to about 2 inches. For this reason, it is not very practical in the medical and industrial fields, which require a relatively large X-ray field of view.
したがって「リキシスコープ」の映像増倍性の利点を生
かし、かつ大画面Ｘ線視野を提供するＸ線映像化方法の
必要性が出てきた。Therefore, there has arisen a need for an X-ray imaging method that takes advantage of the image multiplication properties of the "Rixiscope" and provides a large-screen X-ray field of view.
発明の要約
本発明は、放射線映像化方法とその装置を提供する。本
発明により、従来の可能性以上に、物体上の大型Ｘ線視
野の増倍可視光映像が形成可能である。SUMMARY OF THE INVENTION The present invention provides a radiographic imaging method and apparatus. With the present invention, it is possible to create an intensified visible light image of a large x-ray field on an object, beyond what was previously possible.
本発明の方法は、Ｘ線のような放射側ｗがらの不可視放
射線全物体に通過させてこの物体の不可視放射線映像を
形成すること、この不可視放射線映像をこの物体の可視
光映像に変換すること、この可視光映像のサイズを縮小
すること、この縮小可視光映像を増倍すること、この増
倍可視光映像をみるために投影すること、の各過程を包
含する。The method of the present invention includes passing invisible radiation such as X-rays through an entire object to form an invisible radiation image of the object, and converting this invisible radiation image into a visible light image of the object. , reducing the size of this visible light image, multiplying this reduced visible light image, and projecting this multiplied visible light image for viewing.
縮小する過程は、不可視放射線像全可視光像に変換する
けい光面または他の手段から可視光像を光学レンズ系に
より伝達すること金言む。光学レンズ系は、光映像形成
に関係する当業者によく知られた技術により配置された
１個′！、たは複数個のレンズを有すものとすることが
できる。光学レンズ系を用いる代りに、この可視光映像
は変換手段から、入力端と出方端とを有するテーパ付コ
ヒーレント光ファイバ束へ伝達するようにすることもで
きるーこの光ファイバ束の出力端の面積は入力端より小
で、入力端は変換手段とほぼ同じ面積を有する。この２
つの縮小手段は光学し／ズ糸とテ−ハコヒーレント光フ
ァイバ束とを組合せたものとすることも可能である。他
の態線として、可視光映像のサイズを縮小するために鋼
糸単独、または鋼糸と他の映像縮小手段この組合せも捷
た使用可能である。The demagnification process involves transmitting a visible light image from a fluorescent surface or other means through an optical lens system to convert the invisible radiation image into a full visible light image. The optical lens system is a single piece arranged by techniques well known to those skilled in the art involved in optical image formation! , or a plurality of lenses. Instead of using an optical lens system, the visible light image can also be transmitted from the conversion means to a tapered coherent optical fiber bundle having an input end and an output end - an output end of the optical fiber bundle. The area is smaller than the input end, and the input end has approximately the same area as the conversion means. This 2
The two reduction means can also be a combination of an optical fiber thread and a Teeha coherent optical fiber bundle. Alternatively, the steel thread alone or the combination of steel thread and other image reduction means can be used to reduce the size of the visible light image.
上記の方法に使用されろ映像化装置は、不可視放射線温
と、不可視放射線映像を可視光映像に変換するけい光面
のような手段と、この可視光映像のサイズを縮小するた
とえば上記のようなレンズ系、テーパ付コヒーレント光
ファイバ束捷りは鋼糸などのような手段と、縮小可視光
映像を増倍する手段と、を有する。増倍手段はマイクロ
チャンネルプレート増幅器を有する映像増倍管である。The imaging device used in the above method includes an invisible radiation temperature, a means such as a fluorescent surface for converting the invisible radiation image into a visible light image, and a means for reducing the size of this visible light image, e.g. as described above. A lens system, a tapered coherent optical fiber bundle, includes means such as steel thread, and means for multiplying the reduced visible light image. The multiplication means is an image intensifier tube with a microchannel plate amplifier.
この増倍縮小可視光映像をみるための適切な手段として
、観察者による直接像視とカメラ撮影による間接像視と
がある。増倍映像は捷たみる前に拡大してもよい。Appropriate means for viewing this magnified/reduced visible light image include direct image viewing by an observer and indirect image viewing using a camera. Multiplied images may be enlarged before being cropped.
実施例の詳細説明
以下、本発明を添付図面に示した実施例に基づき説明す
る。DETAILED DESCRIPTION OF EMBODIMENTS The present invention will be described below based on embodiments shown in the accompanying drawings.
第１図ないし第４図は、本発明の方法で使用されろ改良
映像化装置１０の好捷しい実施例を略図で示す。映像化
装置１０はとくに、医療診断の一部として患者のＸ線撮
影で増倍可視映像を提供するのに逸している。この装置
はまた、航空機持込手荷物検査や製品の欠陥検査など広
〈産業界でのＸ線映像の提供に鳩している。しかしなが
ら、物体を通過した不可視放射線から形成された映像の
可視光映像を必要とする種々の通用例において、この映
像化装置は他の種類の不可視放射線とも使用可能である
。1-4 schematically depict a preferred embodiment of an improved imaging device 10 for use in the method of the present invention. Imaging device 10 is particularly lacking in providing intensified visual images of patient x-rays as part of a medical diagnosis. The device is also used to provide X-ray imaging in a wide range of industries, such as airline carry-on baggage inspection and product defect inspection. However, the imaging device can also be used with other types of invisible radiation in various applications requiring visible light images of images formed from invisible radiation passing through an object.
この改良映像化装置は、けい光面の比較的視野の広いＸ
線映像を、通常のマイクロチャンネルプレート映像増倍
管の小さな入力側に結合する手段として見ることができ
る。本発明は、視野の大きな映像ヲマイクロチャンネル
プレート映像増倍管へ伝達するために、映像のサイズを
縮小するための手段を提供する。通常の映像増倍管装置
を使用して見ることが可能なＸ線視野の幅は、約５８０
８ｃｒｎ（２インチ）に限定されていた。This improved imaging device has a relatively wide field of view on the fluorescent surface.
The line image can be viewed as a means of coupling into the small input side of a conventional microchannel plate image intensifier. The present invention provides a means for reducing the size of an image for transmitting a large field of view image to a microchannel plate image intensifier. The width of the X-ray field that can be seen using a normal image intensifier is approximately 580 mm.
It was limited to 8 crn (2 inches).
映像化装置１０は一般に、放射線源と、不可視放射線＜
ｚ線＞を可視光に変換する手段と、可視光映像のサイズ
を縮小する手段と、映像増倍管とを有している。第１図
には、Ｘ線管２０、捷たは他の適切なＸ線源と、Ｘ線を
可視光に変換するためのけい光面、（−！たはシンチレ
ータ）２４とが示されている。けい光面２４は光学系を
最適にする形状とする。たとえば、面の表面は図示のよ
うな同一′上面、または曲面とすることが可能である。Imaging device 10 generally includes a radiation source and an invisible radiation source.
z-ray into visible light, means for reducing the size of a visible light image, and an image intensifier. FIG. 1 shows an x-ray tube 20, a beam or other suitable x-ray source, and a fluorescent surface, (-! or scintillator) 24 for converting the x-rays into visible light. There is. The fluorescent surface 24 is shaped to optimize the optical system. For example, the surface of the surface can be a coplanar surface as shown, or a curved surface.
形状は特定装置に応じて指示される。The shape is dictated by the particular device.
患者１２はＸ線管２０とけい光面２４この間に位置する
。線源２０から放射されたＸ線２２は患者１２の一部を
通過し、けい光面２４上にＸ線映像または陰影を形成す
る。Ｘ線映像は患者のＸ線映像に対応する可視光映像に
変換される。このけい光面２４はリキシスコープのけい
光面に比べて比較的大きい。このように、投影される映
像は患者のからだの比較的大きな領域を含む。映像化装
置１０の試作品は直径１２．７ｚ（５インチ）のけい光
面を使用した。今後はさらに大きな映像視野のものも期
待できる。Patient 12 is positioned between x-ray tube 20 and fluorescent surface 24. X-rays 22 emitted from source 20 pass through a portion of patient 12 and form an X-ray image or shadow on fluorescent surface 24 . The X-ray image is converted into a visible light image that corresponds to the patient's X-ray image. This fluorescent surface 24 is relatively large compared to the fluorescent surface of a Rixiscope. Thus, the projected image includes a relatively large area of the patient's body. The prototype of the imaging device 10 used a fluorescent surface with a diameter of 12.7z (5 inches). In the future, we can expect an even larger field of view.
映像化装置１０は、映像増倍管５０に伝達される可視光
映像のサイズを縮小するために、レンズ系２６（第１図
および第３図）、テーパコヒーレント光ファイバ束５６
（第２図および第４図）、鋼糸（図示なし）またはこれ
ら３種の任意の組合せを含有する光映像縮小手段を有す
る。第１図によると、ハウジング６０は光線、またはけ
い光面２４から出る可視光映像以外のいかなる放射線源
からの放射線の侵入をもこの映像化装置１０から遮蔽し
ている。The imaging device 10 includes a lens system 26 (FIGS. 1 and 3) and a tapered coherent optical fiber bundle 56 to reduce the size of the visible light image transmitted to the image intensifier 50.
(FIGS. 2 and 4), steel thread (not shown), or any combination of the three. According to FIG. 1, housing 60 shields imaging device 10 from radiation from any radiation source other than light beams or visible light images emanating from phosphor surface 24. Referring to FIG.
映像増倍管５０は適当な既知の可視光映像増倍管でよい
が、入力光ファイバプレート３０と、光電陰極３２と、
マイクロチャンネルプレート増幅器３６と、けい光面４
０と、出力端４４における出力光ファイバプレート４２
とを有するのが好ましい。マイクロチャンネルプレート
増幅器３６は、光電陰極３２とけい光面４０とからそれ
ぞれ間隔をあけて真空領域３４．３８で分離されている
。The image intensifier 50, which may be any suitable known visible light image intensifier, includes an input fiber optic plate 30, a photocathode 32,
Microchannel plate amplifier 36 and fluorescent surface 4
0 and an output optical fiber plate 42 at the output end 44.
It is preferable to have the following. Microchannel plate amplifier 36 is separated from photocathode 32 and phosphor surface 40 by a spaced vacuum region 34, 38, respectively.
可視光は入力光ファイバプレート３０を通過して光電陰
極３２に達する。光電陰極３２は電子を放出して可視光
映像に対応する電子映像を形成する。電子は真空領域３
４内を加速され、マイクロチャンネルプレート増幅器３
６に到達してそこで増幅されろ。増倍された電子映像は
次に真空領域３８内をけい光面４０の方向に加速され、
そこで対応の増倍縮小可視光映像に変換される。増倍縮
小可視光映像は出力光ファイバプレート４２により出力
・端４４の方向へ向けられる。ここに記載のようなマイ
クロチャンネルプレートを有する映像増倍管は市販され
ている。Visible light passes through input fiber optic plate 30 to photocathode 32 . The photocathode 32 emits electrons to form an electronic image corresponding to a visible light image. Electrons are in vacuum region 3
4, the microchannel plate amplifier 3
Reach 6 and be amplified there. The intensified electronic image is then accelerated within the vacuum region 38 towards the fluorescent plane 40;
There, it is converted into a corresponding multiplied and reduced visible light image. The multiplied and reduced visible light image is directed by an output fiber optic plate 42 towards an output end 44 . Image intensifiers with microchannel plates such as those described herein are commercially available.
出力映像は図示のように観察者が直接見てもより、捷た
は装着カメラ（図示なし）撮影により間接的に見ろこと
も可能である。増倍縮小可視光映像は、出力端４４に過
当な拡大レンズを置いて、見る前に拡大することも可能
である。The output image can be viewed directly by the observer as shown in the figure, or it can be viewed indirectly by shooting with a handheld camera or an attached camera (not shown). The multiplied/reduced visible light image can also be enlarged before viewing by placing an appropriate magnifying lens at the output end 44.
映像化装置１０の代替態様として、第２図および第４図
に示すように、入力面５４と出力面５８とを有するテー
パコヒーレント光ファイバ束５６は、けい光面２４の大
画面視野可視光映像のサイズ縮小手段を有している。入
力面５４の表面積は、けい光面２４の表面積にほぼ等し
い。出力端５８の表面積は、映像増倍管５０の入力端２
８の表面積にほぼ等しい。可視光映像の縮小にテーパコ
ヒーレント光ファイバ束５６が使用されるときは、別の
けい光面２４を光フアイバ導体５６に接続しないで入力
面５４にけい光体を塗布してもよい。In an alternative embodiment of the imaging device 10, as shown in FIGS. 2 and 4, a tapered coherent fiber optic bundle 56 having an input surface 54 and an output surface 58 is used to provide a large field of view visible light image of the fluorescent surface 24. It has size reduction means. The surface area of input surface 54 is approximately equal to the surface area of fluorescent surface 24. The surface area of the output end 58 is equal to that of the input end 2 of the image intensifier 50.
approximately equal to the surface area of 8. When a tapered coherent optical fiber bundle 56 is used for visible light image reduction, the input surface 54 may be coated with phosphor without connecting another phosphor surface 24 to the optical fiber conductor 56.
テーパコヒーレント光ファイバ束は市販されており、映
像の拡大縮小に従来から使用されている。Tapered coherent optical fiber bundles are commercially available and have traditionally been used for image scaling.
映像縮小を１段または複数段で実行するためにレンズ、
鏡、光フナイバテーパを組合せて使用してもよい。これ
らの映像縮小の技術は光映像形成に関係する当業者には
既知であるが、これまで、これらは本発明の方法と装置
とにおけろように、映像増倍手段この組合せで使用され
てはいない。A lens to perform image reduction in one or more steps,
A mirror and an optical fiber taper may be used in combination. Although these image reduction techniques are known to those skilled in the art related to optical image formation, they have not heretofore been used in this combination with image intensification means, as in the method and apparatus of the present invention. Not there.
特定態様の選択は、装置サイズ、映像品質、映像の所定
縮小量、集光効率、患者のＸ線照射量、部品費、１吏用
率などにより影響されるであろう。 １当業者はこ
れらの因子の相関やこの方法の限界を理解できるであろ
う。一般にある態様において、映像縮小量が大きいほど
、光収集効率が悪く、最終映像の所定品質を出すために
必要なＸ線照射量は大きくなる。医療機械の場合、この
点を重視しなければならず、これが制限因子となる。工
業検査の場合は大きなＸ線照射が利用可能なので大きな
物体視野をとることが可能である。The choice of a particular embodiment will be influenced by device size, image quality, desired reduction of the image, light collection efficiency, patient x-ray exposure, component cost, labor rate, etc. 1 Those skilled in the art will understand the interrelationship of these factors and the limitations of this method. Generally, in some embodiments, the greater the amount of image reduction, the less efficient light collection and the greater the amount of x-ray exposure required to produce a given quality of the final image. In the case of medical machines, this point must be emphasized and becomes a limiting factor. In the case of industrial inspection, a large X-ray irradiation is available, so it is possible to take a large field of view of the object.
本発明の方法は上述の映像化装置１０を用いることによ
り実行可能である。図示のようにこの方法では先ず、Ｘ
線管２０のような放射線源から放出されるＸ線２２など
の不可視放射線を患者１２などに通過させて、物体の不
可視放射線映像を形成する。The method of the present invention can be implemented using the imaging device 10 described above. As shown in the figure, in this method, first
Invisible radiation, such as x-rays 22, emitted from a radiation source, such as ray tube 20, is passed through a patient 12 or the like to form an invisible radiation image of an object.
次いで、この方法では、この不可視放射線映像を可視光
映像に変換する。変換過程ではＸ線映像がけい光面２４
に投影されて可視光映像が形成される。次に可視光映像
を、レンズ２６、テーパ光フアイバ導体５６、ｔ７’ｍ
はこれら２つの組合せの手段によりそのサイズを縮小す
る。更に、この縮小可視光映像を増倍し、この増倍縮小
可視光映像を見るために投影することでこの方法は完結
されろ。この最後の２つの過程は映像化装ｆｔｌ０のマ
イクロチャンネルプレート映像増倍管５０を利用して達
成される。増倍縮小可視光映像を拡大する過程も追加し
て利用可能である。The method then converts this invisible radiation image into a visible light image. During the conversion process, the X-ray image is transferred to the fluorescent surface 24.
A visible light image is formed. Next, the visible light image is transmitted through the lens 26, the tapered optical fiber conductor 56, and the t7'm
reduces its size by means of a combination of these two. Further, the method is completed by multiplying the reduced visible light image and projecting the multiplied reduced visible light image for viewing. These last two steps are accomplished using the microchannel plate image intensifier 50 of the imaging device ftl0. A process of enlarging the multiplied/reduced visible light image can be additionally used.
発明の効果
本発明による映像化方法とその装置は従来にない大きな
視野を提供することにより患者または物体の観察視野を
改善することができ、しかもこの大きな視野を通常の映
像増倍手段で与えられることができる。Effects of the Invention The imaging method and device according to the present invention can improve the observation field of a patient or object by providing an unprecedentedly large field of view, and this large field of view can be provided by ordinary image intensification means. be able to.
第１図は放射線源から放射線が放射され、患者を通過し
て変換手段に達し、レンズで縮小されて映像増倍管に伝
達されるところを示す本発明の映像化装置の一実施態様
の略図、
第２図は第１図のレンズの代りにテーパ光フアイバ導体
を示した本発明の映像化装置の別の実施例の略図、
第３図は第１図の映像化装置の拡大略図、第４図は第２
図の映像化装置の拡大略図である。
１０−映像化装置 １２−物体 ２〇−放射線源２２−
放射線 ２４−けい光面 ２６−レンズ系３〇−人力光
フアイバブレート ３２−光電陰極３６−マイクロチャ
ンネルブレート増幅器４０−けい光面、シンチレータ材
料
４２−出力光ファイバブレート
５〇−映像増幅管 ５４−入力端（光ファイバ束）５６
−テーパコヒーレント光ファイバ束５８−出力端（光フ
ァイバ束） ６〇−遮蔽室（外５名）
図面の浄書（内容に変更なし）
１、事例の表示
昭和６１年特約１ｆｔ第１２３２１２月２）発明の名称
故割線映−化方法とその装置
３、補正をする者
事４Ｉｌこの関係 出 願 人
任所
名 称 アメリカン・ステリライザー・ノＪンパニー
４、代理人
４１ 所 東京都千代田区人手町二Ｔ目２番１月新人
手町ビル ２０６号室
電話２７（１−６６４１・−６６４６
６、補正の対象FIG. 1 is a schematic diagram of an embodiment of the imaging device of the present invention showing radiation emitted from a radiation source, passing through a patient to a conversion means, being reduced by a lens and transmitted to an image intensifier; 2 is a schematic diagram of another embodiment of the imaging device of the present invention showing a tapered fiber optic conductor in place of the lens of FIG. 1; FIG. 3 is an enlarged schematic diagram of the imaging device of FIG. 1; Figure 4 is the second
1 is an enlarged schematic diagram of the imaging device shown in FIG. 10-Imaging device 12-Object 20-Radiation source 22-
Radiation 24 - Fluorescent surface 26 - Lens system 30 - Manual optical fiber plate 32 - Photocathode 36 - Microchannel plate amplifier 40 - Fluorescent surface, scintillator material 42 - Output optical fiber plate 50 - Image amplifier tube 54 - Input End (optical fiber bundle) 56
- Tapered coherent optical fiber bundle 58 - Output end (optical fiber bundle) 60 - Shielding room (5 other people) Engraving of drawings (no change in content) 1. Display of examples 1985 special contract 1 ft. December 1232 2) Invention Name of the method and device for converting the secant line into the image 3, person making the correction 4 Il This relationship Application Name of the person Name American Sterilizer No. 4, Agent 41 Address 2 T Hitote-cho, Chiyoda-ku, Tokyo 2nd January Shintemachi Building Room 206 Telephone 27 (1-6641・-6646 6, subject to correction)
Claims (28)
この物体の不可視放射線映像を形成すること； この不可視放射線映像を、同物体の可視光映像に変換す
ること； この可視光映像のサイズを縮小すること； この縮小可視光映像を増倍すること； 増倍した縮小可視光映像をみるために投影すること； の各過程を包含する放射線映像化方法。(1) Passing invisible radiation from a radiation source through an object to form an invisible radiation image of the object; Converting this invisible radiation image into a visible light image of the same object; A radiation imaging method that includes the following steps: reducing the image; multiplying the reduced visible light image; and projecting the multiplied reduced visible light image for viewing.
可視放射線映像を可視光映像に変換する過程は、不可視
放射線映像をけい光面に投影することにより行う方法。(2) In the method according to claim 1, the step of converting an invisible radiation image into a visible light image is performed by projecting the invisible radiation image onto a phosphorescent surface.
の可視光映像の大きさを縮小する過程は、不可視放射線
を可視光に変換する手段から出るこの可視光を光映像縮
小手段により変換することを包含する方法。(3) In the method described in claim 1, the step of reducing the size of the visible light image includes converting the visible light emitted from the means for converting invisible radiation into visible light by the optical image reduction means. A method that encompasses doing.
の光映像縮小手段はレンズ系を含むものとした方法。(4) The method according to claim 3, wherein the optical image reduction means includes a lens system.
て、この光映像縮小手段はテーパコヒーレント光ファイ
バ束を含むものとした方法。(5) The method according to claim 3 or 4, wherein the optical image reduction means includes a tapered coherent optical fiber bundle.
の光映像縮小手段は鏡系を有するものとした方法。(6) The method according to claim 5, wherein the optical image reduction means has a mirror system.
、この光映像縮小手段は鏡系を含むものとした方法。(7) The method according to claim 3 or 4, wherein the optical image reduction means includes a mirror system.
小可視光映像を増倍する過程が、縮小可視光映像を可視
光映像増倍管に伝達する工程を包含する方法。(8) The method according to claim 1, wherein the step of intensifying the reduced visible light image includes the step of transmitting the reduced visible light image to a visible light image intensifier.
の映像増倍管が、縮小可視光映像を伝達する入力光ファ
イバプレートと、この縮小可視光映像を電子映像に変換
するための光電陰極と、この電子映像を形成する電子を
増幅するために真空室内で光電陰極から間隔をあけて設
けたマイクロチャンネルプレート増幅器と、この増幅電
子映像を物体の不可視放射線映像に対応する増倍縮小可
視光映像に変換するためにこのマイクロチャンネルプレ
ート増幅器から間隔をあけて設けた出力けい光面と、こ
の増倍縮小可視光映像を画面に伝達する出力光ファイバ
プレートとを有するものとした方法。(9) The method according to claim 8, wherein the image intensifier tube includes an input optical fiber plate for transmitting a reduced visible light image and a photoelectric fiber plate for converting the reduced visible light image into an electronic image. a cathode, a microchannel plate amplifier spaced from the photocathode in a vacuum chamber to amplify the electrons forming this electronic image, and a microchannel plate amplifier spaced apart from the photocathode to amplify the electrons forming this electronic image, and a microchannel plate amplifier that converts this amplified electronic image into a multiplication-reduced visible radiation image corresponding to an invisible radiation image of the object. The method includes an output phosphor surface spaced from the microchannel plate amplifier for conversion to an optical image, and an output fiber optic plate for transmitting the multiplied and reduced visible light image to a screen.
上記投影する過程は増倍縮小可視光映像を観察者が直接
みるために表示することを包含する方法。(10) In the method according to claim 1,
The projecting process includes displaying a magnified and reduced visible light image for direct viewing by an observer.
この増倍縮小可視光映像を観察者に対し表示する前に拡
大することを包含するところの方法。(11) In the method according to claim 8,
The method includes enlarging the multiplied/reduced visible light image before displaying it to an observer.
投影する過程はこの増倍縮小可視光映像をカメラに投影
することを包含するところの方法。(12) In the method according to claim 1,
The projecting process includes projecting the multiplied and reduced visible light image onto a camera.
放射線源をＸ線源とした方法。(13) In the method according to claim 1,
A method using an X-ray source as a radiation source.
ャンネルプレート増幅器を有して、このように縮小され
た可視光映像を増倍する手段と； を有するところの放射線映像化装置。(14) a source of invisible radiation; means for converting the invisible radiation image into a visible light image; means for reducing the size of the visible light image; and a microchannel plate amplifier for converting the thus reduced visible light image. A radiation imaging device comprising: means for multiplying an image;
装置において、不可視放射線源はＸ線源であるところの
放射線映像化装置。(15) The radiation imaging apparatus according to claim 14, wherein the invisible radiation source is an X-ray source.
装置において、この変換手段はけい光面であるところの
放射線映像化装置。(16) A radiation imaging apparatus according to claim 14, wherein the converting means is a fluorescent surface.
装置において、この変換手段はシンチレータ材料である
ところの放射線映像化装置。(17) The radiation imaging apparatus according to claim 14, wherein the conversion means is a scintillator material.
装置において、この縮小手段はレンズ系を有する光学映
像化手段であり、上記変換手段と、光学映像化手段と、
増倍手段と、はこの可視光映像以外のすべての光の侵入
から遮蔽された室内に内蔵されている放射線映像化装置
。(18) In the radiation imaging apparatus according to claim 14, the reduction means is an optical imaging means having a lens system, and the converting means and the optical imaging means,
The multiplication means is a radiation imaging device built into a room that is shielded from the intrusion of all light other than this visible light image.
装置において、光学映像化手段はテーパ付コヒーレント
光ファイバ束を有し、このテーパコヒーレント光ファイ
バ束は入力端と出力端とを有し、この出力端は入力端の
面積より小なる面積を有する放射線映像化装置。(19) In the radiation imaging apparatus according to claim 18, the optical imaging means has a tapered coherent optical fiber bundle, and this tapered coherent optical fiber bundle has an input end and an output end. , the output end of the radiation imaging device has a smaller area than the input end.
線映像化装置において、この光学映像化手段は鏡をさら
に有するところの放射線映像化装置。(20) The radiation imaging apparatus according to claim 18 or 19, wherein the optical imaging means further includes a mirror.
装置において、この縮小手段は入力端と出力端とを有す
るテーパ付コヒーレント光ファイバ束であり、この入力
端は変換手段の映像形成面の面積とほぼ同一面積を有し
、出力端はこの入力端より小なる面積を有し、この変換
手段と、テーパコヒーレント光ファイバ束と、増倍手段
と、はこの可視光映像以外のすべての光の侵入から遮蔽
された室内に内蔵されている放射線映像化装置。(21) In the radiation imaging apparatus according to claim 14, the reduction means is a tapered coherent optical fiber bundle having an input end and an output end, and the input end is the image forming surface of the conversion means. , and the output end has a smaller area than the input end, and the converting means, the tapered coherent optical fiber bundle, and the multiplication means are capable of transmitting all images other than the visible light image. A radiation imaging device built into a room shielded from light penetration.
装置において、この変換手段はテーパコヒーレント光フ
ァイバ束の入力端上に塗布されたけい光体であるところ
の放射線映像化装置。(22) A radiation imaging apparatus according to claim 21, wherein the converting means is a phosphor coated on the input end of a tapered coherent optical fiber bundle.
装置において、この変換手段はテーパコヒーレント光フ
ァイバ束の入力端と機械的に結合されたけい光面である
ところの放射線映像化装置。(23) The radiation imaging apparatus according to claim 21, wherein the converting means is a fluorescent surface mechanically coupled to the input end of a tapered coherent optical fiber bundle.
装置において、この増倍手段は、遮蔽室と、いずれもこ
の遮蔽室内に内蔵された入力光ファイバプレートと、こ
の入力光ファイバプレートに接続された光電陰極と、真
空内でこの光電陰極から間隔をあけて設けたマイクロチ
ャンネルプレート増幅器と、真空内でこのマイクロチャ
ンネルプレート増幅器から間隔をあけて設けた出力けい
光面と；出力光ファイバプレートと、を有する映像増倍
管であるところの放射線映像化装置。(24) In the radiation imaging apparatus according to claim 14, the multiplication means includes a shielding chamber, an input optical fiber plate both built in the shielding chamber, and an input optical fiber plate built in the shielding chamber. a connected photocathode, a microchannel plate amplifier spaced from the photocathode in vacuum, and an output fluorescent surface spaced from the microchannel plate amplifier in vacuum; an output optical fiber; A radiation imaging device which is an image intensifier tube having a plate.
装置において、この増倍縮小可視光映像を受像して投影
するビデオカメラをさらに有するものである放射線映像
化装置。(25) The radiation imaging apparatus according to claim 14, further comprising a video camera that receives and projects the multiplied and reduced visible light image.
装置において、この増倍縮小可視光映像をみるために拡
大する手段をさらに有するものである放射線映像化装置
。(26) The radiation imaging apparatus according to claim 14, further comprising means for enlarging the multiplied/reduced visible light image for viewing.
装置において、この縮小手段は鏡系であるところの放射
線映像化装置。(27) The radiation imaging apparatus according to claim 14, wherein the reduction means is a mirror system.
装置において、この縮小手段はこの鏡系と組合せてテー
パコヒーレント光ファイバ束を有するところの放射線映
像化装置。(28) The radiation imaging apparatus according to claim 27, wherein the reduction means has a tapered coherent optical fiber bundle in combination with the mirror system.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US73861685A | 1985-05-28 | 1985-05-28 | |
| US738616 | 1985-05-28 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6231928A true JPS6231928A (en) | 1987-02-10 |
Family
ID=24968754
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61123212A Pending JPS6231928A (en) | 1985-05-28 | 1986-05-28 | Method and apparatus for converting radiation into video |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6231928A (en) |
| DE (1) | DE3617315A1 (en) |
| GB (1) | GB2176680A (en) |
| NL (1) | NL8601332A (en) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE3875999T2 (en) * | 1987-04-10 | 1993-03-25 | British Aerospace | IMAGE PLANT. |
| US4873708A (en) * | 1987-05-11 | 1989-10-10 | General Electric Company | Digital radiographic imaging system and method therefor |
| GB9223818D0 (en) * | 1992-11-13 | 1993-01-06 | De Beers Ind Diamond | Body scanning system |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| NL7313999A (en) * | 1973-10-11 | 1975-04-15 | Optische Ind De Oude Delft Nv | METHOD AND INSTALLATION FOR ROENTGONOLOGICAL RESEARCH. |
| US4210812A (en) * | 1977-06-02 | 1980-07-01 | The Foundation: The Assn. of Japan General Denistry | X-Ray imaging diagnostic apparatus with low X-ray radiation |
| US4203037A (en) * | 1977-08-01 | 1980-05-13 | University Of Pittsburgh | Collimated radiation apparatus |
| US4300046A (en) * | 1978-07-12 | 1981-11-10 | Diagnostic Information, Inc. | Panel type X-ray image intensifier tube and radiographic camera system |
| US4504859A (en) * | 1983-01-13 | 1985-03-12 | John K. Grady | Multiple X-ray image scanners |
| US4896344A (en) * | 1984-10-15 | 1990-01-23 | Grady John K | X-ray video system |
-
1986
- 1986-05-23 DE DE19863617315 patent/DE3617315A1/en not_active Withdrawn
- 1986-05-26 NL NL8601332A patent/NL8601332A/en not_active Application Discontinuation
- 1986-05-28 JP JP61123212A patent/JPS6231928A/en active Pending
- 1986-05-28 GB GB08612917A patent/GB2176680A/en not_active Withdrawn
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE3617315A1 (en) | 1986-12-04 |
| NL8601332A (en) | 1986-12-16 |
| GB2176680A (en) | 1986-12-31 |
| GB8612917D0 (en) | 1986-07-02 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US3622785A (en) | Intraoral minimal radiation fluoroscope | |
| US2525832A (en) | Tube with composite photocathode for conversion and intensification of x-ray images | |
| IL109143A (en) | X-ray detector for a low dosage scanning beam digital x-ray imaging system | |
| US4140900A (en) | Panel type x-ray image intensifier tube and radiographic camera system | |
| GB1599597A (en) | Photo-electron amplifying device | |
| US5351279A (en) | X-ray microscope with a direct conversion type x-ray photocathode | |
| US4791300A (en) | Miniature gamma camera | |
| US4300046A (en) | Panel type X-ray image intensifier tube and radiographic camera system | |
| US7426258B1 (en) | High resolution low dose magnifying X-ray fluoroscope and system | |
| US4104516A (en) | Direct view, panel type x-ray image intensifier tube | |
| US3356851A (en) | Image intensifier tube with separable optical coupler | |
| US4000432A (en) | Magnetic shield for image intensifier tube | |
| US4186302A (en) | Panel type X-ray image intensifier tube and radiographic camera system | |
| JPS6231928A (en) | Method and apparatus for converting radiation into video | |
| US4447721A (en) | Panel type X-ray image intensifier tube and radiographic camera system | |
| CA1095188A (en) | Panel type x-ray image intensifier tube and radiographic camera system | |
| US3835314A (en) | Intensifier radiographic imaging system | |
| US5144123A (en) | X-ray image dissecting intensifier with pinhole aperture anode for image dissection | |
| US4749864A (en) | Radiation imaging system using a grid | |
| USRE31691E (en) | Panel type x-ray image intensifier tube and radiographic camera system | |
| CN1105942C (en) | X-ray fluoroscope, photographing device and imaging system | |
| Combee et al. | X-Ray Image Intensifiers | |
| Balter | X‐ray image intensifier | |
| JPS5832345A (en) | X-ray fluorescence amplifying tube | |
| CN1020140C (en) | Ray image intensifier |