JPH02224744A - Ｘ線撮影装置 - Google Patents
Ｘ線撮影装置Info
- Publication number
- JPH02224744A JPH02224744A JP1049372A JP4937289A JPH02224744A JP H02224744 A JPH02224744 A JP H02224744A JP 1049372 A JP1049372 A JP 1049372A JP 4937289 A JP4937289 A JP 4937289A JP H02224744 A JPH02224744 A JP H02224744A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ray
- image
- sor
- images
- monochromatic
- 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
Landscapes
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Particle Accelerators (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (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。
め要約のデータは記録されません。
Description
この発明は、血管造影などに好適なＸ線撮影装置に関す
る。
る。
Ｘ線造影撮影を行なう場合、造影剤により吸収されるエ
ネルギーのＸ線とより吸収されないエネルギーのＸ線と
によりそれぞれ透過像を得て、これらの像の間で差分を
得れば、造影剤の像、つまり通常は血管像のみを抽出で
きる。 そこで、従来より、このようないわゆるＸ線エネルギー
サブトラクションは、連続スペクトルのＸ線を用い、た
とえば管電圧を切り換えて撮影を行なったり、あるいは
フィルタでセンサを挟んでサンドイッチ構造にした露光
板を用いて撮影することによって行なっている。
ネルギーのＸ線とより吸収されないエネルギーのＸ線と
によりそれぞれ透過像を得て、これらの像の間で差分を
得れば、造影剤の像、つまり通常は血管像のみを抽出で
きる。 そこで、従来より、このようないわゆるＸ線エネルギー
サブトラクションは、連続スペクトルのＸ線を用い、た
とえば管電圧を切り換えて撮影を行なったり、あるいは
フィルタでセンサを挟んでサンドイッチ構造にした露光
板を用いて撮影することによって行なっている。
しかしながら、従来では単色Ｘ線を用いていないので、
画像のコントラストが低いとが、軟部組織が完全には消
去できないなどの問題があった。 この発明は、造影剤以外の像を完全に消去し、画像のコ
ントラストを高め、診断能の高いＸ線エネルギーサブト
ラクション像を得ることができる、Ｘ線撮影装置を提供
することを目的とする。
画像のコントラストが低いとが、軟部組織が完全には消
去できないなどの問題があった。 この発明は、造影剤以外の像を完全に消去し、画像のコ
ントラストを高め、診断能の高いＸ線エネルギーサブト
ラクション像を得ることができる、Ｘ線撮影装置を提供
することを目的とする。
上記目的を達成するため、この発明によるＸ線撮影装置
においては、ＳＯＲ発生手段と、該ＳＯＲ発生手段より
取り出されたＳＯＲをそれぞれ入射角度を変えて結晶格
子に入射して波長の異なる２つの単色Ｘ線ビームを作り
、これらを被写体の同一部位に同一方向から順次照射す
る手段と、上記被写体を透過した２つの波長の異なる単
色Ｘ線ビームによりそれぞれ作られる透過像を画像信号
に変換する手段と、該画像信号間での演算により上記２
つの単色Ｘ線ビームによる透過像間の差分像を作る手段
とが備えられる。
においては、ＳＯＲ発生手段と、該ＳＯＲ発生手段より
取り出されたＳＯＲをそれぞれ入射角度を変えて結晶格
子に入射して波長の異なる２つの単色Ｘ線ビームを作り
、これらを被写体の同一部位に同一方向から順次照射す
る手段と、上記被写体を透過した２つの波長の異なる単
色Ｘ線ビームによりそれぞれ作られる透過像を画像信号
に変換する手段と、該画像信号間での演算により上記２
つの単色Ｘ線ビームによる透過像間の差分像を作る手段
とが備えられる。
ＳＯＲは、シンクロトロン放射光（Ｓｙｎｃｈｒｏｔｒ
ｏｎＯｒｂｉｔａｌ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ、略して５Ｏ
Ｒ）のことで、電波領域からＸ線・ガンマ線領域にわた
る切れ目のない滑らかな波長スペクトルを持った白色光
である。このＳＯＲを結晶格子に入射すると、反射Ｘ線
としてブラッグの条件を満たす波長の単色Ｘ線が得られ
る。そのため、入射角度を変えることにより異なる波長
の単色Ｘ線ビームが得られる。 この波長の異なる２つの単色Ｘ線ビームを、被写体の同
一部位に同一方向から順次照射する。すると、エネルギ
ーの異なるＸ線による２つの透過像が得られることにな
る。この２つの透過像は画像信号に変換され、この画像
信号間で演算を行なうことにより、上記２つの透過像間
での差分像を得ることができる。 ２つの単色Ｘ線ビームの波長が造影剤のに吸収端の上下
となるようにすれば、２つの透過像の間で造影剤による
減弱が大きく異なるので、これらの差分像では造影剤の
コントラストが非常に高くなり、且つ他の画像はほとん
ど消去される。 ２つの単色Ｘ線ビームによる透過像は非常に短い露出時
間でそれぞれ得られるため、被写体の動きによるぼけが
なくなる。短い時間間隔で露出して高速連続撮影するこ
とにより、時間的に動く被写体を表わす、動態的なサブ
トラクション像を得ることができる。
ｏｎＯｒｂｉｔａｌ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ、略して５Ｏ
Ｒ）のことで、電波領域からＸ線・ガンマ線領域にわた
る切れ目のない滑らかな波長スペクトルを持った白色光
である。このＳＯＲを結晶格子に入射すると、反射Ｘ線
としてブラッグの条件を満たす波長の単色Ｘ線が得られ
る。そのため、入射角度を変えることにより異なる波長
の単色Ｘ線ビームが得られる。 この波長の異なる２つの単色Ｘ線ビームを、被写体の同
一部位に同一方向から順次照射する。すると、エネルギ
ーの異なるＸ線による２つの透過像が得られることにな
る。この２つの透過像は画像信号に変換され、この画像
信号間で演算を行なうことにより、上記２つの透過像間
での差分像を得ることができる。 ２つの単色Ｘ線ビームの波長が造影剤のに吸収端の上下
となるようにすれば、２つの透過像の間で造影剤による
減弱が大きく異なるので、これらの差分像では造影剤の
コントラストが非常に高くなり、且つ他の画像はほとん
ど消去される。 ２つの単色Ｘ線ビームによる透過像は非常に短い露出時
間でそれぞれ得られるため、被写体の動きによるぼけが
なくなる。短い時間間隔で露出して高速連続撮影するこ
とにより、時間的に動く被写体を表わす、動態的なサブ
トラクション像を得ることができる。
つぎにこの発明の一実施例について図面を参照しながら
説明する。第１図において、Ｘ線発生部１ではＳＯＲ光
源８から取り出された２つのＳＯＲがそれぞれ入射角度
θ１、θ２でシリコン結晶１１．１３に入射される。入
射角度が異なるため、ブラッグの条件から異なる波長λ
Ａ、λＢの単色Ｘ線ビームがそれぞれ得られる。これら
２つの単色Ｘ線ビームは、鉛製の回転シャッター１５に
より不要なものが照射されないようにして被写体２に照
射される。 ここで、ＳＯＲ光源８は、第２図に示すように基本的に
は電子入射器８１と、リング状に１周する超高真空容器
８２よりなる電子蓄積リングから構成される。この超高
真空容器８２のリングに沿って偏向電磁石８３と収束電
磁石８４とが複数個配置される。偏向電磁石８３は電子
の軌道を曲げてリング状の電子ビーム軌道を形成する。 この偏向電磁石８３により曲げられる電子ビームはシン
クロトロン放射光を発生し、これが接線方向に出射され
るので、ＳＯＲ取り出しポート８５より取り出される。 収束電磁石８４は偏向電磁石８３間の直線部に配置され
、電子ビームが超高真空容器８２の中を周回する際、電
子ビームの発散を抑えて安定に電子ビームを周回させる
ためのレンズとして機能する。超高真空容器８２の直線
部の一部には高周波加速空胴８６が設けられ、外部より
高周波電力が注入される。 また、シリコン結晶１１．１３は第３図に示すようにそ
れぞれ回転円板１２．１４に取り付けられており、反射
Ｘ線が同一方向・同一経路のＸ線ビームとなるようにさ
れる。そして、回転円板１４はシリコン結晶１１からの
反射Ｘ線ビームを妨げないような形状となっており、こ
れら回転円板１２．１４がタイミング制御装置７の制御
のもとに同期回転することによって、シリコン結晶１１
での反射Ｘ線ビームと、シリコン結晶１３での反射Ｘ線
ビームとが順次発生させられ、これらは同一方向で且つ
同一経路を通るものとなる。 これら２つのＸ線ビームによる透過像はイメージ変換部
３においてＴＶ映像信号に変換される。 すなわち、Ｘ線透過像はＸ線イメージインテンシファイ
ア３１により光学像に変換され、その出力光学像はハー
フミラ−３２によって２つのＴＶ右カメラ３．３４に振
り分けられる。このＴＶ右カメラ３．３４はたとえば３
０フレ一ム／秒のノンインターレース走査方式のもので
、それぞれ光学シャッター３５．３６を備えている。こ
の光学シャッター３５．３６及び回転シャッター１５の
開閉動作及びシリコン結晶１１．１３を保持する回転円
板１２．１４の回転動作は、ＴＶ走査に応じたものとな
るようタイミング制御装置７により制御される。第４図
Ａに示すようなＴＶ同期信号の期間に、回転シャッター
１５が第４図Ｂに示すように２同量いて（たとえば２．
ｒａｓｅｃ開いた後２ ｍ５ｅｃ閉じ、その後２ｍ５
ｅｃ開く）λＡとλＢのＸ線ビームを通し、それぞれの
開いた期間に光学シャッター３５．３６が交互に開き、
λＡのＸ線ビームによる透過像がＴＶ右カメラ３で、λ
ＢのＸ線ビームによる透過像がＴＶカメラ３４で、それ
ぞれＴＶ映像信号に変換される。これらＴＶ右カメラ３
．３４から第４図Ｃのように映像信号が発生する。 これら２つのＴＶ映像信号は画像処理部４に送られて、
まず対数変換回路４１．４２により対数変換された後、
画像処理回路４３でサブトラクション処理や、コントラ
スト強調などの画像処理がなされる。こうして得られる
サブトラクション像は画像表示装置５によって表示され
る。 これら２つの単色Ｘ線ビームの波長λＡ、λＢは第５図
に示すように、造影剤であるヨードのに吸収端波長（３
３，１７ｋｅＶ＞の上下とされる。 この波長λＡ、λＢはつぎのようにして設定する。 まず、ブラッグの条件は、 ２ ｄ ｈｎｋ ｓｉｎθ＝ｎλ（ｎ＝０．１．２ 、
・）（ｈｎｋ） Ｈ面指数 ｄｈｎｋ；シリコン結晶の格子面間隔 θ ；入射角 λ ；反射Ｘ線波長 で表わされる。この実施例ではシリコン結晶の（１１１
）面を使用するものとすると、 ｎ＾Ａ＝２ ｄ １１１ ｓｉｎθ１ ｎλＢ−２ｄｔｔｔｓｉｎθ２ となる、そこで、θ１、θ２を調整することにより波長
λＡ、λＢを所望のものとすることができる。 つぎに波長λＡ、λＢの単色Ｘ線による画像の画素値を
Ｐａ、Ｐｂとすると、 ｐ ａ ＝１ ｏｇ ［Ｎ ｅｘ ｐ ｔ −ｕ Ａ
Ｏｘｏ−ｕ Ａ １ ・” １１ ］ｐ ｂ＝ １０ｇ
［Ｎ ｅｘｐ’−ｕＢＯ′ｘｏ−ｕＢｌ ・ｘｌ ）
］Ｎ；造影剤のないときのＸ線量子数 ｕＡｏ ；波長λＡのＸ線に対するヨードの質量減刑係
数 ｕＡｌ ；波長λＡのＸｌｌに対する軟部組繊の質量減
刑係数 ｕＢｏ ；波長λＢのＸ線に対するヨードの質量減刑係
数 ｕＢｌ ；波長λＢのＸ線に対する軟部組織の質量減刑
係数 ＸＯ；ヨードの厚さ Ｘｌ；軟部組織の厚さ であるから、 ｕＢｌ−Ｐ ａ −ｕＡｌ−Ｐ ｂ ＝ （ｕＡｌ−ｕＢｏ−ｕＡｏ−ｕＢｌ） ｘｏ＋ （
ｕＢｌ−ｕＡｌ） １ｏｇＮｚ （ｕＡｌ−ｕＢｏ−ｕ
Ａｏ・ｕＢｌ） ｘ。 となり、画像処理部４において重み付は差分法による２
つの映像信号間の差引演算を行なうことにより、ｘｌの
項の消去ができ、ヨード厚ｘｏにのみ依存する画像を得
ることができる。
説明する。第１図において、Ｘ線発生部１ではＳＯＲ光
源８から取り出された２つのＳＯＲがそれぞれ入射角度
θ１、θ２でシリコン結晶１１．１３に入射される。入
射角度が異なるため、ブラッグの条件から異なる波長λ
Ａ、λＢの単色Ｘ線ビームがそれぞれ得られる。これら
２つの単色Ｘ線ビームは、鉛製の回転シャッター１５に
より不要なものが照射されないようにして被写体２に照
射される。 ここで、ＳＯＲ光源８は、第２図に示すように基本的に
は電子入射器８１と、リング状に１周する超高真空容器
８２よりなる電子蓄積リングから構成される。この超高
真空容器８２のリングに沿って偏向電磁石８３と収束電
磁石８４とが複数個配置される。偏向電磁石８３は電子
の軌道を曲げてリング状の電子ビーム軌道を形成する。 この偏向電磁石８３により曲げられる電子ビームはシン
クロトロン放射光を発生し、これが接線方向に出射され
るので、ＳＯＲ取り出しポート８５より取り出される。 収束電磁石８４は偏向電磁石８３間の直線部に配置され
、電子ビームが超高真空容器８２の中を周回する際、電
子ビームの発散を抑えて安定に電子ビームを周回させる
ためのレンズとして機能する。超高真空容器８２の直線
部の一部には高周波加速空胴８６が設けられ、外部より
高周波電力が注入される。 また、シリコン結晶１１．１３は第３図に示すようにそ
れぞれ回転円板１２．１４に取り付けられており、反射
Ｘ線が同一方向・同一経路のＸ線ビームとなるようにさ
れる。そして、回転円板１４はシリコン結晶１１からの
反射Ｘ線ビームを妨げないような形状となっており、こ
れら回転円板１２．１４がタイミング制御装置７の制御
のもとに同期回転することによって、シリコン結晶１１
での反射Ｘ線ビームと、シリコン結晶１３での反射Ｘ線
ビームとが順次発生させられ、これらは同一方向で且つ
同一経路を通るものとなる。 これら２つのＸ線ビームによる透過像はイメージ変換部
３においてＴＶ映像信号に変換される。 すなわち、Ｘ線透過像はＸ線イメージインテンシファイ
ア３１により光学像に変換され、その出力光学像はハー
フミラ−３２によって２つのＴＶ右カメラ３．３４に振
り分けられる。このＴＶ右カメラ３．３４はたとえば３
０フレ一ム／秒のノンインターレース走査方式のもので
、それぞれ光学シャッター３５．３６を備えている。こ
の光学シャッター３５．３６及び回転シャッター１５の
開閉動作及びシリコン結晶１１．１３を保持する回転円
板１２．１４の回転動作は、ＴＶ走査に応じたものとな
るようタイミング制御装置７により制御される。第４図
Ａに示すようなＴＶ同期信号の期間に、回転シャッター
１５が第４図Ｂに示すように２同量いて（たとえば２．
ｒａｓｅｃ開いた後２ ｍ５ｅｃ閉じ、その後２ｍ５
ｅｃ開く）λＡとλＢのＸ線ビームを通し、それぞれの
開いた期間に光学シャッター３５．３６が交互に開き、
λＡのＸ線ビームによる透過像がＴＶ右カメラ３で、λ
ＢのＸ線ビームによる透過像がＴＶカメラ３４で、それ
ぞれＴＶ映像信号に変換される。これらＴＶ右カメラ３
．３４から第４図Ｃのように映像信号が発生する。 これら２つのＴＶ映像信号は画像処理部４に送られて、
まず対数変換回路４１．４２により対数変換された後、
画像処理回路４３でサブトラクション処理や、コントラ
スト強調などの画像処理がなされる。こうして得られる
サブトラクション像は画像表示装置５によって表示され
る。 これら２つの単色Ｘ線ビームの波長λＡ、λＢは第５図
に示すように、造影剤であるヨードのに吸収端波長（３
３，１７ｋｅＶ＞の上下とされる。 この波長λＡ、λＢはつぎのようにして設定する。 まず、ブラッグの条件は、 ２ ｄ ｈｎｋ ｓｉｎθ＝ｎλ（ｎ＝０．１．２ 、
・）（ｈｎｋ） Ｈ面指数 ｄｈｎｋ；シリコン結晶の格子面間隔 θ ；入射角 λ ；反射Ｘ線波長 で表わされる。この実施例ではシリコン結晶の（１１１
）面を使用するものとすると、 ｎ＾Ａ＝２ ｄ １１１ ｓｉｎθ１ ｎλＢ−２ｄｔｔｔｓｉｎθ２ となる、そこで、θ１、θ２を調整することにより波長
λＡ、λＢを所望のものとすることができる。 つぎに波長λＡ、λＢの単色Ｘ線による画像の画素値を
Ｐａ、Ｐｂとすると、 ｐ ａ ＝１ ｏｇ ［Ｎ ｅｘ ｐ ｔ −ｕ Ａ
Ｏｘｏ−ｕ Ａ １ ・” １１ ］ｐ ｂ＝ １０ｇ
［Ｎ ｅｘｐ’−ｕＢＯ′ｘｏ−ｕＢｌ ・ｘｌ ）
］Ｎ；造影剤のないときのＸ線量子数 ｕＡｏ ；波長λＡのＸ線に対するヨードの質量減刑係
数 ｕＡｌ ；波長λＡのＸｌｌに対する軟部組繊の質量減
刑係数 ｕＢｏ ；波長λＢのＸ線に対するヨードの質量減刑係
数 ｕＢｌ ；波長λＢのＸ線に対する軟部組織の質量減刑
係数 ＸＯ；ヨードの厚さ Ｘｌ；軟部組織の厚さ であるから、 ｕＢｌ−Ｐ ａ −ｕＡｌ−Ｐ ｂ ＝ （ｕＡｌ−ｕＢｏ−ｕＡｏ−ｕＢｌ） ｘｏ＋ （
ｕＢｌ−ｕＡｌ） １ｏｇＮｚ （ｕＡｌ−ｕＢｏ−ｕ
Ａｏ・ｕＢｌ） ｘ。 となり、画像処理部４において重み付は差分法による２
つの映像信号間の差引演算を行なうことにより、ｘｌの
項の消去ができ、ヨード厚ｘｏにのみ依存する画像を得
ることができる。
この発明のＸ線撮影装置によれば、差分像のコントラス
トを高め、造影剤以外の像を完全に消去し、診断能の高
いＸ線エネルギーサブトラクション像を得ることができ
る。しかも非常に短時間の露出でサブトラクション像を
得ることができるため、被写体の動きによるぼけも防ぐ
ことができ、高速の連続撮影も行える。そのなめ、とく
に心臓血管造影に最適である。
トを高め、造影剤以外の像を完全に消去し、診断能の高
いＸ線エネルギーサブトラクション像を得ることができ
る。しかも非常に短時間の露出でサブトラクション像を
得ることができるため、被写体の動きによるぼけも防ぐ
ことができ、高速の連続撮影も行える。そのなめ、とく
に心臓血管造影に最適である。
第１図はこの発明の一実施例を表わすブロック図、第２
図はＳＯＲ光源を表わす模式図、第３図は２つのシリコ
ン結晶の位置関係を表わすための模式的な斜視図、第４
図Ａ、Ｂ、Ｃは動作説明のためのタイムチャート、第５
図はフォトンエネルギーに対する質量減刑係数を表わす
グラフである。 １・・・Ｘ線発生部、１１．１３・・・シリコン結晶、
１２．１４・・・回転円板、１５・・・回転シャッター
、２・・・被写体、３・・・イメージ変換部、３１・・
・Ｘ線イメージインテンシファイア、３２・・・ハーフ
ミラ−３３，３４・・・ＴＶ右カメラ３５．３６・・・
光学シャッター、４・・・画像処理部、４１，４２・・
・対数変換回路、４３・・・画像処理回路、５・・・画
像表示装置、７・・・タイミング制御装置、８・・・Ｓ
ＯＲ光源、８１・・電子入射器、８２・・・超高真空容
器、８３・・・偏向電磁石、８４・・・収束電磁石、８
５・・・ＳＯＲ取り出しボート、８６・・・高周波加速
空胴。
図はＳＯＲ光源を表わす模式図、第３図は２つのシリコ
ン結晶の位置関係を表わすための模式的な斜視図、第４
図Ａ、Ｂ、Ｃは動作説明のためのタイムチャート、第５
図はフォトンエネルギーに対する質量減刑係数を表わす
グラフである。 １・・・Ｘ線発生部、１１．１３・・・シリコン結晶、
１２．１４・・・回転円板、１５・・・回転シャッター
、２・・・被写体、３・・・イメージ変換部、３１・・
・Ｘ線イメージインテンシファイア、３２・・・ハーフ
ミラ−３３，３４・・・ＴＶ右カメラ３５．３６・・・
光学シャッター、４・・・画像処理部、４１，４２・・
・対数変換回路、４３・・・画像処理回路、５・・・画
像表示装置、７・・・タイミング制御装置、８・・・Ｓ
ＯＲ光源、８１・・電子入射器、８２・・・超高真空容
器、８３・・・偏向電磁石、８４・・・収束電磁石、８
５・・・ＳＯＲ取り出しボート、８６・・・高周波加速
空胴。
Claims (1)
- （１）ＳＯＲ発生手段と、該ＳＯＲ発生手段より取り出
されたＳＯＲをそれぞれ入射角度を変えて結晶格子に入
射して波長の異なる２つの単色Ｘ線ビームを作り、これ
らを被写体の同一部位に同一方向から順次照射する手段
と、上記被写体を透過した２つの波長の異なる単色Ｘ線
ビームによりそれぞれ作られる透過像を画像信号に変換
する手段と、該画像信号間での演算により上記２つの単
色Ｘ線ビームによる透過像間の差分像を作る手段とを具
備することを特徴とするＸ線撮影装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1049372A JPH02224744A (ja) | 1989-02-28 | 1989-02-28 | Ｘ線撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1049372A JPH02224744A (ja) | 1989-02-28 | 1989-02-28 | Ｘ線撮影装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02224744A true JPH02224744A (ja) | 1990-09-06 |
Family
ID=12829200
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1049372A Pending JPH02224744A (ja) | 1989-02-28 | 1989-02-28 | Ｘ線撮影装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH02224744A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004328145A (ja) * | 2003-04-22 | 2004-11-18 | Canon Inc | 放射線撮像装置 |
| WO2014041675A1 (ja) * | 2012-09-14 | 2014-03-20 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法 |
-
1989
- 1989-02-28 JP JP1049372A patent/JPH02224744A/ja active Pending
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2004328145A (ja) * | 2003-04-22 | 2004-11-18 | Canon Inc | 放射線撮像装置 |
| WO2014041675A1 (ja) * | 2012-09-14 | 2014-03-20 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法 |
| JPWO2014041675A1 (ja) * | 2012-09-14 | 2016-08-12 | 株式会社日立製作所 | Ｘ線撮像装置及びｘ線撮像方法 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4945552A (en) | Imaging system for obtaining X-ray energy subtraction images | |
| US4651002A (en) | Radiographic method and apparatus for reducing the effects of scatter in the image | |
| JP4357050B2 (ja) | 散乱防止グリッドを有するｘ線撮影のための方法および装置 | |
| JP2627097B2 (ja) | エネルギーサブトラクション画像生成方法および装置 | |
| JPH04141156A (ja) | Ｘ線断層撮影装置 | |
| JPS58105045A (ja) | Ｘ線像デ−タを得る方法およびｘ線像を記憶する装置 | |
| US3439114A (en) | Fluoroscopic television and cinecamera system | |
| JPH02224744A (ja) | Ｘ線撮影装置 | |
| US2739257A (en) | Device for x-ray motion pictures | |
| JPH01190337A (ja) | Ｘ線エネルギー差分像撮影装置 | |
| JPH05346500A (ja) | シンクロトロン放射光の波長切換装置 | |
| JPH03285475A (ja) | エネルギーサブトラクション画像生成方法 | |
| JPS60249040A (ja) | 放射線画像撮影装置 | |
| JP2741236B2 (ja) | 放射線撮影装置の露出補償装置 | |
| JPH03276265A (ja) | 断層撮影画像処理装置 | |
| GB1567182A (en) | X-ray examination apparatus | |
| JPS642724Y2 (ja) | ||
| JPH02273873A (ja) | 放射線画像のエネルギーサブトラクション方法および装置 | |
| JPH04207675A (ja) | エネルギー差分像撮影装置 | |
| JP3172800B2 (ja) | 放射線撮像装置 | |
| JPH04436B2 (ja) | ||
| JP2631032B2 (ja) | 放射線画像のエネルギーサブトラクション方法および装置 | |
| JP2001037746A (ja) | 医学用放射光ｘ線撮像装置 | |
| JP2772667B2 (ja) | 放射線撮像装置における放射線照射量調整装置 | |
| JPH02228687A (ja) | Ｘ線ホログラフィ装置 |