JPH06102065B2 - 放射線撮影装置 - Google Patents
放射線撮影装置Info
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- JPH06102065B2 JPH06102065B2 JP60266588A JP26658885A JPH06102065B2 JP H06102065 B2 JPH06102065 B2 JP H06102065B2 JP 60266588 A JP60266588 A JP 60266588A JP 26658885 A JP26658885 A JP 26658885A JP H06102065 B2 JPH06102065 B2 JP H06102065B2
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
- G01T1/164—Scintigraphy
- G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
- G01T1/1644—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using an array of optically separate scintillation elements permitting direct location of scintillations
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computerised tomographs
-
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/06—Diaphragms
Description
【発明の詳細な説明】 （イ）産業上の利用分野 本発明は診断用放射線撮影装置に関し，特に放射線検出
器アレイで測定視野を走査し、ディジタル放射線像を直
接に撮影する技術に関する。
器アレイで測定視野を走査し、ディジタル放射線像を直
接に撮影する技術に関する。
（ロ）従来技術 Ｘ線画像診断法は，これまで写真法によって発達してき
た長い歴史をもち，最近ではＸ線イメージインテンシフ
ァイアとテレビシステムの発達普及や，イメージ蓄積板
を用いたデイジタル撮影法などの出現によって，高度の
技術レベルにまで完成され，広く普及した実用手段であ
るので，このなかにおける技術の改良は，実用的欠陥を
いくぶんでも伴う手段は，いくらかの特長をもっていて
も実利用面には採用されがたい。
た長い歴史をもち，最近ではＸ線イメージインテンシフ
ァイアとテレビシステムの発達普及や，イメージ蓄積板
を用いたデイジタル撮影法などの出現によって，高度の
技術レベルにまで完成され，広く普及した実用手段であ
るので，このなかにおける技術の改良は，実用的欠陥を
いくぶんでも伴う手段は，いくらかの特長をもっていて
も実利用面には採用されがたい。
Ｘ線あるいは放射線，光線は，本来，粒子（光子）によ
り構成され，線の強度を測定するには，光子の個数を数
えることが最も正確な手段である。これまでの従来で
は，光子を検出し計数する電子装置はかなり複雑にな
り,1系路のみの測定にはこの手段が用いられても，画像
計測のような多チャンネルの測定系路を要する場合に
は，適用が困難であった。
り構成され，線の強度を測定するには，光子の個数を数
えることが最も正確な手段である。これまでの従来で
は，光子を検出し計数する電子装置はかなり複雑にな
り,1系路のみの測定にはこの手段が用いられても，画像
計測のような多チャンネルの測定系路を要する場合に
は，適用が困難であった。
最近の半導体素子・回路製造技術の進歩により，計数式
の画像測定の実現が可能になりつつあるが，なお全面的
な採用は規模の過大な点より困難であり，計数系路を縮
減するなんらかの工夫が必要である。
の画像測定の実現が可能になりつつあるが，なお全面的
な採用は規模の過大な点より困難であり，計数系路を縮
減するなんらかの工夫が必要である。
容易に考えられる測定系統の縮減策は，他の測定法でも
古来よりしばしば用いられる走査機構の導入であり，そ
の単純な案が特開昭59−94046号公報，特開昭60−80746
号公報などに示されている。そこでは，多数の放射線検
出素子とそれらのそれぞれに直結した計数回路とを１列
のアレイ状に並べ構成し,X線透過像の投影された視野面
をこれで走査して，各計数チャネルの計数値を走査につ
れて区切りながら画像メモリーの対応セルに転送してい
って,2次元のディジタル像を得ようとするものである。
古来よりしばしば用いられる走査機構の導入であり，そ
の単純な案が特開昭59−94046号公報，特開昭60−80746
号公報などに示されている。そこでは，多数の放射線検
出素子とそれらのそれぞれに直結した計数回路とを１列
のアレイ状に並べ構成し,X線透過像の投影された視野面
をこれで走査して，各計数チャネルの計数値を走査につ
れて区切りながら画像メモリーの対応セルに転送してい
って,2次元のディジタル像を得ようとするものである。
（ハ）発明が解決しようとする問題点 しかしこの方法を実現すべく実際の技術手段と対応させ
てみると，このような単純な構成では根本的に受光面積
が少なく，したがって感度が不足であって，次のような
簡単な定量的検討によってただちに判明するごとく，実
用条件においては長大な撮影時間を要し，実用に供しが
たい。すなわち， 今日通常に用いられるなかでの最大級大出力Ｘ線管の長
時間最大出力は100mR（レントゲン）ていどである。例
えばよく利用されるような視野350×350mmを1000×1000
画素に分割し撮影する場合,1画素の大きさは0.35×0.35
mmの正方形となる。視野に入射するＸ線光子の数は別の
計算により３×105個／mm2/mR/秒であるので,1画素が捉
える毎秒光子数は， 光子数／画素／秒＝100mR×３×105個×0.352mm2/1000
点／秒＝3675個／画素／秒 となる。
てみると，このような単純な構成では根本的に受光面積
が少なく，したがって感度が不足であって，次のような
簡単な定量的検討によってただちに判明するごとく，実
用条件においては長大な撮影時間を要し，実用に供しが
たい。すなわち， 今日通常に用いられるなかでの最大級大出力Ｘ線管の長
時間最大出力は100mR（レントゲン）ていどである。例
えばよく利用されるような視野350×350mmを1000×1000
画素に分割し撮影する場合,1画素の大きさは0.35×0.35
mmの正方形となる。視野に入射するＸ線光子の数は別の
計算により３×105個／mm2/mR/秒であるので,1画素が捉
える毎秒光子数は， 光子数／画素／秒＝100mR×３×105個×0.352mm2/1000
点／秒＝3675個／画素／秒 となる。
Ｘ線吸収により透過量が1/10となる体患部において統計
変動による量子ノイズ（＝N-0.5（％））を１％以下に
とどめるには，検出光子数を104個，したがって体に入
射する前の光子数を105個必要とし，露光時間は105/367
5＝27秒となる。このような長い撮影時間では，この間
呼吸を止めることはできず，体動も大きく影響し，また
Ｘ線管の昇温が激しくて連続撮影が制限され，管の消耗
も激しい。
変動による量子ノイズ（＝N-0.5（％））を１％以下に
とどめるには，検出光子数を104個，したがって体に入
射する前の光子数を105個必要とし，露光時間は105/367
5＝27秒となる。このような長い撮影時間では，この間
呼吸を止めることはできず，体動も大きく影響し，また
Ｘ線管の昇温が激しくて連続撮影が制限され，管の消耗
も激しい。
その他，走査方式の計数型Ｘ線画像影響法を完成させる
ためには，以下に解決策を述べるような多くの問題が存
在する。
ためには，以下に解決策を述べるような多くの問題が存
在する。
（ニ）問題点を解決するための手段 本発明は、被検体をはさんで一方に放射線源と放射線の
拡がりを限定するスリットを設け、他方には放射線検出
器の配列を設けて、スリット及び放射線検出器の配列を
被検体に対して移動させて画像データを採取する放射線
撮影装置であって、所定数の検出器を配列してなる検出
器ブロックをその配列方向に複数並べて前記放射線検出
器の配列を形成し、この放射線検出器の配列およびそれ
に対応する前記スリットを複数列設けるとともに、前記
検出器ブロック間に生じる検出器欠陥カ所の測定データ
が得られるよう、前記移動による各検出器の走査線が相
隣あう前記放射線検出器の列について相互に入り混じる
ようにそれぞれの放射線検出器の配列の位置を一方向に
ずらせたことを特徴とする。
拡がりを限定するスリットを設け、他方には放射線検出
器の配列を設けて、スリット及び放射線検出器の配列を
被検体に対して移動させて画像データを採取する放射線
撮影装置であって、所定数の検出器を配列してなる検出
器ブロックをその配列方向に複数並べて前記放射線検出
器の配列を形成し、この放射線検出器の配列およびそれ
に対応する前記スリットを複数列設けるとともに、前記
検出器ブロック間に生じる検出器欠陥カ所の測定データ
が得られるよう、前記移動による各検出器の走査線が相
隣あう前記放射線検出器の列について相互に入り混じる
ようにそれぞれの放射線検出器の配列の位置を一方向に
ずらせたことを特徴とする。
（ホ）作用 感度不足の問題を解決するには，検出面積（受光面積）
を増大させる必要があるが，本発明は検出面積の拡大を
最小の負担で実現させるとともに，それを利用して，さ
らに良好な画質を与える。すなわち，検出器列におい
て，走査線間隔に対し，検出器の間隔が大きく，各検出
器素子の面積を増大させる。また，各素子の検出領域が
互いにいくぶん重複することにより，素子と素子との間
の情報の欠落を防ぎ，像の細部の表現が円滑になる。
を増大させる必要があるが，本発明は検出面積の拡大を
最小の負担で実現させるとともに，それを利用して，さ
らに良好な画質を与える。すなわち，検出器列におい
て，走査線間隔に対し，検出器の間隔が大きく，各検出
器素子の面積を増大させる。また，各素子の検出領域が
互いにいくぶん重複することにより，素子と素子との間
の情報の欠落を防ぎ，像の細部の表現が円滑になる。
（ヘ）実施例 第１図は本発明の撮影装置の全体を示す説明図である。
第１図において,X線管（１）（放射線源）から放射され
たＸ線はスリット板（５）に穿たれたスリット（４）を
通り扇形のＸ線ビーム（13）となって被検体（６）を透
過し，センサー板（10）上の検出器列（９）の各検出器
によって検出される。（11），（12）はそれぞれモニタ
ー用のＸ線イメージインテンシファイヤ（XII）及びXII
の像を撮影するモニターTVである。スリット板（５）及
びセンサー板（10）はそれぞれスリット支柱（３）及び
センサー支柱（７），（８）に沿って図示しない駆動装
置により上から下，又は下から上へと移動する。もっと
もこの移動は被検体を透過するＸ線ビームの位置の移動
を起こさせるものであるから，相対的なものであり，例
えばスリット板（５）の代わりにＸ線管（１）を移動さ
せてもよい。（２）はＸ線強度をモニターする線量セン
サである。
たＸ線はスリット板（５）に穿たれたスリット（４）を
通り扇形のＸ線ビーム（13）となって被検体（６）を透
過し，センサー板（10）上の検出器列（９）の各検出器
によって検出される。（11），（12）はそれぞれモニタ
ー用のＸ線イメージインテンシファイヤ（XII）及びXII
の像を撮影するモニターTVである。スリット板（５）及
びセンサー板（10）はそれぞれスリット支柱（３）及び
センサー支柱（７），（８）に沿って図示しない駆動装
置により上から下，又は下から上へと移動する。もっと
もこの移動は被検体を透過するＸ線ビームの位置の移動
を起こさせるものであるから，相対的なものであり，例
えばスリット板（５）の代わりにＸ線管（１）を移動さ
せてもよい。（２）はＸ線強度をモニターする線量セン
サである。
第２図は第１図における検出板（10）上の構造を拡大し
た図である。すなわち，検出器（13）（素子）と検出器
からの信号を増幅する増幅器（14）と，パルス状の検出
信号を計数する計数回路（15）が１系統を成し，本実施
例では７系統が１つのブロックを形成し，横方向に数多
くのブロックを配列して１つの列を形成している。計数
出力信号線（16）は計数回路（15）からのデータを後段
に連なる画素処理部へ読み出すためのデータバスであ
り，アドレス信号線（17）は読み出す計数回路（15）を
指定するアドレスバスである。上記１ブロックの検出素
子，増幅器，計数回路は１枚の半導体基板上に形成され
る。検出素子（13）は，例えばCdTeのような半導体，又
はシンチレータとホトダイオードの結合であり，目的と
する放射線のエネルギー，種類によって定める。
た図である。すなわち，検出器（13）（素子）と検出器
からの信号を増幅する増幅器（14）と，パルス状の検出
信号を計数する計数回路（15）が１系統を成し，本実施
例では７系統が１つのブロックを形成し，横方向に数多
くのブロックを配列して１つの列を形成している。計数
出力信号線（16）は計数回路（15）からのデータを後段
に連なる画素処理部へ読み出すためのデータバスであ
り，アドレス信号線（17）は読み出す計数回路（15）を
指定するアドレスバスである。上記１ブロックの検出素
子，増幅器，計数回路は１枚の半導体基板上に形成され
る。検出素子（13）は，例えばCdTeのような半導体，又
はシンチレータとホトダイオードの結合であり，目的と
する放射線のエネルギー，種類によって定める。
第３図は本発明の放射線検出器の配列の一実施例を示す
図である。まず,500個（欠落カ所を含む）の正方形検出
器（検出素子）を並べて線状アレイとした検出器列を１
対，互いに10mm程度離して平行に並べて一組の検出器列
とする。１個の検出素子の検出面の大きさは一辺＝0.7m
m（＝350mm/500素子）である。２本の検出器列のそれぞ
れの走査線を相互に入り混じるように,1画素分すなわち
0.35mmずらせて取り付け，それぞれは奇数画素行および
偶数画素行を分担して走査し，放射線を検出する。図で
はこの２本の検出器列の組を第１組から第４組までの４
組を平行に適当な距離を置いて設けている。検出器（1
3）は５個をまとめて検出器ブロック（18）とし，走査
線は１から1006までの番号を付している。（19）は検出
器ブロック（18）をつなぎ合わせて１つの検出器列とす
るときに生じる検出器欠落カ所である。
図である。まず,500個（欠落カ所を含む）の正方形検出
器（検出素子）を並べて線状アレイとした検出器列を１
対，互いに10mm程度離して平行に並べて一組の検出器列
とする。１個の検出素子の検出面の大きさは一辺＝0.7m
m（＝350mm/500素子）である。２本の検出器列のそれぞ
れの走査線を相互に入り混じるように,1画素分すなわち
0.35mmずらせて取り付け，それぞれは奇数画素行および
偶数画素行を分担して走査し，放射線を検出する。図で
はこの２本の検出器列の組を第１組から第４組までの４
組を平行に適当な距離を置いて設けている。検出器（1
3）は５個をまとめて検出器ブロック（18）とし，走査
線は１から1006までの番号を付している。（19）は検出
器ブロック（18）をつなぎ合わせて１つの検出器列とす
るときに生じる検出器欠落カ所である。
このようにすると,X線受光面積は，単純な従来構成の検
出器配列に比べて，各素子の面積で４倍,4組の検出器列
を持ったことにより４倍，計16倍の感度上昇になり，撮
影時間がそれだけ短縮できる。そして,X線管は，短時間
であれば長時間定格の数倍のＸ線を放射できるので，さ
らにこの利点を加えて，撮影時間は一挙に0.5秒に圧縮
し得る。0.5秒間であれば呼吸を止めることができ，心
臓付近以外では体動や血流の影響のない先鋭な画像を撮
影することができる。撮影時間を1/50以下の短縮に対
し，検出器の増加は４倍にとどめられている。
出器配列に比べて，各素子の面積で４倍,4組の検出器列
を持ったことにより４倍，計16倍の感度上昇になり，撮
影時間がそれだけ短縮できる。そして,X線管は，短時間
であれば長時間定格の数倍のＸ線を放射できるので，さ
らにこの利点を加えて，撮影時間は一挙に0.5秒に圧縮
し得る。0.5秒間であれば呼吸を止めることができ，心
臓付近以外では体動や血流の影響のない先鋭な画像を撮
影することができる。撮影時間を1/50以下の短縮に対
し，検出器の増加は４倍にとどめられている。
画像の細部分解能は,1個の素子の面積が増大したことに
よってたしかに低下するが,X線源の焦点径を考慮すれ
ば，分解能は半減するにはいたらない。むしろ利点とし
て，素子検出領域が互いにいくぶん重複することによ
り，素子と素子との間の情報の欠落を防ぎ，像の細部の
表現が円滑になる効果が現れる。例えば，物体の鋭い辺
縁の像が画面に斜めに現れたとき，検出素子が小さいと
辺縁線はとげとげした階段状になるが，本考案のように
隣接した検出範囲が重なっていると，斜めの線でも２画
素にまたがって徐々に変化する滑らかな直線として表現
され，細部の像を読影するときにかえって認識しやすい
のである。
よってたしかに低下するが,X線源の焦点径を考慮すれ
ば，分解能は半減するにはいたらない。むしろ利点とし
て，素子検出領域が互いにいくぶん重複することによ
り，素子と素子との間の情報の欠落を防ぎ，像の細部の
表現が円滑になる効果が現れる。例えば，物体の鋭い辺
縁の像が画面に斜めに現れたとき，検出素子が小さいと
辺縁線はとげとげした階段状になるが，本考案のように
隣接した検出範囲が重なっていると，斜めの線でも２画
素にまたがって徐々に変化する滑らかな直線として表現
され，細部の像を読影するときにかえって認識しやすい
のである。
次に，実際に検出器を構築するとき，大きな半導体材料
は得がたいのでいくつかの小アレイブロックをつなぎ合
わせることが普通であり，接合部に当たる位置の画素に
は検出素子が欠落し，データが脱落する場所が現れるの
で，対策が必要である。また，各素子とそれに結合する
増幅器の特性の不揃いによって，画素ごとに感度が異な
り，採取した画像に不均一性が現れる。これは事前ある
いは事後に均一な照度のＸ線を視野前面に与えて測定し
た均一画像データを参照して，補正計算を施すことによ
りほぼ修正できるが，本考案においては複数列の検出器
アレイのスキマを互いに一致しないようにずらして配置
することによって，不均一性を分散させ，補正計算の効
果をより高めるようにすることができる。
は得がたいのでいくつかの小アレイブロックをつなぎ合
わせることが普通であり，接合部に当たる位置の画素に
は検出素子が欠落し，データが脱落する場所が現れるの
で，対策が必要である。また，各素子とそれに結合する
増幅器の特性の不揃いによって，画素ごとに感度が異な
り，採取した画像に不均一性が現れる。これは事前ある
いは事後に均一な照度のＸ線を視野前面に与えて測定し
た均一画像データを参照して，補正計算を施すことによ
りほぼ修正できるが，本考案においては複数列の検出器
アレイのスキマを互いに一致しないようにずらして配置
することによって，不均一性を分散させ，補正計算の効
果をより高めるようにすることができる。
第４図は検出器列（９）による走査説明図であり，視野
（21）の上側から下への走査にともない各検出器列のデ
ータ（カウント数）は画像処理装置内のイメージメモリ
ー（20）の各検出器位置に対応する番地に転送され読み
込まれる。入射スリットの開口は，これら検出器列にの
みＸ線ビームが照射されるように設け，かつ測定時には
この関係が保たれるように連動して移動させる。そして
移動につれて，検出素子およびそれに接続された各々の
計数回路は，被検体を透過したＸ線の強度をパルス計数
して，イメージメモリーに転送し対応アドレスに積算
し，画像を形成させるのである。検出器列を隔てる距離
は，透過Ｘ線の周囲に広がる散乱Ｘ線を十分に避け得る
ほどに広く，また列間が広がって同一部位を走査する時
間間隔が過大にならないように定めてある。
（21）の上側から下への走査にともない各検出器列のデ
ータ（カウント数）は画像処理装置内のイメージメモリ
ー（20）の各検出器位置に対応する番地に転送され読み
込まれる。入射スリットの開口は，これら検出器列にの
みＸ線ビームが照射されるように設け，かつ測定時には
この関係が保たれるように連動して移動させる。そして
移動につれて，検出素子およびそれに接続された各々の
計数回路は，被検体を透過したＸ線の強度をパルス計数
して，イメージメモリーに転送し対応アドレスに積算
し，画像を形成させるのである。検出器列を隔てる距離
は，透過Ｘ線の周囲に広がる散乱Ｘ線を十分に避け得る
ほどに広く，また列間が広がって同一部位を走査する時
間間隔が過大にならないように定めてある。
次に実用上解決すべき問題として,X線源の時間的な強度
変化による画像の濃淡ムラの修正がある。Ｘ線源変動の
主因は整流電源に残る脈流であり,3相全波整流において
も25％の線量変動が含まれる。通常の撮影法では視野全
面を同時に測定するので，画像上のムラにはならない
が，本法のような走査形では放置できない問題となる。
変化による画像の濃淡ムラの修正がある。Ｘ線源変動の
主因は整流電源に残る脈流であり,3相全波整流において
も25％の線量変動が含まれる。通常の撮影法では視野全
面を同時に測定するので，画像上のムラにはならない
が，本法のような走査形では放置できない問題となる。
そこで，第１図に示すように線量センサ（２）によって
入射前のＸ線量を並行して測定し，その測定値によって
その時測定した検出出力値を補正する必要がある。方法
として，モニター値を図示しない画像処理装置内のメモ
リーに時系列データとして記録し,1画面測定後に測定し
た画像データに対して計算補正する，または測定時に１
画素列ごとに刻々計算補正する，あるいは１走査線ごと
に入射線量測定値が一定になるように，走査速度あるい
は計数時間を制御する，などのいずれかの方法を採用す
る。注意すべきは，線量測定値に誤差が含まれると，画
像の１ラインにわたって同じ割合の濃度変動が生じて画
像がはなはだ見にくくなることであり，これを防ぐため
に線量検出器の測定線量すなわち感度は，通常の画素の
検出器に比べて相当に大きくしておかなければならな
い。同じサイズの検出器を用いるならば，数個の素子の
出力を合算して用いる。また，得られた画像に対して補
正計算を施す場合には,1つの画素に得た値は複数の検出
器から異なる時間に得た値が積算されているわけなの
で，線量モニターの時間的に対応した４ケ所のデータを
合算して基準値に用いなければならない。
入射前のＸ線量を並行して測定し，その測定値によって
その時測定した検出出力値を補正する必要がある。方法
として，モニター値を図示しない画像処理装置内のメモ
リーに時系列データとして記録し,1画面測定後に測定し
た画像データに対して計算補正する，または測定時に１
画素列ごとに刻々計算補正する，あるいは１走査線ごと
に入射線量測定値が一定になるように，走査速度あるい
は計数時間を制御する，などのいずれかの方法を採用す
る。注意すべきは，線量測定値に誤差が含まれると，画
像の１ラインにわたって同じ割合の濃度変動が生じて画
像がはなはだ見にくくなることであり，これを防ぐため
に線量検出器の測定線量すなわち感度は，通常の画素の
検出器に比べて相当に大きくしておかなければならな
い。同じサイズの検出器を用いるならば，数個の素子の
出力を合算して用いる。また，得られた画像に対して補
正計算を施す場合には,1つの画素に得た値は複数の検出
器から異なる時間に得た値が積算されているわけなの
で，線量モニターの時間的に対応した４ケ所のデータを
合算して基準値に用いなければならない。
補正計算の内容，出力値のイメージメモリーへの転送方
法などは，今日では通常の画像処理システムなどによく
用いられていて，一般によく知られた技術なので，説明
を省略する。
法などは，今日では通常の画像処理システムなどによく
用いられていて，一般によく知られた技術なので，説明
を省略する。
なお，以上の説明はディジタル回路で測定を行う場合に
ついて行ったが，アナログ方式で実施してもその範囲で
上のような効果が得られることは当然である。また扱う
放射線がＸ線だけでなく，ガンマ線や光線であっても基
本技術は同一である。
ついて行ったが，アナログ方式で実施してもその範囲で
上のような効果が得られることは当然である。また扱う
放射線がＸ線だけでなく，ガンマ線や光線であっても基
本技術は同一である。
また上の思想を延長すれば，例えば検出器列の数を増
し，画素列の分担を更に分けて，感度の向上を計るなど
の変形も容易に考えることができる。
し，画素列の分担を更に分けて，感度の向上を計るなど
の変形も容易に考えることができる。
（ト）発明の効果 光子計数式Ｘ線画像撮影法は，検出器がもたらすノイズ
を光子パルスと弁別しディジタル手法により計数して，
入射Ｘ線の統計的変動以外のアナログ法では必然的な検
出系ノイズを完全に除去した画像を提供する。しかし完
全な２次元計数式検出方式はきわめて多量の検出器，増
幅・計数回路を要するがゆえに，現在でもなお容易な実
現が困難である。走査式測定方式は簡略な測定系を実施
可能とするが，単純な構成では感度が十分でなく，撮影
時間を実用許容範囲以上に長大化する。
を光子パルスと弁別しディジタル手法により計数して，
入射Ｘ線の統計的変動以外のアナログ法では必然的な検
出系ノイズを完全に除去した画像を提供する。しかし完
全な２次元計数式検出方式はきわめて多量の検出器，増
幅・計数回路を要するがゆえに，現在でもなお容易な実
現が困難である。走査式測定方式は簡略な測定系を実施
可能とするが，単純な構成では感度が十分でなく，撮影
時間を実用許容範囲以上に長大化する。
本発明は，検出器数を少なくとどめながら感度，分解能
を実用必要範囲に引き上げる。
を実用必要範囲に引き上げる。
また，画質をより円滑にし，また散乱Ｘ線の妨害をこの
構造により最小にとどめるとともに素子の製作技術から
来る制約を補う手段を提供するものである。
構造により最小にとどめるとともに素子の製作技術から
来る制約を補う手段を提供するものである。
第１図は本発明の放射線撮影装置の一実施例を示す全体
構成説明図，第２図は本発明実施例の検出器周辺の構成
を示す要部拡大図，第３図は本発明の放射線検出器配列
を例示する図であり，第４図は検出器列による走査説明
図である。 （１）…Ｘ線管，（２）…線量センサ （３）…スリット支柱、（４）…スリット （５）…スリット板、（６）…被検体 （７），（８）…センサー支柱、（９）…検出器列 （10）…センサー板 （11）…Ｘ線イメージインテンシファイヤ （12）…モニターTV、（13）…検出器 （14）…増幅器、（15）…計数回路 （16）…計数出力信号線、（17）…アドレス信号線 （18）…検出器ブロック、（19…検出器欠落カ所 （20）…イメージメモリ、（21）…視野
構成説明図，第２図は本発明実施例の検出器周辺の構成
を示す要部拡大図，第３図は本発明の放射線検出器配列
を例示する図であり，第４図は検出器列による走査説明
図である。 （１）…Ｘ線管，（２）…線量センサ （３）…スリット支柱、（４）…スリット （５）…スリット板、（６）…被検体 （７），（８）…センサー支柱、（９）…検出器列 （10）…センサー板 （11）…Ｘ線イメージインテンシファイヤ （12）…モニターTV、（13）…検出器 （14）…増幅器、（15）…計数回路 （16）…計数出力信号線、（17）…アドレス信号線 （18）…検出器ブロック、（19…検出器欠落カ所 （20）…イメージメモリ、（21）…視野
Claims (2)
- 【請求項１】被検体をはさんで一方に放射線源と放射線
の拡がりを限定するスリットを設け、他方には放射線検
出器の配列を設けて、スリット及び放射線検出器の配列
を被検体に対して移動させて画像データを採取する放射
線撮影装置において、 所定数の検出器を配列してなる検出器ブロックをその配
列方向に複数並べて前記放射線検出器の配列を形成し、
この放射線検出器の配列およびそれに対応する前記スリ
ットを複数列設けるとともに、前記検出器ブロック間に
生じる検出器欠陥カ所の測定データが得られるよう、前
記移動による各検出器の走査線が相隣あう前記放射線検
出器の列について相互に入り混じるようにそれぞれの放
射線検出器の配列の位置を一方向にずらせたことを特徴
とする放射線撮影装置。 - 【請求項２】複数列設けた前記放射線検出器において、
走査線が一致する検出器の測定データを加算することを
特徴とする、特許請求の範囲第１項記載の放射線撮影装
置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60266588A JPH06102065B2 (ja) | 1985-11-26 | 1985-11-26 | 放射線撮影装置 |
| KR1019860007021A KR890000632B1 (ko) | 1985-11-26 | 1986-08-25 | 방사선 촬영장치 |
| CN86105398A CN1023063C (zh) | 1985-11-26 | 1986-08-27 | 放射线摄影装置 |
| EP86401894A EP0230155A1 (en) | 1985-11-26 | 1986-08-28 | Apparatus for radiography |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60266588A JPH06102065B2 (ja) | 1985-11-26 | 1985-11-26 | 放射線撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62167535A JPS62167535A (ja) | 1987-07-23 |
| JPH06102065B2 true JPH06102065B2 (ja) | 1994-12-14 |
Family
ID=17432892
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60266588A Expired - Lifetime JPH06102065B2 (ja) | 1985-11-26 | 1985-11-26 | 放射線撮影装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0230155A1 (ja) |
| JP (1) | JPH06102065B2 (ja) |
| KR (1) | KR890000632B1 (ja) |
| CN (1) | CN1023063C (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005509510A (ja) * | 2001-11-23 | 2005-04-14 | プランメッド・オサケユキテュア | デジタルスキャン撮像のためのセンサ装置と方法 |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4841555A (en) * | 1987-08-03 | 1989-06-20 | University Of Chicago | Method and system for removing scatter and veiling glate and other artifacts in digital radiography |
| JPH01129840A (ja) * | 1987-11-14 | 1989-05-23 | Horiba Ltd | 骨塩濃度測定装置 |
| US4965726A (en) * | 1988-10-20 | 1990-10-23 | Picker International, Inc. | CT scanner with segmented detector array |
| GB9608946D0 (en) * | 1996-04-29 | 1996-07-03 | Osteometer Meditech As | Methods and apparatus for X-ray of bone densitometry |
| FR2776913B1 (fr) * | 1998-04-03 | 2000-06-23 | Thomson Tubes Electroniques | Procede d'acquisition de mesures et tomodensitometrie pour mettre en oeuvre le procede |
| KR20010087543A (ko) * | 2000-03-07 | 2001-09-21 | 이성호 | 디지털 방사선 영상 처리장치 |
| DE10324911B4 (de) * | 2003-05-30 | 2005-08-18 | Siemens Ag | Röntgenvorrichtung mit partiellem digitalem Detektor und Verfahren zum Betrieb einer solchen |
| DE10345175A1 (de) * | 2003-09-29 | 2005-01-13 | Siemens Ag | Verfahren und Röntgenanlage zur Erzeugung einer Röntgenaufnahme |
| CN101044983B (zh) * | 2006-03-31 | 2010-12-15 | 上海金根光电技术有限公司 | 医用的数字计算机图像的成像方法 |
| US8050385B2 (en) * | 2007-02-01 | 2011-11-01 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Event sharing restoration for photon counting detectors |
| JP5137770B2 (ja) * | 2008-09-30 | 2013-02-06 | シャープ株式会社 | 放射線画像撮影システム |
| KR101141051B1 (ko) * | 2010-07-27 | 2012-05-03 | 한국전기연구원 | 슬릿지그를 이용하여 구조좌표를 측정하기 위한 ｘ?선 유방암진단 시스템 및 그 방법 |
| CN103040480A (zh) * | 2012-12-11 | 2013-04-17 | 北京天海元科技有限公司 | 一种数字化x射线医疗影像系统 |
| CN103901491B (zh) * | 2012-12-27 | 2017-10-17 | 同方威视技术股份有限公司 | 人体背散射安检系统 |
| DE102019210204A1 (de) | 2019-07-10 | 2021-01-14 | Carl Zeiss Industrielle Messtechnik Gmbh | Verfahren zum Korrigieren von Streustrahlung in einem Computertomographen und Computertomograph |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US4179100A (en) * | 1977-08-01 | 1979-12-18 | University Of Pittsburgh | Radiography apparatus |
| US4203037A (en) * | 1977-08-01 | 1980-05-13 | University Of Pittsburgh | Collimated radiation apparatus |
| US4383327A (en) * | 1980-12-01 | 1983-05-10 | University Of Utah | Radiographic systems employing multi-linear arrays of electronic radiation detectors |
| DE3104052A1 (de) * | 1981-02-06 | 1982-08-19 | Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg | "roentgenuntersuchungsanordnung mit hoher ortsaufloesung" |
| EP0089148B1 (en) * | 1982-03-15 | 1987-02-25 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Multiple line detector for use in radiography |
| JPS60103940A (ja) * | 1983-11-11 | 1985-06-08 | 株式会社東芝 | Ｘ線撮影装置 |
-
1985
- 1985-11-26 JP JP60266588A patent/JPH06102065B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1986
- 1986-08-25 KR KR1019860007021A patent/KR890000632B1/ko not_active IP Right Cessation
- 1986-08-27 CN CN86105398A patent/CN1023063C/zh not_active Expired - Fee Related
- 1986-08-28 EP EP86401894A patent/EP0230155A1/en not_active Withdrawn
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005509510A (ja) * | 2001-11-23 | 2005-04-14 | プランメッド・オサケユキテュア | デジタルスキャン撮像のためのセンサ装置と方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN86105398A (zh) | 1987-06-03 |
| KR870004696A (ko) | 1987-06-01 |
| CN1023063C (zh) | 1993-12-15 |
| JPS62167535A (ja) | 1987-07-23 |
| EP0230155A1 (en) | 1987-07-29 |
| KR890000632B1 (ko) | 1989-03-22 |
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