JP2515973B2 - 投影式ラジオグラフイツクシステムおよび放射線検出器 - Google Patents
投影式ラジオグラフイツクシステムおよび放射線検出器Info
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、一般にラジオグラフィー（radiography）
の技術によりアナログ的またはデジタル的なラジオグラ
フデータを得、これを処理して視覚化するシステムであ
るラジオグラフィックシステム（radiographic syste
m）に関し、特に、発散する放射線のビームをその線源
から検体の厚味のある部分を通して検出側へ出射するこ
とにより被検部の二次元的な影像データを得る投影式
（image shadowまたはprojection type）のラジオグラ
フィックシステムに関しており、より詳細には、検出側
で入射した放射線の線量を所定のエネルギー領域別（つ
まり、波長領域別）に検知することにより、被検部内各
組織の波長別線量減衰特性等に対応した複数の影像パタ
ーンを得、これを電気的に複合処理して特定組織の影像
をより鮮明に視覚化する二重エネルギー（dual energ
y）または多重エネルギー（multi−energy）処理方式を
用いた主として医学用の投影式ラジオグラフィックシス
テムに関する。また本発明は、同システムに使用される
放射線検出器にも関する。
の技術によりアナログ的またはデジタル的なラジオグラ
フデータを得、これを処理して視覚化するシステムであ
るラジオグラフィックシステム（radiographic syste
m）に関し、特に、発散する放射線のビームをその線源
から検体の厚味のある部分を通して検出側へ出射するこ
とにより被検部の二次元的な影像データを得る投影式
（image shadowまたはprojection type）のラジオグラ
フィックシステムに関しており、より詳細には、検出側
で入射した放射線の線量を所定のエネルギー領域別（つ
まり、波長領域別）に検知することにより、被検部内各
組織の波長別線量減衰特性等に対応した複数の影像パタ
ーンを得、これを電気的に複合処理して特定組織の影像
をより鮮明に視覚化する二重エネルギー（dual energ
y）または多重エネルギー（multi−energy）処理方式を
用いた主として医学用の投影式ラジオグラフィックシス
テムに関する。また本発明は、同システムに使用される
放射線検出器にも関する。
人体、構造物または工業製品等の検体にＸ線或いはγ
線等の透過性放射線を通して、検体の透視像である例え
ば放射線写真等のラジオグラフを直接的なハードグラフ
または間接的なアナログ若しくはデジタルデータとして
得るラジオグラフィーは、昔から知られた医学診断、構
造物探傷或いは製品検査等のための像形成技術であり、
この技術を用いて直接若しくは間接的にラジオグラフを
得るためのラジオグラフィックシステムは、既に様々な
タイプのものが実用に供されている。
線等の透過性放射線を通して、検体の透視像である例え
ば放射線写真等のラジオグラフを直接的なハードグラフ
または間接的なアナログ若しくはデジタルデータとして
得るラジオグラフィーは、昔から知られた医学診断、構
造物探傷或いは製品検査等のための像形成技術であり、
この技術を用いて直接若しくは間接的にラジオグラフを
得るためのラジオグラフィックシステムは、既に様々な
タイプのものが実用に供されている。
例えば、比較的よく知られたラジオグラフイツクシス
テムでは、Ｘ線源を作動してＸ線の発散する面状ビーム
を患者に向けこれを透過させている。Ｘ線検出用燐光ス
クリーンおよび光およびＸ線検出用フイルムを入れたカ
セツトを患者に対しＸ線源と反対側にあるＸ線ビーム内
に配置すると、患者の体を通過したＸ線は、Ｘ線が透過
した患者の一部の陰影の像をフイルム上に形成するよう
に種々の程度に減衰される。
テムでは、Ｘ線源を作動してＸ線の発散する面状ビーム
を患者に向けこれを透過させている。Ｘ線検出用燐光ス
クリーンおよび光およびＸ線検出用フイルムを入れたカ
セツトを患者に対しＸ線源と反対側にあるＸ線ビーム内
に配置すると、患者の体を通過したＸ線は、Ｘ線が透過
した患者の一部の陰影の像をフイルム上に形成するよう
に種々の程度に減衰される。
また最近では、超音波等により検体の内部を走査し、
その外周へのエコーをコンピュータによりデジタル的に
処理して検体の断層図を得る所謂CT（computer tomogra
phy）等とは全く別の流れの中で、ラジオグラフィーの
デジタル化を推進する研究及び開発が盛んに行われてい
る。そうした場合、通常、Ｘ線源はＸ線を患者に向け患
者の体を透過させ、患者を通過したビーム路中に位置す
る検出器アセンブリに入射させる。検出器は、患者によ
り生じ、検出器アセンブリへ入射する放射線パターンを
表示する電気信号を発生させる。次にこれら信号はこの
像を可視表示するよう処理される。
その外周へのエコーをコンピュータによりデジタル的に
処理して検体の断層図を得る所謂CT（computer tomogra
phy）等とは全く別の流れの中で、ラジオグラフィーの
デジタル化を推進する研究及び開発が盛んに行われてい
る。そうした場合、通常、Ｘ線源はＸ線を患者に向け患
者の体を透過させ、患者を通過したビーム路中に位置す
る検出器アセンブリに入射させる。検出器は、患者によ
り生じ、検出器アセンブリへ入射する放射線パターンを
表示する電気信号を発生させる。次にこれら信号はこの
像を可視表示するよう処理される。
検出器アセンブリは個別の検出素子を平面的に細長く
配置したアレイから成る。検出素子は、フオトダイオー
ドの前方に位置する受信面を有するシンチレータから適
当に構成できる。各検出素子は、入射Ｘ放射線に応答し
てこれら放射線を表示するアナログ電荷信号を発生す
る。これらアナログ電気信号は患者の体から生じた放射
線パターンを表示する。
配置したアレイから成る。検出素子は、フオトダイオー
ドの前方に位置する受信面を有するシンチレータから適
当に構成できる。各検出素子は、入射Ｘ放射線に応答し
てこれら放射線を表示するアナログ電荷信号を発生す
る。これらアナログ電気信号は患者の体から生じた放射
線パターンを表示する。
アナログ信号は像形成回路によりサンプリングされ、
処理され、主にSN比が改善され、その後デジタル化され
る。
処理され、主にSN比が改善され、その後デジタル化され
る。
次にデジタル信号はデジタルデータ処理ユニツトへ送
られ、データ処理ユニツトは、デジタルデータを記憶お
よび／または処理し、信号品質を向上させる。
られ、データ処理ユニツトは、デジタルデータを記憶お
よび／または処理し、信号品質を向上させる。
デイスプレイユニツトは像を表示する適当なデジタル
データに応答し、デジタル情報を再びアナログ状に変換
し、受信した放射線の像パターンから患者の体の内部構
造を可視的に表示する。このデイスプレイユニツトはデ
ジタルデータ処理ユニツトに直接結合して実質的にリア
ルタイムに像を形成してもよい。またデジタル記憶手
段、例えばテープまたはデイスクからそこにの記憶され
ていたデジタルデータを送つて先の検査で得られた患者
の像を表示してもよい。
データに応答し、デジタル情報を再びアナログ状に変換
し、受信した放射線の像パターンから患者の体の内部構
造を可視的に表示する。このデイスプレイユニツトはデ
ジタルデータ処理ユニツトに直接結合して実質的にリア
ルタイムに像を形成してもよい。またデジタル記憶手
段、例えばテープまたはデイスクからそこにの記憶され
ていたデジタルデータを送つて先の検査で得られた患者
の像を表示してもよい。
公知のデジタルラジオグラフィーとして薄く広がつた
Ｘ線ビームを使用する技術がある。よく「走査（または
スリツト）投射ラジオグラフィー（SPR）」と称される
この技術を実施するとき、広がったビームが患者を横切
るように走査するか、または広がつたビーム状Ｘ線の線
源と検出器アセンブリとの間に患者を移動自在に介在さ
せ、検出器が連続的にビームに整列するよう維持し、Ｘ
線源及び検出器と患者との間で生じる相対的運動によ
り、人体の大きな部分を走査する。
Ｘ線ビームを使用する技術がある。よく「走査（または
スリツト）投射ラジオグラフィー（SPR）」と称される
この技術を実施するとき、広がったビームが患者を横切
るように走査するか、または広がつたビーム状Ｘ線の線
源と検出器アセンブリとの間に患者を移動自在に介在さ
せ、検出器が連続的にビームに整列するよう維持し、Ｘ
線源及び検出器と患者との間で生じる相対的運動によ
り、人体の大きな部分を走査する。
これまでに素子配列形検出器として検出素子を一列に
配置したものが提案されている。他の提案例として矩形
検出素子を平面状に矩形に配列した検出アレイとしたも
のもある。
配置したものが提案されている。他の提案例として矩形
検出素子を平面状に矩形に配列した検出アレイとしたも
のもある。
次の刊行物には、本明細書に述べるデジタルラジオグ
ラフイツクシステムの特徴の詳細が記載されているの
で、これらを参考のため引用する。
ラフイツクシステムの特徴の詳細が記載されているの
で、これらを参考のため引用する。
マツトソン，アール．エイ（Mattson,R.A.）外「デジ
タルチエストユニツトのデザインおよび物理的特性」S.
P.I.E第314巻デジタルラジオグラフィー（1981）； アーノルド，ビイー．エイ．（Arnold,B.A.）外「デ
ジタルラジオグラフイツク：その概観」S.P.I.E.議事
録、第273巻1981年３月； クルーガ，アール．エイ（Kruger,R.A.）外「リアル
タイム減算像形成用デジタルビデオ像プロセツサ」オプ
テイカルエンジニアリング第17巻、６号（1978）； 米国特許第4,383,327号、1983年５月10日クルーガに
発行； 欧州特許出願公開第0115125−A1号、発明の名称「ス
プリツトエネルギーレベル放射線検出法」、ゲリー，エ
ル．バーンズ（Gary,L.Barnes）により出願され、1984
年８月８日公開； 米国特許出願第542,384号、発明の名称を「デジタル
走査投射ラジオグラフィーにおける信号特性の改良」と
し、1983年10月17日マツトソン外により出願され、本出
願人に譲渡； 米国特許出願第653,955号、発明の名称を「デジタル
ラジオグラフィー用検出器の解像力の改善」とし、ゾー
ン（Sones）外により1984年９月21日に出願され、本願
出願人に譲渡。
タルチエストユニツトのデザインおよび物理的特性」S.
P.I.E第314巻デジタルラジオグラフィー（1981）； アーノルド，ビイー．エイ．（Arnold,B.A.）外「デ
ジタルラジオグラフイツク：その概観」S.P.I.E.議事
録、第273巻1981年３月； クルーガ，アール．エイ（Kruger,R.A.）外「リアル
タイム減算像形成用デジタルビデオ像プロセツサ」オプ
テイカルエンジニアリング第17巻、６号（1978）； 米国特許第4,383,327号、1983年５月10日クルーガに
発行； 欧州特許出願公開第0115125−A1号、発明の名称「ス
プリツトエネルギーレベル放射線検出法」、ゲリー，エ
ル．バーンズ（Gary,L.Barnes）により出願され、1984
年８月８日公開； 米国特許出願第542,384号、発明の名称を「デジタル
走査投射ラジオグラフィーにおける信号特性の改良」と
し、1983年10月17日マツトソン外により出願され、本出
願人に譲渡； 米国特許出願第653,955号、発明の名称を「デジタル
ラジオグラフィー用検出器の解像力の改善」とし、ゾー
ン（Sones）外により1984年９月21日に出願され、本願
出願人に譲渡。
検出アレイを平方形検出素子の平面状矩形アレイから
構成する場合、時間遅延および積分（TDI）回路により
検出器で生じた情報のSN比を改善することを提案されて
いる。このような提案システムの実施態様はクルーガー
に対し1983年５月10日発行された米国特許第4,383,327
号に記載されている。このように提案されたTDIシステ
ムは、検出器が移動している一定インターバルでサンプ
リングし、移動と同期してシフトし、サンプリングされ
た個々の検出器で発生されたアナログ電荷信号を加え
る。
構成する場合、時間遅延および積分（TDI）回路により
検出器で生じた情報のSN比を改善することを提案されて
いる。このような提案システムの実施態様はクルーガー
に対し1983年５月10日発行された米国特許第4,383,327
号に記載されている。このように提案されたTDIシステ
ムは、検出器が移動している一定インターバルでサンプ
リングし、移動と同期してシフトし、サンプリングされ
た個々の検出器で発生されたアナログ電荷信号を加え
る。
デジタル式に表示された像の質を向上させる重要な技
術は、減算法と呼ばれる。この減算法には２種類あり、
一つは一時減算法で、他方はエネルギー減算法である。
術は、減算法と呼ばれる。この減算法には２種類あり、
一つは一時減算法で、他方はエネルギー減算法である。
一時減算法は、しばしば「マスクモード」減算法とも
呼ばれている技術で、これを用いることにより、放射線
を透過させるコントラスト剤で関心のある検体部分を増
感した影像から上部組織および下部組織を取り除いたも
のが得られる。つまり、コントラスト剤を入れたときの
影像と入れないときの影像とをデータとして求め、前者
のデータを後者のデータから減算することにより、コン
トラスト剤が入った血管のある領域即ち解剖学的領域を
残し、他の部分を実質的にすべて相殺することができ
る。
呼ばれている技術で、これを用いることにより、放射線
を透過させるコントラスト剤で関心のある検体部分を増
感した影像から上部組織および下部組織を取り除いたも
のが得られる。つまり、コントラスト剤を入れたときの
影像と入れないときの影像とをデータとして求め、前者
のデータを後者のデータから減算することにより、コン
トラスト剤が入った血管のある領域即ち解剖学的領域を
残し、他の部分を実質的にすべて相殺することができ
る。
デジタル式一時減算法の主な限界は、コントラスト剤
を入れる場合と入れない場合とで像を撮影するときの患
者の動きにより生じる不整合すなわち「人為運動」の影
響を受けやすいことである。
を入れる場合と入れない場合とで像を撮影するときの患
者の動きにより生じる不整合すなわち「人為運動」の影
響を受けやすいことである。
人為運動に影響されにくい一時減算法の代替法は、エ
ネルギー減算法である。一時減算法はコントラスト分布
の時間に対する変化を利用しているのに対し、エネルギ
ー減算法は種々の組織のエネルギーに関連した減衰特性
の差、例えば軟質組織と骨の減衰特性の差を利用する。
ネルギー減算法である。一時減算法はコントラスト分布
の時間に対する変化を利用しているのに対し、エネルギ
ー減算法は種々の組織のエネルギーに関連した減衰特性
の差、例えば軟質組織と骨の減衰特性の差を利用する。
軟質組織は、骨よりもエネルギーに対して減衰度の変
化が少ない。
化が少ない。
このような現象により、エネルギー減算法を行うこと
が可能となつている。この方法を実施する場合、エネル
ギーレベルが高低に交互に変わるＸ線パルスを患者の体
に透過させる。低エネルギーパルスが発生すると、検出
器およびこれに関連するデジタル処理ユニツトが協働
し、低エネルギーパルスに応答して発生した影像を表わ
すデジタルデータを一組の集合としてを受け、これを記
憶する。その極く短い後で、高エネルギーパルスが発生
すると、検出器およびデジタル処理ユニツトが再び同じ
ように協働し、高エネルギーパルスニより発生した影像
を表示する（時間的に）分離されたもう一組の集合とし
てのデジタル情報を受けこれを記憶する。こうして得ら
れた低エネルギー像および高エネルギー像を表示する諸
種の値は、次に参考のため引用する刊行物に記載の方法
によつて処理される。刊行物とは、レーマン，エル．エ
イ．（Lehmann,L.A.）外、「デユアルKVPデジタルラジ
オグラフィーにおける一般化された影像結合方法」メデ
イカルフイジクス第８巻、第659〜667ページ（1981）で
ある。このように処理することにより異なる組織の像の
コントラストおよび見やすさが実質的に向上する。
が可能となつている。この方法を実施する場合、エネル
ギーレベルが高低に交互に変わるＸ線パルスを患者の体
に透過させる。低エネルギーパルスが発生すると、検出
器およびこれに関連するデジタル処理ユニツトが協働
し、低エネルギーパルスに応答して発生した影像を表わ
すデジタルデータを一組の集合としてを受け、これを記
憶する。その極く短い後で、高エネルギーパルスが発生
すると、検出器およびデジタル処理ユニツトが再び同じ
ように協働し、高エネルギーパルスニより発生した影像
を表示する（時間的に）分離されたもう一組の集合とし
てのデジタル情報を受けこれを記憶する。こうして得ら
れた低エネルギー像および高エネルギー像を表示する諸
種の値は、次に参考のため引用する刊行物に記載の方法
によつて処理される。刊行物とは、レーマン，エル．エ
イ．（Lehmann,L.A.）外、「デユアルKVPデジタルラジ
オグラフィーにおける一般化された影像結合方法」メデ
イカルフイジクス第８巻、第659〜667ページ（1981）で
ある。このように処理することにより異なる組織の像の
コントラストおよび見やすさが実質的に向上する。
エネルギー減算法は、一時減算法と比べて照射の間に
生じる患者の運動により生じる人為運動に実質に影響さ
れないという点で有利である。高低各レベルでの影像を
取得する際の時間差は極めて短く、１秒の60分の１より
短いことが多い。
生じる患者の運動により生じる人為運動に実質に影響さ
れないという点で有利である。高低各レベルでの影像を
取得する際の時間差は極めて短く、１秒の60分の１より
短いことが多い。
二重エネルギー減算法の大きな欠点は、Ｘ線管の出力
を高速で高低レベルに切換えなければならないことから
生じ、このような必要から実際の臨床装置で大きな問題
を生じさせる。切換えの頻度を500Hz程度のオーダーに
しなくてはならず、最大容量のＸ線管を実現可能な程度
に幅の狭いＸ線ビームスリツトと組合わせて高速走査を
行っても不充分なフオトン（Ｘ線エネルギー）しか生じ
ない。
を高速で高低レベルに切換えなければならないことから
生じ、このような必要から実際の臨床装置で大きな問題
を生じさせる。切換えの頻度を500Hz程度のオーダーに
しなくてはならず、最大容量のＸ線管を実現可能な程度
に幅の狭いＸ線ビームスリツトと組合わせて高速走査を
行っても不充分なフオトン（Ｘ線エネルギー）しか生じ
ない。
このような問題を解決するため、定出力のＸ線源を使
用しながらエネルギー減算ラジオグラフィーを実施する
検出アセンブリが提案されている。
用しながらエネルギー減算ラジオグラフィーを実施する
検出アセンブリが提案されている。
この提案例によれば、二層式平面形二重エネルギー放
射線検出アセンブリが示唆されている。第１層は正方形
の検出フオトダイオード素子の矩形平面状アレイから成
る。フオトダイオード素子は、ダイオード上に配置さ
れ、主として低エネルギーレンジの放射線に応答するよ
う選択された第１の放射線感応シンチレーション材を含
む。第２層は、Ｘ線管から見て第１層の真後ろに配置さ
れ、或いは重ねられており、第１層に対し、同形状で整
列した同じような矩形の検出素子アレイから成る。第２
層は、第１層に検出されることなくこの層を透過した高
エネルギーレベルの放射線に主に応答する性質を有する
よう選択された第２の放射線感応シンチレーション材か
ら成る。
射線検出アセンブリが示唆されている。第１層は正方形
の検出フオトダイオード素子の矩形平面状アレイから成
る。フオトダイオード素子は、ダイオード上に配置さ
れ、主として低エネルギーレンジの放射線に応答するよ
う選択された第１の放射線感応シンチレーション材を含
む。第２層は、Ｘ線管から見て第１層の真後ろに配置さ
れ、或いは重ねられており、第１層に対し、同形状で整
列した同じような矩形の検出素子アレイから成る。第２
層は、第１層に検出されることなくこの層を透過した高
エネルギーレベルの放射線に主に応答する性質を有する
よう選択された第２の放射線感応シンチレーション材か
ら成る。
このような構造の二重エネルギー検出器は広レンジに
わたるＸ線を放出するＸ線管と共に使用するとき、（空
間的に前後に）分離された（エネルギー別の）２つの影
像（すなわち一つは対象を通過した低エネルギーＸ線の
像と、他方は高エネルギー放射線のパターンを表わす
像）を表示するデータを発生する。
わたるＸ線を放出するＸ線管と共に使用するとき、（空
間的に前後に）分離された（エネルギー別の）２つの影
像（すなわち一つは対象を通過した低エネルギーＸ線の
像と、他方は高エネルギー放射線のパターンを表わす
像）を表示するデータを発生する。
しかしながら平面状の矩形検出器は、どのような型式
のものでも、その各検出素子に注ぎ込む放射線の（線量
つまり）強度が、患者の体の構造によつてかわる上にア
レイ中の素子の相対位置によつても変わるという固有の
欠点を有する。この欠点は、Ｘ線管の焦点から像周辺部
に近い検出素子に入射するＸ線は、検出器の中央部に向
うＸ線よりも長い通路を通らなければならないという事
実から生じる。これは、（検出面が）平坦な検出器を用
いる場合、（検出エネルギー領域を分離しない）単一エ
ネルギー（レンジ）検出方式と（検出エネルギー領域を
二重に分離した）二重エネルギー（レンジ）検出方式と
に共通した問題である。
のものでも、その各検出素子に注ぎ込む放射線の（線量
つまり）強度が、患者の体の構造によつてかわる上にア
レイ中の素子の相対位置によつても変わるという固有の
欠点を有する。この欠点は、Ｘ線管の焦点から像周辺部
に近い検出素子に入射するＸ線は、検出器の中央部に向
うＸ線よりも長い通路を通らなければならないという事
実から生じる。これは、（検出面が）平坦な検出器を用
いる場合、（検出エネルギー領域を分離しない）単一エ
ネルギー（レンジ）検出方式と（検出エネルギー領域を
二重に分離した）二重エネルギー（レンジ）検出方式と
に共通した問題である。
平坦な検出器では、中心部に位置する検出素子に入射
するＸ線は入射面に対しほぼ垂直な角度でシンチレータ
に進入する。周辺に位置する素子に入射するＸ線は垂直
とはかなり異なる角度でシンチレータに進入する。この
ような条件下では、周辺の素子に進入するＸ線は、中心
部の素子に進入するＸ線よりもそれぞれのシンチレータ
内で（その厚さ方向に関し）長い通路を通る。周辺部の
素子に進入するＸ線は長い通路を通るので、中心部の素
子に進入する同じ線量のＸ線よりも大きなシンチレーシ
ョンを発生し、周辺部の素子に進入したＸ線の表示する
エネルギーを見掛け上誇張するような周辺部の素子のレ
スポンスを生じさせる。
するＸ線は入射面に対しほぼ垂直な角度でシンチレータ
に進入する。周辺に位置する素子に入射するＸ線は垂直
とはかなり異なる角度でシンチレータに進入する。この
ような条件下では、周辺の素子に進入するＸ線は、中心
部の素子に進入するＸ線よりもそれぞれのシンチレータ
内で（その厚さ方向に関し）長い通路を通る。周辺部の
素子に進入するＸ線は長い通路を通るので、中心部の素
子に進入する同じ線量のＸ線よりも大きなシンチレーシ
ョンを発生し、周辺部の素子に進入したＸ線の表示する
エネルギーを見掛け上誇張するような周辺部の素子のレ
スポンスを生じさせる。
この問題は、２組を検出素子アレイを（前後に）積層
した二重エネルギー検出器を使用する場合、さらに別の
観点で配慮が必要となる。中心部素子を通過する場合よ
りも周辺部の素子を通過する場合に失なわれるＸ線エネ
ルギーのほうが大きい。従って、前側の層の周辺部にあ
る検出素子に入射した放射線が持つエネルギーの内、前
側層の通過に際し一部逸失した後に後側の周辺部の検出
素子に入射して作用する残余エネルギーの割合は、前側
の中央部の検出素子を通って後側の中央部の検出素子に
作用する放射線のエネルギーの場合よりも、小さい。こ
の現象は、補正が困難な程度に二重エネルギー検出アレ
イまたは層の相対的レスポンスをひずませる。
した二重エネルギー検出器を使用する場合、さらに別の
観点で配慮が必要となる。中心部素子を通過する場合よ
りも周辺部の素子を通過する場合に失なわれるＸ線エネ
ルギーのほうが大きい。従って、前側の層の周辺部にあ
る検出素子に入射した放射線が持つエネルギーの内、前
側層の通過に際し一部逸失した後に後側の周辺部の検出
素子に入射して作用する残余エネルギーの割合は、前側
の中央部の検出素子を通って後側の中央部の検出素子に
作用する放射線のエネルギーの場合よりも、小さい。こ
の現象は、補正が困難な程度に二重エネルギー検出アレ
イまたは層の相対的レスポンスをひずませる。
上記のような平坦な二重エネルギー検出器を使用する
場合、さらに別の欠点が生じる。第１検出層の後方にあ
る第２検出層から見た対象物の焦像の姿形はパララツク
ス（視差）のため第１検出層から見た同対象物の焦像の
姿形よりも若干空間的に変位している。従つて、第２検
出層で生じる像は第１検出層で生じる像よりも若干異な
り、このような像の差は、第１検出層による像データを
第２検出層による像データから引いたり、組合わせる
と、その時得られるエネルギー減算像の画質を劣化させ
る。
場合、さらに別の欠点が生じる。第１検出層の後方にあ
る第２検出層から見た対象物の焦像の姿形はパララツク
ス（視差）のため第１検出層から見た同対象物の焦像の
姿形よりも若干空間的に変位している。従つて、第２検
出層で生じる像は第１検出層で生じる像よりも若干異な
り、このような像の差は、第１検出層による像データを
第２検出層による像データから引いたり、組合わせる
と、その時得られるエネルギー減算像の画質を劣化させ
る。
二重エネルギー処理方式を用いた投射式ラジオグラフ
ィックシステムにおける以上の問題点に鑑み、本発明
は、放射線の各検出面全体にわたって比較的一様な投射
影像が得られ、しかも検出面相互間にパララックスが実
質的に生じない投影式ラジオグラフィックシステム及び
検出器を提供することをその目的としている。
ィックシステムにおける以上の問題点に鑑み、本発明
は、放射線の各検出面全体にわたって比較的一様な投射
影像が得られ、しかも検出面相互間にパララックスが実
質的に生じない投影式ラジオグラフィックシステム及び
検出器を提供することをその目的としている。
本発明は、発散する放射線のビームを、線源から、検
体の厚味のある部分を通して放射線検出手段へ出射する
ことにより、被検部の影像を生じさせるように構成され
た手段から成り、前記検出手段はそこへ入射した放射線
を表す電気的な出力信号を出している、投影式ラジオグ
ラフィックシステムであって、さらに前記出力信号を用
いて前記影像を生じさせるために前記検出手段と結ばれ
た像形成回路を有しており、前記検出手段は前記放射線
が降り注ぐ第１の面を第１のエネルギー領域内の放射線
に感応する材料で画成して成る第１の検出部と、前記放
射線が降り注ぐ、前記第１の面に重なり合う第２の面を
第２のエネルギー領域内の放射線に感応する材料で画成
して成る第２の検出部とで構成されている、投影式ラジ
オグラフィックシステムにおいて、前記第１及び第２の
面をそれぞれ前記線源の周りに湾曲させ、第２の面に第
１の面より大きな曲率半径を持たせることにより、各面
について、その面上の異なる部位間における前記線源と
の間の路長の差を実質的に排除している。
体の厚味のある部分を通して放射線検出手段へ出射する
ことにより、被検部の影像を生じさせるように構成され
た手段から成り、前記検出手段はそこへ入射した放射線
を表す電気的な出力信号を出している、投影式ラジオグ
ラフィックシステムであって、さらに前記出力信号を用
いて前記影像を生じさせるために前記検出手段と結ばれ
た像形成回路を有しており、前記検出手段は前記放射線
が降り注ぐ第１の面を第１のエネルギー領域内の放射線
に感応する材料で画成して成る第１の検出部と、前記放
射線が降り注ぐ、前記第１の面に重なり合う第２の面を
第２のエネルギー領域内の放射線に感応する材料で画成
して成る第２の検出部とで構成されている、投影式ラジ
オグラフィックシステムにおいて、前記第１及び第２の
面をそれぞれ前記線源の周りに湾曲させ、第２の面に第
１の面より大きな曲率半径を持たせることにより、各面
について、その面上の異なる部位間における前記線源と
の間の路長の差を実質的に排除している。
前記線源をＸ線管で構成し、前記放射線に感応する材
料をＸ線感応材としても良い。
料をＸ線感応材としても良い。
以上において、前記ビームを発散する薄い板面状ビー
ムとし、このビームの面に軸が垂直な円筒の面の一部を
前記各面が画成するようにしても良い。その際、前記軸
は、いずれも、前記ビームが出る線源の焦点を実質的に
通っていることが望ましい。
ムとし、このビームの面に軸が垂直な円筒の面の一部を
前記各面が画成するようにしても良い。その際、前記軸
は、いずれも、前記ビームが出る線源の焦点を実質的に
通っていることが望ましい。
また以上において、前記線源を前記検体に対し回転さ
せることにより検体を横切るように放射線を走査する手
段と、前記検出手段を弧状路に沿い同時に走査すること
により前記検体を通る前記線源からの放射線をこの放射
線が検体を横切って走査されているときに検出する手段
とをさらに備えるようにしても良い。
せることにより検体を横切るように放射線を走査する手
段と、前記検出手段を弧状路に沿い同時に走査すること
により前記検体を通る前記線源からの放射線をこの放射
線が検体を横切って走査されているときに検出する手段
とをさらに備えるようにしても良い。
なお、前記各面にそれぞれ球の面の一部を画成させる
ようにしても良く、その場合には、この球の中心を前記
ビームが出る線源の焦点と実質的に一致させることが望
ましい。
ようにしても良く、その場合には、この球の中心を前記
ビームが出る線源の焦点と実質的に一致させることが望
ましい。
さらに以上において、前記各検出部を、いずれも、個
別になった複数の検出素子で構成し、これらの素子にそ
れぞれ放射線感応面を持たせ、この感応面が総体的に前
記第１および第２の面のいずれかを画成するようにして
も良い。その場合、前記検出部はその一方にある検出素
子の各一が他方にある検出素子と対応し、それぞれ、前
記線源の焦点から延びる線に沿って整列していることが
望ましい。
別になった複数の検出素子で構成し、これらの素子にそ
れぞれ放射線感応面を持たせ、この感応面が総体的に前
記第１および第２の面のいずれかを画成するようにして
も良い。その場合、前記検出部はその一方にある検出素
子の各一が他方にある検出素子と対応し、それぞれ、前
記線源の焦点から延びる線に沿って整列していることが
望ましい。
また以上において、前記像形成回路を時間遅延および
積分回路で構成するようにしても良い。
積分回路で構成するようにしても良い。
また本発明は、発散する放射線のビームを、線源か
ら、検体の厚味のある部分を通して放射線検出手段へ出
射することにより、被検部の影像を生じさせるように構
成された手段から成る投影式ラジオグラフィックシステ
ムに使用される放射線検出器であって、第１のエネルギ
ー領域内の放射線に感応する前方の面と、この前方の面
に重なり合い、第２のエネルギー領域内の放射線に感応
する後方の面とを備えて成る放射線検出器において、前
記放射線に感応する面をそれぞれ湾曲させ、前記後方の
面に前方の面より大きな曲率半径を持たせて、相互に共
心ないしは共軸となす。
ら、検体の厚味のある部分を通して放射線検出手段へ出
射することにより、被検部の影像を生じさせるように構
成された手段から成る投影式ラジオグラフィックシステ
ムに使用される放射線検出器であって、第１のエネルギ
ー領域内の放射線に感応する前方の面と、この前方の面
に重なり合い、第２のエネルギー領域内の放射線に感応
する後方の面とを備えて成る放射線検出器において、前
記放射線に感応する面をそれぞれ湾曲させ、前記後方の
面に前方の面より大きな曲率半径を持たせて、相互に共
心ないしは共軸となす。
本発明によれば、放射線の線源から所定の平面角また
は立体角で出射された発散ビームの一部若しくは全部
が、検体の厚味のある部分を、その内部組織の性状に応
じた波長別減衰量で透過し、放射線検出手段の第１の検
出部において放射線感応材により画成された第１の面に
入射する。上記発散ビームを形成する放射線の内、第１
の面に入射したものは、実質的に、その線源から第１の
面に至るまでの飛来距離がすべて第１の面の曲率半径に
等しく、また第１の面への入射角も第１の面の法線の方
向にほぼ等しい。この第１の面に入射した放射線は、第
１の検出部を構成する放射線感応材中を入射時と同じ角
度で進行する。その際、第１のエネルギー領域内のエネ
ルギーに対応した波長を有する放射線が感応材に作用し
て消滅し、この作用を受けた感応材が作用放射線の線量
に応じた、例えば、燐光現象等のレスポンスを呈示す
る。このレスポンスは、放射線検出手段内で、例えば、
燐光光子数に対応した量の電荷を発生するフォトダイオ
ード等により、被検部内組織の上記第１の面への投射影
像を表すリニア状またはエリア状線量パターンのアナロ
グデータに変換される。
は立体角で出射された発散ビームの一部若しくは全部
が、検体の厚味のある部分を、その内部組織の性状に応
じた波長別減衰量で透過し、放射線検出手段の第１の検
出部において放射線感応材により画成された第１の面に
入射する。上記発散ビームを形成する放射線の内、第１
の面に入射したものは、実質的に、その線源から第１の
面に至るまでの飛来距離がすべて第１の面の曲率半径に
等しく、また第１の面への入射角も第１の面の法線の方
向にほぼ等しい。この第１の面に入射した放射線は、第
１の検出部を構成する放射線感応材中を入射時と同じ角
度で進行する。その際、第１のエネルギー領域内のエネ
ルギーに対応した波長を有する放射線が感応材に作用し
て消滅し、この作用を受けた感応材が作用放射線の線量
に応じた、例えば、燐光現象等のレスポンスを呈示す
る。このレスポンスは、放射線検出手段内で、例えば、
燐光光子数に対応した量の電荷を発生するフォトダイオ
ード等により、被検部内組織の上記第１の面への投射影
像を表すリニア状またはエリア状線量パターンのアナロ
グデータに変換される。
第１の検出部内での消滅を免れた残りの放射線は、第
１の検出部の厚さに応じ（つまり検出部の貫通距離に応
じて）実質的にすべて等しく減衰し、その状態で、第１
の検出部の後方へと直進し、放射線検出手段の第２の検
出部において放射線感応材により画成された第２の面に
入射する。この第２の面に入射した放射線も、その線源
から第２の面に至るまでの飛来距離が実質的にすべて第
２の面の曲率半径に等しく、第２の面への入射角も第２
の面の法線の方向にほぼ等しい。この第２の面に入射し
た放射線は、第２の検出部を構成する放射線感応材中を
入射時と同じ角度で進行する。その際、第１の検出部に
おける場合と同様に、第２のエネルギー領域に対応する
放射線が感応材に作用し、この作用を受けた感応材が作
用放射線の線量に応じたレスポンスを呈示する。このレ
スポンスも、放射線検出手段内で、被検部内組織の上記
第２の面への投射影像を表すリニア状またはエリア状線
量パターンのアナログデータに変換される。
１の検出部の厚さに応じ（つまり検出部の貫通距離に応
じて）実質的にすべて等しく減衰し、その状態で、第１
の検出部の後方へと直進し、放射線検出手段の第２の検
出部において放射線感応材により画成された第２の面に
入射する。この第２の面に入射した放射線も、その線源
から第２の面に至るまでの飛来距離が実質的にすべて第
２の面の曲率半径に等しく、第２の面への入射角も第２
の面の法線の方向にほぼ等しい。この第２の面に入射し
た放射線は、第２の検出部を構成する放射線感応材中を
入射時と同じ角度で進行する。その際、第１の検出部に
おける場合と同様に、第２のエネルギー領域に対応する
放射線が感応材に作用し、この作用を受けた感応材が作
用放射線の線量に応じたレスポンスを呈示する。このレ
スポンスも、放射線検出手段内で、被検部内組織の上記
第２の面への投射影像を表すリニア状またはエリア状線
量パターンのアナログデータに変換される。
こうして得られた線量パターンのアナログデータが、
それぞれ、放射線検出手段により電気的なアナログ若し
くはデジタル信号に変換され、出力される。この出力信
号が像形成回路において減算法等により複合的に処理さ
れ、その結果、上記被検部内の特定組織の影像が良好な
コントラストで視覚化される。
それぞれ、放射線検出手段により電気的なアナログ若し
くはデジタル信号に変換され、出力される。この出力信
号が像形成回路において減算法等により複合的に処理さ
れ、その結果、上記被検部内の特定組織の影像が良好な
コントラストで視覚化される。
次に、添付図面を参照して、本発明の好適な実施例を
詳細に説明する。これにより、本発明の目的、特徴及び
作用がより明らかとなろう。
詳細に説明する。これにより、本発明の目的、特徴及び
作用がより明らかとなろう。
第１図にデジタルスキヤン投射ラジオグラフィー（SP
R）を行うためのシステムＳの一般的（general）な形態
を示す。なお、以下の実施例の説明においては、各種の
実施態様が可能な場合に、この代表的な一例を具体的に
示す意味を含めて「一般」という言葉を使用する。この
システムＳは、あるＸ線パターンを患者Ｐに向け、これ
を透過し、患者の身体から発生するＸ線パターンにより
示される情報から患者の身体の内部構造または状態を示
す一般に可視像状の表示を発生するようになつている。
R）を行うためのシステムＳの一般的（general）な形態
を示す。なお、以下の実施例の説明においては、各種の
実施態様が可能な場合に、この代表的な一例を具体的に
示す意味を含めて「一般」という言葉を使用する。この
システムＳは、あるＸ線パターンを患者Ｐに向け、これ
を透過し、患者の身体から発生するＸ線パターンにより
示される情報から患者の身体の内部構造または状態を示
す一般に可視像状の表示を発生するようになつている。
このシステムＳは、放射線12の集合として示すＸ線エ
ネルギービームを患者Ｐに向けこれを透過し、検出器ア
センブリ14へ入射するためのＸ線源10を内蔵する。第１
コリメータ構造体16は、Ｘ線源から発生されたＸ線を一
般に垂直面に沿って広がる拡散ビームへコリメートする
ための一般に垂直な前方スリツト18を構成する。第２コ
リメータ構造体20は患者と検出器アセンブリとの間に位
置する後方スリツト22を構成し、このスリツトは前方ス
リツトおよび検出器と整列し、上記コリメーシヨンを高
めている。
ネルギービームを患者Ｐに向けこれを透過し、検出器ア
センブリ14へ入射するためのＸ線源10を内蔵する。第１
コリメータ構造体16は、Ｘ線源から発生されたＸ線を一
般に垂直面に沿って広がる拡散ビームへコリメートする
ための一般に垂直な前方スリツト18を構成する。第２コ
リメータ構造体20は患者と検出器アセンブリとの間に位
置する後方スリツト22を構成し、このスリツトは前方ス
リツトおよび検出器と整列し、上記コリメーシヨンを高
めている。
機械的構造体（図示せず）は、コリメータ16,20、Ｘ
線源10と、検出器アセンブリ14との間の相対的整列を常
に保持している。
線源10と、検出器アセンブリ14との間の相対的整列を常
に保持している。
好ましい実施態様では、以下詳細に述べるように患者
の体に体してコリメータと検出器を一致して走査するた
めの機械的装置が設けられている。
の体に体してコリメータと検出器を一致して走査するた
めの機械的装置が設けられている。
この機械的装置は、コリメータと検出器を強固に整列
するようこれらを物理的に保持する公知の形状のガント
リー構造体（図示せず）と走査を行うようガントリー全
体を移動させる機械式ドライブ手段とから適当に構成さ
れる。上記構成とは異なり、個々のドライブ機構に構成
部品を結合し、サーボ技術を公知のように利用して走査
移動中所望の整列状態を維持してもよい。
するようこれらを物理的に保持する公知の形状のガント
リー構造体（図示せず）と走査を行うようガントリー全
体を移動させる機械式ドライブ手段とから適当に構成さ
れる。上記構成とは異なり、個々のドライブ機構に構成
部品を結合し、サーボ技術を公知のように利用して走査
移動中所望の整列状態を維持してもよい。
好ましい実施態様では、検出部アセンブリ14には機械
式走査装置24が結合され、矢印26,28により定められる
一般に弧状の通路に沿つて検出器を移動させる。この弧
状通路は、以下より詳細に述べるようにＸ線源10の管10
aの焦点32を通る垂直軸34を中心とする。
式走査装置24が結合され、矢印26,28により定められる
一般に弧状の通路に沿つて検出器を移動させる。この弧
状通路は、以下より詳細に述べるようにＸ線源10の管10
aの焦点32を通る垂直軸34を中心とする。
Ｘ線源には枢動装置30が結合され、この枢動装置30は
検出器およびコリメータの弧状運動と同期してＸ線源を
枢動し、検出部14およびこれに整列されたコリメータ1
6,20を連続的に追跡する。
検出器およびコリメータの弧状運動と同期してＸ線源を
枢動し、検出部14およびこれに整列されたコリメータ1
6,20を連続的に追跡する。
Ｘ線源10は、Ｘ線管10aおよびこのＸ線管を電気的に
作動させ、Ｘ線管の構造で定められる焦点32から（パル
スモードまたは連続モードで）Ｘ線を発生させるための
電源回路（図示せず）を電気的に作動する電源関連回路
（図示せず）から成り、このＸ線管10aは、陽極33aの軸
33bのまわりに回転している陽極33aに電子流を照射する
ことによりＸ線を発生する。枢動装置30により発生され
る枢動運動は、焦点32を貫通する垂直軸34を中心に枢動
する。
作動させ、Ｘ線管の構造で定められる焦点32から（パル
スモードまたは連続モードで）Ｘ線を発生させるための
電源回路（図示せず）を電気的に作動する電源関連回路
（図示せず）から成り、このＸ線管10aは、陽極33aの軸
33bのまわりに回転している陽極33aに電子流を照射する
ことによりＸ線を発生する。枢動装置30により発生され
る枢動運動は、焦点32を貫通する垂直軸34を中心に枢動
する。
回転陽極33aの軸33bは、第１図の実施態様では焦点を
通る垂直軸34にほぼ平行になつており、軸34は弧状の検
出器の通路の中心である検出器の走査軸ともなつてい
る。
通る垂直軸34にほぼ平行になつており、軸34は弧状の検
出器の通路の中心である検出器の走査軸ともなつてい
る。
場合によつては、軸33bを軸34に対して約８度または
同じぐらい小さな角度だけ傾けることが好ましい。
同じぐらい小さな角度だけ傾けることが好ましい。
このように軸を傾けると、Ｘ線管から発生してコリメ
ータのスリツト18,22を通過するＸ線のパターン形状を
最適にできる。これをより詳細に説明すると、この傾斜
角はスリツト18,22のすべての部分を通過するＸ線エネ
ルギーの均一化を最適にするよう選択される。Ｘ線管10
aによつて発生されるＸ線エネルギーはエネルギーの放
出する軸33bからの角度33cと共に固有に変化し、エネル
ギーの不均一度はこれら角度の範囲内で変化するので、
均一化を最適にするにはこのよう傾けることが好まし
い。このような現象はＸ線管の「ヒール アンド トー
効果（heel and toe effect）」と呼ばれている。この
傾斜角33cはＸ線が最も均一となる角度範囲からスリツ
ト18,22を通してエネルギーを投射できるよう選択され
る。
ータのスリツト18,22を通過するＸ線のパターン形状を
最適にできる。これをより詳細に説明すると、この傾斜
角はスリツト18,22のすべての部分を通過するＸ線エネ
ルギーの均一化を最適にするよう選択される。Ｘ線管10
aによつて発生されるＸ線エネルギーはエネルギーの放
出する軸33bからの角度33cと共に固有に変化し、エネル
ギーの不均一度はこれら角度の範囲内で変化するので、
均一化を最適にするにはこのよう傾けることが好まし
い。このような現象はＸ線管の「ヒール アンド トー
効果（heel and toe effect）」と呼ばれている。この
傾斜角33cはＸ線が最も均一となる角度範囲からスリツ
ト18,22を通してエネルギーを投射できるよう選択され
る。
検出器の位置決めはＸ線管の位置決めより微妙である
ので、走査装置のマスタードライブに対し検出器アセン
ブリ14を結合し、Ｘ線管およびコリメータがこれを追う
より制御することが好ましい。
ので、走査装置のマスタードライブに対し検出器アセン
ブリ14を結合し、Ｘ線管およびコリメータがこれを追う
より制御することが好ましい。
走査装置24にはエンコーダ36が結合されており、この
エンコーダ36は矢印26,28の示すように弧状通路に沿う
検出器14のその時の位置を表示する信号を発生する。こ
のエンコーダ36の出力信号は、枢動装置30へ送られＸ線
管10aの枢動運動を検出器14およびコリメータ16,20の弧
状運動に同期させ、走査運動中にＸ線ビーム、コリメー
タおよび検出器アセンブリを連続的に整列し続ける。
エンコーダ36は矢印26,28の示すように弧状通路に沿う
検出器14のその時の位置を表示する信号を発生する。こ
のエンコーダ36の出力信号は、枢動装置30へ送られＸ線
管10aの枢動運動を検出器14およびコリメータ16,20の弧
状運動に同期させ、走査運動中にＸ線ビーム、コリメー
タおよび検出器アセンブリを連続的に整列し続ける。
走査装置は、生理学的信号、例えばECG信号37、また
は造影剤の投与タイミングを表示する信号等によりゲー
ト制御できる。走査の間で充分高速のリトレースを使用
すれば、一時減算法を行うこともできる。
は造影剤の投与タイミングを表示する信号等によりゲー
ト制御できる。走査の間で充分高速のリトレースを使用
すれば、一時減算法を行うこともできる。
1977年３月29日マンリング外に発行され、本願出願人
に譲渡された米国特許第4,015,129号にはエンコーダ装
置の一例が記載されており、本明細書では上記米国特許
を参考として引用する。
に譲渡された米国特許第4,015,129号にはエンコーダ装
置の一例が記載されており、本明細書では上記米国特許
を参考として引用する。
エンコーダ36は、Ｘ線管10aの電流制御装置33にも結
合できる。このエンコーダは管10aの電流、従つてＸ線
の出力強度を走査通路に沿う検出器の位置によつて変わ
るよう調節できる。本明細書に記載した実施態様では、
管10aの電流は、走査通路に沿う中心点からの検出器の
変位度の関数として減少するよう制御できる。従つて、
患者の体が薄くなれば、すなわち右側および左側では、
走査中に検出器におけるＸ線フラツクス量がより均一に
維持されるようＸ線出力が減少される。
合できる。このエンコーダは管10aの電流、従つてＸ線
の出力強度を走査通路に沿う検出器の位置によつて変わ
るよう調節できる。本明細書に記載した実施態様では、
管10aの電流は、走査通路に沿う中心点からの検出器の
変位度の関数として減少するよう制御できる。従つて、
患者の体が薄くなれば、すなわち右側および左側では、
走査中に検出器におけるＸ線フラツクス量がより均一に
維持されるようＸ線出力が減少される。
検出器アセンブリ14、すなわち第１図に示される従来
の検出器アレイは、検出器アセンブリ14により構成され
た細長いスロツト28内に一般に配列された個々の検出素
子のアレイから成る。これら検出素子の構造および配置
については後で詳細に述べる。検出素子の各々は（以下
述べるようにＸ線によつて発生された）光エネルギーに
応答してＸ線の特性を表示するアナログ電荷信号を発生
し、これら電荷信号は電気信号を発生させる。
の検出器アレイは、検出器アセンブリ14により構成され
た細長いスロツト28内に一般に配列された個々の検出素
子のアレイから成る。これら検出素子の構造および配置
については後で詳細に述べる。検出素子の各々は（以下
述べるようにＸ線によつて発生された）光エネルギーに
応答してＸ線の特性を表示するアナログ電荷信号を発生
し、これら電荷信号は電気信号を発生させる。
作動に際し、検出器、コリメータおよびＸ線管は、走
査準備のため矢印26の示す方向に左側へ移動される。走
査を行なつているとき、Ｘ線管10aはＸ線エネルギーを
発生するよう作動される。走査装置24および枢動装置30
はＸ線の垂直広がりビームが患者の体を横断するようビ
ームを第１図に示すように左から右へ同期して走査する
よう協働し、この走査移動中、検出器アセンブリ14の検
出素子はアナログ電子信号を発生する。
査準備のため矢印26の示す方向に左側へ移動される。走
査を行なつているとき、Ｘ線管10aはＸ線エネルギーを
発生するよう作動される。走査装置24および枢動装置30
はＸ線の垂直広がりビームが患者の体を横断するようビ
ームを第１図に示すように左から右へ同期して走査する
よう協働し、この走査移動中、検出器アセンブリ14の検
出素子はアナログ電子信号を発生する。
検出素子の各々からのアナログ検出出力信号は周期的
にサンプリングされ、サンプリングごとに像情報の一部
を表示するアナログ信号を発生する。一方の側から他方
の側へ走査をする間、複数の像ラインを表示する信号が
発生され、これら像ラインは患者の体の内部の構造の面
情報を構成する。
にサンプリングされ、サンプリングごとに像情報の一部
を表示するアナログ信号を発生する。一方の側から他方
の側へ走査をする間、複数の像ラインを表示する信号が
発生され、これら像ラインは患者の体の内部の構造の面
情報を構成する。
次に電気信号は、所望の患者の像を発生するようデジ
タル化され処理される。
タル化され処理される。
第２図は、第１図のシステムの一般化されたブロツク
ダイヤグラムを示し、第２図ではＸ線源10はＸ線を検出
器アセンブリ14へ向ける。検出器アセンブリ14の個々の
検出素子は時間遅延および積分（TDI）回路43に相互に
接続され、関連されており、この回路43は検出器の走査
運動に同期して検出器の出力にシフトおよび加算操作を
行い、SN比を大きくした像表示アナログ信号を発生す
る。検出器14およびTDI回路43からの信号は次に電気信
号をデジタル化し処理するデータプロセツサ44へ送信さ
れる。このデータプロセツサ44はオペレータコンソール
46からのコマンドに応答して被検査患者の体の内部構造
の種々の表示を発生する。あるモードではデータプロセ
ツサは診断表示コンソール48を作動し、患者の体の内部
構造の可視像を直接発生するが、この可視像は医療検査
のため放射線医学者によつて即座に使用できる。別のモ
ードではデータプロセツサ44は１つ以上の周辺メモリ50
に患者の像データを表示するデジタル情報を記憶する。
データプロセツサには必要に応じカメラ52を結合でき
る。
ダイヤグラムを示し、第２図ではＸ線源10はＸ線を検出
器アセンブリ14へ向ける。検出器アセンブリ14の個々の
検出素子は時間遅延および積分（TDI）回路43に相互に
接続され、関連されており、この回路43は検出器の走査
運動に同期して検出器の出力にシフトおよび加算操作を
行い、SN比を大きくした像表示アナログ信号を発生す
る。検出器14およびTDI回路43からの信号は次に電気信
号をデジタル化し処理するデータプロセツサ44へ送信さ
れる。このデータプロセツサ44はオペレータコンソール
46からのコマンドに応答して被検査患者の体の内部構造
の種々の表示を発生する。あるモードではデータプロセ
ツサは診断表示コンソール48を作動し、患者の体の内部
構造の可視像を直接発生するが、この可視像は医療検査
のため放射線医学者によつて即座に使用できる。別のモ
ードではデータプロセツサ44は１つ以上の周辺メモリ50
に患者の像データを表示するデジタル情報を記憶する。
データプロセツサには必要に応じカメラ52を結合でき
る。
第３図は本発明に係わる合焦された検出器の一実施態
様を示す。更に第３図はＸ線62の広がつたビームを患者
Ｐに向けこれを透過させて検出装置64へ向けるＸ線管60
を示す。整列されたコリメータスリツトを形成する前方
および後方コリメータ66,68も示されている。このシス
テムの他の部分は上記実施態様と同じであるので、簡略
化のため説明は省略する。
様を示す。更に第３図はＸ線62の広がつたビームを患者
Ｐに向けこれを透過させて検出装置64へ向けるＸ線管60
を示す。整列されたコリメータスリツトを形成する前方
および後方コリメータ66,68も示されている。このシス
テムの他の部分は上記実施態様と同じであるので、簡略
化のため説明は省略する。
検出器は検出素子の第１（前方）アレイ70とＸ線管に
対して第１アレイの後方に位置する検出素子の第２（後
方）アレイ72とからなる。これら第１および第２アレイ
は前方および後方スリツトと整列している。Ｘ線からの
放射線は第１アレイに入射しこれにより部分的に吸収さ
れ、第１アレイを通過する残りの放射線は第２アレイに
入射し検出される。このように上記バーンズに引用出願
に説明されているように、別々の二重エネルギーレスポ
ンスが得られる。
対して第１アレイの後方に位置する検出素子の第２（後
方）アレイ72とからなる。これら第１および第２アレイ
は前方および後方スリツトと整列している。Ｘ線からの
放射線は第１アレイに入射しこれにより部分的に吸収さ
れ、第１アレイを通過する残りの放射線は第２アレイに
入射し検出される。このように上記バーンズに引用出願
に説明されているように、別々の二重エネルギーレスポ
ンスが得られる。
アレイの各々のＸ線管の焦点74を中心とする垂直円の
一部によつて形成される弧状通路に沿つて配置された一
例の検出素子を含む。
一部によつて形成される弧状通路に沿つて配置された一
例の検出素子を含む。
検出器アレイは矢印69の示す通路と同心状の弧状通路
に沿つて走査される。これら同心状通路は管60の焦点74
を貫通する垂直走査軸75を中心にしている。Ｘ線管の陽
極回転軸77は走査軸75に対してほぼ垂直である。
に沿つて走査される。これら同心状通路は管60の焦点74
を貫通する垂直走査軸75を中心にしている。Ｘ線管の陽
極回転軸77は走査軸75に対してほぼ垂直である。
このように幾可学形状はＸ線管の「ヒール アンド
トー効果」を封じ、コリメータ66,68を通るビーム62内
でのＸ線エネルギーの不均一性を減少する。ヒールアン
ドトー効果によればＸ線管からのＸ線エネルギー陽極回
転軸に対するＸ線出射角の関数として変化する。この
点、本例のように、陽極回転軸の放射方向つまり陽極の
半径方向に広がるビームの場合、Ｘ線の強度がその進行
方向により変化する度合いは極めて少ない。
トー効果」を封じ、コリメータ66,68を通るビーム62内
でのＸ線エネルギーの不均一性を減少する。ヒールアン
ドトー効果によればＸ線管からのＸ線エネルギー陽極回
転軸に対するＸ線出射角の関数として変化する。この
点、本例のように、陽極回転軸の放射方向つまり陽極の
半径方向に広がるビームの場合、Ｘ線の強度がその進行
方向により変化する度合いは極めて少ない。
第３図の実施態様では、軸77も整列されたコリメータ
66,68および検出アレイ層70,72により形成される近似平
面に対する垂線から若干傾いている。この傾き角は上記
のように画定された平面に対する垂線から約８゜であ
る。このような傾きは第１図の傾きに関して説明した理
由と同じ理由で好ましい。
66,68および検出アレイ層70,72により形成される近似平
面に対する垂線から若干傾いている。この傾き角は上記
のように画定された平面に対する垂線から約８゜であ
る。このような傾きは第１図の傾きに関して説明した理
由と同じ理由で好ましい。
各検出素子はフオトダイオードから成り、各フオトダ
イオード上にはＸ線に応答して可視光エネルギーを発生
するシンチレーシヨン材料が載つている。
イオード上にはＸ線に応答して可視光エネルギーを発生
するシンチレーシヨン材料が載つている。
第１アレイに関連して使用されるシンチレーシヨン材
料は、第２アレイに関連して使用されるものとは異な
る。第１アレイに関連するシンチレーシヨン材料はＸ線
源からの主として比較的低レンジ内に入るＸ線を吸収し
てこれに応答して光を発生する能力をもつたものが選択
される。これよりも高エネルギーのＸ線は第１アレイを
通過し第２アレイに入射する。これにより、第２アレイ
に用いられたシンチレーション材料が発光し、その光が
同アレイの各検出素子により検出される。上記引用した
バーンズの欧州特許出願にはシンチレーシヨン材料の適
当な種類、厚みおよび物理的形状が記載されている。
料は、第２アレイに関連して使用されるものとは異な
る。第１アレイに関連するシンチレーシヨン材料はＸ線
源からの主として比較的低レンジ内に入るＸ線を吸収し
てこれに応答して光を発生する能力をもつたものが選択
される。これよりも高エネルギーのＸ線は第１アレイを
通過し第２アレイに入射する。これにより、第２アレイ
に用いられたシンチレーション材料が発光し、その光が
同アレイの各検出素子により検出される。上記引用した
バーンズの欧州特許出願にはシンチレーシヨン材料の適
当な種類、厚みおよび物理的形状が記載されている。
本実施例に使用されるシンチレーション材料は、アレ
イ毎に、すべて同じ材料により等厚に成形されており、
また各検出素子も相互に同等な構成で同じ厚さ寸法を有
している。これは検出アレイの放射線透過度をアレイの
全検出領域にわたり、等しくするためであるが、こうし
た透過度の均一性を第１アレイにおいて保持できるので
あれば、任意な構造及び寸法を採用しても良い。
イ毎に、すべて同じ材料により等厚に成形されており、
また各検出素子も相互に同等な構成で同じ厚さ寸法を有
している。これは検出アレイの放射線透過度をアレイの
全検出領域にわたり、等しくするためであるが、こうし
た透過度の均一性を第１アレイにおいて保持できるので
あれば、任意な構造及び寸法を採用しても良い。
本発明の好ましい検出器の実施態様は全面にわたり等
厚または等透過度の放射線フイルター73を適当に含むこ
とができるが、このフイルターは銅または黄銅シートま
たは他の同等の材料から形成され、第２検出層すなわち
後方アレイに届く放射線エネルギーを硬成分とするよう
な領域に設けられる。このようなフイルター素子は上記
引用バーンズの欧州特許出願に記載されているように、
２つの検出層の間でのエネルギー弁別を改善するよう使
用される。
厚または等透過度の放射線フイルター73を適当に含むこ
とができるが、このフイルターは銅または黄銅シートま
たは他の同等の材料から形成され、第２検出層すなわち
後方アレイに届く放射線エネルギーを硬成分とするよう
な領域に設けられる。このようなフイルター素子は上記
引用バーンズの欧州特許出願に記載されているように、
２つの検出層の間でのエネルギー弁別を改善するよう使
用される。
本明細書で述べた個々のフオトダイオードアレイと共
に使用するシンチレーシヨン材料すなわち（燐光）材料
は表面に亀裂または不連続部がないようにフオトダイオ
ードアレイの全面にのせた燐光材料の均一な単一部分す
なわち層から適当に形成できる。したがつてこの実施態
様の形状は検出器アレイのエネルギー受信面を形成する
均一かつスムーズなわん曲面を形成する。
に使用するシンチレーシヨン材料すなわち（燐光）材料
は表面に亀裂または不連続部がないようにフオトダイオ
ードアレイの全面にのせた燐光材料の均一な単一部分す
なわち層から適当に形成できる。したがつてこの実施態
様の形状は検出器アレイのエネルギー受信面を形成する
均一かつスムーズなわん曲面を形成する。
別の実施態様では各検出素子の光ダイオードにはこの
ような材料の単一部を被覆した全アレイではなくて、シ
ンチレーシヨン燐光材料から成る個別のシンチレータを
設けてもよい。この後者の実施態様ではシンチレータを
有する検出素子の各々の受信面はほぼスムーズになつて
いる一つのわん曲面を集団で形成する。
ような材料の単一部を被覆した全アレイではなくて、シ
ンチレーシヨン燐光材料から成る個別のシンチレータを
設けてもよい。この後者の実施態様ではシンチレータを
有する検出素子の各々の受信面はほぼスムーズになつて
いる一つのわん曲面を集団で形成する。
必要であれば前方検出アレイを通る透過特性の不均一
性を補償するため公知の電子およびまたはソフトウエア
補正手段を利用できる。この補正手段はデータプロセツ
サ44と連動できる。
性を補償するため公知の電子およびまたはソフトウエア
補正手段を利用できる。この補正手段はデータプロセツ
サ44と連動できる。
第４図は別の検出アレイ形状をした本発明の別の実施
態様を示す。第４図ではＸ線管80からのエネルギーはコ
リメータ（図示せず）に向けられこれを透過しこれから
生じる面ビーム82は患者を透過しすべて検出アセンブリ
84の比較的広い面に入射する。第４図の実施態様では、
第１検出アレイ86は面パターンに配列された比較的多数
の個々の検出素子からなり、第１検出アレイの受信面は
Ｘ線管の焦点87を中心とする球面の一部を集団で形成す
る。上記に引用したクルーガー特許には検出素子配列
（図示せず）が記載されている。
態様を示す。第４図ではＸ線管80からのエネルギーはコ
リメータ（図示せず）に向けられこれを透過しこれから
生じる面ビーム82は患者を透過しすべて検出アセンブリ
84の比較的広い面に入射する。第４図の実施態様では、
第１検出アレイ86は面パターンに配列された比較的多数
の個々の検出素子からなり、第１検出アレイの受信面は
Ｘ線管の焦点87を中心とする球面の一部を集団で形成す
る。上記に引用したクルーガー特許には検出素子配列
（図示せず）が記載されている。
Ｘ線管に対して第１アレイの後方には同じような第２
検出アレイ88が位置している。この第２アレイは受信面
を有するが、この面は第１アレイに関連して説明した球
面よりも若干径が大きい球面の一部によつて形成され、
その中心もＸ線管の焦点に位置している。
検出アレイ88が位置している。この第２アレイは受信面
を有するが、この面は第１アレイに関連して説明した球
面よりも若干径が大きい球面の一部によつて形成され、
その中心もＸ線管の焦点に位置している。
第４図に示すＸ線源及び検出器は、面ビームを使用し
ており、これで走査を行うことは可能であるが、それに
こだわる必要はない。すなわち患者の体の比較的広い所
定面を同時に透過するよう面ビームは常時またはパルス
モードで照射してもよいし、第１図に関連して説明した
操作方法と同じようにビームおよび検出器を同時に走査
してもよい。
ており、これで走査を行うことは可能であるが、それに
こだわる必要はない。すなわち患者の体の比較的広い所
定面を同時に透過するよう面ビームは常時またはパルス
モードで照射してもよいし、第１図に関連して説明した
操作方法と同じようにビームおよび検出器を同時に走査
してもよい。
別の実施態様では第３図に示すような薄く広がつたビ
ームおよびコリメータ装置と共に第４図の球面形状の検
出アレイまたは第５〜７図（以下に説明する）の円筒形
検出器アレイを利用する。この別の実施態様では、患者
に対して固定されたままの面検出器を横断するよう、広
がつたビームが走査される。
ームおよびコリメータ装置と共に第４図の球面形状の検
出アレイまたは第５〜７図（以下に説明する）の円筒形
検出器アレイを利用する。この別の実施態様では、患者
に対して固定されたままの面検出器を横断するよう、広
がつたビームが走査される。
デジタルラジオグラフィーにおいて非走査式検出アレ
イまたは単一ライン走査式アレイからの像データを処理
する技術は周知である。以下次に走査式マルチリニアア
レイのデータ処理について説明する。
イまたは単一ライン走査式アレイからの像データを処理
する技術は周知である。以下次に走査式マルチリニアア
レイのデータ処理について説明する。
本発明に係わる合焦された検出器の形状の別の実施態
様を第５図および第６図に示す。第５図は２つの重ねら
れた検出アレイ92,94の各々の一部を示す。第５図の検
出器は多数の検出素子96から成り、これら素子96の受信
面はＸ線管の焦点と交差する水平軸を有する円筒面の一
部を集団でほぼ形成する。単一層または図示するような
二重層に積層された検出器のいずれも使用できる。
様を第５図および第６図に示す。第５図は２つの重ねら
れた検出アレイ92,94の各々の一部を示す。第５図の検
出器は多数の検出素子96から成り、これら素子96の受信
面はＸ線管の焦点と交差する水平軸を有する円筒面の一
部を集団でほぼ形成する。単一層または図示するような
二重層に積層された検出器のいずれも使用できる。
第６図はＸ線管の焦点を通る垂直軸を有する円筒面の
一部を検出素子の受信面95が集団で形成している別の実
施態様を示す。ここには二重層（97,99）配置を示す
が、所望の場合には単一層を使用できる。
一部を検出素子の受信面95が集団で形成している別の実
施態様を示す。ここには二重層（97,99）配置を示す
が、所望の場合には単一層を使用できる。
第４〜７図（第７図は後に説明する）の検出器の配置
ではビームおよび検出器を同期して走査する場合、走査
された検出器から生じる情報のSN比を高めるため公知の
時間遅延および積分（TDI）回路を使用できることに留
意されたい。
ではビームおよび検出器を同期して走査する場合、走査
された検出器から生じる情報のSN比を高めるため公知の
時間遅延および積分（TDI）回路を使用できることに留
意されたい。
第４図の実施態様では例えば検出素子の矩形のアレイ
を使用できる。このようなアレイを使用する場合、上記
引用したクルーガー特許に記載されているTDI出力信号
の品質を向上させる技術を使用できる。第５〜７図に示
す実施態様でも検出素子の矩形アレイおよびTDIを含む
ことができる。
を使用できる。このようなアレイを使用する場合、上記
引用したクルーガー特許に記載されているTDI出力信号
の品質を向上させる技術を使用できる。第５〜７図に示
す実施態様でも検出素子の矩形アレイおよびTDIを含む
ことができる。
第５〜７図に本発明の別の特徴を示す。第７図は第４
図と同じような二重層（101,103）、球面（３次元にわ
ん曲した）検出アセンブリ104の一部を示す。ここでは
個々の検出素子が互い違いに配置されている。第５およ
び６図は検出素子が互い違いのパターンに配置され集団
で円筒の一部を形成する実施態様を示す。検出素子の互
い違いのアレイを含む第５〜７図の実施態様では時間遅
延および積分（TDI）信号増加技術も使用できる。上記
引用したゾーン外の出願には互い違いにした検出アレイ
からの情報を処理するため、TDI法を実施する装置およ
び回路について詳細に記載されている。
図と同じような二重層（101,103）、球面（３次元にわ
ん曲した）検出アセンブリ104の一部を示す。ここでは
個々の検出素子が互い違いに配置されている。第５およ
び６図は検出素子が互い違いのパターンに配置され集団
で円筒の一部を形成する実施態様を示す。検出素子の互
い違いのアレイを含む第５〜７図の実施態様では時間遅
延および積分（TDI）信号増加技術も使用できる。上記
引用したゾーン外の出願には互い違いにした検出アレイ
からの情報を処理するため、TDI法を実施する装置およ
び回路について詳細に記載されている。
（第５〜７図内で実質的に垂直方向に延伸する）各コ
ラムは、その両隣のコラムに対し垂直方向での位置をず
らしてオフセットされており、このオフセットの量は、
そのコラムに沿った隣接セグメントの中心間距離を半分
にした長さに等しくなっている。
ラムは、その両隣のコラムに対し垂直方向での位置をず
らしてオフセットされており、このオフセットの量は、
そのコラムに沿った隣接セグメントの中心間距離を半分
にした長さに等しくなっている。
本明細書に述べた好ましい実施態様は二重層式に重ね
られた検出器を含むようになつているが、本発明は図示
されているものに類似するが、一層の合焦検出器、つま
り、放射線のビーム出射部である線源の焦点に各入射面
の法線が合流するように配置された単一の検出素子層し
か使用しない実施態様も含むと解すべきである。
られた検出器を含むようになつているが、本発明は図示
されているものに類似するが、一層の合焦検出器、つま
り、放射線のビーム出射部である線源の焦点に各入射面
の法線が合流するように配置された単一の検出素子層し
か使用しない実施態様も含むと解すべきである。
同様に本明細書に記載した実施態様は、ここに記載し
た例と同じように３枚以上に重ねられた検出層を含むこ
とができる。
た例と同じように３枚以上に重ねられた検出層を含むこ
とができる。
更に第４〜７図の実施態様の各々は第３図に示したフ
イルタ73に類似するビーム硬化用フイルタおよび第１図
および第３図に関連して説明したＸ線管形状を含むこと
が好ましい。
イルタ73に類似するビーム硬化用フイルタおよび第１図
および第３図に関連して説明したＸ線管形状を含むこと
が好ましい。
スタガーアレイと共にTDI法を実施するとき各種TDIサ
ンプリングおよび各種検出素子間で生じる信号の間の関
係は次のように表わされる。全体の発生像のうちのｉ番
目の列のｊ番目のピクセルすなわち検出素子に対応する
全蓄積電荷Ｐ（i,j）は次の式で表わされる。
ンプリングおよび各種検出素子間で生じる信号の間の関
係は次のように表わされる。全体の発生像のうちのｉ番
目の列のｊ番目のピクセルすなわち検出素子に対応する
全蓄積電荷Ｐ（i,j）は次の式で表わされる。
ここでｄ（m,n,k）はｋ番目のサンプリング期間中ｍ
番目の列のうちのｎ番目の検出素子に蓄積される電荷で
あり、Ｎは列ごとの検出素子の数である。
番目の列のうちのｎ番目の検出素子に蓄積される電荷で
あり、Ｎは列ごとの検出素子の数である。
第８図は上記式を図で示したものであり、これを参照
のこと。
のこと。
以上の説明により明らかなごとく、本発明によれば、
前記第１の検出部の放射線入射面として画成された第１
の面と、第２の検出部の放射線入射面として画成された
第２の面とは、いずれも、その全領域にわたり線源との
距離が実質的に等しく、従って、それぞれ線源の周りに
等曲率で湾曲した状態になっていることから、線源との
間を真空にした場合に、（単位角当たり実質的に等密度
で発散すると想定した放射線ビームの線源から）各面の
単位面積に入射する放射線の量が等しい。この入射面単
位面積当たりの線量、つまり線密度は、線源との間に検
体を介在させない通常時の場合、線源との間に介在する
空気中の分子との衝突により多少減衰し、また第２の面
の場合、第１の検出部を透過する際の貫通距離に応じて
さらに減衰する。しかしながら、これらの要因により減
衰した放射線の線密度は、各面の幾何形状により、その
全領域にわたり等しくなる。このため、第１および第２
の検出部の放射線入射面における通常時線密度に偏りが
生じない。これは、各面における通常時影像が実質的に
一様であることを意味する。
前記第１の検出部の放射線入射面として画成された第１
の面と、第２の検出部の放射線入射面として画成された
第２の面とは、いずれも、その全領域にわたり線源との
距離が実質的に等しく、従って、それぞれ線源の周りに
等曲率で湾曲した状態になっていることから、線源との
間を真空にした場合に、（単位角当たり実質的に等密度
で発散すると想定した放射線ビームの線源から）各面の
単位面積に入射する放射線の量が等しい。この入射面単
位面積当たりの線量、つまり線密度は、線源との間に検
体を介在させない通常時の場合、線源との間に介在する
空気中の分子との衝突により多少減衰し、また第２の面
の場合、第１の検出部を透過する際の貫通距離に応じて
さらに減衰する。しかしながら、これらの要因により減
衰した放射線の線密度は、各面の幾何形状により、その
全領域にわたり等しくなる。このため、第１および第２
の検出部の放射線入射面における通常時線密度に偏りが
生じない。これは、各面における通常時影像が実質的に
一様であることを意味する。
放射線ビームの線源と各検出部との間に検体を介在さ
せる検査時には、検体を透過する放射線が被検部内各組
織の波長別減衰特性に応じて減衰し、この減衰した状態
で上記第１の面に入射して、第１の検出部内に第１のエ
ネルギー領域において有意な減衰特性を示す組織の影像
を投射する。また、第１の検出部を透過した放射線が上
記第２の面に入射し、第２の検出部内に第２のエネルギ
ー領域において有意な減衰特性を示す組織の影像を投射
する。この検査時における放射線の減衰量は、第１の面
及び第２の面のいずれにおいても、通常時の減衰量と検
体による減衰量とを重ね合わせたものにほかならず、従
って、各検出部での投射影像は、対応する組織の性状及
び厚みに応じた陰影を示し、その相関度合は各投射影像
に全領域にわたり一様となる。
せる検査時には、検体を透過する放射線が被検部内各組
織の波長別減衰特性に応じて減衰し、この減衰した状態
で上記第１の面に入射して、第１の検出部内に第１のエ
ネルギー領域において有意な減衰特性を示す組織の影像
を投射する。また、第１の検出部を透過した放射線が上
記第２の面に入射し、第２の検出部内に第２のエネルギ
ー領域において有意な減衰特性を示す組織の影像を投射
する。この検査時における放射線の減衰量は、第１の面
及び第２の面のいずれにおいても、通常時の減衰量と検
体による減衰量とを重ね合わせたものにほかならず、従
って、各検出部での投射影像は、対応する組織の性状及
び厚みに応じた陰影を示し、その相関度合は各投射影像
に全領域にわたり一様となる。
また、各検出部への投射影像は、放射線ビームの走査
周期を単位としてこれらを編集することにより、実質的
に、ビームの発散角（即ち平面角または立体角）および
走査角に応じた被検部内組織の等角写像となり、その間
に視差を生じるこがなく、しかも、それぞれの検出部に
ついては実質的に等距離写像であることから、両検出部
間における影像の相似比も全領域にわたり一様となる。
周期を単位としてこれらを編集することにより、実質的
に、ビームの発散角（即ち平面角または立体角）および
走査角に応じた被検部内組織の等角写像となり、その間
に視差を生じるこがなく、しかも、それぞれの検出部に
ついては実質的に等距離写像であることから、両検出部
間における影像の相似比も全領域にわたり一様となる。
以上では本発明の実施態様の説明では、個々の検出素
子のわん曲アレイの使用例で述べたが、本発明はＸ線フ
イルムのわん曲部分およびＸ線検出蓄積燐光材料のわん
曲部分の使用例をも含む。
子のわん曲アレイの使用例で述べたが、本発明はＸ線フ
イルムのわん曲部分およびＸ線検出蓄積燐光材料のわん
曲部分の使用例をも含む。
本発明の上記記載は本発明を限定するためのものでな
く、単に説明のためのものである。当業者であれば、添
附した特許請求の範囲に記載された本発明の精神および
範囲から逸脱することなく上記要旨に追加、削除、変更
できよう。
く、単に説明のためのものである。当業者であれば、添
附した特許請求の範囲に記載された本発明の精神および
範囲から逸脱することなく上記要旨に追加、削除、変更
できよう。
第１図は医療診断用Ｘ線システムの等角図、第２図は第
１図のシステムの部品を示すブロツク図、第３図は本発
明に係る第１システムを示す等角図、第４図は本発明に
係る第２システムを示す等角図、第５図および第６図は
本発明に係る２つのシステムの一部の細部を示す等角
図、第７図は第４図に示したシステムの一部の細部を示
す等角図、第８図は第５〜７図に示したシステムの実施
態様の作動原理を示す説明図である。 60……放射線源 62……放射線ビーム 66……前方コリメータ 68……後方コリメータ 70……前方検出アレイ 72……後方検出アレイ Ｐ……患 者
１図のシステムの部品を示すブロツク図、第３図は本発
明に係る第１システムを示す等角図、第４図は本発明に
係る第２システムを示す等角図、第５図および第６図は
本発明に係る２つのシステムの一部の細部を示す等角
図、第７図は第４図に示したシステムの一部の細部を示
す等角図、第８図は第５〜７図に示したシステムの実施
態様の作動原理を示す説明図である。 60……放射線源 62……放射線ビーム 66……前方コリメータ 68……後方コリメータ 70……前方検出アレイ 72……後方検出アレイ Ｐ……患 者
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭59−145983（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−159729（ＪＰ，Ａ) 特開 昭57−195444（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−223083（ＪＰ，Ａ) 実開 昭56−146250（ＪＰ，Ｕ)
Claims (9)
- 【請求項１】発散する放射線のビーム（62;82）を、線
源（60;80）から、検体（Ｐ）の厚味のある部分を通し
て放射線検出手段（62;84）へ出射することにより、該
検体部分の影像を生じさせるように構成された手段
（Ｓ）から成り、前記検出手段（62;84）はそこへ入射
した放射線を表す電気的な出力信号を出している、投影
式ラジオグラフィックシステムであって、さらに 前記出力信号を用いて前記影像を生じさせるために前記
検出手段（62;84）と結ばれた像形成回路（43,44,48）
を有しており、 前記検出手段（62;84）は前記放射線が降り注ぐ第１の
面を第１のエネルギー領域内の放射線に感応する材料で
画成して成る第１の検出部（70;86）と、前記放射線が
降り注ぐ、前記第１の面に重なり合う第２の面を第２の
エネルギー領域内の放射線に感応する材料で画成して成
る第２の検出部（70;86）とで構成されている、 投影式ラジオグラフィックシステムにおいて、 前記第１及び第２の面（70,72;86,88）をそれぞれ前記
線源（60;80）の周りに湾曲させ、第２の面（72;88）に
第１の面（70;86）より大きな曲率半径を持たせること
により、各面（70,72;86,88）について、その面（70,7
2;86,88）上の異なる部位間における前記線源（60;80）
との間の路長の差を実質的に排除し、 前記検出部（70,72;86,88）は、いずれも、個別になっ
た複数の検出素子（96）から成り、該素子はそれぞれ放
射線感応面（95）を有し、該感応面（95）が総体的に前
記第１および第２の面のいずれかを画成し、 前記第１の検出部（72;88）内の検出素子（96）の各一
が第２の検出部（70;86）内の検出素子（96）と対応
し、それぞれ、前記線源（60;80）の前記焦点（74）か
ら延びる線に沿って整列していることを特徴とする投影
式ラジオグラフィックシステム。 - 【請求項２】前記線源（60;80）はＸ線管（60;80）から
成り、前記放射線に感応する材料はＸ線感応材から成る
ことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の投影式ラ
ジオグラフィックシステム。 - 【請求項３】前記ビームは発散する薄い板面状ビーム
（62）から成り、前記各面（70;72）はそれぞれ該ビー
ム（62）の面に軸が垂直な円筒の面の一部を画成してい
ることを特徴とする特許請求の範囲第１項または第２項
記載の投影式ラジオグラフィックシステム。 - 【請求項４】前記線源（60）は前記ビーム（62）が出る
焦点（74）を有し、前記軸はいずれも実質的に該焦点
（74）を通っていることを特徴とする特許請求の範囲第
３項記載の投影式ラジオグラフィックシステム。 - 【請求項５】前記線源（60）を前記検体（Ｐ）に対し回
転させることにより該検体（Ｐ）を横切るように放射線
を走査する手段（30）と、前記検出手段（64）を弧状路
（69）に沿い同時に走査することにより前記検体（Ｐ）
を通る前記線源（60）からの放射線を、該放射線が検体
（Ｐ）を横切って走査されているときに、検出する手段
（24）とを備えて成ることを特徴とする特許請求の範囲
第１項から第４項のいずれかに記載の投影式ラジオグラ
フィックシステム。 - 【請求項６】前記各面（86;88）はそれぞれ球の面の一
部を画成していることを特徴とする特許請求の範囲第１
項または第２項記載の投影式ラジオグラフィックシステ
ム。 - 【請求項７】前記線源（80）は前記ビーム（82）が出る
焦点（87）を有し、前記球はいずれもその中心が該焦点
（87）と実質的に一致していることを特徴とする特許請
求の範囲第６項記載の投影式ラジオグラフィックシステ
ム。 - 【請求項８】前記像形成回路（43,44,48）は時間遅延お
よび積分回路（43）から成ることを特徴とする特許請求
の範囲第１項から第７項のいずれかに記載の投影式ラジ
オグラフィックシステム。 - 【請求項９】発散する放射線のビーム（62;82）を、線
源（60;80）から、検体（Ｐ）の厚味のある部分を通し
て放射線検出手段（62;84）へ出射することにより、該
検体部分の影像を生じさせるように構成された手段
（Ｓ）から成る投影式ラジオグラフィックシステムに使
用される放射線検出器であって、 第１のエネルギー領域内の放射線に感応する前方の面
（70;86）と、該前方の面に重なり合い、第２のエネル
ギー領域内の放射線に感応する後方の面（72;88）とを
備えて成る放射線検出器において、 前記放射線に感応する面（70,72;86;88）をそれぞれ湾
曲させ、前記後方の面（72;88）に前方の面（70;86）よ
り大きな曲率半径を持たせて、相互に共心ないしは共軸
をなし、 前記検出部（70,72;86,88）は、いずれも、個別になっ
た複数の検出素子（96）から成り、該素子はそれぞれ放
射線感応面（95）を有し、該感応面（95）が総体的に前
記第１および第２の面のいずれかを画成し、 前記第１の検出部（72;88）内の検出素子（96）の各一
が第２の検出部（70;86）内の検出素子（96）と対応
し、それぞれ、周りで前記表面（70,80;86,88）が相互
に共軸ないしは共心となす線または点から延びる線に沿
って整列していることを特徴とする放射線検出器。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US673779 | 1984-11-21 | ||
| US06/673,779 US4709382A (en) | 1984-11-21 | 1984-11-21 | Imaging with focused curved radiation detectors |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61143038A JPS61143038A (ja) | 1986-06-30 |
| JP2515973B2 true JP2515973B2 (ja) | 1996-07-10 |
Family
ID=24704089
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60262350A Expired - Fee Related JP2515973B2 (ja) | 1984-11-21 | 1985-11-21 | 投影式ラジオグラフイツクシステムおよび放射線検出器 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4709382A (ja) |
| EP (1) | EP0182529B2 (ja) |
| JP (1) | JP2515973B2 (ja) |
| CA (1) | CA1239485A (ja) |
| DE (1) | DE3584140D1 (ja) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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