FI97677C - Menetelmä ja laite panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen - Google Patents
Menetelmä ja laite panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen Download PDFInfo
- Publication number
- FI97677C FI97677C FI943404A FI943404A FI97677C FI 97677 C FI97677 C FI 97677C FI 943404 A FI943404 A FI 943404A FI 943404 A FI943404 A FI 943404A FI 97677 C FI97677 C FI 97677C
- Authority
- FI
- Finland
- Prior art keywords
- ccd
- imaging
- exposure
- ccd detector
- serial register
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 16
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 25
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 3
- 239000003638 chemical reducing agent Substances 0.000 description 3
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 3
- 239000000463 material Substances 0.000 description 3
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 2
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 2
- 230000001360 synchronised effect Effects 0.000 description 2
- 241001270131 Agaricus moelleri Species 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 238000010606 normalization Methods 0.000 description 1
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 1
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- 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
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
- A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
- A61B6/51—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for dentistry
-
- 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
- H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
- H04N23/70—Circuitry for compensating brightness variation in the scene
- H04N23/71—Circuitry for evaluating the brightness variation
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
- H04N25/50—Control of the SSIS exposure
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
- H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
- H04N25/71—Charge-coupled device [CCD] sensors; Charge-transfer registers specially adapted for CCD sensors
- H04N25/711—Time delay and integration [TDI] registers; TDI shift registers
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
- H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
- H04N25/71—Charge-coupled device [CCD] sensors; Charge-transfer registers specially adapted for CCD sensors
- H04N25/713—Transfer or readout registers; Split readout registers or multiple readout registers
-
- 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
- H05G1/64—Circuit arrangements for X-ray apparatus incorporating image intensifiers
Landscapes
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Mathematical Physics (AREA)
- Dentistry (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
97677
Menetelmä ja laite panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen. - FÖrfarande och anordning för regiering av en panoramaröntgenanordnings bildvärden.
Keksinnön kohteena on menetelmä panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen, jossa menetelmässä kuvantamisväli-neenä olevaa CCD-ilmaisinta siirretään siten, että tutkittavan kohteen kuvattavat alueet osuvat ensimmäisenä CCD-ilmaisimen reunassa olevan sarjarekisterin kohdalle.
Keksinnön kohteena on myös panoraamaröntgenkuvauslaite, jossa kuvantamisvälineenä on CCD-ilmaisin, jota siirretään siten, että tutkittavan kohteen kuvattavat alueet osuvat ensimmäisenä CCD-ilmaisimen reunassa olevan siirtorekisterin kohdalle.
CCD-elementillä (CCD = Charge Coupled Device) toteutetuissa panoraamaröntgenlaitteissa aivan kuten filmille tallentavissa laitteissakin on valotuksen oikea säätäminen ensiarvoisen tärkeää oikean kontrastin ja valoisuuden saamiseksi kuvaan.
CCD:n ilmaisimella tapahtuvaan epäsuoraan kvanttien ilmaisuun perustuvissa röntgenlaitteissa harmaansävyjen lukumäärä riippuu ilmaisimen ja vahvistinelektroniikan dynamiikasta sekä tuike-ainekerroksen ja optiikan aikaansaamasta röntgenkvanttifoto-elektronikonversiosuhteesta. Mikäli valotusta ei säädetä oikein, tapahtuu CCD:llä ylivalotustilanteessa kuvaelementeissä (pixeleissä) varauksen ylivuotoa viereisille pixeleille, jolloin kuva "tummenee" tältä alueelta ja spatiaalinen erotuskyky pienenee. Alivalotustilanteessa ei CCD:llä puolestaan saada parasta mahdollista signaali/kohinasuhdetta.
(S/N on käytännössä riippuvainen signaalin neliöjuuresta).
Tällöin havaittavien harmansävyjen määrä pienenee ja kuvan laatu heikkenee.
Tavanomainen hammaslääketieteellinen röntgendiagnostiikkalait- 2 97677 teisto sisältää pystyakselilla olevan ympäri pyöritettävän yksikön, jonka kannattimen toisessa päässä on röntgenlähde ja toisessa päässä on sekundäärirako, jonka takana olevan filmin nopeus on synkronoitu kuvauksen liikkeeseen.
Tämän keksinnön mukaisessa laitteessa filmi on korvattu scintillaatiomaterialilla sekä kuituoptisella supistajalla varustetulla CCD ilmaisimella. Scintillaatiomateriaali muuttaa röntgenkvanttien energian valoksi, joka vuorostaan aiheuttaa CCD:n pinnalla intensiteettiä vastaavan varauksen. Varaus muutetaan vahvistimella jännitteeksi. Kuituoptisella supistajalla voidaan puolestaan kasvattaa kuvattavan alueen kokoa erotuskyvyn kustannuksella.
Keksinnön tarkoituksena on saada aikaan menetelmä ja laite CCD:n liikuttamiseen perustuvan hammaslääketieteellisen tai muun röntgendiagnostiikkalaitteen automaattisen valotuksen toteuttamiseksi siten, että kudoskerroksen paksuudesta tai tiheydestä riippumatta voidaan estää ylivalotus sekä säätää valotus CCD:n kannalta optimaaliseksi siten, että kirkkaus ja kontrasti paranee.
Erityisesti keksinnön tarkoituksena on saada aikaan menetelmä ja laite, jolla voidaan optimoida valotuksessa tarvittavat virta-jännite- ja valotusaika- arvot ja samalla minimoida • » · · tutkittavan henkilön saama säteilyannos.
• · 1Nämä tarkoitukset saavutetaan oheisissa patenttivaatimuksissa esitettyjen tunnusmerkkien perusteella.
Seuraavassa keksintöä havainnollistetaan viittaamalla myös oheisiin piirustuksiin, joissa kuva 1 esittää periaatekuvaa CCD panoraamaröntgenkuvauslait-teesta. Kuvasta on yksinkertaisuuden vuoksi jätetty 3 97677 pois CCD:n edessä oleva scintillaatiomateriaalilla päällystetty kuituoptinen supistaja; kuva 2a esittää CCD kuva-alueen valotusta; kuva 2b esittää rivisiirtoa kuva-alueelta sarjarekisteriin; kuva 2c esittää sarjarekisterissä tapahtuvaa varausten siirtoa; kuvat 3a, b ja c esittävät CCD:n liikettä tutkittavan kohteen yli askel kerrallaan; ja kuva 4 esittää CCD-ilmaisinta kahtia jaetulla sarjarekiste-rillä.
Kuvanmuodostus panoraamaröntgenlaitteella
Asian ymmärtämistä helpottavana työhypoteesina voidaan olettaa, että kuvausta tehtäessä röntgenlähteen liike synkronoidaan CCD:n rivinsiirtoihin seuraavasti: Kunkin valotuksen aikana sekä lähde että ilmaisin pysyvät paikallaan ajan t, jolloin CCDjllä generoituu intensiteettiä vastaava varaus (kts kuva 2a, eri rasterointi vastaa eri intensiteettiä). Jokaisen valotuksen jälkeen CCD:tä ja röntgenlähdettä tukevaa kannatinta kierretään matkan, joka vastaa kahden pixelirivin välistä etäisyyttä ! (esimerkiksi 50 pm). Valotuksessa CCD:llä syntynyt varaus siirretään samanaikaisesti vastaavasti liikkeen kulkusuuntaa vastaan niin, että 1. rivi siirtyy sarjarekisteriin (kts kuva 2b), 2. rivi 1. rivin kohdalle jne. Näin meneteltäessä voidaan 2. pixelirivin päälle osuneen kohteen valottamista jatkaa 1. pixelirivin kohdalla, 3. pixelirivin päälle osuneen kohteen valottamista 2. kodalla jne.
Sarjarekisteriin kellotetulla rivillä olevan tiedon ulossaanti 4 97677 tapahtuu siirtämällä CCD:n pixeleitä antovahvistimen suuntaan ylöspäin (kts kuva 2c), jolloin 1. pixelin varaus siirtyy anto vahvistimeen, 2. pixelin varaus siirtyy 1. pixelin kohdalle jne.
Automaattisen valotuksen tekeminen Tämän keksinnön mukaisen automaattisen valotuksen periaate on seuraava.
RÖntgenlähdettä ja CCD:tä siirretään, CCD:n kulkusuunnassa ensimmäisenä olevan sarjarekisterin suuntaan niin, että kohde osuu sarjarekisterin päälle (kts. kuva 3a). Tällä menettelyllä saadaan kuvakentälle tulevasta intensiteetistä ennakkotieto, jonka perusteella voidaan kukin rivikohtainen valotusaika laskea.
Kuvakentän pixeleitä pyritään valottamaan niin, että pixelin varaus kuvakentän yli tapahtuneiden siirrosten jälkeen vastaa suurinta sallittua pixelikohtaista varausta. Samalla taulukoidaan rivikohtaiset valotusajat.
Menetelmän mukainen automaattivalotus voidaan toteuttaa seuraavasti: Tavallisesti CCD-elementeissä on kaksi sarjarekisteriä, : ’.· yksi kuvakentän molemmilla sivuilla vastakkaisissa reunoissa, *:* joihin kuvakentän tieto voidaan siirtää lukua varten. Tavan- omaisesti koko kuvauksen paikallaan olevan CCD:n varaus luetaan joko toisesta tai molemmista sarjarekistereistä. Tämän menetel-.män mukaisessa järjestelyssä CCDrtä ja röntgengeneraattoria siirretään siten, että kuvakentän varaus luetaan ulos CCD:n • · « kulkusuuntaan nähden viimeisenä olevasta (jättöreunalla olevas- • · : ta) sarjarekisteristä. (Kuvaus voidaan suorittaa myös niin, että CCD ja röntgenlähdettä liikutetaan kumpaankin suuntaan).
: Kun kuvaaminen suoritetaan edellä kuvatulla tavalla, saavuttaa CCD:n kulkusuunnassa ensimmäisenä oleva sarjarekisteri tutkimuksen kohteena olevan alueen. (Sarjarekisteri, joka on 5 97677 valoherkkä aivan kuten CCD:n kuvakenttä, on varauksenpito-kapasiteetiltaan normaaliin kuva-alkioon, pixeliin, verrattuna noin nelinkertainen). CCD:n saapuessa kuvattavalle alueelle, sarjarekisterialueen annetaan valottua ennalta määrätyn ajan tint (esim. tint = 10 mS), jonka jälkeen varaus kellotetaan sarjarekisteristä antovahvistimelle. Vahvistimesta saatu tieto rekisteröidään digitaalisesti. Ensimmäinen valotusaika pyritään valitsemaan siten, että sarjarekisterin pixeleissä ei tapahdu varauksen ylivuotoa.
Sarjarekisterin valottamisessa saadun varauksen perusteella lasketaan optimaalinen valotusaika esimeriksi seuraavasti:
Oletetaan, että - CCD:n kuvakentässä on liikkeen suunnassa 10 pixeliriviä.
- kuvakentän molemmilla puolilla sarjarekisterit.
- jokaiseen kuvakentän pixeliin "mahtuu" Qmax = 106 elektronia.
- sarjarekisterin pixeliin mahtuu 4 * 106 elektronia.
Edellisen perusteella voidaan laskea, että jos CCD pysähtyy kunkin rivin kohdalla valotuksen takia yhtä pitkän ajan, on yhden pysähdyksen kestoajan oltava sellainen, että yhtä : valotusta vastaava suurin elektronimäärä on 106 / 10 riviä = >e|·* 1 O5 elektronia. Jos sar jarekisterin johonkin pixeliin saatu suurin varaus 10 Ms valotusajassa on esimerkiksi Qref = 80.000 elektronia saadaan optimi valotusaika, topti, laskettua topt1 = . 10 mS * 10^ e“ /80.000 e- = 12,5 mS. Käytettäessä tätä valotus- aikaa CCD:n siirroksen jälkeen ensimmäisen kuvakentän rivin I I · kohdalla, saadaan yhden pixelin kodalla maksimi arvo 100.000 e-· • · : Kuvakentän pixelirivin kanssa samanaikaisesti valotetaan vas- • · · taavasti uutta, sar jarekisterin päällä olevaa, kohdetta kysei-.·.: nen aika. Varaus kellotetaan antoon valottamisen jälkeen aivan .···. kuten ensimmäisellä kerrallakin. Eri valotustilanteissa, riippuen sarjarekisteriin tulleen intensiteetin suuruudesta, mene- 6 97677 teilaan seuraavasti.
1) Mikäli yksikään sarjarekisterin pixeleissä olevista varauksista ei ylitä suurinta sallittua varausta (105 elektronia) käytetään samaa valotusaikaa, topti, myös seuraavan rivin valottamiseen (koska kuvakentän maksimi intensiteetti määrää pisimmän valotusajän). Alkuoletuksen mukaisesti CCDrllä on liikkeen kulkusuunnassa 10 pixelirivä (R1-R10), joten jos yhdelläkään sarjarekisteriin tämän jälkeen tulevalla yhdeksällä seuraavalla rivillä (R2-R)) ei tapahdu suurimman sallitun varauksen ylitystä on kokonaisvalotusaika ^tot 1 0 1 t0p£i . Kun kuvakentässä ollut paikallinen maksimi intensiteetin kohta on kellotettu sarjarekisteriin, voidaan joko kuvakentässä tai sarjarekisterissä olevaa suurinta arvoa käyttää uuden valotus-ajan laskemiseen.
2) Jos jokin sarjarekisteriin, seuraavan valotuksen aikana, tulleen rivin arvoista ylittää suurimman sallitun arvon, käytetään saatua maksimiarvoa uuden valotusajan t0pt2 laskemiseksi. Kunkin rivin kokonaisvalotusaika, joka on osavalotus-aikojen summa, talletetaan rivikohtaiseen taulukkoon.
' Kuva-alueen valottamisen jälkeen voidaan kunkin rivin intensi- : '.· teettitieto normittaa taulukossa olevien valotusaikatietojen perusteella toisiaan vastaavaksi. Esimerkiksi hammaslääketie-: ϊ : teellisessä laitteessa normittaminen voidaan tehdä jonkin eri tyisalueen, kuten leukaluun, kohdalta saadun intensiteetin . ,\ perusteella.
• · · • « · • · · « · ·
Keksinnön mukaisella menetelmällä saavutetaan etu tavanomaiseen • · • · · : CCD:lla tapahtuvaan valottamiseen nähden seuraavasti: • · · CCD:n signaali-kohinasuhde (S/N) on suurilla signaalitasoilla riippuvainen statistisesta kohinasta Nshot joka ~ V S. Pienillä , signaaleilla S/N-suhdetta rajoittaa puolestaan CCD:n pixeleissä syntyvä pimeän virran aiheuttama kohina sekä lukukohina 7 97677
Nread* Kokonaiskohina voidaan laskea lausekkeesta:
Ntot^^leiyl+Nilot+NDttk
Valotusajan säätämisen vaikutusta S/N-suhteeseen havainnollistetaan esimerkin avulla:
Tavanomaisen CCD-piirin kuva-alkion varauksenpatokapasiteetti on 106 elektronia, pimeä virta n. 200 e-/,pixeli/s. Suurilla lukutaajuuksilla vahvistinelektroniikan lukukohina on tyypillisesti n. 100 e-- Seuraavassa taulukossa on laskettu signaa-likohinasuhteita eri valotusaika-arvoilla. Kuten taulukosta nähdään on suurella signaalilla S/N verrannollinen signaalin neliöjuureen. Jos signaali on 10 % suurimmasta mahdollisesta signaalista, saadaan vastaavasti S/N:ksi 316. Signaalikohina-suhdetta voidaan kuitenkin parantaa pidentämällä valotusaikaa 10 mS:stä 100 millisekuntiin (kts rivi 2), jolloin S/N paranee 316:sta 999.75:een. Vastaavasti taulukon avulla voidaan todeta, että signaalikohinasuhde paranee kuta pienempiin signaaliarvoihin mennään. Käytännössä signaalikohinasuhteen paranemisen ansiosta saadaan lisää erotuskykyä filmin valotusta vastaavan - logaritmisen käyrän alaosassa (toe), jossa optinen tiheys on ..i:' alle 0,5. Valotuksen säätäminen tämän keksinnön mukaisella • · · : tavalla laajentaa lisäksi käyttökelpoista valotusaluetta, koska sen avulla voidaan havaita intensiteettieroja, jotka muuten • ·'· jäisivät kohinan alle (kts rivi 5). Esimerkissä on käytetty • · · valotusajan muuttamista tekijällä 10, mutta valotusajan piden- • · i • täminen on tilanteesta riippuen mahdollista myös muulla teki-
: jalla, jolloin suurempi valotusajan muutoskerroin parantaa S/N
* * * ’ suhdetta entuudestaan.
8 97677
Tint S(e-) Ν03Γ|< S/N
1. lOmS 106 2e- 999.95 2. 10mS~> lOOmS 105-> 106 2e-->20e- 316->999.75 3. !0mS->100mS 103-> 104 2e-->20e- 30->97.6 4 10mS-> lOOmS 102-> 103 2e—>20e- 7->25.8 5. 10mS-> lOOmS 101 -> 102 2e—>20e- 0.9-)41
Edellä on tarkastelua helpottavana työhypoteesina oletettu, että röntgenkvantteja detektoiva CCD ilmaisin pysäytetään kunkin vaakasuuntaisen rivin kohdalle mittauksen ajaksi. Koska kiertyvän varren päässä olevaa lähdettä ja detektoria on käytännössä kuitenkin mahdoton pysäyttää valotusta varten lyhyeksi ajaksi systeeminhitausmomentin (yms. tekijöiden) takia, on keksintöä sovellettava kun röntgenlähde ja CCD ovat jatkuvassa liikkeessä.
Keksinnön perusajatuksen mukaan automaattivalotus saadaan aikaan siten, että liikkuvan CCD-elementin kulkusuunnassa oleva ensimmäinen sarjarekisteri saavuttaa kuvattavan kohteen ensimmäisenä, joten siihen osuvat kvantit antavat etukäteistiedon kuva-alueelle osuvasta valotuksesta. Mikäli CCD:n liike voitaisiin pysäyttää kunkin pixelin kohdalle valotuksen ajaksi ja data siirtää pois sarjarekisteristä ennen uutta valotusta, ( < < summautuisi sarjarekisterin pixeleihin pystysuuntaisesti « » « *,· : varausta (haamukuva). Tämän varauksen suuruus riippuu valotus- ajan ja sarjarekisterin lukuajan välisestä suhteesta. Toisin : sanoen jos valotusaika on pitkä verrattuna sar jarekisterin • · · lukuaikaan nähden, on valotusajan arvioinnissa tapahtunut virhe hyvin pieni.
• · · • · · • · · · :i ; ittiMi i:ma - ? 9 97677
Kvanttien detektointiin käytetään kuvan 4 mukaista detektoria. Tämä detektori on vastaava kun kuvissa 2 ja 3. Kuvaa 4 on täydennetty niillä CCD ilmaisimessa valmiina olevilla osilla, joita voidaan käyttää keksinnön mukaisessa menetelmässä.
Tavanomaisessa panoraamaröntgenlaitteessa sekä lähteen, että kuvapään liikkeen nopeus vaihtelee välillä 5-32 mm/s valotus-tilanteesta riippuen. Kun menetelmä toteutetaan standardityyp-pisellä CCD:llä (EEV15,17 pm pixelit), supistajalla (2:1) ja sintillaattorilla on CCD:n efektiivinen pixelikoko 54 pm x 54 pm. Suurimmalla kuvapään liikkeellä saadaan pixelitaajuudek-si (32 mm/s) / 54 pm = 592 pixeliä/s, jolloin yhden pixelirivin ylitys kestää 1,68 Ms. Vastaavasti hitaammalla nopeudella saadaan arvot 93 pixeliä/s ja 10,8 Ms.
Tavallisesti CCD elementin sarjarekisteri on jaettu kahtia (kts kuva 4) siten, että alemman puolikkaan varaus (512 pixeliä) siirretään vahvistimen A2 suuntaan ja ylemmän osan varaus (512 pixeliä) siirretään vahvistimeen A1. (Varaus voidaan luonnollisesti siirtää ulos pelkästään jomman kumman vahvistimen kautta). Varauksen siirto eri sarjarekistereihin tapahtuu kolmivaiheisen kellopulssin avulla, jonka suurin taajuus on n. 1 - 10 MHz. Kun sarjarekisterin kellottamiseen käytetään 1 MHz:n taa-r ; juutta, kestää sarjarekisterin puolikkaan ulos kellottaminen *:* 512 pS ja vastaavasti 51,2 pS 10 MHz:n kellotaajuudella. Kun j‘«‘· sarjarekisteriä kellotetaan valotuksen (ja liikkeen) aikana, tapahtuu haamukuvan muodostumista aivan kuten CCD:n pysyessä , .·, paikallaankin. Haamukuva eli valotusautomatiikan tekemä virhe « · · voidaan laskea CCD:n kulkusuuntaisen liikkeen ja sarjarekis- * « t *. terin kellotusnopeuden perusteella. Alla olevassa taulukossa ♦ * : nähdään rivin valottamiseen ja siirtämiseen kuluvat ajat sekä vastaavat %-osuudet.
10 97677 CCD: kellotus taajuus ΗΊΗζ CCD:P noo. rivin ylitys Valotus/siirtnaika %/%-osuudet 32mm/S 1.68mS l. 1755m5/512μ5 70/30 5mm/S 10.8m5 l0.28mS/5l2uS 95.3/4.7 CCO: kellotus taajuus 10MHz CCD:n noo. rivin ylltvs Valotus/slirt naika %/%-osuudet 32mm/S 1.68mS 1.628mS/51.2uS 97/3 5mm/S 10.8mS 10.7488mS/51.2uS 99.5/0.5%
Taulukon perusteella voidaan todeta, että käyttämällä suurta sarjarekisterin kellotustaajuutta, voidaan tämän keksinnön mukaista automaattiseen valotukseen tarkoitettua menetelmää soveltaa myös jatkuvan liikkeen aikana tapahtuvan valotuksen edellyttämällä tavalla.
Röntgenlähteen ja CCD:n jatkuvasta liikkeestä ei koidu haittaa myöskään varsinaisessa kuvanmuodostuksessa, sillä varauksen siirto kuva-alueelta kohti ulostulon sarjarekisteriä tapahtuu siten, että CCD:n mekaaninen liike ja varauksensiirtonopeuden keskiarvo vastaavat toisiaan.
M · 4
' >f I
V · ’ J * ·
» » I
• • I · • I · r « ' * » *
f » I
• · « • • f • I ·
' « I
14· 4
Iti
Claims (5)
1. Menetelmä panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen, jossa menetelmässä kuvantamisvälineenä olevaa CCD-ilmaisinta siirretään siten, että tutkittavan kohteen kuvattavat alueet osuvat ensimmäisenä CCD-ilmaisimen reunassa olevan sarjarekisterin kohdalle, tunnettu siitä, että sarja-rekiterin valotusarvoa käytetään ennakkotietona kuvakentälle tulevasta intensiteetistä ja tämän tiedon perusteella säädetään kuvausarvoja.
2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että sarjarekisteriltä saatavaa mittausinformaatiota käytetään kuvausarvojen säätämiseen niin, että optimoidaan CCD-ilmaisimen signaalin ja kohinan suhdetta.
3. Patenttivaatimuksen 1 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että säädön kannalta oleellisia kohtia kuvausinformaa-tiossa tunnistetaan ennen kuin kuva muodostuu kuvantamisväli-neelle.
4. Panoraamaröntgenkuvauslaite, jossa kuvantamisvälineenä on CCD-ilmaisin, jota siirretään siten, että tutkittavan kohteen kuvattavat alueet osuvat ensimmäisenä CCD-ilmaisimen reunassa ··” olevan siirtorekisterin kohdalle, tunnettu siitä, että • · · • · : . siirtorekisteriltä saatavaa mittausinformaatiota käytetään . \\ kuvausarvojen säätämiseen ennen kuin kuvautuva kohta saapuu ' ’ säädön kohteena olevalle kuva-alueelle.
5. Patenttivaatimuksen 4 mukainen laite, tunnettu siitä, että röntgenlähde ja CCD-ilmaisin ovat jatkuvassa liikkeessä myös varsinaisen kuvanmuodostuksen aikana, samalla kun varauksen siirto kuva-alueelta kohti ulostulon sarjarekisteriä tapahtuu siten, että CCD-ilmaisimen mekaaninen liikenopeus ja varauk-sensiirtonopeuden keskiarvo olennaisesti vastaavat toisiaan. 97677
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FI943404A FI97677C (fi) | 1994-07-18 | 1994-07-18 | Menetelmä ja laite panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen |
| US08/498,803 US5528645A (en) | 1994-07-18 | 1995-07-06 | method and device for the adjustment of imaging values in a panoramic X-ray imaging apparatus |
| DE19525678A DE19525678A1 (de) | 1994-07-18 | 1995-07-14 | Methode und Vorrichtung zur Einstellung von bilderzeugenden Werten in einem Panorama-röntgenbilderzeugenden Apparat |
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FI943404 | 1994-07-18 | ||
| FI943404A FI97677C (fi) | 1994-07-18 | 1994-07-18 | Menetelmä ja laite panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen |
Publications (4)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| FI943404A0 FI943404A0 (fi) | 1994-07-18 |
| FI943404A FI943404A (fi) | 1996-01-19 |
| FI97677B FI97677B (fi) | 1996-10-15 |
| FI97677C true FI97677C (fi) | 1997-01-27 |
Family
ID=8541112
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| FI943404A FI97677C (fi) | 1994-07-18 | 1994-07-18 | Menetelmä ja laite panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5528645A (fi) |
| DE (1) | DE19525678A1 (fi) |
| FI (1) | FI97677C (fi) |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19733338C2 (de) * | 1997-08-01 | 2002-01-17 | Sirona Dental Systems Gmbh | Röntgendiagnostikeinrichtung zur Erstellung von Panorama-Schichtaufnahmen von Körperteilen eines Patienten |
| DE19734717A1 (de) | 1997-08-11 | 1999-02-25 | Sirona Dental Systems Gmbh | Verfahren zur Kompensation des Dunkelstroms bei der Erstellung von zahnärztlichen Panorama- und/oder cephalometrischen Schichtaufnahmen |
| DE19823958C2 (de) * | 1998-05-28 | 2002-08-01 | Fraunhofer Ges Forschung | Verfahren und Vorrichtung zur Bilderzeugung bei der digitalen dentalen Radioskopie |
| DE19933776C2 (de) * | 1999-07-19 | 2001-11-22 | Sirona Dental Systems Gmbh | Verfahren zur Kompensation der Spannungserhöhung bei dentalen Röntgenschichtaufnahmen oder Ceph-Aufnahmen und Verfahren zur Bildverarbeitung dieser Aufnahmen |
| US8126112B2 (en) * | 1999-12-01 | 2012-02-28 | Massie Ronald E | Osseo classification system and method |
| US6381301B1 (en) | 1999-12-01 | 2002-04-30 | Ronald E. Massie | Dental and orthopedic densitometry modeling system and method |
| US6944262B2 (en) * | 1999-12-01 | 2005-09-13 | Massie Ronald E | Dental and orthopedic densitometry modeling system and method |
| US8073101B2 (en) * | 1999-12-01 | 2011-12-06 | Massie Ronald E | Digital modality modeling for medical and dental applications |
| US6990174B2 (en) * | 2003-12-15 | 2006-01-24 | Instrumentarium Corp. | Method and apparatus for performing single-point projection imaging |
| US9552571B2 (en) * | 2007-02-02 | 2017-01-24 | Blackberry Limited | Electronic device and method of meeting notification |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5142557A (en) * | 1990-12-21 | 1992-08-25 | Photometrics Ltd. | CCD and phosphor screen digital radiology apparatus and method for high resolution mammography |
| SE469104B (sv) * | 1991-06-03 | 1993-05-10 | Regam Medical Systems Ab | Foerfarande och anordning vid roentgenapparat med elektronisk bildavkaenning |
| DE4205522A1 (de) * | 1992-02-24 | 1993-08-26 | Philips Patentverwaltung | Verfahren zum erzeugen von roentgenaufnahmen und roentgengeraet zur durchfuehrung des verfahrens |
| US5461658A (en) * | 1993-05-21 | 1995-10-24 | U.S. Philips Corporation | X-ray examination apparatus |
-
1994
- 1994-07-18 FI FI943404A patent/FI97677C/fi active
-
1995
- 1995-07-06 US US08/498,803 patent/US5528645A/en not_active Expired - Fee Related
- 1995-07-14 DE DE19525678A patent/DE19525678A1/de not_active Withdrawn
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5528645A (en) | 1996-06-18 |
| FI943404A (fi) | 1996-01-19 |
| FI943404A0 (fi) | 1994-07-18 |
| DE19525678A1 (de) | 1996-01-25 |
| FI97677B (fi) | 1996-10-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3307519B2 (ja) | 医療用ｘ線撮影装置 | |
| US6497511B1 (en) | Method and device for imaging in digital dental radioscopy | |
| US4878234A (en) | Dental x-ray diagnostics installation for producing panorama slice exposures of the jaw of a patient | |
| US6895078B2 (en) | X-ray examination apparatus with exposure control | |
| KR100987855B1 (ko) | 방사선 촬상장치 | |
| FI97677C (fi) | Menetelmä ja laite panoraamaröntgenkuvauslaitteen kuvausarvojen säätämiseen | |
| EP0909527B1 (en) | X-ray examination apparatus including an exposure control system | |
| JPH0458498A (ja) | Ｘ線診断装置 | |
| JP2003348448A (ja) | ゴースト像アーチファクトの抑制方法 | |
| JPH0638961A (ja) | 自動露出機構を備えた放射線診断装置による撮影方法 | |
| US5402463A (en) | Apparatus and method for radiation imaging | |
| US7792251B2 (en) | Method for the correction of lag charge in a flat-panel X-ray detector | |
| JPH10258046A (ja) | Ｘ線診断装置 | |
| JP4865291B2 (ja) | Ｘ線撮像装置 | |
| EP1935340B1 (en) | Method for neutralizing image artifacts prior to the determination of the Signal-to-noise ratio in CR/DR radiography systems | |
| DE69512984T2 (de) | Röntgengerät | |
| JPH04241842A (ja) | 放射線画像読取装置 | |
| EP0740883B1 (en) | Image pick-up apparatus | |
| Umetani et al. | Iodine K-edge dual-energy imaging for subtraction angiography using synchrotron radiation and a 2-dimensional detector | |
| JPH0868864A (ja) | 撮像装置 | |
| US20070165617A1 (en) | Method for recording correction frames for high energy images | |
| US6198801B1 (en) | X-ray examination apparatus including exposure control | |
| JPH0879627A (ja) | Ｘ線診断装置 | |
| CA2295893A1 (en) | Method for producing images in digital dental radiography | |
| JP2998936B2 (ja) | デイジタルｘ線撮影装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| BB | Publication of examined application |