JP2525162B2 - Ｘ線撮影装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （１） 発明の分野 本発明は、放射線写像方法および装置に関するもので
あり、更に詳細に述べれば改良された検出器応答を有す
る医療診断用デジタルＸ線撮影方法および装置に関する
ものである。本発明は、そのような改良された応答を実
現する、エネルギーによる利得補正技術を扱うものであ
る。しかしながら、本発明は、コンピユータ化された断
層撮影走査装置等のような他の医療診断装置における検
出器の応答補正に関連して別途に適用できることも判
る。

（２） 従来の技術 Ｘ線撮影法は、医療診断用写像技術として以前からよ
く知られている方法である。

従来のＸ線撮影装置では、Ｘ線源を作動して、患者を
通過するＸ線の拡散エリアビームを方向づけていた。Ｘ
線感知螢光スクリーンと、光ならびにＸ線感知フイルム
とを含むカセツトを、患者に対して前記Ｘ線源とは反対
側のＸ線経路に位置決めされる。患者の身体を通過した
Ｘ線は減衰されて、Ｘ線が通過した患者の身体の一部分
の陰影像を生ずる。

近年になつて、デジタルＸ線撮影技術が開発されてき
ている。前記デジタルＸ線撮影方法では、前記Ｘ線源に
よつて、患者の身体を通過したＸ線が患者の向こう側の
ビーム経路にある検出器へ方向づけられる。前記検出器
は、適当な感知手段を利用して、入射する放射線に応答
し、感知した放射線の像を表わすアナログ信号を生ずる
が、該アナログ信号は、デジタル情報に変換され、デジ
タルデータ処理装置に送られる。該デジタルデータ処理
装置は、前記デジタルデータを記録および／あるいは処
理するとともに前記データを高めるものである。像を表
示する適当なデジタルデータに対しては表示装置が応答
し、該デジタル情報をアナログ形式に変換し戻して、患
者の身体から出てきた放射線の（取得された）像パター
ンから得られる患者の身体の内部構造を可視表示する。
前記表示装置は、ほぼ実時間の写像を行なう前記デジタ
ルデータ処理装置に直接結合させるか、または前の検査
で得られた患者の像を表示するテープまたはデイスク等
のデジタル記憶手段から記憶されているデジタルデータ
を与えることができる。

前記デジタルＸ線撮影方法には、薄い扇状のＸ線ビー
ムを利用するＸ線撮影技術と、および更に広範囲に拡散
された「エリアビーム」と称するＸ線ビームを利用する
別の技術とがある。「走査（またはスリツト）投影Ｘ線
撮影方法」（SPR）と称する先行技術では、垂直に向け
られた扇状のＸ線ビームが患者の身体を通つて方向づけ
られる。前記扇状ビームが、患者を横切つて水平に走査
されるか、または弓形もしくは線形経路に沿つて整列し
た個々の細胞状検出セグメントから成るアレーまたは列
と前記扇状ビームのＸ線源との間に患者が移動可能な状
態で挿入されるかする。前記検出器を前記ビームと整合
させながら、前記Ｘ線源／検出器構成と患者身体との間
には相対的な移動が行なわれ、患者の身体のかなりの部
分が前記扇状のＸ線ビームによつて走査されるようにな
つている。前記アレーに沿う検出セグメントは、各々、
受信されたＸ線の特性を示す一連の信号を行に沿つて生
ずる。

これらのアナログ信号はデジタル化され、データ処理
装置に送られるが、該データ処理装置は、前記データを
所定の態様で演算し、表示装置を作動して、患者の身体
の内部構造および／あるいは状態を示す。像を表示す
る。

前記「エリア」ビームの使用に際し、前記Ｘ線の拡散
ビームは、患者に対して前記Ｘ線源とは反対側に位置決
めされた比較的大きな矩形検出器に向けて患者の身体を
通つて方向づけられる。前記検出器は、患者の身体を比
較的広範囲に渡つて検出する。前記エリアビームは、前
記Ｘ線源から分散し、前記放射線検出器がその全面に渡
つて同時に露出されるようにする。前記検出器の信号
は、デジタル化され、データ処理装置に送られ、次いで
患者の身体の内部構造または状態の有形表示へと変換さ
れる。

前記デジタルＸ線撮影方法の長所としては、検出器に
入射した前記現出放射線パターンから発生されるデジタ
ル像情報が、アナログデータよりも容易に、種々の態様
で処理され、その結果、前記像のある特徴を高め、該像
を一層容易に明瞭化するとともに、更に広範囲の構造的
減衰差をも表示できるということがある。

ここに挙げたデジタルＸ線撮影装置の特徴について
は、参考までにここに特に組み込まれる以下の文献に詳
細に記載されているので参照されたい。

1981年発行のS.P.I.E.会報「デジタルラジオグラフ
イ」第314巻のマトリンR.A.他による「デジタル胸部装
置の設計および物理的特性」、1981年３月発行のS.P.I.
E.会報第273巻のアーノルドB.A.他による「デジタルラ
ジオグラフイ：概説」、1978年発行の「光工学」第17巻
第６号、クルーガー他による「実時間Ｘ線減算写像用デ
ジタルビデオ画像処理装置」、ゲーリーL.バーンズによ
り1982年11月26日出願された「スプリツトエネルギーレ
ベルによる放射線の検出」と題する米国特許出願番号第
444,605号、マトソン他により1983年10月17日出願され
た「デジタル走査投影ラジオグラフイの信号特性の改
良」と題する米国特許出願番号第542,384号、クルーガ
ーに譲渡された「電子放射線検出器の多線形アレーを利
用したＸ線撮影装置」と題する、1983年５月10日発行の
米国特許番号第4,383,327号などがある。

コンピユータ化された断層撮影装置（CT）またはデジ
タルＸ線撮影装置（DR）等のような離散検出器を利用す
るいずれの放射線写像装置においても、前記各検出器の
放射線に対する応答は、仮想上の理想的な検出器とは若
干異なる。補正されない場合には、均質物質からなる一
定の厚さをもつた検査対象の像が、均一ではなくストリ
ークの状態で出現する。検出器の非均一性とは、実際に
は機械的、化学的または電気的なものであり、時間、温
度、湿度およびその他の環境因子により除除に変化する
ものである。従来のCTおよびDR装置では、検出器の非均
一性を走査されている検査対象とは無関係のものとみな
し、前記非均一性の補正を検出器ごとに行なつていた。
通常、検出器の応答に対する補正は、像データを収集す
る前に各検出器の実際の性能を自動的に測定し、この情
報を利用してデータ収集中（または収集後）各検出器応
答を仮想上の理想的な検出器に対して非常に正確に正規
化することによつて行なわれる。

前記CTおよびDR装置では、放射線の強度に比例して応
答するが僅かに不均一な勾配およびｙ切片を有する検出
器が通常備えられている。そのような装置では、三つの
補正が通常必要とされる。すなわち、オフセツト（バツ
クグラウンド、ｙ切片）補正と、ドリフト補正と、およ
び利得（勾配）補正とが必要である。

例えば、DR装置では、該装置のオフセツト電圧および
電流により、オフセツト補正が必要となる。これらのオ
フセツトは、走査の間ほぼ安定している。各走査に先立
ち、放射線のない場合の検出器の応答を読取つてオフセ
ツトを測定し、OFFSET（ROW）と表示される較正ベクト
ルとして前記オフセツトを記憶する。各走査中、記憶さ
れた前記オフセツト値が生の（補正されていない）画素
データから減算され、オフセツト補正された画素を生ず
る。前記オフセツト補正は、下記の如く表わされる。す
なわち、 OFFSET CORRECTED PIXELL（ROW,COL） ＝RAW PIXEL（ROW,COL）−OFFSET（ROW） （１） 前記オフセツト補正された画素は、検出器が理想的に
作動した場合、すなわち零オフセツトを有した場合に前
記検出器が生じたであろう画素を表わす。

従来のＸ線撮影装置と比較した場合の前記デジタルＸ
線撮影装置の利点は、その量的な減衰データを発生する
潜在的な能力にある。この目的を達成するためには、前
記装置を較正して、前記画素値が絶対単位で変換される
ようにしなければならない。しかしながら、前記検出器
の応答にはどうしても時間、温度、湿度およびその他の
環境因子による変動が生じやすく、よつて、そのような
装置は、較正からずれることが多い。前記変動は頻繁に
（日々）行なわれる再較正によつて、受入れ可能なレベ
ルにまで最小化される。しかしながら、変動を無視しう
る程度に維持しておけるほど頻繁に較正を行なえるとは
限らない。このような場合には、最後の較正時からの前
記装置の応答の変化を補償するドリフト補正が必要であ
る。

前記ドリフト補正に必要な情報は、定期的に（例えば
毎日、または毎時）エアスキヤン（airscan）を行なう
ことによつて得られる。エアスキヤンとは、ビームの経
路に何らの検査対象も置かずに行なわれる走査である。
前記装置がドリフトしていない場合は、全てのエアスキ
ヤンが同一のデータを生ずる。前記装置がドリフトした
場合には、エアスキヤンが異なり、各検出器のドリフト
量の測定値が発生される。

前記エアスキヤンは、較正の時に行なわれ、その後は
定期的に行なわれる。前記較正エアスキヤンの各行のオ
フセツト補正された平均画素値が計算され、CAL ROW ME
AN（ROW）と表示される較正ベクトルとして記憶され
る。後続の各エアスキヤンは、ROW MEAN（ROW）と表示
される同じようなベクトルを生ずる。ドリフト補正係数
は、下記の如く計算される。

前記オフセツト補正された画素値（上式１）に前記ド
リフト補正係数（上式２）を乗ずることによつて、ドリ
フトのない、零オフセツトの検出器が生じたであろうオ
フセツト、ドリフト補正された画素値が発生される。

前記DR装置に通常適用される第３の補正は、利得補正
である。利得補正係数が、較正時に得られたエアスキヤ
ンデータによつて決定され、下記の如く計算される。す
なわち、 但し、CAL IMAGE MEANは、前記較正エアスキヤン像の
平均（オフセツト補正された）画素値である。完全に補
正された前記画素値は、前記利得補正係数（上式３）に
前記オフセツト、ドリフト補正された画素値を乗ずるこ
とによつて得られる。完全に補正された最終画素値が下
記の如く得られる。

PIX（ROW,COL）＝OFFSET COR PIX（ROW,COL）^＊ DRIFT（ROW）^＊GAIN（ROW） （４） これらの値は、ドリフトのない、零オフセツトの検出
器であつて、実際の検出器の平均利得と同じ利得を有す
る前記検出器の生じた値にほぼ一致する。

上記技術は、前記装置と検出器の非均一性を補正する
ものであり、走査されている検査対象に基づく検出器の
応答の不均一性を考慮したものではないことに注目され
たい。

二重エネルギーデジタルＸ線撮影装置は、物質特異像
として周知の像を生ずることのできる既知の技術であ
る。前記物質特異像は、二つの異なるＸ線エネルギーで
ほぼ同時に得られた一対の像によつて生成される。前記
物質特異像を得る方法の特徴については、参考までに以
下の文献に詳細に記載されているので、それを参照され
たい。

1981年９月/10月発行の「医療物理学」第８巻第５号6
59−667頁に記載のレイマンL.A.他による「二重kVpデジ
タルＸ線撮影装置における一般化した像の合成」がそれ
である。

前記物質特異像の概念は、異なる物質はＸ線ビームエ
ネルギーによつて異なる相対的減衰を示すということに
基づいている。ある所与の物質において、その減衰係数
のコンプトン散乱および光電吸収成分が周知の場合に
は、前記物質を識別することができるが、これは、診断
用写像に使用されるエネルギー領域（40−110keV）にお
いて前記成分が主要な二つの吸収プロセスであるためで
ある。前記コンプトン散乱は、水、軟組織およびプレキ
シガラスなどのような低原子量物質の主要な減衰プロセ
スであり、前記光電吸収は、骨、カルシウムおよびアル
ミニウムのような高原子量物質を支配するものである。

エネルギー弁別放射線検出器に基づく二重エネルギー
装置が（kVpスイツチングに基づく装置に対するものと
して）提案されている。これについては前記米国特許出
願番号第44,605号を参照されたい。入射するＸ線スペク
トルが一定に保たれ、二つの基材−通常プレキシガラス
およびアルミニウム−の異なる厚さの組合せが走査され
る。その結果生じる高／低エネルギー画素値は、前記装
置の物質の厚さ／感知器−信号伝達関数を十分特徴づけ
る。前記コンプトンおよび光電吸収エネルギーの依存性
は普遍的な真理なので、二つの基材に対する特徴づけ
は、いずれの他の物質の前記厚さ／信号の関係にも帰せ
なければならないということである。別の観点からすれ
ば、所与の入射するビームの品質に対して、いずれの検
査対象から現出するビームの品質も、前記高／低エネル
ギーの画素値により、独自に、かつ完全に、判定されう
る。

前記デジタルＸ線撮影装置による経験から、従来の上
記オフセツト、ドリフトおよび利得補正技術の適用は、
像のストリーキングを完全に除去するのに十分でないこ
とが判る。研究の結果、これは主に、Ｘ線ビームの分光
分布（ビームの品質）により検出器の応答が変化するた
めであることが判明した。Ｘ線のビームの品質は写像さ
れた検査対象の厚さおよび組成に基づくため、ビームの
品質、よつて検出器応答は、画素ごとに異なる。あるビ
ームの品質で全く同じ応答をした検出器が別のビームの
品質では若干異なる利得を示し、その結果検査対象の減
衰が場所ごとに違つてくるため、像のストリークが生ず
ることになる。

前記米国特許出願番号第444,605号により提案された
エネルギー弁別放射線検出器に基づく二重エネルギーデ
ジタルＸ線撮影装置を考えてみる。この種の検出器は、
所与のビームの品質で、Ｘ線の強度に比例して応答す
る。例えば、一定の幾何学的形状およびビーム濾過に対
して、検出器ＡおよびＢは、1nA/（mR/秒）の同一の
（オフセツト、ドリフトおよび利得補正された）応答を
有する。しかしながら、検査対象が変更された場合（す
なわち、ビームの濾過が変更された場合）には、ビーム
の品質が変わり、前記検出器ＡおよびＢの応答は、夫
々、例えば1.1nA/（mR/秒）および1.2nA/（mR/秒）とな
る。

利得がビームの品質に依存する原因のいくつかは、容
易に理解することができる。まず第１に、螢光スクリー
ンは組成の厚さによつて異なる。第２に、ホトダイオー
ドの基材および金属化（そこを通つてＸ線ビームが後方
の検出器に衝突する）は均一でない。第３に、前方およ
び後方のホトダイオードアレーは、各々、32個の同一集
積回路のサブアセンブリによつて構成されている。これ
らのサブアセンブリが接している場合には、Ｘ線の透過
率が他所とは若干異なり、前記サブアセンブリ端部の検
出器にビームの品質の異常な挙動を呈する。利得がビー
ムの品質へ依存する原因はこれ以外にもあるが、現在の
ところまだ明らかにされていない。

よつて、本発明の目的は、画素値を利用して放射線検
出器の応答を改変し、ビームの品質の変化に対する前記
検出器の応答を正規化することによつて、上記およびそ
の他の問題を克服することである。

（３） 発明の概要 先行技術による上記欠点は、新規のエネルギーによる
利得補正技術を利用して、改良された検出器応答を実現
するデジタルＸ線撮影写像方法および装置によつて低減
または除去される。

本発明の一つの特徴によれば、二重エネルギーデジタ
ルＸ線撮影装置を較正する方法において基材の較正対象
物が走査され、高／低エネルギーの画素データをつく
り、該画素データに回帰が行なわれ、少なくとも一つの
高エネルギー較正ベクトルと、および少なくとも一つの
低エネルギー較正ベクトルとが発生され、前記較正ベク
トルは、高／低エネルギー利得関数に変換され、検査対
象物が走査され、高／低エネルギー像データを生じ、次
いで、前記像データが前記利得関数と合成され、補正さ
れた高／低エネルギー像データを生ずるようになつてい
る。

本発明の別の特徴によれば、前記装置には、放射線源
と、および該放射線源および検出器アレー間に対象物
（以下検査対象と称す）を位置決めするように前記放射
線源から十分間隔を置いて設けられた前記検出器アレー
とが備えられた医療用写像装置を提供するものである。
走査手段によつて、放射線源との整合を保持しながら前
記検査対象に関して前記検出器アレーが走査される。電
源手段を使用して、前記放射線源が作動され、走査中放
射線が前記検査対象を通り前記検出器アレーに向かうよ
うに方向づけられる。前記アレーは、多数の検出素子に
よつて構成されており、その各々は、入射する放射線に
応答して前記放射線を示す電気信号を生ずる。前記検出
器アレーに結合された回路がこれらの信号に応答し、前
記検出器アレーに入射する放射線のビームの品質を判定
する。前記回路および検出器アレーに結合された補正手
段は、入射放射線に対する前記検出器アレーの応答を前
記入射放射線のビームの品質の関数によつて補正する。
前記補正手段に結合された写像回路は、前記補正された
電気信号に応答して、前記検査対象から出現し前記検出
器アレーに入射した放射線パターンにより明示される前
記検査対象の内部構造を示す像を生ずる。

本発明の別の特徴によれば、前記ビームの品質の変化
に対する検出器の応答を表わす第１の較正信号セツトが
記憶される。関数発生器によつて、前記較正信号セツト
が走査中前記検査対象を透過した放射線を表示する像信
号セツトと合成され、利得補正関数が生成される。回路
によつて、前記像信号セツトが前記利得補正関数で変調
され、利得補正された検出器応答を生ずる。

本発明の更に別の特徴によれば、放射線検出器の応答
を利得補正する方法において、第１の検出器の応答は、
基材を透過した放射線に対する検出器の応答を測定する
ことによつて判定されるようになつている。なお、前記
基材において、前記透過放射線は少なくとも二つのエネ
ルギー領域内にあるようになつており、前記透過放射線
の、ビームの品質の表示出力が、第１の検出器の応答に
回帰を行なうことによつて判定され、前記透過放射線の
ビームの品質に基づいた利得補正関数が、決定される。
写像しようとする検査対象を透過した放射線に対する第
２の検出器の応答が判定されるが、該応答は、利得補正
関数と合成され、前記第２の検出器の応答を利得補正す
る。

本発明の長所は、ビームの濾過の変化による検出器の
利得の変化が、ビームの品質の関数の通りに前記検出器
の応答を補正することによつて、正規化されることであ
る。

本発明の別の利点は、前記検査対象を写像すると共
に、写像しようとする検査対象の組成の変化による検出
器の応答の変化を前記検出器から得られた写像データを
利用して補正することである。

本発明の更に別の利点は、前記検出器応答のほぼ実時
間の利得補正を提供することである。

本発明の上記およびその他の特徴は、以下詳細に述べ
る本発明の好適な実施例によつて明確に理解されうるこ
とであろう。

（４） 好適な実施例 第１図には、デジタル走査投影Ｘ線撮影（SPR）方法
を実現する装置Ｓの通常の形式が図示されている。前記
装置Ｓによつて、透過性の放射性ビーム（望ましくはＸ
線）が患者Ｐを通つて方向づけられ前記患者の身体から
現出したＸ線パターンを発生する情報によつて表示が行
なわれるが、該表示は、通常可視像形式で行なわれ、患
者の身体の内部構造または状態を表示する。

前記装置Ｓには、Ｘ線源10が組込まれており、該Ｘ線
源10によつて、放射線束12で図示されたＸ線エネルギー
ビームは、患者Ｐを通つて検出器アセンブリ14へと向か
うように方向づけられる。第１のコリメータの構成16
は、前記Ｘ線源から放出されたＸ線を通常垂直の平面状
の拡散ビームへ視準する、一般に垂直な前スリツト18を
定ている。第２のコリメータ構成20は、患者と前記検出
器アセンブリとの間に位置決めされるとともに、前記前
スリツトおよび前記検出器と整列してこの視準を高め
る、後スリツト22を定めている。

前記コリメータ16,20、Ｘ線源10および前記検出器ア
センブリ14間の相互に安定した相対的整合は、機械的構
造体（図示せず）によつて保持されるが、該機械的構造
体には、以下更に詳細に説明するような態様で患者の身
体に関して前記コリメータおよび検出器を一諸に走査す
る手段が設けられている。

前記機械的構造体は、前記コリメータおよび検出器を
剛整合で物理的に保持する、周知の構成によるガントリ
構造体（図示せず）と、および前記ガントリ全体を移動
して走査を行なう機械的駆動手段とによつて適切に構成
することができる。また、前記構成要素は、個々の駆動
機構に結合できるとともに、周知の態様でサーボ技術を
利用して、走査運動中、前記所望の整合を保持すること
ができる。

好適な実施例では、機械的走査装置24が検出器アセン
ブリ14に結合されており、矢印26,28によつて定められ
た通常弧状経路に沿つて前記検出器を移動する。前記弓
形の経路は、以下詳細に述べるように、前記Ｘ線源10の
焦点32を通る垂直軸34の回りに整列される。

前記Ｘ線源には、回動装置30が結合されている。前記
装置30は、検出器およびコリメータの弧状運動と同期し
て前記Ｘ線源を回動し、前記検出器14および前記相互整
列コリメータ16,20を連続的に追従する。

前記Ｘ線源10は、Ｘ線管と、および該Ｘ線管を電気的
に作動して、前記Ｘ線管の構造体によつて定められた焦
点32から発生する（パルスモードの、または連続モード
の）Ｘ線を生成する、関連する電源回路（図示せず）と
によつて構成されている。前記Ｘ線管10は、軸35の回り
を回転する前記管の陽極33へと電子を流れさせてＸ線を
生ずる。前記回動装置30によつて行なわれる回動運動に
よつて、前記Ｘ線管は、前記焦点32を通つて伸びる垂直
軸34の回りを回動するようになる。

検出器の位置決めは、Ｘ線管の位置決めよりも重要な
ので、前記検出器アセンブリ14を走査装置の主駆動装置
に結合し、Ｘ線管およびコリメータが追従するように制
御することが望ましいとされている。

符号化器36は、走査装置24に結合されており、矢印2
6,28で図示の弧状経路に沿う前記検出器14の瞬間的位置
を示す信号を発生する。前記符号化器36の出力は、前記
回動装置30に向けられ、前記Ｘ線管10の回動運動を検出
器14およびコリメータ16,20の弧状運動と同期させ、走
走運動中、Ｘ線ビーム、コリメータおよび検出器アセン
ブリ間の連続的整合が保持されるようにする。

符号化器型式の一例として、参考までにここに組込ま
れる本出願人所有の1977年３月29日発行の米国特許番号
第4,015,129号に記載された装置を参照されたい。

前記検出器アセンブリ14は、個々の検出素子から成る
アレーを備えている。

前記検出素子の各々は、（以下説明するようにＸ線に
よつて発生された）光エネルギーに応答し、電気信号を
生じさせた前記Ｘ線の特性を示すアナログ電荷信号を生
ずる。

前記検出器には、第１の（前部）検出素子アレー40
と、および前記Ｘ線管に対して前記第１のアレーの後方
に位置決めされた第２の（後部）検出素子アレー42とが
設けられている。前記第１のアレーと第２のアレーとは
共に前記前スリツトおよび後スリツトと整列している。
前記Ｘ線管からの放射線は、前記第１の検出アレーに衝
突し、該アレーによつて部分的に吸収されるが、前記放
射線の残りは、前記第１の検出アレーを通過して前記第
２の検出アレーに衝突し、該アレーによつて検出され
る。このような態様で、前記米国特許出願番号第444,60
5号に記載の如く、別個の二重エネルギー応答が得られ
る。

前記検出アレーの各々は単線または列状の検出素子を
有しているが、該単線または列状の検出素子は、前記Ｘ
線管の焦点32にその中心が位置決めされる円の一部分に
よつて定められた弧状経路に沿つて配列されている。こ
の形状によつて、コリメータ16,20を通過して伝播する
前記ビーム群12にわたるＸ線エネルギーの非均一性が減
少される。このように集束される検出器アレーの一例と
して、参考までに1984年11月21日、出願の米国特許出願
番号第673,779号に記載された装置を参照されたい。

前記各検出素子は、ホトダイオードによつて構成され
ている。前記各ホ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生ずるシンチレーシヨン物質があ
る。前記第１のアレーと関連して使用されるシンチレー
シヨン材は、前記第２のアレーと関連して使用されるシ
ンチレーシヨン物質と異なつていることが望ましい。前
記第１のアレーと関連するシンチレーシヨン物質として
は、前記Ｘ線源からのＸ線に応答して光を吸収するとと
もに発生することのできるものが選ばれるが、前記光
は、初め比較的低いエネルギー領域内に入る。高エネル
ギーのＸ線は、第１のアレーを通過して第２のアレーに
衝突し、該第２のアレーと関連するシンチレーシヨン物
質によつて、該アレーの個々の検出ホトダイオードが検
出した光を生ずるようになる。前記シンチレーシヨン物
質に適した型式、厚さならびに物理的構成は上記米国特
許出願番号第444,605号に記載されている。

動作において、検出器、コリメーターおよびＸ線管
が、走査に備えて左側（矢印26の方向）に移動される。
走査を行なうに際し、Ｘ線管が作動し、Ｘ線エネルギー
を生ずる。前記走査装置24と回動装置30とは、第１図に
図示の如く左側から右側に垂直なＸ線拡散ビームを同時
に走査するように協働する。走査が完了すると、各検出
素子によつて一行の像データが生成される。較正の目的
で、前記ビームの経路に何らの検査対象も置かずに走査
してもよい。これらの較正走査は、通常エアスキヤンと
称される。検査対象（通常は患者）を写像するために、
放射線の拡散ビームが前記検査対象を横切つて走査され
る。いずれの走査運動中にも、検出器アセンブリ14の検
出素子によつて、アナログ電気信号が発生される。

前記検出器14は、該検出器アレーに衝突する異なるエ
ネルギー領域のＸ線を別々に検出する。前記検出アレー
の素子は、二組のリード線01および02を介して、高／低
のエネルギー領域内で検出されたＸ線を表示するアナロ
グ信号を夫々送信する。

前記リード線セツト01,02上の信号は、アナログ／デ
ジタル変換器（ADC）に印加されるが、該変換器は、そ
の出力をデジタル化してデジタル処理受信装置（DPU）
に送る。該DPUは、デジタル化されたこれらの出力信号
を処理して、前記Ｘ線ビーム12によつて線毎に走査され
た患者の身体の内部構造の像をデジタル表示する。前記
DPUからのデジタル信号は、デジタル／アナログ変換器
（DAC）によつてアナログ形式に変換され、表示装置に
送られるが、該表示装置は、それに応答して、前記DPU
からの信号を表わす像に対応する可視像を発生する。

将来の利用に備えて前記像表示をデジタル的に記憶す
るために、前記DPUと関連してデジタル記憶手段を任意
に設けることもできる。そのような場合、デジタル的に
記憶された前記信号は、DPUを介して再生され、アナロ
グ形式に変換されて、対応するそれらの像を後で表示装
置に表示させることができる。

第２図は、エネルギー感知放射線検出器アレー14の構
成要素として利用される、特定の層をなした検出器セグ
メントの構造を示している。前記検出器は、そこに入射
する放射線に応答して二つの出力を発生し、該出力をリ
ード線60,62に印加する。リード線60の出力は、低エネ
ルギー領域のエネルギーレベルを有する検出器セグメン
トに入射した放射線を表わし、リード62の出力は、第２
の高エネルギー領域のエネルギーレベルを有する入射Ｘ
線に対する前記検出器セグメントの応答を表わす。

前記検出器セグメントには、初め低エネルギーのＸ線
に応答する第１の基層64と、および高エネルギーのＸ線
に応答する第２の基層66とが設けられている。各層64,6
6には、螢光体被覆層68,70と、およびホトダイオード7
2,74とが夫々設けられているが、前記各ホトダイオード
は、夫々前記螢光体層68,70と光学的に結合されてい
る。

第2A図は、第２図の細部構造が線形の検出器アレー14
に組み込まれた場合にどのように見えるのかを示すもの
である。

前記第2A図には、二つの検出素子層64,66がＸ線源か
らの入射放射線に対して一方が一方の背後にくるように
位置決めされて示してある。各素子は、夫々、螢光体被
覆層68,70と、および一組のホトダイオード（72,74）と
を備えている。前記素子間にはフイルタ素子76が位置決
めされる。

各ホトダイオードは、そこから伸びるリード線を有し
ており、そのアナログ放射線表示信号、例えば60,62を
上記の如くリード線グループ01,02の適当な一方に送信
する。判り易くするために、第2A図には代表的なリード
線のみが示してある。

本発明によるスプリツトエネルギー放射線検出器は、
既にその環境が詳細に説明されたスリツト投影デジタル
Ｘ線撮影に利用する線形の検出器アレーにけつして制限
されない。本発明は、また、放射線検出器をその全面に
渡つて同時に露出するため前記Ｘ線源から放射状に拡が
る、いわゆる「エリア」ビームと共に利用するように設
計された、「エリア」検出器と称する放射線検出器で実
現することができる。前記検出器は、比較的大きな矩形
をしており、患者の身体の比較的広範囲の部分に渡つて
検出することができる。この場合、前記検出器を実現す
る螢光体マトリツクスは、一体の増強スクリーン、細胞
化増強スクリーン、または個々のシンチレーシヨン結晶
からなる細胞化マトリツクスのいずれかによつて構成す
ることができる。このようなエリア検出器については、
上記共同出願の米国特許出願番号第673,779号を参照さ
れたい。

前期各検出素子からのアナログ検出出力は、定期的に
サンプリングされる。各々のサンプリングによつて、像
情報の一部分を表わすアナログ信号が生成される。一方
の側からもう一方の側へと前記走査進路上に、複数の画
像線すなわち画像行を表わす信号が発生されるが、前記
画像行は、一緒になつて患者の身体の内部構造について
のエリア像を構成する。次いで、前記電気信号は、デジ
タル化され、所望の患者の像を生ずるように処理され
る。

上記のような二重エネルギーデジタルＸ線撮影装置で
は、検出器の応答を向上させ、ビームの品質による検出
器の利得を補償することが可能である。各検出器に対す
る利得係数は明らかに、定数ではなく、ビームの品質の
関数である。

前記二重エネルギーデジタルＸ線撮影装置による実験
の結果から得られた、ビームの品質による不均一な利得
の重大性を示す一例を挙げる。まず、ビームの経路に何
らの検査対象も置かずに走査が行なわれた（エアスキヤ
ン）。次いで、ビームの経路に１インチのアルミニウム
の濾過を設けて第２の走査が行なわれ、検出器の利得が
測定され、その結果、該利得が、統計上重要とされる繰
返しの態様で濾過とともに変化することが判つた。第３
図では、前記検出器の利得がビームの濾過関数として図
示されている。後部の高エネルギーアレーに対して、前
記サブアセンブリ中心部の検出器の利得は、アルミニウ
ムの濾過装置が加えられると約2.5％低減された。サブ
アセンブリ端部の検出器の利得は、1.9％も増分され
た。よつて、全てのチヤンネルが何らの濾過も要せずに
利得の正規化が行なわれた場合、１インチのアルミニウ
ムの濾過で各利得は4.4％も違つてくる。この検出器の
応答差は、結果の像にストリークアーテイフアクトを生
ずるほど大きいものである。

前記物質特異像に関する説明で既に指摘したように、
検出器に入射した放射線のビームの品質は、高／低エネ
ルギー画素値（PIX LO,PIX HI）、例えば信号60および6
2（第２図参照）によつて夫々独自に判定される。よつ
て各検出器に対する利得係数は高／低エネルギー画素値
の関数である。利得係数関数、GAIN（PIX LO,PIX HI）
は、下記のようなテイラー級数の展開によつて有効に表
示することができる。すなわち GAIN（PIX LO,PIX HI）＝A₀＋A₁ ^＊log（PIX LO /Ref PIX LO）＋A₂ ^＊log（PIX HI/Ref PIX HI） （５） 但し、A₀,A₁およびA₂は、所与の検出器の特性を示す
定数であり、かつRef PIX LOおよびRef PIX HIは、基準
（公称）ビームの品質で前記検出器に対して得られた画
素値である。

上記テイラー級数の展開は、1968年アデイソン＆ウエ
ズリー出版社発行によるジヨージ・Ｂ・トーマスス著
「微分積分学および解析幾可学」第４版に記載の周知の
数学的方法で行なう。

前記定数A₀,A₁およびA₂は、較正中に得られるデータ
から計算されたベクトル（すなわち、A₀＝A₀（Row）、A
₁＝A₁（Row）、A₂＝A₂（Row））である。二重エネルギ
ーシステムでは、エネルギーによる利得補正を利用する
か否かに拘わらず「基準」較正を行なわなければならな
い。前記基準較正に対して得られた同じデータを、エネ
ルギーによる利得補正に対するA₀,A₁およびA₂の計等に
利用することができる。

前記基準較正についての説明は、1983年メデイカル
フイジツクス社発行のC.K.Wongその他による「ベーシス
フアンクシヨンテクニツクを利用した二重エネルギー走
査における較正手続」なる参考文献に記載されている。

以下は、本発明の理解を助けるために前記基準較正を
簡単に説明したものである。二つの、いわゆる基材と言
われるものが選択される。通常、プレキシガラス（また
はルサイト）とアルミニウムとが選択されるが、これ
は、前記材料が低額である上に入手しやすいためであ
り、しかも生物組織の原子番号の範囲に渡るためであ
る。前記プレキシガラスおよびアルミニウムの種々の組
合わせ（組合わせが多ければ多い程較正が正確になる）
が走査され、対応する高／低のエネルギー画素値（また
は平均画素値）が記憶される。前記基準較正の実行に適
した基材較正フアントムは、参考文献として特にここに
組込まれる、 プレキシガラスとアルミニウムの厚さを夫々ｘとｙで
表わし、高／低エネルギーの平均画素値を夫々ｕとｖで
表わすと、二重エネルギー基準関数は下記の如く表わさ
れる。すなわち、 ｘ＝ｆ（u,v） （６） ｙ＝ｇ（u,v） （７） 前記関数ｆおよびｇは、回帰として知られる、周知の
方法で、前記測定されたデータから近似される。前記回
帰は、1969年マグローヒル社刊フイリツプ・Ｒ・ベビン
グトン著「物理学に対するデータ整理および誤差解析」
の多重回帰に関する第９章に記載されている周知の数学
的方法である。上記引用されたレイマンの文献も参照さ
れたい。

上記の如く得られた基準較正データおよび回帰の概念
は、本発明のエネルギーによる利得の較正にも利用され
る。

写像されている前記プレキシガラス／アルミニウムの
各組合わせに対して、全高／低エネルギー検出素子の利
得が決定される。これは、エアスキヤン利得に対する本
出願の「従来の技術」に記載された通りに行なわれる。
但し、代わりにプレキシガラス／アルミニウム走査が利
用される場合は別である。よつて、各検出素子に対し
て、対応する検出素子利得の外に特定の高／低エネルギ
ーの検出素子対に対応する（平均）高／低エネルギー画
素値を形成することができる。

言い換えれば、所与の検出素子の利得は、下記の如く
表わすことができる。すなわち、 利得＝ｈ（u,v） （８） 但し、ｕおよびｖは、高／低エネルギーの画素値（上
式（５）のPIX LOおよびPIX HI）を夫々表わす。前記関
数ｈは、回帰によつて前記測定されたデータから近似さ
れる、すなわち、回帰によつてA₀,A₁およびA₂の値が生
ずる。

上式（５）のPIX LOおよびPIX HI値は、通常の態様で
オフセツトおよびドリフト補正されることを強調してお
きたい。前記Ref PIX LOおよびRef PIX HI値は、較正時
に決定されるということのためだけに、オフセツト補正
が行なわれる。

従来の上記利得係数が上式（５）から計算された利得
係数の関数に置き換えられ、最終的な画素値が計算され
る。検出器のビームの品質が基準ビームの品質と同じ場
合は、PIX LO＝Ref PIX LOおよびPIX HI＝Ref PIX HIと
なり、上式（５）は、上記の如く省略される。すなわち GAIN（PIX LO,PIX HI）＝A₀ （９） よつて、標準的な濾過では、上式（５）のビームの品質
による利得補正が通常の利得補正形式に縮少される。

上式（５）は、以下の如く簡略化される。すなわち、 GAIN（PIX LO,PIX HI）＝A₃＋A₁ ^＊log（PIX LO） ＋A₂ ^＊log（PIX HI） （10） 但し、 A₃＝A₀−A₁ ^＊log（Ref PIX LO）−A₂ ^＊log（ret PIX H
I）となる。

前記ベクトルA₃は、較正時に計算して記憶することが
できるという点において定数である。

次に、第４図には本発明を実現する回路のブロツク図
が示されている。信号セツト01および02から得られた補
正のされていない生の画素データが減算器80を介して送
られ、そこで前記生の画素データからRAM（ランダムア
クセス記憶装置）82に記憶されたオフセツトデータが減
算され、オフセツト補正されたデータ84を生ずる（上式
（１）を参照）。前記オフセツト補正されたデータ84
は、乗算器86を介して送られるが、該乗算器では、RAM8
8に記憶されたドリフト補正データと乗算され、オフセ
ツトおよびドリフト補正されたデータ90を生ずる（上式
（２）を参照）。次いで、前記オフセツトおよびドリフ
ト補正されたデータ90が、対数発生器92を介して上式
（10）を計算する積和計算機94に送られる。前記高／低
検出器に対するA₁,A₂およびA₃ベクトルは、RAM96,98で
記憶される。前記積和計算機94によつて利得補正データ
100が発生され、別の乗算器102に送られ、そこでオフセ
ツトおよびドリフト補正されたデータ90と乗算され、最
終の、完全に補正された高／低画素値104を生ずるが、
該画素値は、本発明による装置の表示装置および／ある
いは記憶装置（第１図参照）に送られる。

第４図に図示された回路の演算ならびに記憶副装置
と、および必要とされる論理演算／タイミング回路（簡
略化のために詳略）の構成要素は市販入手可能なのでデ
ジタル電子回路の当業者は、容易にその構成を理解する
ことができる。前記対数発生器92は、RAMルツクアツプ
テーブルであつてもよい。オフセツトRAM82には、各走
査に先立ちＸ線無しで得られた（平均化された）生デー
タが負荷されなければならない。このことは、付加回路
を設けるか、または生データをホスト計算機に入れ、平
均化し、その結果をオフセツトRAM82へとダウンロード
することによつて達成される。前記ドリフトRAM88の内
容は、日々のエアスキヤンから計算されるので、最も好
都合な手続きは、これらのデータをホスト計算機で記憶
し、それらを定期的にダウンロードすることである。残
りのRAM96,98には、前記二重エネルギー較正から計算さ
れたデータが入つているので、この場合も、これらのデ
ータをホスト計算機で記憶し、それらを定期的にダウン
ロードすることが最も好都合な手続きとなる。

第４図の前記回路は、それが容易に入手できるICによ
つて構成されている場合には、二重エネルギーデジタル
Ｘ線撮影装置で現在使用されているデータ速度（約１メ
ガバイト／秒）に匹敵するほど十分に速いという点で、
「実時間」データ補正が可能である。よつて、データは
急速に補正され、補正された像は、直ちに可視しうる。

第４図の前記回路によつて実行された上記計算は、計
算機でも実行することができる。しかしながら、デジタ
ルＸ線撮影装置における像の画素数はかなり多い（約10
0万個）ので、汎用計算機で処理した場合には処理が遅
いが処理速度が重要でない場合は、これでもよい。

殆んどの場合、患者の位置決め、および露光レベルが
妥当なものであるかどうかを調べるために出来るだけ早
くデジタルＸ線撮影装置の像を表示することが望まし
い。実際、デジタルＸ線撮影装置のセールスポイントの
一つとして、フイルム処理の遅延が避けられなかつた従
来のＸ線撮影装置とは異なり、得られた像は、ほとん
ど、瞬時に見られるという点が挙げられる。補正回路の
構成を簡素化しても像を瞬時に見られる能力を保持する
ためには、「ハイブリツド」方法、すなわち補正のうち
の一部分をハードウエアで行ない、残りはホスト計算機
で行なうという方法を利用することができる。特に、オ
フセツト、ドリフトおよび第零次の利得補正は、上式
（１）および（４）を利用するとともに上式（４）のGA
IN（ROW）をA₀（ROW）で置換えて、ハードウエアで行な
うことができる。該ハードウエアから発生された像デー
タは、（僅かな第１次の利得補正だけを残して）殆んど
完全に補正され、患者の位置決めおよび露光レベルを確
認するための即時表示に対して完全に許容可能となる。
前記残りの第１項の利得補正項は、前記計算機において
オフラインモードで与えられＸ線撮影者が読取るための
完全に補正された像を発生することができる。ここでは
そのような手続きの詳細については説明しないが、演算
（mathematics）およびデジタル電子工学関係の技術に
精通した設計者には容易に理解しうるものである。

第４図に図示された構成は、プログラム可能な高速デ
ジタル信号処理装置で置換えることもでき、また、アレ
ー処理装置を備えた計算機をプログラムして、計算させ
ることもできる。周知の電子、または光学素子を用い
て、アナログ領域で若干の（または全ての）計算を行な
うことも可能である。

上式（１）で得られた特定のテイラー級数の展開は、
本発明のごとき二重エネルギーデジタルＸ線撮影装置に
おいて適切であることが判つた。しかしながら、他の利
得関数の表示も有用であることが証明されてもよい。上
記展開に更に多くの項を付加し、LOG（PIX LO/Ref PIX
LO）およびLOG（PIX HI/Ref PIX HI）の代わりにPIX LO
/Ref PIX LOおよびPIX HI/Ref PIX HIについて展開して
もよいし、他型式の展開（例えばフーリエ級数またはチ
エビシエフ多項式等）を利用してもよい。

詳細に説明された本発明による装置は、エネルギー弁
別像感知器を有する二重エネルギーデジタルＸ線撮影装
置であるが、前記補正はkVpスイツチングを利用したＸ
線撮影装置を含むいずれの二重エネルギーＸ線装置にも
同様に適用することができる。

写像されている物質の先験的知識が得られる場合に
は、透過率を一度測定するだけで前記ビームの品質を判
断することができる。よつて、たとえ単一エネルギーＸ
線写像装置でも、エネルギーによる利得補正を利用する
ことができる。例えば、乳房撮影の場合、初めに写像さ
れる（軟組織で脂肪質の）物質は、それらのＸ線エネル
ギー減衰プロフイールが非常に類似しており、ビームの
硬さを、単一のエネルギー画素値から正確に評価するこ
とができる。よつて、検出器の利得対画素値を測定して
単一の可変テイラー級数を展開するのには十分である。
この概念は、たとえ写像している物質が乳房撮影の場合
ほど均一ではない、単一エネルギー装置でも、ある程
度、有効である。

本発明は、好適な実施例を挙げて説明されてきたが、
本実施例に関する上記の詳細な説明を読み、かつ理解し
た上で、何らかの改変および変更をなしうることが判
る。

【図面の簡単な説明】

本発明は、種々の段階または構成要素によつて構成され
ている。添付の図面は、好適な実施例を説明するための
ものであつて、制限するものではない。 第１図は本発明を組み込んだデジタルＸ線撮影装置の斜
視図であり、第２図は第１図に図示の装置の一部分を示
す側面図であり、第2A図は第１図に図示の装置の一部分
を示す詳細な側面図であり、第３図はビームの品質の関
数としての検出器の利得をグラフで表示したものであ
り、かつ第４図は本発明を実現する回路のブロツク図で
ある。 図中、10はＸ線源、12はＸ線束、14は検出器アセンブ
リ、16は第１のコリメータ、20は第２のコリメータ、24
は走査装置、30は回動装置、32はフオーカルスポツト、
33はＸ線管の陽極、36は符号化器、40は第１の検出素子
アレー、42は第２の検出素子アレー、64は検出器セグメ
ントの第１の基層、66は検出器セグメントの第２の基
層、68および70は検出器セグメントの螢光体被覆層、72
および74はホトダイオード、76はフイルタ素子、80は減
算器、82はRAMオフセツトデータ、86は乗算器、88はRAM
のドリフト補正データ、92は対数発生器、94は積和計算
機、96および98はRAM HI/LOベクトル、102は乗算器、を
夫々示す。

Claims (2)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】Ｘ線撮影装置において、前記装置は、 （イ）放射線源と、 （ロ）前記放射線源および放射線応答検出器アレー間の
   空間に対象物を位置決めするように前記放射線源から十
   分間隔を置いて配置された前記放射線応答検出器アレー
   と、 （ハ）前記対象物が該対象物の空間に位置決めされると
   前記検出器アレーおよび前記対象物間の相対的走査運動
   を行なう走査手段と、 （ニ）前記放射線源を作動して放射線を前記対象物の空
   間を通り前記検出器アレーへ向かうように方向づける電
   源手段と、 （ホ）前記検出器アレーに結合されて該検出器アレーに
   入射する放射線のビームの品質を判定する回路と、 （ヘ）前記検出器および前記回路に結合されて前記入射
   放射線に対する検出器アレーの応答を補正する補正手段
   であって、前記補正は前記入射放射線のビームの品質の
   関数である前記補正手段と、および （ト）前記補正手段に結合されて入射放射線に対する補
   正された検出器アレーの応答を表示する像を生ずる写像
   回路 とによって構成されていることを特徴とする上記Ｘ線撮
   影装置。
2. 【請求項２】特許請求の範囲第１項記載の前記装置にお
   いて、前記補正手段は （イ）ビームの品質の変化に対する前記検出器の応答を
   表示する高／低エネルギーの１組の較正信号を記憶する
   手段と、 （ロ）前記検出器および前記記憶手段に結合されて検査
   中前記対象物を透過した放射線を表示する１組の像信号
   を前記較正信号と合成し、補正像信号を生ずる関数発生
   器と、および （ハ）前記関数発生器および前記検出器に結合されて前
   記利得補正関数により前記１組の像信号を変調し、利得
   補正された検出器応答を生ずる変調回路 とによって構成されていることを特徴とする上記Ｘ線撮
   影装置。