JPH03503224A

JPH03503224A - Ｘ線ホトタイマ

Info

Publication number: JPH03503224A
Application number: JP2502823A
Authority: JP
Inventors: セザン，ムハメド・アイ; シェーツィング，ラルフ; ムーア，ウィリアム・エドウィン; フランク，リー・フィッツパトリック
Original assignee: イーストマン・コダック・カンパニー
Priority date: 1989-01-10
Filing date: 1990-01-08
Publication date: 1991-07-18
Also published as: WO1990008451A1; US5084911A; EP0406401A1

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。

Description

【発明の詳細な説明】１囲この特許書類の開示の一部分は著作権保護の請求が行われている資料を含んでいる。著作権所有者は特許書類又は特許開示の複写には異議がないが、その他のすべての権利は留保する。

皇里Ω宜景１、光所勿分互この発明は放射線画像化に、更に詳しくは放射線への患者露光を検出し且つ自動的に制御するためのホトタイマに関係している。

２、青景肢血一つ以上の光センサがＸ線ビームの経路において被験者の後ろに配置されている被験者のＸ線露光量を制御する形式のホトタイマは周知である。１９８８年５月３１日にグリースマ（Ｇｒｉｅｓｍｅｒ）外に発行された米国特許第４．７４８．６４９号は三角形状配列の三つの光センサを持ったホトタイマを示している。

行われている診断手順に依存して、操作員は三つのセンサからの出力の任意の一つ又は任意の組合せを選択し、そしてこれらは組み合わされて、Ｘ線露光を制御するための計算機発生の基準レベルと比較される。適当な露光量は患者に対するホトタイマセンサの正しい配置に依存している。典型的には、胸部放射線写真に関しては一対の光センサからの出力が選ばれる。ホトタイマはこの一対のものの二つのセンサが上部肺領域における中心線の両側に配置されるように患者に対して配置されている。多くの場合、特にフィルム及びホトタイマが患者の下にすべり込まされて露光が行われる臨床Ｘ線撮影法においては、センサが患者に対して適当に配置されず、不適当な露光を生じるのが実情である。

又、患者が一方の肺を失っているか又は一方の肺が流体で満たされている場合にも不適当な露光が得られる。不適当な露光はフィルムを現像したときにだけ発見される。臨床Ｘ線写真の５ないし１０パーセントにおいては、露光が良（ないので手順を繰り返すことを必要とする。

上述の諸問題を回避するＸ線露光を検出し且つ制御するためのホトタイマを提供することがこの発明の目的である。

主恩■翌豹問題はこの発明に従って、複数の露光信号を発生するＸ線センサの配列を持ったホトタイマを準備することによって解決される。Ｘ線露光中、信号はディジタル化されてマイクロコンピュータのようなディジタル信号処理装置において処理される。

コンピュータはディジタル露光信号の一つ以上のものを自動的に選択し、選択された信号から患者Ｘ線露光量を計算する０発明を実施する一つの方法においては、計算された露光量はこれが不適当であった場合に操作員が露光を直ちに繰り返すことができるように表示される。第２の方法においては、計算された露光量は所望の露光量に比較され、そして計算された露光量が所望の露光量に等しいときには制御信号が発生されてＸ線源をオフにする。

臨床胸部ｘｍｔｉ影法のためのこの発明の一実施例においては、Ｘ線センサの配列は方形の図形に配列された光センサの四つの線形配列からなっている。これらの線形配列は長方形の角を通過して延びている。ディジタル信号処理装置は、各線形配列からの信号から線形波形を形成し、且つこれらの波形において長方形の角における重なり合うピークを検出することによって露光量決定アルゴリズムを行う。露光量を計算するための信号の選択はこの場合長方形の角におけるピーク交差の発生に基づいている。

胸部Ｘ線写真法のための使用に限定されていない第２の実施例においては、センサの配列は種々の図形の任意の一つからなることができる。ディジタル信号処理装置は、露光信号を階級順序に分類して、物体を含んでいる最高の階級順序を検出する。

物体データの階級順序における中心セルの露光量が物体露光量を推定するために使用される。

この発明の別の態様に従って、ホトタイマを校正する方法が与えられる。配列におけるセンサはＸ線をオフにして各センサの暗電流を測定することによって校正される。Ｘ線が所定の時間の間オンにされて、すべてのセンサの露光量が測定される。

各センサの利得は露光量マイナスセンサの平均暗電流として計算される。ホトタイマはビーム中に（人体）模型を置いて動作させられ、そして経験的に決定された正しい露光が行われる。

この正しい露光に対する各センサの応答は各センサの前に決定された利得に対して調整され、そして露光値を生成するためのデータに露光量決定アルゴリズムを適用することによって露光値が決定される。このアルゴリズムによって決定された露光値は正しい露光時間で乗算されて感度数を生成する。

後程、ホトタイマが患者の実際の露光量を測定するために使用されるときには、このアルゴリズムにより生成された露光値はこの感度数で除算されて正しい患者露光時間を与える。

皿血Ω呈垂星説里図１は臨床Ｘ線写真法におけるこの発明の利用を図解した概略図であり、図２はセンサ配列（体）の好適な配列法におけるＸ線センサの配列法を図解した概略図であり、図３は肺領域及び縦隔を示した人間の胴の概略図であり、図４はセンサ配列のための読出し電子回路の概略図であり、図５はセンサ配列からの信号を読み出すための改良形回路の概略図であり、図６はこの発明によるホトタイマの動作の際の諸段階を図解した流れ図であり、図７はセンサの校正の際の諸段階を図解した流れ図であり、図８は露光量計算アルゴリズムの校正を図解した流れ図であり、図９はセンサを読み取る際に使用される諸段階を図解した流れ図であり、図１０は推定Ｘ線露光量の計算を図解した流れ図であり、図１１はこの発明による一つの露光量計算アルゴリズムを図解した流れ図であり、図１２は図２に示された線形センサ配列の一つによって発生された典型的な波形を示した図表であり、図１３は図１１に示された波形から生成された累積和を示した図表であり、図１４は図１２に示された和から生成された平滑化累積和を示した図表であり、図１５は図１２の累積和と図１３の平滑比相との間の差から生成されたピーク検出関数を示した図表であり、図１６はセンサ配列によって検出されたピークの位置の一例を図解した概略図であり、図１７は露光量を計算する代替的方法を説明した流れ図であり、図１８及び１９は露光量を計算するこの代替的方法を説明するのに有効な図表であり、図２０はＸ線露光量を計算するこの代替的方法について有効なセンサの代替的配列を示した概略図であり、又図２１はＸ線露光量を計算するこの代替的方法について有効なセンサのなお別の配列法を図解した概略図である。

■　　　　　　　　　る　　゛図１に言及すると、Ｘ線源１２からのＸｇｌＯは人間被験者１４を通って、例えばフィルム及び増感紙（図示されていない）を収容した通常のＸ線カセット１６のようなＸ線センサ上へ導かれる。

別の方法として、Ｘ線センサは刺激可能な蛍光面又はＸ線感知性光導電体であることもできるであろう。この発明によるホトタイマセンサ配列１８はカセット１６の下に配置されている。ホトタイマは計算機２０に電気的に接続されており、この計算機はセンサ配列１８によって発生された信号についてディジタル信号処理を行うようにプログラムされている。計算機２０（例えばプログラム式パーソナルコンピュータ）又は特殊目的露光制御計算機はＣＲ７表示スクリーン２２並びにキーボード２４及びマウス入力２６を含むことができる。計算機２ｏはＸ線露光の持続時間を制御するためにＸ線電源２８に接続されればよい。又は、Ｘ線電源２８が外部制御を利用できない場合には、計算機２ｏは計算された露光量を表示し、従って操作員は必要ならば別の露光を行うことができる。

図２はホトタイマセンサ配列１８におけるセンサの現在採択された配列法を示している。センサ３ｏは四つの線形配列３２．３４．３６及び３８の群において配列され、そしてこれらの配列は方形形状に配列されていて、この方形の各辺は図２に示されたようにその各町を通過して延びている。線形配列３２．３４．３６及び３８のそれぞれは複数のセンサ、例えば各配列における１６のセンサを含んでいる。配列の寸法は、隣り合った角位置、例えば（二つの垂直線形配列が一つの水平線形配列と交差する所、に配置されたセンサ（図２におけるセンサ４ｏ及び４２）が図３にＸで示された位置にある左及び右の肺領域にあるようになっている。

図３は右肺４６及び左肺４８を持った、総括的に４４で示された人間の胴を示した概略図である。食道、大導管及びを柱を含む縦隔５０は図４において点線で輪郭を描かれている。

配列１８におけるセンサ３ｏはＰＩＮダイオードＸ線センサである。

又は、他のＸ線センサ、例えばシンチレーションスクリーン及びホトダイオード、又は硫化カドミウム若しくはテルル化カドミウムＸ線センサを使用することができるであろう。

配列におけるＸ線センサ３ｏのそれぞれには図４に示されたように前置増幅器５２が準備されているが、これは帰還路に抵抗５４及びコンデンサ５６を備えていて、電流−電圧変換器及び短期間積分器（すなわち低域フィルタ）として作用する。

前置増幅器５２の出力は計算機制御式多重化スイッチ６０を通して托の規準化増幅器５８の一つに４の群において接続可能である。

規準化増幅器５８の出力は計算機２０におけるアナログ−ディジタル変換器に供給される。

センサのための出力回路部は、以下で説明されるように、（帰還抵抗値とキャパシタンスの積によって決定される）前置増幅器５２の時定数を選択することによって幾つかの方法の一つで動作させることができる。時定数が測定期間（例えば３ないし５ミリ秒）より相当に小さいならば、積分時間はシステムにおけるすべての高周波数雑音を平滑化し且つこの多数の密結合の高利得増幅器に起因する発振を禁止する。時定数が測定時間より相当に大きくなるように選択された場合には、前置増幅器５２は積分器として作用し、そして露光測定に間してシステムに質問をする前に比較的短い持続時間（例えば、３ないし５ミリ秒）の試験露光を使用することができる。

長時定数動作モードにおいては、時定数は積分器の零点をリセットするために付加的なアナログスイッチに対して選択肢を与える。ＰＩＮダイオードＸ線センサ３０によって与えられる電流は十分に小さいので、そのようなアナログスイッチにおける漏れ及びオフセット効果は重大な問題になるであろうが、これは長時定数動作モードによって避けられる。別の方法として、積分動作モードは前置増幅器５２の後に付加的な利得の段を伴って行われ得るが、この場合にはアナログスイッチを用いて積分器をリセットするために十分な電流が利用可能になるであろう。

この付加的な利得の段を実現するための改良形回路が図５に示されている。

図５にはデータ獲得回路のアナログ部分が配列のただ一つのホトセルに関して示されている。すべてのホトセルが同じ追跡・保持回路を持っている。この回路においてセンサはやはりＰＩＮホトダイオード６０として示されているが、しかし他のセンサを使用することもできるであろう。ホトセルからの出力は前置増幅器６３によって増幅され且つ電流から電圧信号に変換されるが、この前置増幅器の利得は帰還抵抗６１によって制御され、そして増幅器にある程度の平滑化又は周波数限界を与えるために適当なコンデンサ６２が加えられている。このコンデンサはより良い信号対雑音比を求めである電位的により迅速な応答を放棄する。付加的な増幅段が部品６４〜６７で示されている。電圧利得は帰還抵抗６６に対する入力抵抗６４の比によって決定され、そして平滑化機能はやはり帰還コンデンサ６５によって与えられる。

前置増幅器６３によって必要とされる増幅のために、増幅Ｈ６７のオフセット電流及びオフモソト電圧仕様は決定的なものではない。システムの信号対雑音比は主として構成部品６０〜６７によって決定される。

構成部品６８〜７２は追跡・保持機能を与える。図５に示されたように、固体アナログスイッチ又は継電器７３が開放状態になっている。それゆえ出力増幅器７２の周りの唯一の帰還素子はコンデンサ７１である。理想的にはこれは零周波数応答を持った回路であろうが、これは出力電圧がコンデンサの電圧において一定であると言うことと同じである。増幅器７２のを効利得は任意の電流がコンデンサ７１に流れ込むのを阻止するように作用する。

我々の実際の回路においては出力電圧において約０．３ボルト／秒というわずかなドリフトがある。これは保持状態における増幅器である。コンデンサにおける電圧はスイッチ７３が開かれた時点におけるシステムの電圧出力に等しい。

スイッチ７３が閉じられたならば、システムの低周波数利得は入力抵抗６８に対する帰還抵抗７０の抵抗値の比に等しい、コンデンサが等価的に帰還素子（７０，７１）の時定数に等しい入力素子（６８，６９）の時定数の抵抗に対して逆数比を持っている場合には公称上回路の帯域幅制限がほとんどない。もちろん増幅器からの最大電流限界による制限があるが、これは振幅についてである。

それゆえ増幅器７２の出力は、アナログスイッチ７３が開かれるまで、それに供給される電圧に従う。その後電圧はその最後の値に本質的に固定される。

動作の際センサ配列は、測定値を得るために最適の時点であることを計算機が決定されるまで、追跡モードで動作させられる。次にすべてのアナログスイッチが開かれ、配列出力における電圧分布を凍結させる。これらは今度は比較的長い時間で質問されて、必要なデータを与えることができる。

ホトタイマの動作は今度は図６を参照して説明される。増幅器５２の利得は比較的安定しているけれども、測定されている光電流のあるものは増幅器のオフセット電流における変化に匹敵する。加えて、増幅器における利得の再現性より大きい測定精度が必要とされる。必要とされるこの精度を達成するために、センサ校正手順１００（以下で説明される）が各露光の前に計算機２０によって実施される。センサ校正手順は各増幅器の利得及び各センサの暗電流を確立する。

センサハードウェアを校正することの外に、露光制御アルゴリズムは各フィルム形式、診断形式、及び放射線技師の選択に関して少なくとも１回校正される。以下において更に詳細に説明される校正手順（１０２）は露光量を計算するために露光計算アルゴリズムによって使用される感度数を決定する。所要の校正（センサ及びアルゴリズム）が行われた後、ホトタイマは、センサからの信号の一つ以上のものを選択して選択された信号から露光量を計、算するアルゴリズムを実施することによって、露光量を計算するために使用される（１０４）。二つの特定のアルゴリズムが以下で説明されるけれども、種々の他のアルゴリズムがこの発明の精神及び範囲内において使用され得るであろう。

露光時間が計算された後（１０４）、計算された露光量はＸ線源を制御するために使用され（１０６）、及び／又は計算された露光量は操作員が計算された露光量を理想的な露光量と比較し、計算された露光量が理想的なものから所定量より多く異なっているならば露光を繰り返すことができるように表示される（１０８）。

センサ校正手順（１０２）は今度は図７を参照して説明される。

センサ校正はホトタイマのルーチン整備の期間中周期的に行われる。センサ校正手順において、ホトタイマは物体のないＸ線ビーム中に置かれる。Ｘ線ビームをオフにして、各センサがらの暗電流Ｄ　（ｍ）及び暗電流の標準偏差が、暗電流の幾つかの読みを取り且つこの幾つかの読みの平均値及び標準偏差を計算することによって測定される（１１０）。すべてのセンサからの暗電流の平均標準偏差が次に計算される（１１２）。所与のセンサに関する暗電流の標準偏差がすべてのセンサの平均標準偏差よりあるｌＩ（例えば３倍）だけ大きい場合には、雑音の多いセンサを示す標識（フラグ）が設定される（１１４）。この情報は以下で説明されるように露光量計算アルゴリズムにおいて使用される。

Ｘ線源が事前選択された強度において所定の時間の間オンにされ、すべてのセンサの出力Ｌ（＋ｗ）が標本化され、そして各センサの利得Ｇ（ａｓ）が次のように計算される（１１６）。

Ｇ（＋ａ）　＝　（Ｌ（ｎ＋）　　Ｄ　（ｍ））　　　　　　　　　　　（１）ここで、Ｌ　（ａ＋）はｍ番目のセンサからの信号値であり、且つ■（ｍ）は一番目のセンサの平均暗電流である。

次に、すべてのセンサの平均利得Ｄ　（ｍ）が計算され（１１８）、そして個々のセンサの利得が所定の因数（例えば２分の１）×平均利得より小さいか又は所定の因数（例えば２）×平均利得より大きい場合には、そのセンサは標識付けされる（１２０）。

次にシステム飽和露光が、各センサに対する等価飽和露光量を計算し且つすべてのセンサに対する最小飽和露光量を見付けることによって計算される（１２２）、各センサに対する等価飽和露光量は電子回路の最大能力までセンサ応答を線形に補外することによって決定される。

露光アルゴリズムの校正が今度は図８を参照して説明される。

人体模型がＸ線ビーム中に置かれ、そして最適露光量が所与のフィルム、診断形式、処理条件、及び放射線技師選択について経験的に試行錯誤により決定される。最適露光量が決定されると、ホトタイマ動作により露光が行われる（１２１）、ホトタイマセンサの出力が読み取られ（１２３）、そして露光量制御アルゴリズムがセンサ出力に適用されて露光値が生成される（１２５）。ホトタイマによって生成された露光値は経験的に得られた最適露光量で乗算されて（１２６）、アルゴリズムに対する感度数が得られる。この感度数は以下で説明されるように、露光量を計算する際に使用される。

次に、センサ出力を読み取る過程（１２３）が図９を参照して説明される。まず、センサ利得及びシステム飽和数はこれらが記憶された、前のセンサ校正から検索される（１２８）。次に、Ｘ線源をオフにして、センサの暗電流Ｄ　（ｉ）が標本化される（１３０）。

それから、Ｘ線がオンにされ、そしてセンサが安定する間所定の時間（例えば３ないし５ミリ秒）の経過が許される。所定の経過時間の後、センサは光電流レベルＬ　（ｍ）について標本化される（１３４）。最後に、各センサからのレベルが暗電流及び利得について次の方程式に従って補正される。

Ｓ（ｍ）　＝　（Ｌ（ｍ）−Ｄ（ｍ））／Ｇ（ｍ）　　　　　　　　　（２）ここで、Ｓ　（ｍ）は補正されたセンサ信号レベルである。

Ｓ　（ｍ）がセンサ校正段階中に決定されたシステム飽和露光量より大きい場合には、Ｓ　（＋ａ）はシステム飽和露光量に等しく設定される。

上述のように、センサ増幅器の帰還キャパシタンス及び抵抗値は二つのモード、すなわち積分モード又は連続検出モード、のいずれにおいても動作するように選択されることができる。

積分モードにおいては（センサは長い時定数、遅い減衰を持つている）、センサ配列はシステムが冷状態始動から安定することができるように露光の数秒前にパワーアップさる。十分な時間（６積分時間の程度）の経過が許され、そして未露光の電圧レベルが測定され（図９の１３０）、それからＸ線源がオンにされて露光が行われる。積分動作モードにおいては、Ｘ線は所定の短い時間（例えば、１００ミリ秒の正常露光時間よりはるかに小さい、３ないし５ミリ秒）の間オンのままにされ、そしてセンサは各センサにおける電圧レベルに関して質問される。

連続検出モード（非積分）においては、Ｘ線は、最適露光時間が所定の公称露光時間の前に確立されることを予想して、露光計算が進行する間継続されるか、又は所定の公称露光の後にオフにされることができて、推定された実際の露光の計算が完了まで継続される。いずれの場合においても、センサからの信号はセンサごとの零オフセット及び利得変化に関する校正データによって数値的に補正され、そして信号の部分集合が露光量を計算するために選択される。

Ｘ線が露光量計算の完了の前にオフにされたならば、計算された露光量は表示されることができ（図６における１０８）、操作員はセンサによって測定された推定実際露光量を所望の露光量と比較することができる。操作員はその場合計算された露光量及び所望の露光量が所定の量より多く異なっているならば露光を繰り返す。公称露光時間に達するまで、計算露光量が所望の露光量と周期的に比較されて、ついには所望の露光量が等しくされる。この時点で、Ｘ線源に制御信号を送ることによって露光を自動的に終わらせることができる。

露光中フィルムスクリーンカセット１６の後ろで、又は露光前非常に短い試験露光でセンサを動作させるために、十分な感度が利用可能である。後者の動作モードは露光時間決め機構のないＸ線機械についての使用のために適当である。

露光量を計算する諸段階が今度は図１０を参照して更に説明される。患者をビーム中に置いて、「センサ読取り」段階が行われる（１３８）。「センサ読取りｊ段階１３８において発生されたセンサ信号Ｓ　（ｍ）について露光計算アルゴリズムが実施されて（１４０）患者露光値が生成される。患者露光値は露光量アルゴリズム校正段階において生成された感度値で除算されて（１５０）正しい露光のために必要とされる露光時間が生成される。

この発明に従ってセンサ配列を校正するためにＣｏｍｐａｃｔ”（コンパクト）パーソナルコンピュータにおいて動作するようにＣ言語で書かれた計算機プログラム（Ｃａｌｂ、Ｃ）が付録（Ａｐｐｅｎｄｉｘ）八に与えられている。センサを読み取るための計算機プログラム（Ｇｒａｂ、Ｃ）が付録（Ａｐｐｅｎｄ　ｉｘ）　Ｂに与えられている。露光量制御アルゴリズムを校正して感度数を生成するための計算機プログラム（χｈｒｕｎａ、Ｃ）が付録（Ａｐｐｅｎｄｉｘ　Ｃ）に与えられている。付録Ｃにおけるプログラムは以下に開示された第２露光量計算アルゴリズムを校正するが、しかし、これは図８のブロック１２５がられかるように単に符号を置換してそれを変更し、以下で説明される第１アルゴリズムを校正するようにしたものである。

臨床胸部Ｘ線撮影のためのＸ線露光量を計算するための第１露光アルゴリズムが今度は図１１を参照して説明される。露光量推定手順の目的は、患者に対するセンサの方位が知られてぃないときに患者の縦隔５０（図３を見よ）の領域におけるフィルムの受けた露光量を正しく推定することである。露光量推定は次のように進行する。センサ配列からのセンサ信号はディジタル化され、そしてセンサに対して標識が設定されたならば、隣り合ったセンサ間の線形補間によってセンサ値が決定される（１５２）。

線形配列３２〜３８のそれぞれに対してそれぞれセンサ値の離散的線形波形が形成される（１５４）。例えば、１９８８年５月１５日セーザン（Ｓｅｚａｎ）外に発行された米国特許第４．７３Ｌ８６３号に開示されたピーク検出方法に類似した方法を用いることによって線形波形においてピークが検出される（１５６）。ピーク検出の方法は次のようにピーク検出関数ｒ、（ｎ）を生成することによって線形波形におけるピークを検出する。各線形画像に対する出力の累積和Ｃ（ｎ）が計算される。

累積和Ｃ（ｎ）は一様な方形の窓ＷＮ（ｎ）での畳込みによって平滑化されて平滑化累積和τ８（ｎ）が生成される。

Ｃｓ　（ｎ）　−Ｃ（ｎ）☆ｗＮ（ｎ）　　　　　　　　　　　（４）ここで、一様な方形の窓は次のように定義される。

平滑化累積和Ｃｓ　（ｎ）は累積和Ｃ（ｎ）から減算されてピーク検出間数ｒＮが生成される。

ｒ　Ｎ（ｎ）　＝Ｃ（ｎ）　−ＣＮ（ｎ）　　　　　　　　　　　　（６）ピーク検出関数ｒＮ（ｎ）の正から負への零交差はピークの開始を表し、且つそのような零交差に続く最大値はそのピークの終了を表している。図１２は線形センサ配列の一つからの典型的な線形波形Ｓ　（ｎ）を示している。図１３は図１２におけるＳ　（ｎ）から生成された累積和Ｃ（ｎ）を示している。図１４は累積和から生成された平滑化累積和τＮ（ｎ）を示しており、又図１５はＣ（ｎ）と（Ｎ（ｎ）との間の差から生成されたピーク検出関数ｒＮ（ｎ）を示している。

図１５かられかるように、波形における最初のピークはセンサ＃０で始まってセンサ＃１で終わり、２番目のピークはセンサ＃３で始まってセンサ＃７で終わり、又３番目のピークはセンサ＃９で始まってセンサ＃１５で終わる。

図１１に戻って、ピークが線形波形において検出された後、方形図形の角のセンサにおいて互いに交差するセンサが識別される（１５８）。ピーク交差が生じている角は肺の上方にありそうである。図１６は典型的な露光に対する線形波形におけるピークの位置を図解している。ピークはセンサ素子における点の間の線によって識別されている。゛この例ではセンサ１６０及び１６２においてピーク交差がある。最後に、ピーク交差情報を使用して、縦隔露光量が次のように推定される（１６４）　（図１１を見よ）。角のセンサにおけるピーク交差には六つの可能な場合がある。

１、どの角にもピーク交差なし、２、一つの角だけにピーク交差あり、３、二つの隣り合った角にピーク交差あり、４、二つの対角の角にピーク交差あり、５、三つの角にピーク交差あり、及び６、四つすべての角にピーク交差あり、これらの場合のそれぞれの含意が次に説明され、そして適当な露光量決定が説明される。

曵金−上センサが肺を検出しそこなったか（ことによると肺が流体で満たされているかもしれないために）、又は患者の投影が横になっているかもしれない（すなわち、患者がセンサに対して横向きにされている）、実際の露光量Ｅの推定値は次のように計算される。

Ｅ＝（Ｅｌ十Ｅ２十Ｆ！！＋Ｅ４）／４　　　　　　　　　　　　　（７）ここで、Ｅｉは角の間の線形波形５ｉ（ｎ）の最小値である。

場合−まただ一つのピーク交差が検出された。この状況は一方の肺がないか若しくは流体で満たされており又は患者の投影が横向きであるときに最も起こりそうである。

露光量の推定値は次のように計算される。

Ｅ＝　（Ｅｌ　＋Ｅｚ）／２　　　　　　　　　　　　　　　　（８）ここで、Ｅｌ及びＥ２はピーク交差が生じた角におけるピークの端部と二つの隣り合った角との間の線形波形の最小値である。

湯治−」− ピーク交差が二つの隣り合った角において生じたときには、センサは肺領域と理想的に整列させられており、二つのピーク交差の角が図３に示されたように肺領域の上方に配置されている。この場合には、露光量Ｅは次のように計算される。

Ｅｌ　（Ｅ、　＋Ｅ２）／２　　　　　　　　　　　　　　　（９）ここで、Ｅ、はピーク交差が発生した隣り合った角における二つのピーク間の線形波形の最小値であり、且つＥ２は二つの反対側の角の間の線形波形の最小値である。

１合−土ピーク交差が対角の角において生じたときには流体で満たされた肺若しくは消化管における気体があるのかもしれず、又カセットが患者に対して極度に回転させられているのかもしれない。この場合には、推定露光量Ｅは次のように計算される。

Ｅ＝（Ｅ＋＋Ｅｚ＋Ｅ：＋＋Ｅ４）／４　　　　　　　　　　　（１０）ここで、Ｅ、はある角におけるピークと隣接の角との間の線形波形の最小値である。

ｉ血−１消化管における気体の泡のために三つのピーク交差が生じることがある。この場合には、どの二つのピーク交差が肺領域を表しているのかが明らかでないことがある。ピーク交差のうちの二つが第３のものより強い場合には、この二つが多分肺領域を表している。露光量Ｅは三つの角のそれぞれにおける二つのピークの平均平均値ａｉを計算することによって計算される。

ａｉ＝（＋＋＋ｉｚ）／２、ｉ＝１．２．３　　　　　　　（１１）ここで、ＩＩＩは交差ピークの一方内の線形波形の値の平均値であり、且つ１は交差における他方のピーク内の波形の値の平均値である。隣り合った角における平均平均値ａｉの二つが第３のものより大きい場合には、露光量は上の場合３におけるように推定され、その一つの角におけるピーク交差は無視される。そうでない場合には、露光量Ｅは次のように計算される。

Ｅ＝　（Ｅ、　十Ｅ２）／２　　　　　　　　　　　　　　　　　　（ｉ２）ここで、Ｅ、及びＥ２はピーク交差間の波形の最小値である。

ｌ金一旦検出器の四つすべての角におけるピーク交差も又消化管における気体の泡から生じることがある。上の場合５におけるように、ピークの二つが他の二つより強い場合には、その二つのピークは多分肺領域を表している。露光量Ｅはまず上の場合５の方程式７におけるように多角における二つのピークの平均平均値ａｉを計算することによって計算される。二つの隣り合った角における二つのピーク交差の平均平均値が他の二つのものより大きい場合では、露光量は上の場合３におけるように計算される。二つの対角の角におけるピークの平均平均値が他の二つの角におけるピークの平均平均値より大きい場合には、露光量は上の場合４におけるように計算される。前述の条件のどれもあてはまらない場合には、露光量Ｅは次のように計算される。

Ｅ＝　（Ｅ、　＋Ｅｔ＋Ｅｓ十Ｅａ）／４　　　　　　　　　　　　　（１３）ここで、Ｅｉは四つの角におけるピークの間の線形波形の最小値である。

上に説明された露光計算を行うためにＶＡＸ／ＶＭＳ計算機において演算を行うためのフォートラン言語で書かれた計算機プログラムが付録（Ａｐｐｅｎｄｉｘ）Ｄに含まれている。

計算露光のための第２の手順が今度は図１７を参照して説明される。この手順は検出形式及びセンサ配列形態には無関係である。まず、センサ値５（ｎ）が分離配列に記憶される（１６４）、センサの任意のものに対して標識が設定されたならば、その標識付きセンサに対する信号値Ｓ　（ｎ）は分類配列において零に設定される（１６６）、次に、配列は上昇する順序で分類されて（１６Ｂ）信号値の階級順序を形成する。階級順序によって分類された値の例は図１８に示されている。

次に、被験者露光からの最高値のセルの階級順序が、階級順序配列における連続した対の値により線（ライン）を構成し、そして各線の階級番号軸との切片を計算することによって決定される（１７０）。最大の切片は被験者露光情報を含んでいる最後のセルの階級番号である。この段階は図１９に図表的に示されている。次に、被験者露光情報を含んでいる最後のセルの階級順序は２で除算されて（１７２）、被験者露光情報を持ったメジアン（中央値）セルが決定される。そこで露光量はメジアンセルにおける値として決定される（１７４）。

図１７に記述された露光量決定アルゴリズムを実施するためにＣｏａ＋ｐａｃｔ ”（コンパクト）パーソナルコンピュータにおいて演算を行うためのＣ言語で書かれた計算機プログラムが付録（Ａｐｐｅｎｄｉｘ）Ｅとして含まれている。

図２に示されたセンサの形態の外に、他のセンサ形態もこの第２の露光計算モードについて使用されることができる。−例は図２０に例示されたようなセンサ３０のまばらな方形配列、又は図２１に示されたような円形配列である。センサの事前処理及び校正は上に説明されたように進行するであろう。

１占　び　　上の゛この発明によるＸ線ホトタイマは放射線写真撮影の分野に且つ特に臨床Ｘ線撮影において有効であり、又正確な露光が露光制御モードにおいて可能であって、これにより必要な再露光の数が減少されるので有利である。露光検査モードにおいては、このホトタイマは正しくない露光が直ちに識別されて再露光が行われ、これによって正しくない露光がフィルムの現像により決定された後に再露光のためにＸ線装置を調整する必要性をなくするので有利である。露光制御動作モードにおいては、このホトタイマは適当な露光レベルが達成されたときにＸ線露光を終わらせる。

Ａ２ｐｅｎｄｉｘ　Ａ　　Ｐａｇｅ　ｌ　ｏｆ　６　　　　　　　　　Ｃｏｐｙｒｉｇｈｔ　Ｅａｓｔｍａｎ　Ｋｏｄａｋ　ＣｏｍｐａｎｙＰａｇｅ　３　ｏｆ　６Ｐａｇｅ　４　　ｏｆ　６Ｐａｇｅ　５　ｏｆ　６Ｌｊ＊ｔ１ｒ＋ｇ　！ｈｃａ３ｂ、ＣＰａｇ＠６　ｏｆ　６Ｐａｇｅ　２　ｏｆ　５Ｐａｇｅ　４　ｏｆ　５ｔｎ％’ｌ’ｎ”ａ”％’＋−礼、　Ｐ、ｙｅ　ｌ　ｏｆ　４　　　　Ｃｏｐｙｒｉｇｈｔ　Ｅａｓｔｍａｎ　Ｘｏｃｌａｋ　Ｃｏｍｐａｎ■ ｚｘｓｔ資ｓ’：Ｂ！ｒ許１１．０Ｐａｇｅ　３　ｏｆ　４Ｌ５ｓｔ１ｎｇ　Ｂ：ｘｈｒｕｎａ、ＣＰａｇｅ　４　　ｏｆ　４Ａｐｐｅｎｄｉｘ　Ｄ　　　Ｐａｇｅ　ｌ　ｏｆ　６８　　　　Ｃｏｐｙｒｉｇｈｔ　Ｅａｓｔｍａｎ　Ｋｏｄａｋ　ＣｏｍｐａｎｙＰａｇｅ　　２　ｏｆ　６ＢＩ　　ｄｅｔｅｃｔｏｒ　ｏｎ　　！ｌ！＋ＯＴＰａｇｅ　５　ｏｆ　６８Ｐａｇｅ　６　ｏｆ　６！１Ｐａｇｅ　７　ｏｆ　６８Ｃ−−−−−−ＤＥ’ｒＥＲＭ！ＮＥ　　ＣＲＯ５ＳＸＮＧ　　ＰＥＡＫＳ　　０ＶＥＲＣＲＯ８ＳＯＶＥＲＤＥ’ｒＥＣＴＯＲ３ＣＡＬＬ　　ＣＲＯ５Ｓ（ＶＬ−ズＸ、Ｖ’Ｒ−！Ｘ、１１丁−！Ｘｊｌ！＋−２Ｘ、　　Ｌ’ｒＯＰ、ＲＴＯＦ、Ｒ１１ｏｔ、ＬＢＯ’ｒj ＣＡＬＬ　　ＣＡ！１ＥＮｏ（ＬＴＯＦ、ＲＴＯＦ、ＲＢＯＴ、ＬＢＯＴ、　　ＮＣ八へＥＩＣ−−−−−−ＧＸＶＥＮ　　ＴＨＥ　　ＣＡＳＥ、　　ＣＯＭＰｔｊＴＥ　　ＴＨＥ　　ＥＸＰＯ５υＲＥ　　Ｅ５ＴＩＫＡＴ！Ｉｒ（ＮＣＡＳ！、！０．９１　　丁ＨＥＮＣＡＬＬ　　ＣＡＳＥ９（ＶＬＥｒＴ、ＶＲＩＧＨＴ、ＢＴＯＰ、１ｉＢＯＴ、　　ＶＬ−５，ＶＬ−Ｅ、ＶＬ−Ｍ、ＶＬ−ＩＸ。

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Claims

【特許請求の範囲】

１．ａ．複数の露光信号を発生するためのＸ線センサの配列、ｂ．露光信号をディジタル化してディジタル露光信号を生成するための装置、を備えており、且つｃ．ディジタル露光信号に応答してディジタル露光信号の一つ以上のものを自動的に選択してこれから推定Ｘ線露光量を計算し且つこの推定露光量を表す信号を生成することのできるディジタル信号処理装置、を更に備えていることによって特徴づけられているＸ線ホトタイマ。
２．推定露光量信号に応答して推定露光量の量を表示することのできる表示装置、を更に備えている、請求項１に記載のＸ線ホトタイマ。
３．推定露光量信号及び所望の露光量を表す信号に応答して推定露光量信号及び所望露光量信号を比較し、推定露光量信号が所望露光量信号に等しいときにＸ線源制御信号を発生することのできる制御装置、を更に備えている、請求項１に記載のＸ線ホトタイマ。
４．前記のＸ線センサの配列が方形図形に配列されたＸ線センサの四つの線形配列を備えていて、これらの線形配列が方形の角を通過して延びている、請求項１に記載のＸ線ホトタイマ。
５．前記のディジタル信号処理装置が、各線形配列からの信号から線形波形を形成することによって前記の一つ以上の信号を選択し、各波形におけるピークを検出し、且つ方形の角において波形に発生するピーク交差を検出する、請求項４に記載のＸ線ホトタイマ。
６．前記のディジタル信号処理装置が次の規則、すなわちａ．配列の四つの角のいずれにおいてもピーク交差が検出されないときには、Ｅｉを方形の角間の線形波形の最小値とした場合、露光量がＥ＝（Ｅ１＋Ｅ＝＋Ｅ３＋Ｅ４）／４によって推定される、ｂ．方形の一つの角だけにおいてピーク交差が検出されたときには、Ｅ１及びＥ２をピーク交差が発生した角におけるピークの端部と方形の二つの隣り合った角との間の線形波形の最小値とした場合、露光量ＥがＥ＝（Ｅ１＋Ｅ２）／２によって推定される、ｃ．二つの隣り合った角においてピーク交差が発生したときには、Ｅ１をピーク交差が発生した隣り合った角における二つのピーク間の線形波形の最小値とし且つＥ２を二つの反対の角の間の線形波形の最小値とした場合、露光量ＥがＥ＝（Ｅ１＋Ｅ２）／２によって推定される、ｄ．対角の角においてピーク交差が発生したときには、Ｅｉを一つの角と隣接の角との間の波形の最小値とした場合、露光量ＢがＥ＝（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３＋Ｅ４）／４によって推定される、ｅ．方形の三つの角においてピーク交差が発生した場合、この三つの角のそれぞれにおける二つのピークの平均平均値ａｉを、ｍ１を交差ピークの一方内の線形波形の値の平均値とし且つＭ２を交差における他方の交差ピークの値の平均値として、ａｉ＝（ｍ１＋Ｍ２）／２により計算し、隣り合った角における平均平均値ａｉの二つが第３のものより大きいならば、第３の角におけるピーク交差を無視して露光量Ｅが上の（ｃ）におけるように推定され、そうでないならば、Ｅ１及びＥ２をピーク交差におけるピーク間の波形の最小値として、露光量ＥがＥ＝（Ｅ１＋Ｅ２）／２として推定される。ｆ．方形の四つすべての角においてピーク交差が発生した場合、上の（ｅ）におけるように角のそれぞれにおける平均平均値ａｉを計算し、二つの隣り合った角におけるピークの平均平均値が二つの反対の角における平均平均値より大きいならば、露光量が上の（ｃ）におけるように計算され、二つの対角の角におけるピークの平均平均値が他の二つの平均平均値より大きいならば、露光量が上の（ｄ）におけるように計算され、先行する条件のいずれもあてはまらないならば、Ｅｉを四つの角におけるピーク間の線形波形の最小値として、露光量ＥがＥ＝（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３＋Ｅ４）／４として計算される。に従って推定Ｘ線露光量を計算する、請求項５に記載のＸ線ホトタイマ。
７．前記のディジタル信号処理装置が信号の大きさに基づいた階級順序に信号を順序付けし、この階級順序における隣接する対の値を使用して階級順序軸との切片を計算し、最大の逆投影階級順序より小さい信号値が選択され、そして選択されたメジアンセルにおける信号値をとることによって露光量が計算される、請求項１に記載のＸ線ホトタイマ。
８．Ｘ線センサの配列がまばらな方形配列である、請求項１に記載のＸ線ホトタイマ。
９．Ｘ線ホトセンサの配列が円形配列である、請求項１に記載のＸ線ホトタイマ。
１０．前記のＸ線センサがＰＩＮホトダイオードである、請求項１に記載のＸ線ホトタイマ。
１１．各前置増幅器が電圧変換器として形成された各ホトダイオードと関連している複数の前置増幅器を更に備えていて、前記のディジタル処理装置が又センサ配列について校正を行ってホトダイオー及び前置増幅器の出力間の零オフセット及び利得変化を補正する、請求項１０に記載のＸ線ホトタイマ。
１２．複数の露光信号を発生するためのＸ線センサの配列、及び刺激可能な露光のために露光信号について露光アルゴリズムを実施するための信号処理装置を有するホトタイマを校正する方法であって、ａ）入力なしでセンサ配列を動作させてセンサの暗電流を測定する段階、ｂ）所定の非画像化Ｘ線露光量でホトタイマを動作させて各センサの利得を決定する段階、ｃ）人体模型を伴って且つこれに対する所定の正しい露光量でホトタイマを動作させ、これにより発生された信号をセンサ利得に関して補正し、そしてこの信号を露光アルゴリズムに従って処理して計算露光値を生成する段階、及びｄ）計算露光値を正しい露光時間で乗算して感度数を生成する段階、を含んでいる前記の方法。
１３．ａ）患者についてホトタイマを動作させて患者露光値を生成する段階、及びｂ）患者露光値を感度数で除算して患者露光時間を生成する段階、を更に含んでいる、請求項１２に記載の方法。
１４．ａ）、各センサの暗電流の標準偏差を測定する段階、ｂ）すべてのセンサの暗電流の平均標準偏差を計算する段階、ｃ）センサの暗電流の標準偏差が平均値の３倍より大きいならば、雑音の多いセンサを示す標識を設定する段階、を更に含んでいる、請求項１２に記載の方法。
１５．ａ）標識付きセンサの利得を零に設定する段階、を更に含んでいる、請求項１４に記載の方法。
１６．ａ）標識付きセンサに応答して雑音の多いセンサを示す誤り信号を発生する段階、を更に含んでいる、請求項１４に記載の方法。
１７．ａ）すべてのセンサの平均利得を計算する段階、及びｂ）センサの利得が平均利得の２分の１未満又は２倍超であるならば、悪いセンサを示す標識を設定する段階、を更に含んでいる、請求項１２に記載の方法。
１８．ａ）標識付きのセンサに応答して雑音の多いセンサを示す誤り信号を生成する段階、を更に含んでいる、請求項１４に記載の方法。
１９．ａ）すべてのセンサの平均利得を計算する段階、及びｂ）センサの利得が平均利得の２分の１未満又は２倍超であるならば、悪いセンサを示す標識を設定する段階、を更に含んでいる、請求項１２に記載の方法。
２０．ａ）各センサに対する等価飽和露光量を計算する段階、ｂ）すべてのセンサの最小の飽和露光量を見つける段階、及びｃ）患者についてのホトタイマの動作中、センサにより発生された値がすべてのセンサの最小飽和露光量より大きいならば、最小飽和露光値にその値を設定する段階、を更に含んでいる、請求項１２に記載の方法。