JPH0661324B2 - 放射線撮影装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （イ）産業上の利用分野 本発明は放射線撮影装置に関するものである。放射線撮
影法は古くから周知の医療診断用写像技術である。

（ロ）従来の技術 従来のｘ線撮影装置において、放射線源、例えばｘ線源
は、励起されて、発散するｘ線の領域ビームを患者に照
射する。ｘ線感応螢光体スクリーンならびにｘ線に感応
するフイルムを有するカセツトは、該ｘ線源と反対の患
者側におけるｘ線通路に位置ぎめされている。患者の体
を通過するｘ線は減衰され、ｘ線が通過する患者の１部
分についての陰影を発生する。

ごく最近になつて、デイジタルｘ線撮影技術ならびに装
置が開発されて来ている。デイジタルｘ線撮影におい
て、ｘ線源は、患者の身体を通つて、患者の向う側のビ
ーム通路に置かれている検出器アセンブリに対してｘ線
を当てる。該検出器は、患者から出現する放射線パター
ンを定める電気信号を発生する。次いで、これらの信号
は処理されて、像についての視覚的な表示を発生する。

該検出器アセンブリには個別の検出器素子からなる細長
いアレーが含まれている。各検出器素子は入射するｘ線
に応答して、そのような放射線を表わすアナログ電荷信
号を発生する。これらのアナログ電気信号は、患者の体
から出現し、検出器アレー上に入射する放射線パターン
すなわち画像を表示する。

該アナグロ信号は写像回路によつてサンプルされ、処理
されて、先ずその信号対雑音比を改良し、そして後続的
にデイジタル化される。

該デイジタル信号は、デイジタルデータ処理装置（DP
U）に与えられる。データ処理装置は、デイジタルデー
タを記録しおよび／または処理し、さらにそれを増強す
る。

表示装置は画像を表わす適切なデイジタルデータに応答
して、該デイジタル情報を再びアナログ形式に変換し、
そして放射線により取得した像のパターンに由来する患
者の内部的身体構造についての視覚的表示を発生する。

該表示装置は、実質的に実時間写像を行なうデイジタル
データ処理装置に直接結合することもできるし、あるい
は以前の研究により生じた患者の像を表わすテープやデ
イスクなどのようなデイジタル記憶手段から、記憶され
たデイジタルデータを供給されることもできる。

デイジタルｘ線撮影法には、細いｘ線の拡散ビームを利
用する技術も含まれている。「走査（スリツト）投射ｘ
線撮影法」（SPR）と通常称されるこの技術を実行する
場合、拡散ビームは患者を横切つて走査される、すなわ
ち、患者は拡散ビームｘ線源と検出器アセンブリの間に
可動的に位置ぎめされ、検出器は該ビームと絶えず一直
線になるよう保持される。ｘ線源検出器構成と患者の体
との間で行なわれる相対運動によつて患者の大部分にわ
たつて走査するのである。

個別の検出器は一行の検出器素子を備えているように提
案されてきている。その他の提案として、正方形検出器
素子から成る矩形の検出器アレーがある。

ここで説明されているようなデイジタルｘ線撮影装置の
幾つかの様相についての詳細は、下記の出版物の中で明
らかにされているが、参照のためにここに記載すると、 （１） Mattson、R.A.他による「デイジタルチエスト
装置に関する設計ならびに物理的特徴」S.P.I.E.314
巻、デイジタルｘ線撮影法（1981年）、 （２） Arnold、B.A.他による「デイジタルｘ線撮影
法：概観」S.P.I.E.会報第273巻、1981年３月、 （３） Kruger、R.A.他による「実時間ｘ線減算写像の
ためのデイジタル映像処理装置、光学エンジニヤリング
第17巻、No.6（1978年）、 （４） 1982年11月26日、Gary Ｌ、Barnesにより出願
された「分離エネルギーレベル放射線検出」と題する米
国特許出願第444,605号、 （５） 「デイジタル走査投射ｘ線撮影における信号特
性の改良方法」と題する、Mattson他により、1983年10
月17日出願の米国特許出願542,384号などがある。

上述の検出器素子アレーに対するまた別の提案として、
正方形の検出器素子からなる２列の並んだ縦の列から成
る検出器アレーがある。しかし、該列の１つは、他方に
関して、単一検出器素子の高さの２分の１に等しい距離
だけ僅かに、垂直方向に変位され、すなわちオフセツト
されている。そのような構成はBarnesによる前記出願に
述べられている。

検出器アレーが正方形検出器素子からなる矩形アレーを
備えている場合、遅延集積（TDI）回路を利用すること
によつて、該検出器により発生される情報の信号対雑音
比を改良することもまた提案されている。そのような提
案装置の実施例が、参照のために記載するが、1983年５
月10日、Krugerに付与された米国特許第4,383,327号に
おいて、説明されている。提案されているそのようなTD
I装置は、検出運動の規則的間隔でのサンプリングおよ
び、個別の検出器により発生されたアナログ電荷信号を
同期的にシフトし加算する段階を利用している。そのよ
うな装置において、TDI回路は検出器素子と統合される
ことができる。

走査スリツトｘ線撮影法の重要な利点は、すぐれた散乱
阻止性ならびにデイジタル像感知器との両立性である。
そのような装置の重要な欠点は、ｘ線出力を非能率的に
利用することから生ずる重いｘ線管を装備するという要
件である。この非能率性は、ｘ線管の焦点におけるごく
小さい立体角を示す拡散ビームを定めている開口の幅に
よつて生ずる。

この欠点を軽減するために、細いビームを利用するその
ような装置の固有の良好な散乱阻止性を不当に危うくす
ることなしに、できるだけ太い拡散ビームを利用するこ
とが提案されている。Mattson他による前記特許出願を
参照されたい。しかし、拡散ビームが広げられる場合、
矩形検出器アレーを利用することはさらに困難となる。
それは、拡散ビームが太くなるにつれて、より多くの検
出器素子が必要となるし、データ率は高く従つて処理し
にくくなるためにそのような困難が生ずるのであつて、
そこでTDI技術が、走査運動と同期してデータをシフト
し加算するために利用されねばならず、その結果、各画
像部分すなわち「画素」に関するデータは適切に重畳さ
れて像のぼけを回避する。

遅延積分およびシフトと加算回路が利用される場合、検
出器素子出力信号は、単一検出器素子の一辺の長さに等
しい検出器運動の連続する増分でサンプルされる。以下
でより詳細に説明する理由のために、上述のTDIで利用
される場合の矩形検出器アレーの空間的解像度は固有に
得られる解像度の最大値より小さくなつている。

従来技術ならびに本発明の両方を容易に理解するには、
写像光学装置に関する若干の情報および定義が有用であ
る。

いずれの光学素子あるいは装置についての解像能力で
も、その「変調伝達関数」（MTF）によつて説明される
ことが多い。通常、像の一部分を解像するための光学装
置の性能は、像部分の詳細についての精細度（単位距離
あたりのライン数）が増加するにつれて減少する。単位
距離あたりのライン数は「ミリメータあたりのライン
組」として、しばしば表わされ、問題となつている像部
分の「空間周波数」として周知である。詳細の増加につ
れての解像度の劣化は像部分の明暗領域間におけるコン
トラストの低減として現われる。MTFはコントラスト比
対空間周波数の関数となつている。

矩形検出器素子は、そのエネルギー受容面のxy座標の各
々におけるMTFを有する。正方形検出器素子においてMTF
_ｘ＝MTF_ｙ、さらに両関数は、式sin c（pf）で表わされ
るように示すことができるが、但し、ｐは正方形素子受
信面の一辺の長さであり、ｆは写像しようと求められて
いる空間周波数であり、さらにsin c関数はsinc x＝sin
（πｘ）／（πｘ）として定義される。

上記の関係により、ｘとｙのMTFの各々は、空間周波数
がｆ＝１／ｐに増加する場合、先ず０に低減される。こ
の最初のゼロは、一般に、正方形検出器素子が確実に写
像することができる最大空間周波数（詳細）を表わすも
のと考えられる。

この現象はいずれの正方形検出器素子の解像性能におい
ても１つの限定要困であつて、その大きさ、すなわち
「開口」に依存する。このパラメータは「開口カツトオ
フ周波数」として参照される。

検出器素子は、「ナイキスト周波数」として周知の別の
解像度制約によつてもまた限定される。ナイキスト周波
数は、それ以上検出器素子が個別ラインを解像すること
ができない空間周波数である。しかし、検出器の大きさ
の関数であるよりはむしろ、ナイキスト周波数は、検出
器素子出力信号の連続するサンプリングが生ずる、増分
的な距離に関連する。TDI回路を利用することによつて
反復する検出器出力サンプリングを必要とするので、ナ
イキストカツトオフ周波数が関連する。

矩形アレーにおいてｘ座標で延長する、正方形検出器の
１行が、各連続素子の幅の増分ごとに１回サンプルされ
る場合、（サンプリング距離）（従来技術におけるよう
に）、以下で参照する出版物において示されるように、
ナイキスト周波数は、両座標軸に沿つて、僅かに１／
（2p）となつていることが述べられている。従つて、そ
のような矩形アレーにおいて説明されるようにサンプル
すると、ナイキスト周波数は、開口カツトオフの２倍も
解像度に制限を与えることになる。従つて、解像性能が
ナイキスト規準の下で失なわれる空間周波数は、解像性
能が開口カツトオフ周波数規準の下で失なわれる周波数
の半分だけとなつている。

この事は、正方形素子から成る移動性矩形アレーが利用
され、そして素子の行が１検出器幅の連続的増分でだけ
サンプルされる場合、そのような検出器の空間解像度
は、開口カツトオフ規準の下に、検出器素子の大きさ、
すなわち開口、によつて指定されるような、取得できる
最大値より少ないということを意味する。また、そのよ
うな検出器から発生される像には付随的要因も存在する
こともある。

ナイキスト規準はまた、矩形アレーのｙ座標にも利用す
ることができる。ｙ方向では、正方形素子の隣接行の間
における等しいサンプリング距離は１素子の１辺の長さ
ｐとなつている。

以下の出版物は、本技術に精通していない者の補助手段
として記載するが、それらは前記結論に関する理論につ
いて説明している。

Sones、R.A.他による「デイジタルｘ線装置のMTFの測定
方法」医用物理学11（２）、1984年３月／４月、166〜1
71ページ、Giger、M.L.他による「デイジタルｘ線撮影
法における基本的写像特性についての研究：変調伝達関
数」医用物理学11（３）、1984年５月／６月、287〜295
ページ。

正方形素子から成る矩形アレーが、各連続する素子の運
動の幅に対して１回だけサンプルされる場合、装置は、
該素子の大きさによつて指定されるような素子の解像力
を十分利用することができない、ということが明らかに
されている。

矩形アレーのｙ座標における解像度にも同じ結論が適用
される。これは、該アレーの隣接行の間の有効サンプリ
ング距離が、ｘ方向においてと同様に、ｐと定められて
いるからである。

従つて、増分距離ｐでサンプルされる矩形アレーは、ｘ
座標、ｙ座標のいずれにおいても、その固有の解像力を
十分に利用することができないのである。

２列だけを有するオフセツトアレーを利用することによ
つて、ｙ方向での有効サンプリング距離増分を改良（減
少）することも提案されている。しかし、これも、ｘ座
標におけるサンプリング距離には何らの減少ももたらさ
ないので、部分的改良にすぎない。

さらに、そのような検出器は２列の素子だけであり、検
出器アレーは該列に対して垂直に走査するので、そのよ
うなアレーはTDI写像回路と共には利用されていない。
従つて、そのような回路の信号強化利益は、いずれの周
知のスタガーアレー、すなわちオフセツトアレー、に関
しても有用ではないのである。

（ハ）問題点を解決するための手段 本発明の目的は、開口カツトオフ規準によつて定められ
ている、検出器アレーの個々の検出器素子の解像性能
を、ｘとｙの両座標におけるナイキスト周波数制限を取
除くことによつて最大限に利用し、一方、遅延積分回路
の十分な利益を保持して、該検出器アレーによつて捕捉
されるデータの信号対雑音比を増大することである。

上述の従来技術についての欠点は、改良検出器アレー配
列ならびにそれに関連する新規遅延積分回路を組み込
み、さらに該新規検出器配列で利用されるよう特に適応
された改良動作シーケンスを利用する。ｘ線撮影装置お
よび方法によつて、低減されあるいは除去されるのであ
る。

（ニ）作用 本発明を具体化するｘ線撮影装置は、放射線源ならびに
該放射線源から十分に間隔を置かれた検出器アレーを有
しており、放射線源と検出器の間に身体が位置ぎめでき
るようになつている。放射線源と一直線になつて、身体
に対して検出器アレーを走査する機構が設けられてい
る。走査中、身体を通つて検出器アレーに向つて放射線
を当てるよう放射線源を作動する電力装置が利用され
る。該アレーは、各々が入射する放射線に応答して、該
放射線を表わす電気信号を発生する、多くの検出器素子
から成つている。検出器アレーに結合される回路はこれ
らの信号に応答して、身体から出現して検出器アレーに
入射する放射線パターンによつて表わされる、身体の内
部構造を説明する像を発生する。

検出器アレーは、ずらした列の形式で配置された、複数
の個別検出器素子から成つており、該アレーは列に対し
て実質的に垂直な方向に走査される。

検出器素子列についてのずらした特性によつて、検出器
素子の隣接行の間における有効サンプリング距離を、列
に沿つた方向で計られた単一検出器素子の寸法の１／２
に等しい量まで、幾何学的に低減する。素子の各ずらし
た列は、単一検出器素子の大きさの１／２に等しい量だ
け、隣接列から、列に沿つて変位されるという本発明の
特定の様相のために、この現象が生ずるのである。この
構成は、検出器素子の隣接行が部分的に相互に散在する
という結果にる。

この配列によつて、ｙ方向における（列に平行な）検出
器アレーの解像性能を、素子の寸法によつて判定される
開口カツトオフ周波数により指示されるその解像力の限
界にまでで改良する。該配列によつて、ｙ方向における
検出器のナイキスト周波数を、ナイキスト周波数に開口
カツトオフ規準より以上の制限を解像度に加えさせるの
でなく、開口カツトオフ周波数に実質的に一致する値に
まで変調する。

ｘ方向における（列に垂直な）検出器の解像度は、新規
の遅延積分回路を利用することによつて、そして新規シ
ーケンスでのその動作を準備することによつて改良され
る。より特定的には、TDI回路は、列に対して垂直な方
向、すなわち、検出器素子行に平行な方向に、単一検出
器素子の幅の１／２に等しい検出器運動の連続的増分
で、検出器素子出力をサンプルする。サンプリング距離
におけるこの実際の低減によつて、ｘ方向におるナイキ
スト周波数を改良して、それを実質的に開口カツトオフ
周波数に等しくし、その結果、ナイキスト周波数は、開
口カツトオフ制限によつて可能であつたそれより少ない
レベルにまで解像度を限定することはない。

本発明のより特定的特徴は、実質的に均一な正方形断面
を有する個別検出器素子を利用することに存する。その
ような正方形素子（例えば、円形素子に対して）を利用
することによつて、与えられた全検出器アセンブリの大
きさに関して、最大の放射線感応表面積を容易に得るこ
とができる。

本発明のTDI回路の１様相は、該回路が個別検出器素子
と一体になつているのではなく、それから分離されねば
ならない、という点にある。この様相によつて、別の遅
延回路を、個々の検出器素子のそれぞれの出力に挿入す
ることを可能にしている。

若干の検出器素子からの出力に個々のそれぞれの遅延装
置を与えることによつて、アレー配列のずらした特性な
らびに連続する検出器素子幅の２分の１増分でのサンプ
リングの利用の両方の利益を容易に得ることができる。

これらの利益は本発明のより特定的特徴によつて実行さ
れるのであつて、すなわち、本発明において、検出器素
子行の各素子からの出力信号が、すぐ前の検出器素子の
それに関して、ｘ方向サンプリング距離の関数として、
かつ、隣接行の散在から生ずる該行の素子の分離の程度
だけ、遅延されるように遅延回路が備えられている。こ
の技術によつてTDI回路は、特定の像画素に関する全検
出素子信号を、出力に、同時に送信することができる。

本発明についてのこれらのそしてまた他の特徴ならびに
様相は、以下の特定の説明および図面により、明らかに
なるであろう。

（ホ）実施例 第１図および第２図は、本発明が組込まれている、スリ
ツト投射タイプのデイジタルｘ線撮影装置Ｓを示す。該
装置Ｓは、患者の胸部を横切る垂直軸の周囲で、太さが
１〜２センチメートルのｘ線拡散ビームを走査し、該患
者の身体から出現するｘ線のパターンを検出する。該検
出ｘ線によつて表わされる情報は処理され、表示されて
患者の内部的身体構造、すなわち状態についての像の表
示を説明する。

より特定すれば、装置Ｓは取付け構成Ｍに取付けられた
ｘ線源Ｘを有して、患者ｐの体を通つてｘ線の拡散ビー
ムＢを投射し、複数の検出器素子から成る整列した検出
器アセンブリＤを照射する。該拡散ビームＢは、前方ス
リツトＫによつて、実質的に垂直な面に限定される。検
出器アセンブリＤは、個別検出素子Ｅから成る一般に垂
直に延長したスタガーアレーを備えており（以下でより
詳細に述べるが）、さらに拡散ビームＢによつて定めら
れる垂直面と一直線になつている。検出器アセンブリＤ
に付随する後方スリツトＪは、拡散ビームＢをさらに画
定する働きをする。

ｘ線源Ｘは構成Ｍに取付けられて、第２図では紙面上で
延長しているように示される、垂直軸の周りを回転す
る。機械的連結部Ｌはｘ線管Ｘを検出器アレーＤおよび
スリツトＫとＪに結合し、そして該検出器アレーを、矢
印A,A′で定められる弧状通路沿いに患者の背後で走査
させ、検出器アセンブリＤが、ビームの走査回転運動の
間中、ビームＢと一直線になるよう保持する。

走査機構の具体例は、移動されるべき素子を接続する固
定のあるいは剛性の機械的連結部に限定されるわけでは
ない。サーボ制御および関連するパワー駆動装置による
実施例もまた当業者により適応されて、所望の走査運動
を達成することができる。

この実施例のまた別の様相によると、ｘ線管Ｘはまたそ
の焦点の周りで回動することもできて、ビームＢを走査
検出器と一直線になるように保持する。

ｘ線源Ｘは電力装置によつて制御されて、拡散ビームＢ
を、連続するｘ線ビームとしてあるいは急速に連続する
ｘ線パルスとして発散する。ｘ線管Ｘおよび検出器アセ
ンブリＤは、垂直軸の周りで、患者の身体の一方から他
方へ横切つて、同期的に走査する。検出器素子の各々か
らのアナログ検出器出力は定期的にサンプルされる。各
サンプルごとに画像情報の一部分を表わすアナログ信号
を発生する。一方から他方への走査の過程において、複
数の像ラインを描く信号が発生され、該ラインは一緒に
なつて、患者の内部的身体構造についての領域画像を構
成する。

検出器アセンブリによつて発生されるアナログ信号は、
アナログ／デイジタル変換器Ｃに与えられ、該変換器Ｃ
は出力をデイジタル化し、それをデイジタル処理受信装
置DPUに与える。DPUはこれらのデイジタル化出力信号を
処理して、ｘ線ビームＢによつて走査された患者の内部
的身体構造の画像についてのデイジタル表示を、１画素
づつのベースで、構成する。DPUからのデイジタル信号
は、デイジタル／アナログ変換器DACによつて、アナロ
グ形式に変換され、そして表示装置Ｔに与えられるが、
それに応答して、該表示装置は、DPUからの画像表示信
号に対応する画像を可視形式で発生する。

DPUに連絡して、選択的に、デイジタル記憶装置を備え
ることもでき将来の利用のために、該像の表示をデイジ
タル的に記憶する。そのような場合、該デイジタル記憶
された信号は、後にDPUによつて利用され、アナログ形
式に変換され、次いでその対応する画像が表示される。

遅延積分回路をTDIは検出器アセンブリＤの各素子Ｅ
（第３図参照）に結合されている。該遅延積分回路は作
動して、検出器素子Ｅからのアナログ信号をシフトし、
加算して、改良された信号対雑音比を有する、検出器素
子Ｅからのデータを表わす他のアナログ信号を発生す
る。すでに指摘したように、デイジタルｘ線撮影法で利
用される従来技術のTDI回路の一形式は、前記のKruger
特許で説明されている。

本発明の顕著な様相には、検出器素子のアレーの構成な
らびに、それに関するTDI回路の構成および動作モード
における改良装置が含まれている。しかし、従来技術に
よる検出器構成および対応する従来技術によるサンプリ
ング回路動作を説明することによつて、本発明に対する
理解も容易となるのである。

従来技術による正方形検出器素子から成る矩形マトリツ
クス（第３図）にとつて必要なシフトならびに加算の動
作が第４図で示されている。患者の基準わくから、第３
図で示されるように右へ、ｘ方向に向つて一定速度ｖ
で、検出器アレーは移動する。患者は、検出器アレーＤ
の基準わくから、−ｘ方向に、速度−ｖで、移動するこ
とになる。

各検出器素子（例えば、第３図のＥで示されるような）
は、集積された電荷として表わされる、受信したｘ線信
号を、それがサンプルされるまで、積分する。検出器素
子が、患者に関連して、ｔ秒ごとにサンプルされる場
合、サンプリング距離ｄ（ｘ方向における）は、式ｄ＝
vtによつて定義される。

第４図に示されるように、ｘ方向に延長する10の検出器
素子から成る１行を考慮されたい。式ｓ（j,k）はｊ番
目の検出器素子のｋ番目のサンプリングで集積された電
荷を表わすものとするが、但し、該素子は右から左へ番
号を付され、かつ、ｊは０から９までの範囲とする。ｄ
が検出器素子の中心から中心への間隔ｐ（「ピツチ」）
と同じになるように、サンプリングが調整されると仮定
してみる。

患者の「画素」がサンプル０において素子０と一直線に
位置ぎめされていると考えられたい。この画素はサンプ
ル１では素子１に、サンプル２では素子２に直面すると
いうように、順次続く。従つて、問題となつている画素
のｘ線値を表わす、素子９から最終的にシフトされる電
荷信号の最終値Ｑは、下記の式によつて与えられる。

Ｑ＝ｓ（0,0）＋ｓ（1,1）＋…＋ｓ（9,9） （式１） この式はシフトと加算シーケンスを説明するものである
ことは、当業者にとつて認められるであろう。CCD（電
荷結合デバイス）アナログシフトレジスタを利用する遅
延積分回路は、前記Krugerの特許で述べられているよう
に、アナログ領域においてこのシフトと加算シーケンス
を実行するのに好適であるとして周知である。

第３図に示される従来技術の検出器は、長さｐの辺を有
する正方形検出器素子から成る矩形マトリツクスを備え
ている。この検出器の空間周波数応答はｘとｙの応答の
積であつて、すなわち MTF＝（MTF_ｘ）（MTF_ｙ） （式２） さらに、MTF_ｘ＝MTF_ｙ＝sin c（pf） （式３） 但し、ｆは空間周波数である。ｘとｙの変調伝達関数
は、それぞれ、＝１／ｐにおいて最初に０となる。こ
れは、ここでは、開口カツトオフ周波数として引用され
る。

ｙ方向では、サンプリング距離は単に検出器素子ピツチ
ｐとなつている。

ｘ方向では、サンプリング距離ｄはサンプル区間ｔに依
存する。そのような従来技術のTDI利用法では、上例の
ように、ｄイコールｐであるようにｔが選定されねばな
らない。サンプリングによるナイキスト周波数は、そこ
で、両方向において１／（2p）となつている。従つて、
ナイキスト周波数は、検出器開口カツトオフ周波数の半
分だけとなる。このことは、この従来技術の例では、検
出器の空間解像度が検出器素子開口によつて指定された
それより少なく、さらに、前に説明したような検出器か
ら発生される像には、付随的要因が存在するであろうと
いうことを意味する。画素ピツチ（サンプリングピツ
チ）は検出器素子ピツチｐと同じであることに注目され
たい。

前述の従来技術に関連して説明した事象ならびに理論
は、通常の当業者の知識の範囲内である。しかし、関連
技術に精通していないかも知れない人々の利益のため
に、前述の分析に含まれる原理は、下記の出版物で説明
されており、参照のためここにその各々を記載する。

Giger、M.L.他による「デイジタルｘ線撮影法における
基礎写像特性の研究：変調伝達関数」医用物理学11
（３）1984年５月／６月、287〜295ページ。

Sones、R.A.他による「デイジタルｘ線装置のMTFの測定
方法」、医用物理学11（２）1984年３月／４月、166〜1
72ページ。

Goodman、J.W.「フーリエ光学回路入門」マグロウヒ
ル、1968年、21〜25ページ。

Newton、J.H.他による「頭骨および脳のｘ線学」コンピ
ユータ断層撮影法についての技術面、第５巻、3931ペー
ジ、3958ページ。

本発明は、固有の検出器素子開口カツトオフおよびナイ
キスト周波数による制約の間での検出器の解像力におけ
る不一致を除去するものである。本発明によつて、解像
度に関する開口カツトオフ制限内で固有に可能な最大の
理論的解像度を得ることができるのである。この利点
は、遅延積分回路を十分に利用することと一致して得ら
れるのである。

第５図では、本発明の検出器マトリツクス10が、12で示
される水平行および14で示される垂直列に構成された、
正方形検出器素子から成るスタガーアレーとして表わさ
れている。各列14は、ｐの２分の１に等しい距離、すな
わち各正方形検出器素子の１辺の長さの半分、だけ隣接
列から変位、すなわちオフセツトされている。

この構成において、変調伝達関数（MTF）は、やはり、
上述の式２と３で表わされる関係によつて、与えられ
る。

良好な実施例において、検出器素子の放射線感応正方形
面は、１辺が約0.35ミリメートルとなつている。該スタ
ガー検出器アレーには、約10.5×352.8ミリメートルの
全面積を有する30列、2016行が含まれる。

各検出器は、ｘ線シンチレータに結合された光ダイオー
ドのような、周知のタイプであつて、その感応面に入射
する放射線の受信に応答して、アナログ電荷信号を発生
する。この電荷は、素子の放射線感応面が放射線に対し
て露出している時間中、積分される。

遅延積分回路は検出器素子の各行に結合される。患者に
対して第５図の矢印で与えられる方向に、検出器が移動
するにつれて、TDI回路は独自のシーケンスで、電荷を
サンプルし、遅延させ、かつ、加算して、検出器素子の
スタガーアレーと連絡して解像度を大きく改良すること
ができる。各蓄積ステツプはサンプルステツプに先導さ
れる。

ナイキスト周波数はｙ方向では、検出器素子をずらすこ
とによつて２倍になる。ナイキスト周波数は、スタガー
アレーを利用して、各検出器の幅の半分の増分ごとにサ
ンプルすることによつて、ｘ方向で２倍となる。

本実施例において、ｐ／２の距離による検出器の連続す
る増分的相対運動ごとにサンプリングが生ずるような周
波数で、サンプリングが行われるのである。すなわち、
遅延積分回路は、行に沿つた検出器素子の出力に存在す
る電荷パケツトを、検出器アレーが、正方形検出器素子
の１つの１辺の長さの半分に等しい距離を移動する度毎
に、サンプルするのである。

TDI回路の特定動作は、第６図に関連して説明される。

第５図に示される検出器の「行」の意味を定めることは
重要である。第５図におけるように、ｘ方向に延長する
検出器素子の「行」は、該図において示されるように、
素子16,18,20,22,24からなるセツトで例示される。従つ
て、ｘ方向に延長する与えられた行における素子の中心
から中心の間隔は2p、すなわち均一の検出器素子の単一
のものの１辺の横方向の長さの２倍となつている。

第４図に示されるｙ方向では、スタガーアレー配列によ
つて指定されるサンプリング距離はｐ／２であるが、そ
れは行が部分的に散在するからである。このサンプリン
グ距離のために、ｆ＝１／ｐにおいて、ナイキストサン
プリングカツトオフを生じ、それは開口カツトオフ周波
数に等しくなつている。従つて、この良好な実施例で
は、ｙ方向において得られる実解像度は、開口カツトオ
フ周波数によつてだけ限定されるものとなつており、そ
れは、上述のように、従来技術の矩形アレー装置におい
て得られる、ナイキスト空間周波数によつて指定される
ものの２倍も有利になつている。

ナイキスト周波数の限定解像度と開口カツトオフのそれ
との間の同じ一致は、ｘ方向でサンプリング区間ｔを選
定することによつて、ｘ方向において達成され、その結
果、検出器相対運動のサンプリング増分距離はｐ／２と
なる。

ナイキスト周波数は、サンプリング距離が半減する場
合、倍加するので、このような改良が生ずるのである。
サンプリング距離ｐに対してナイキスト周波数ｆ_ｎ＝１
／（2p）となつている。ｐにｐ／２を代入すると、式は
次のようになる。

ｆ_ｎ＝１／〔２（2p／２）〕、すなわち_ｎ＝１／ｐ 従つて、所定の検出器素子の寸法に対して、本実施例の
構成で両方向において、従来技術のそれの２倍の解像度
を与えるのである。本実施例の画素寸法は、１検出器素
子の面積の僅かに４分の１となつている。

さらに、本発明の実施例によつて、標準的な従来技術に
よる矩形アレーのそれに比較して、付随的要因を実質的
に低減する。

これらの改良を達成するために、スタガー検出器アレー
は、その動作が式１で例示された回路とは異なる、関連
する遅延積分回路を必要とする。ｘ方向に延長し、５素
子を備える、第６図における検出素子の１行を考察して
みる。ｓ（j,k）はｊ番目の素子のｋ番目のサンプルを
表わすものとするが、この場合、素子は右から左へ番号
を付けられ、ｊは０から４までの範囲とする（第６図参
照）。さらにまた、参照符号26を与えられ、サンプル０
における素子０と一直線になつている画像部分すなわち
画素を考察してみる。この実施例におけるサンプリング
距離はｐ／２であるので、この特定画素は４番目のサン
プリングにおいてだけ素子１と１直線になり、サンプル
８では素子２と、サンプル12では素子３と、というよう
に順次続くのである。従つて、遅延積分回路によつて発
生され、この画素に対応する最終値は下記のようにな
る。

Ｓ_０＝ｓ（0,0）＋ｓ（1,4）＋…＋ｓ（4,17） （4a） サンプル時間1,2および３における素子０と１直線に並
ぶ他の画素に対しても類似式が与えられる。

Ｓ_１＝ｓ（0,1）＋ｓ（1,5）＋…＋ｓ（4,17） （4b） Ｓ_２＝ｓ（0,2）＋ｓ（1,6）＋…＋ｓ（4,18） （4c） Ｓ_３＝ｓ（0,3）＋ｓ（1,7）＋…＋ｓ（4,19） （4d） 式4a〜4dによつて表わされた関係を一般化することによ
つて、発生される全体像の、ｉ番目の行のｊ番目の画
素、すなわちＰ_（i,j）に対応する全集積電荷は下記の
式によつて与えられる。

但し、ｄ（m,n,k）はｋ番目のサンプリング期間中のｍ
行のｎ検出素子において集積された電荷である。

そしてＮは１行あたりの検出素子の数である。

式５の表示について図示したものとして第７図を参照さ
れたい。

第７図は、移動検出器アセンブリが検出器素子群に細分
されかつm,nがｍ番目の行のｎ番目の検出器素子を示す
と共に、静止画像面もi,j画素に細分される様子を示
す。

式４および５によつて表わされるシフトと加算シーケン
スは様々な方法で実行されることができる。良好な実行
方法は、遅延積分構成においてCCDアナログシフトレジ
スタの利用が考えられる。しかし、このシーケンスで作
動する場合、TDI CCDセルはそれ自体で検出器素子の一
部を構成することはできないということに注目すべきで
ある。むしろ、検出器素子はTDI回路に結合されるので
なく、分離されねばならない。

第８図は、式４および５によつて表わされる遅延と積分
のシーケンスを実行する回路の構成ならびに動作を示
す。第８図は、患者に対する相対的な検出器運動の11の
異なる段階における検出器アレーの一部分を示してお
り、これらの段階は０〜10まで番号をつけられている。

段階０に対応する図例に見られるように、２行の検出器
素子が図示されていて、各行にはその中心から中心の間
隔が2pとなつている２つの検出器素子があるが、この場
合、ｐは各正方形素子の１辺の長さとなつている。段階
０の図例では、そのような素子の１行は30,32と称さ
れ、もう１行は34,36と称される。

検出器素子32は、リード（線）38によつて、２セルシフ
トレジスタ40に結合される。検出器素子30は、リード42
によつて、６素子シフトレジスタ44に結合される。レジ
スタ40,44の出力は出力ライン46に並列で接続される。
問題となつている検出器素子行における検出器素子30と
32の両方によつて「読み出された」特定画素すなわち画
像部分に対応する全電荷値を表わす。レジスタ40と42か
らのアナログ信号を、出力ライン46が受信する。出力リ
ード46は入力としてADCに結合される。

検出器素子34のアナログ出力は、リード50によつて、４
セルシフトレジスタ52に結合される。検出器素子36の出
力は、リード54によつて、シフトレジスタ52の出力と並
列に、直接結合され、該合成出力は合計されて出力リー
ド56に現われる。リード56に現われるアナログ信号はDP
Uに送信され、周知の技法によりさらに処理される。リ
ード56に現われる各出力は、関連する行の両検出器素
子、すなわち素子34と36によつて読み出された画像部分
の全画素値を表わすアナログ信号となつている。

素子30,32,34,36に直接接続される各リードは、半透明
ポリシリコン導線から成る。

リード46と56における信号は、全体の画像におけるデー
タについての異なる行を表わす信号であつて、素子34と
36は上行を、そして素子30と32は下行を表わしているの
で、該信号は装置によつて混合されない、ということの
理解は重要である。

第８図にはまた、放射線60のハツチング領域が示されて
いる。放射線領域60は、いずれの与えられた段階での領
域内での、図示されているどんな検出器素子の上にでも
降下すると考えられるべきである。実際には、拡散ビー
ムからの放射線は、患者を通り、すべての検出器素子に
向つて同時に、連続的に向けられ、該放射線は、患者の
内部的身体構造に依存して、多量にまた少量に個々の検
出器素子上に落下する。しかし、図を明確にするため
に、患者から出現する放射線パターンは、第８図に示さ
れる放射線領域60の幅に等しい幅を有するスリツトであ
ると考えられる。

明確さのためには、また、段階０に対応する図例に連絡
して示される参照符号は、図面の不用な混乱を避けるた
めに、他の段階に対しては省略してある。段階０の図例
に関連する参照符号は、後続の段階１〜10の図例の対応
部分にもまた適用され得るものと考えられるべきであ
る。

第８図の回路と装置の動作は下記の通りである。

段階０において、放射線領域60はいずれの検出器素子の
いずれの部分にも入射していない。従つて、いずれの検
出器素子も、入射放射線を表わすアナログ信号を構成す
る電荷パケツトを発生していないのである。

周知のタイプではあるが、第８図では特定して図示され
ていない、クロツキング回路が備えられていることは理
解できる。各段階が増分すると、該クロツキング回路
は、リード38,42,54そして50において信号をサンプルさ
せる。それぞれ、シフトレジスタ40,44,52に結合されて
いる、リード38,42および50に関して、クロツキング回
路は、関連する素子からの各自の電荷パケツトを表わす
信号を、対応するシフトレジスタの第１セルに記憶させ
るのである。クロツキング信号もまた、各シフトレジス
タにすでに記憶されていた電荷関連信号を、該レジスタ
の次に続くセルにシフトさせる。クロツキング信号はシ
フトレジスタの最後のセルに記憶されているいずれの信
号でも、出力46と56のうちの関連するものへ進行させる
のである。

クロツキング回路は、上述のように、一連の動作を、検
出器の走行の１／２の連続的増分で素子がサンプルされ
るような周波数で実行する。

段階１と称する第８図の部分において、検出器は、患者
に対して右方向へ、ｐ／２の距離、すなわち検出器素子
の幅の半分だけ、移動したことになつている。この点に
おいて、検出器素子30は、検出器素子の半分がスリツト
放射線パターン60からの入射放射線を受けるように位置
ぎめされている。素子30は、該素子の中心に位置するド
ツトで示される電荷「パケツト」を発生する。放射線ス
リツト60内に入つていない他の素子は、電荷パケツトを
発生しない。

検出器部分がその増分運動の段階２に達する時間まで
に、段階１の図例におけるドツトで表わされる電荷パケ
ツトは、レジスタ44の第１セル内にクロツクされてい
る。そこで素子30はスリツトパターン60からの入射放射
線によつて完全に照明される。検出器素子は受信する放
射線の量に従つて電荷パケツトを発生するので、この素
子は、その出力において、段階１におけるドツトで表わ
されるパケツトの２つに等しい電荷量を発生する。この
発生された電荷は、段階２に関連して示されるように素
子30内の２つのドツトで表わされる。

段階３に関連して示される位置に到着する場合、素子30
によつて発生される２倍の電荷パケツトは、レジスタ44
の第１セル内にクロツクされる。レジスタ44の第１セル
に以前に位置ぎめされた単一電荷パケツトは、該レジス
タの第２のセル内にクロツクされる。その間、上述のそ
れに類似した態様で、30と34の両素子は単一電荷パケツ
トを発生する。

電荷パケツトの発生と記憶についてのこの進行は継続す
る。段階６において初めて、素子30と同じ行にある素子
32からの電荷が２セルレジスタ40内にクロツクされる、
ことに注目されたい。この図例において、電荷は、段階
２におけるレジスタ44内に最初にクロツクされ、それは
レジスタ40に電荷信号が最初に現われるより４段階前と
なつていることを想起されたい。従つて、レジスタ44内
にクロツクされる電荷は、レジスタ40における電荷に関
して、相対的な検出器運動の４つのｐ／２増分だけ遅延
される。

式４と５を再吟味することから、第８図の回路構成なら
びに動作シーケンスによつて、これらの式で述べられる
動作を実行することもまた明らかになる。より特定すれ
ば、第８図の構成により前述の式で述べられた動作を実
行するが、そこでは検出器素子行の各素子からの信号
は、４サンプリング段階の遅延の後にだけ、該行におい
てすぐ次に続く素子からの信号に結合されるのである。

従つて、式４と５で述べられる動作は、行における各検
出器素子に、該行における他のセルの出力に課せられる
遅延とは異なりかつ独立している遅延を与えることによ
つて実行されるのである。この方法で、式４と５を実行
するために指定された遅延シーケンスが、それぞれの素
子に結合されるTDI回路内で構成され得る。

第８図の段階８を再び参照するに、この時点で適切な段
階が講じられ、DPUに対するデータの出力が開始したこ
とが判る。段階８は、線46で二つの電荷パケツトを表わ
す出力に対応している。二つの電荷パケツトに対応する
前記信号は、シフトレジスタ44,40夫々の最後のセルに
存在する信号を表わす二つの単一電荷の加算によつて発
生される。

段階９では、前記クロツク回路によつて四つの電荷パケ
ツトを表わす出力が発生され、前記二つの信号を加算し
た結果は、夫々、段階８の前記レジスタ44,40の最後の
セルに存在する二つの電荷パケツトを表わしている。

前記素子30,32によつて読取られた画素を表わす信号が
出力46で発生される際、素子34,36の上部の行に対応す
る出力56にも、同様に生成された信号が発生される。

前記素子36からの出力信号に対する前記素子34からの出
力信号の相対的遅延は、線50に四つのセルから成るシフ
トレジスタ52が設置されていることと、および前記素子
36からの出力が線54を通つて直接出力56に与えられると
いう事実とによつて達成される。

第８図で既に説明したTDI回路を使用することによつて
各画素を表示する出力信号のSN比が増大されることが判
る。第８図に図示の前記TDI回路が使用されなかつた場
合、例えば素子30の出力は、前記放射線スリツト60中を
通る際段階1,2ならびに３で放出される1,2および１電荷
パケツトを夫々表わす一連の三つの信号となりうる。TD
I回路を使用することによつて、画素を読取る各素子の
応答の和により該画素が区定されると共に、対応する出
力が、段階8,9および10で生じる2,4および２電荷パケツ
トを表わす信号となる。

ここで生成されるようなフオトダイオードアレーからの
逐次発生線表示データ対から写像データを生ずる技術構
成は、米国特許第4,203,037号等の刊行物、およびそこ
に記載されたいくつかの特許ならびに刊行物によつて既
に明らかにされている通常の先行技術の範囲に含まれる
ものであるが、前記先行技術は、参考のため、全てここ
に組み込まれている。

第８図は、環境を単純化して、すなわち二つの検出素子
夫々の二行のみを考慮に入れて、前記TDI回路の動作お
よび該回路の構成素子を図示したものである。先行技術
におけるこれらの技術は、各行における更に多数の素子
の使用、および更に多数の行の使用に対し同様の態様で
この図を容易に拡大して利用することができる。例え
ば、三つの素子が各行に使用される場合は、第８図にお
ける右側の素子の出力を10個のセルから成るシフトレジ
スタに結合させてもよい。真中の素子は６個のセルから
成るレジスタに結合させ、左側すなわち第３の素子は２
個のセルから成るレジスタに結合させてもよい。この構
成によつて、上式４および５で表わされた各素子からの
信号を総和する際の各遅延関係が維持されることにな
る。

本発明のこの実施例に関する説明は、本発明を説明して
はいるが完全なものではなく、関連する先行技術のこれ
ら通常の技術によつて、特許請求の範囲に記載された本
発明の精神およびその範囲から逸脱せずに多少の追加、
削除ならびに改変がなされうることが判る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明を組込んでいるデイジタルｘ線撮影装置
の斜視図、第２図は本発明を組込んでいるデイジタルｘ
線撮影装置についての、一部は線図で一部は概略図で表
わした、平面図、第３図は従来技術によるデイジタルｘ
線撮影装置の構成要素を示す、部分的に切離された正面
図、第４図は第３図に示された構成要素の利用に関連す
る動作シーケンスの実例図、第５図は第１図と第２図に
示された装置の構成要素の一部を示す、部分的に切離さ
れた正面図、第６図は第５図に示された構成要素の利用
に関連する動作シーケンスの実例図、第７図は第１図と
第２図の装置の構成要素の実例図であつて、本明細書の
一部を説明する数学的記号の特定形式を表わし、そして
第８図は、第５図の構成要素も含めて、第１図と第２図
の装置の構成要素の動作のシーケンスを示す実例図であ
る。 図中、Ｂは拡散ビーム、Ｄは検出器アセンブリ、Ｅは検
出器素子、ＫとＪはスリツト、Ｘはｘ線源をそれぞれ示
す。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭58−223083（ＪＰ，Ａ) 特開 昭57−195444（ＪＰ，Ａ) 特開 昭57−84040（ＪＰ，Ａ)

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】放射線撮影装置において、前記装置は放射
   線源（Ｘ）と、複数の行（12）と該行（12）に直角な複
   数の列（14）をなすように散在され、千鳥パターンに配
   列され、夫々がそこに入射する放射線に応答して前記入
   射する放射線を示す電気出力信号を発生する均一な検出
   素子（Ｅ）によって構成された検出アレー（Ｄ）と、前
   記放射線源（Ｘ）および前記検出アレー（Ｄ）とを互い
   に十分な間隔を有するように取り付け、その間の空間に
   身体を収容すると共に前記空間内に位置決めされた前記
   身体に対して前記行（12）にほぼ平行な方向に前記検出
   アレー（Ｄ）を走査する手段（L,M）と、前記放射線源
   （Ｘ）を作動して前記空間に位置決めされた前記身体の
   一部を通り前記放射線源（Ｘ）から前記検出アレー
   （Ｄ）に向かう放射線を伝播する手段と、および前記検
   出素子（Ｅ）に結合され、該検出素子（Ｅ）によって発
   生される前記電気信号に応答して身体の内部構造に関す
   る像を生成するために前記電気信号を分離する時間遅延
   積分回路（TDI）であって、検出アレー走査運動の連続
   的増分で前記検出素子の電気信号をサンプリングするサ
   ンプリング回路によって構成された前記時間遅延積分接
   続（TDI）とによって構成されていると共に、前記連続
   的増分は前記走査方向に延びる前記の均一な検出素子
   （Ｅ）のうちの一つの検出素子の大きさに等しい距離以
   下であることを特徴とする上記放射線撮影装置。
2. 【請求項２】特許請求の範囲第１項記載の装置におい
   て、前記検出アレー（Ｄ）は前記検出素子（Ｅ）の少な
   くとも三つの前記列（14）によって構成されていること
   を特徴とする上記放射線撮影装置。
3. 【請求項３】特許請求の範囲第１項または第２項に記載
   の装置において、各前記行（12）に沿う連続的素子
   （Ｅ）間の中心間の間隔はほぼ前記大きさの２倍である
   ことを特徴とする上記放射線撮影装置。
4. 【請求項４】特許請求の範囲第３項記載の装置におい
   て、前記連続的増分とは前記の大きさの約半分の走査運
   動増分のことであることを特徴とする上記放射線撮影装
   置。
5. 【請求項５】特許請求の範囲第３項または第４項いずれ
   か一項に記載の装置において、前記時間遅延積分回路
   （TDI）によって以下の如く定められる時間遅延積分関
   数、すなわち （但し、Ｐ（i,j）は前記像のｉ行目のｊ番目の画素の
   総累積電荷であり、ｄ（m,n,k）はｋ番目のサンプリン
   グ期間のｍ行目のｎ番目の検出素子で累積された電荷で
   あり、かつＮは１行当りの素子数である）が実現される
   こと特徴とする上記放射線撮影装置。
6. 【請求項６】特許請求の範囲第１項から第５項のいずれ
   か一項に記載の装置において、前記時間遅延積分回路
   （TDI）は所与の検出素子（Ｅ）において累積された所
   与の画素の総累積電荷が単一の検出素子（Ｅ）の幅の２
   倍に等しい距離に渡る検出運動に等しい検出運動の連続
   増分においてのみサンプリングされるようなモードで作
   動することを特徴とする上記放射線撮影装置。
7. 【請求項７】特許請求の範囲第４項または第６項記載の
   装置において、前記時間遅延積分回路（TDI）は前記検
   出アレー（Ｄ）が単一の検出素子（Ｅ）の幅の２倍に等
   しい距離を移動するのに必要とする時間に等しい遅延を
   すぐ前の前記素子（Ｅ）の総累積電荷に対し各前記素子
   （Ｅ）の総累積電荷上に挿入する回路によって構成され
   ていることを特徴とする上記放射線撮影装置。
8. 【請求項８】特許請求の範囲第１項から第７項のいずれ
   か一項に記載の装置において、前記時間遅延積分回路
   （TDI）は前記行のうちの１行に対して平行にとられた
   個々の検出素子の幅のほぼ半分に等しい検出運動の連続
   的増分における前記検出素子の出力信号をサンプリング
   する手段と、単一の画素に関して前記行の前記素子の前
   記出力信号を一つの出力で同時に表示するために前記行
   のうちの１行の検出素子からの各出力信号を異なる量だ
   け遅延させる手段と、前記同時に表示された出力信号を
   加算する手段と、および前記加算された信号を処理して
   被検物の内部構造の画像表示を行なう手段とによって構
   成されていることを特徴とする上記放射線撮影装置。
9. 【請求項９】特許請求の範囲第８項記載の前記装置にお
   いて、前記検出アレーは2p（ｐは素子の一片の大きさ）
   だけ間隔の置かれた中心を有する一行の均一な方形検出
   素子と、各ｐ／２の連続走査運動増分によって検出素子
   出力をサンプリングする前記時間遅延積分回路（TDI）
   と、所与の像の部分に対する表示として各検出出力の各
   ４回目のサンプリングセットのみを累積する手段と、お
   よび別の所与の像の部分に対する表示として前記セット
   から時間でオフセットされた別の４回目のサンプリング
   セットを累積する手段とによって構成されていることを
   特徴とする上記放射線撮影装置。
10. 【請求項１０】特許請求の範囲の前記いずれか一項に記
    載の装置において、前記走査手段（L,M）は検出運動と
    同期して前記Ｘ線源の回動運動を行ない前記検出器およ
    び前記放射線源から放出する放射線間の定整合を維持す
    る手段によって構成されていることを特徴とする上記放
    射線撮影装置。
11. 【請求項１１】特許請求の範囲の前記いずれか一項に記
    載の装置において、前記走査手段（L,M）は弧状経路に
    沿って前記検出アレーを移動させる手段によって構成さ
    れていることを特徴とする上記放射線撮影装置。
12. 【請求項１２】特許請求の範囲の前記いずれか一項に記
    載の装置において、前記放射線とはＸ線放射のことであ
    ることを特徴とする上記放射線撮影装置。