JPH09182742A - 放射線画像撮像方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】鮮明な放射線画像を得ること、また大視野の放
射線画像を得ることにある。 【構成】放射線発生源が一次元あるいは二次元あるいは
三次元の形状をしていて、放射線発生源からの放射線の
一部を通過させ、他を遮断する一個または複数のピンホ
ール板３を有し、放射線発生源とピンホール板３の間に
被写体を配置させた。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は工業用または医療用に使
用される放射線利用の画像撮像装置、または画像診断撮
像装置、または断層画像撮像装置等に関する。

【０００２】

【従来の技術】従来の放射線画像撮像方法および装置は
発散型放射線を利用した撮像、あるいは細いペンシルビ
ーム状の放射線を利用した撮像である。前者はＸ線管に
よるＸ線画像撮像方法が代表的で図１８に示される。後
者はＸ線ＣＴでかつて利用された技術で図１９に示され
る。この他に最近、環状Ｘ線管をＸ線発生源としたＸ線
ＣＴ装置《たとえば公開特許公報（Ａ）平４−２００５
３８など》が考案（図２０参照）されている。図１８は
従来技術であるＸ線管１４から放射されたＸ線９が被写
体１２を照射してＸ線検出装器１０１に入射する発散型
のＸ線撮像装置を示す。図１９はいわゆるペンシルビー
ム状にＸ線９を絞りＸ線検出器１０１に入射させる方式
でありＸ線管１４とＸ線検出器の組が平行移動して被写
体１２を撮像する方式である。従来技術の図２０に於て
は熱陰極１から放出される熱電子線９２がドーナツ状真
空空間を進行し、多数配設された偏向電磁石（図２０で
は見やすさのため２ケのみ図示されている）のいづれか
で偏向され環状ターゲットに衝突させられ、焦点を形成
してＸ線９を発生する。Ｘ線を発生する焦点は環状ター
ゲット上を高速移動（図２０で焦点移動方向の矢印の方
向に移動）するので移動焦点型であり、従って図１８に
示す発散型の一変型であり、即ちゼロ次元をめざすもの
であり、本発明に関する一次元、二次元、三次元のＸ線
発生とは根本的に異なる。即ち本発明は同時に一次元、
二次元、三次元の各部からＸ線ないしガンマ線が同時に
発生されるのに対し、従来技術図２０では非同時（時系
列的）にゼロ次元をめざした焦点（但し移動する焦点）
からＸ線が発生される。従ってこの両者の相異は明白で
あり、全く異なる技術である。更に大規模なＸ線撮像装
置としては、いわゆるＳＯＲ（シンクロトロン放射光利
用）装置から発生するＸ線を線源とした撮像装置があ
る。ＳＯＲは直径数ｍから数１０ｍのドーナツ状真空空
器中で電子を周廻周期加速しその電子から放出されるＸ
線を取り出すものである。ＳＯＲはその寸法規模、所要
電力、運転に要する人員、建設コストなどが本発明のめ
ざすものより２桁程度以上大なるものであり、ここでＳ
ＯＲおよびＳＯＲ利用撮像装置は本発明とは次元の異な
るものとし、比較の対象外と本明細書では定義する。た
だしＳＯＲもペンシルビームあるいは点焦点（即ち発
散）型であり本発明とは異なる技術であることは変らな
い。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】本発明が解決しようと
する課題は四項目あり、その第一項目は焦点寸法の小さ
な放射線画像撮像方法および装置を提供することであ
る。課題の第二項目は大視野の放射線面像撮像方法を提
供することである。課題の第三項目は鮮明な放射線画像
を得ることである。課題の第四項目は不要な散乱散がな
い鮮明な像が得られかつ装置が低コストな撮像方法及び
装置を提供することである。

【０００４】まず課題の第一項目で問題となる焦点寸法
について説明する。本発明で放射線とはＸ線またはガン
マ線を意味するものとする。Ｘ線についてはＸ線管によ
ってＸ線が発生され、その焦点寸法を小さくすることは
即ち撮像画像の鮮明さを改善する為の条件の一つであ
る。

【０００５】即ち焦点寸法が小さい程Ｘ線画像（また同
様にガンマ線画像）が鮮明になる。図４はこのことを説
明するものである。従来の技術であるＸ線画像は透過式
であり、Ｘ線の透過率の差により被写体の像を写し出す
ものである。言い換れば、被写体の各部の透過率の差が
陰影（濃い，薄い）を作り出す。

【０００６】図４では一例として文字Ａの形をした物体
のＸ線画像を示す。この文字ＡのＸ線画像の鮮明さがＸ
線の焦点寸法によって影響される様子を示したものが本
図であり焦点寸法が大きい程Ｘ線画像の不鮮明さ（言い
換れば輪郭部のボケ具合）が大である。

【０００７】医療用の画像診断では前記物体Ａの代り例
えばに人体胸部が被写体となり、例えば肺癌の病変部の
輪郭部が鮮明に撮像されることが重要である。また工業
用の非破壊検査では前記物体Ａの代りに、例えばダイカ
スト鋳物品が被写体となり、例えば鋳物の代表的欠陥で
ある鋳物の巣の輪郭部が鮮明に撮像されることが重要で
ある。

【０００８】このように放射線の焦点寸法が小さいこと
が必要であるので、放射線例をＸ線にとり、Ｘ線発生源
であるＸ線管の従来の技術の推移を説明し、本発明の内
容との比較判断を容易ならしめる。

【０００９】 れて以来１９９５年の今日に到るまで、Ｘ線管の改良の
歴史は焦点寸法を小さくする技術の歴史と言っても過言
ではない。即ちＸ線の用途としてはＸ線画像用がほとん
どであり、Ｘ線画像用のＸ線管としての性能としては、
その焦点寸法が画像の鮮明さに直接対応しているので、
前記の改良の歴史は、焦点寸法を小さくする技術の歴史
であったのも、けだし当然である。

【００１０】まずＸ線管の焦点寸法の、概念につき説明
する。Ｘ線管の焦点寸法とは、図６に示すように被写体
側から見たＸ線発生部分の大きさである。Ｘ線の発生原
理は図５に於て真空容器４内で熱陰極１を陰極１１を介
して供給される電力で加熱して発生させた熱電子９２を
陽極２のターゲット部分２５に電気的に加速して衝突さ
せ、電子のもっていた運動エネルギーの一部をＸ線１９
として発生させるものである。Ｘ線管の焦点寸法（図６
の１７）とは被写体側から見た有効ターゲット部分（全
ターゲット面積のうち実際に熱電子が衝突してＸ線を発
生している部分）の大きさのことである。

【００１１】Ｘ線管の焦点寸法を小さくする技術の歴史
は大別して固定陽極の時代（１９２０年代後半まで）と
回転陽極の時代（１９２０年代後半から１９９５年現在
まで）に区分される。１８９５年にレントゲンによって
Ｘ線が発見されて以来、関係者の努力は焦点寸法を小さ
くすることに集中された訳であるが、次の技術上の壁に
行き当った。即ちターゲットの高温限界である。図５に
於て熱陰極から出る熱電子を収束させ（即ち電界等適当
な手段によって熱電子の流れを細いビームに絞って）タ
ーゲットに衝突させれば良い訳であるが、収束させれば
させる程ターゲットの単位面積当りのエネルギー負荷が
増大し、その部分のターゲットが赤熱加熱され、逐には
溶融、破損してしまう。陽極物質の改良（タングステン
と銅の組み合わせなど）、陽極の冷却などの改良が行わ
れたが実用上の焦点寸法は数ｍｍの程度が限界であっ
た。

【００１２】上記固定陽極管の熱負荷の難点を解決した
のが１９２９年のＢｏｕｗｅｒｓによって実用化された
回転陽極式Ｘ線管である。

【００１３】図７は回転陽極式Ｘ線管の模式図であり、
陽極２に張り合わされたターゲット２５は真空容器４内
で回転する。この技術によって図８に示す如くターゲッ
トの熱負荷は著しく軽減され焦点寸法の微小化が進展
し、今日に至っている。現在最も焦点寸法の小さいもの
としては数ミクロンのものが実用になっている。但しこ
の焦点寸法が数ミクロンが大むね回転陽極式Ｘ線管の限
界で更に焦点寸法を小さくしようとすると再び、固定陽
極式Ｘ線管がかつてそうであったように、回転陽極式Ｘ
線管もターゲットの熱負荷の難点に遭遇した。

【００１４】図８は回転陽極式Ｘ線管の熱負荷の限界で
ある焦点荒れも示すものであり、Ｘ線管に過大負荷が加
えられた場合、焦点温度はタングステンの融点以上に達
し、焦点は融解することになる。また繰り返し使用する
と焦点面はしだいにクラック（亀裂）が入り荒れてく
る。焦点面にクラックが入るような状態にまでになると
Ｘ線出力は低下し正常な場合の５０％にも低下すると言
われ、そのまま使用すれば結局溶融破損してしまう。

【００１５】前記に記述したように、焦点を小さくして
行くと単位面積当りの熱負荷は増大するので、いづれタ
ーゲットの熱負荷の限界に遭遇し、この熱負荷の限界を
避ける為には熱電子の衝突エネルギーを一定値以下に抑
えざるを得ない。（即ちＸ線管のＸ線出力を一定値以上
にはできない。）結局、固定陽極式Ｘ線管→回転陽極式
Ｘ線管→新方式Ｘ線管の様に新方式Ｘ線管が求められる
ゆえんである。

【００１６】以上に述べたものはＸ線の技術に関するも
のである。ガンマ線については、実用的にはガンマ線を
発生させる線源としては放射性同位元素であり、通常ガ
ンマ線を遮断する容器内に入れられ密封され、密封線源
として設置され、使用時にシャッターを開く等の使い方
が一般的である。従って焦点大きさ（寸法）と言う概念
がもともとない。

【００１７】本発明の第二の課題である大視野の撮像に
ついては、従来法では（イ）Ｘ線強度の難点，（ロ）視
野メクラ部分の難点，（ハ）Ｘ線検出器の寸法制限の難
点がある。これ等の事情は図１７に前記（イ）につい
て，図１６に前記（ロ）について、図１８、図１９に前
記（ハ）について示されている。

【００１８】図１７に示すように、Ｘ線管１４から視野
１５３、１５４、１５５が遠ざかれば遠ざかる程、Ｘ線
９の強度は低下する。低下する強度は遠ざかる距離の二
乗に反比例して急激に低下する。従って図示されていな
いＸ線検出器１０１の高感度化が必要になる。

【００１９】図１６に示すように例えば視野１５２が視
野メクラとなってしまう部分であり、従来技術である発
散型のＸ線管では避けられないものである。

【００２０】図１８は従来技術の発散型のＸ線管１４か
ら発生するＸ線９が、Ｘ線検出器１０１に入射する様子
を示したものである。図中、１２は被写体であり、放射
線検出器の有効大きさ（有効視野）は被写体１２の有効
視野の範囲よりも必ず大でなければならない。

【００２１】図１９に示すようなＸ線９を細いビームに
絞るペンシルビーム型撮像方式は実用性に乏しい。即ち
被写体１２を包括する視野を得るためには、Ｘ線管１４
と線検出器１０１を平行移動させてＸ線９が被写体の大
きさ以上に移動しなければならず、移動所要時間を必要
とすることが（即ちリアルタイム性を欠くことが）、実
用価値を低めている。

【００２２】本発明が解決しようとする第三番目の課題
である画像の鮮明さについては、鮮明な放射線画像を得
るための構成要件が２項目ある。

【００２３】その第一構成要件は焦点寸法の小さな放射
線発生源を撮像に使うことであり、この構成要件の必要
性については既に本発明が解決しようとする課題の第一
項目の所で詳述した。次に第二構成要件は、画像を形成
するのに不必要な散乱放射線が放射線検出器に入射しな
いようにすることである。なおここで本明細書において
はＸ線フィルムも放射線検出器のうちに入ると定義す
る。

【００２４】図１０に不必要な散乱放射線が画像の鮮明
さを損う事情を図示した。図１０は一例として人体腹部
の例えば胃癌部のＸ線画像を得る場合を示す。この場合
胃癌病変部１２３の影がＸ線フィルム当該点１６１に写
る訳であるが、当該点には映像を形成するのには不必要
な不要散乱Ｘ線９１（図では波線で略記されている）が
到達する。この不必要な散乱Ｘ線は例えば肋骨、背骨、
その他人体体組織などから散乱されてくるＸ線である。
この画像の鮮明さを損う有害な散乱Ｘ線がＸ線フィルム
に写る現象はかぶりと称されている。

【００２５】即ち本発明が解決すべき課題のうちの一つ
はかぶりの少い画像を得ることでもあると言える。

【００２６】なお図１０に於てはＸ線検出器１０１をＸ
線フィルムとしたが、他の放射線検出器、例えばＸ線ビ
ジコン管、ＣＣＤイメージセンサ、イメージインテンシ
ファイアなどでもこのかぶりの事情は同じであることは
明らかである。

【００２７】なお、このかぶりを多少なりとも防ぐ従来
技術として図１１に示す散乱線除去用グリッド１１１の
使用がある。この方法はグリッド間隔を無限に小さく出
来ないのである程度の効果しかないとされており、その
事情は図１１からも容易に推察される。

【００２８】本発明が解決しようとする課題の第四番目
は低コストな散乱線のない撮像方法および装置を提供す
ることであるが、低コストとは前述のＳＯＲ利用の撮像
装置は論外として、二次元の検出エリア（通常数十ｃｍ
角）を持つ放射線検出器（たとえば人体胸部撮像用のイ
メージインテンシファイア…図１３の１３６）のような
高コストのものに比べて低コストであるという意味であ
る。また散乱線については既に説明した通りである。

【００２９】

【課題を解決するための手段】前述の課題を解決するた
めに本発明では下記４項目の手段を講じる。 （手段１）放射線同時発生源および放射線検出器の形状
が一次元あるいは二次元あるいは三次元の形状であり、
その放射線同時発生源から放射される放射線の一部を通
過させて放射線検出器に入射させ、残りの放射線は遮断
するピンホール板を具備したことを特徴とする放射線画
像撮像装置に於て、被写体を放射線発生源とピンホール
板の中間に配置する。 （手段２）前記手段１に於てピンホール板と放射線検出
器の組を複数組とする。 （手段３）前記手段１に於て放射線検出器をＣＣＤイメ
ージセンサとする。 （手段４）前記手段１に於て放射線検出器が直射型ＣＣ
Ｄリニアイメージセンサとする。

【００３０】解決すべき課題と解決する為の手段との対
応は次の通りであり、その理由を次項目

【作用】に於て記述する。 課題１ …手段１，手段３ 課題２ …手段２ 課題３ …手段１，手段３ 課題４ …手段４

【００３１】

【作用】手段１即ち請求項１による作用は図１１により
明らかである。即ちピンホール板のピンホール径が焦点
寸法に相当するので、焦点寸法を小さくすることはピン
ホール径を小さくすれば良い。

【００３２】但しピンホール径を小さくすると放射線検
出器に入射する放射線の強度が低下するので放射線の感
度を従来よりは高くしなければならない。この為、手段
３に於ては直射型ＣＣＤイメージセンサを用いる。ここ
でＣＣＤイメージセンサを採用し、撮像管を採用しない
理由はＣＣＤイメージセンサは固体式であり真空を使っ
ていないが、撮像管は真空式であり全面ガラスを取り外
せず直射型に出来ないという制約のためである。直射型
ＣＣＤイメージセンサを使うと付随して別の利点（即ち
ガラス面散乱がなくなる）がある。

【００３３】直射型ＣＣＤイメージセンサとは、本明細
書では次のように定義する。 （定義）１．ＣＣＤイメージセンサの種類はＣＣＤリニ
アイメージセンサまたはＣＣＤエリアイメージセンサと
する。 ２．ＣＣＤイメージセンサの前面ガラスを取り除く。 ３．放射線を直接ＣＣＤイメージセンサ受光面に入射さ
せる。即ち蛍光体結合，レンズ結合，ファイバ結合，マ
ルチチャンネルプレート結合など間接的なる放射線とＣ
ＣＤイメージセンサの結合は行わない。

【００３４】ＣＣＤイメージセンサを使用した放射線検
出の従来方法の一例を図１４に示す。この例は蛍光体結
合と硝子ファイバ結合の組合せである。

【００３５】このような間接的な結合を行うと直射型に
比べて感度の低下、分解能の低下を来す。即ち放射線を
蛍光板によって可視光に変換する過程では分解能（即ち
寸法の細かさ〜空間周波数）の低下が、蛍光板の粒子荒
さにより、避けられない。また、図１３のようにレンズ
１３３によるレンズ結合を行うとレンズによる光量損、
またレンズの分解能（〜空間周波数）の影響による感度
と分解能の低下および像歪みを来す。

【００３６】いづれにせよ何らかの間接的手段を用いれ
ば、そのことによる性能低下は当該間接手段の挿入の影
響があるのでまぬがれない。しからば従来なぜ本発明に
おける直射型の技術が用いられなかったのかと言うと図
１３にその理由を図示する。

【００３７】固体式撮像素子であるＣＣＤイメージセン
サはシリコンウェハを極端に大きくできないという製造
上の都合により、撮像視野は実用的な大きさは最大でも
４０ｍｍ角位である。一方例えば人体胸部の放射線画像
を得ようとすれば少くとも４００ｍｍ×４００ｍｍ程度
以上の面積が必要になる。従って図１３に示すようなレ
ンズ１３３によるレンズ結合、ファイバ結合など何らか
の手段が必要になってくる。なお同じく撮像素子で真空
管式ではビジコン管などがあるがこの場合も撮像視野は
小さく１インチ管での１インチ角（約２５ｍｍ角）程度
が製造上の理由により最大である。即ちレンズ等と組合
せなければ大視野に適用できない。

【００３８】ところが本発明に於ては放射線源が収束発
散型であり、かつ被写体をピンホール板と放射線発生源
の間に置くのでＣＣＤイメージセンサの如く４０ｍｍ角
の寸法ても良く４００ｍｍ×４００ｍｍの被写体を撮像
することが出来る。この事情を図２３に図示した。即ち
被写体１２よりＣＣＤイメージセンサ１０３の方が小さ
い。

【００３９】一方従来技術でイメージインテンシファイ
ア（略称Ｉ．Ｉ．）撮像方式がある。このＩ．Ｉ．撮像
方式を図１３に示す。この方式も前記直射型ではなく、
Ｉ．Ｉ．による各種性能（例えば寸法分解能，検出感
度，画像歪みなど）の低下を免がれ得ない。

【００４０】従って以上の理由により直射型のＣＣＤイ
メージセンサを用いることの作用として感度がよく、寸
法分解能が小さく、画像歪みのない鮮明な画像が得られ
る。

【００４１】なお放射線検出器としてＸ線フィルムを用
いることが本発明に於ても最も寸法分解能、放射線感度
の良い結果が得られるのであるが、次の理由により本発
明に於てはＸ線フィルム以外にＣＣＤイメージセンサも
本発明に好ましい放射線検出器であり、その理由を次に
述べる。

【００４２】オンライン病理診断，オンライン医療用画
像処理，工業用インライン欠点画像撮像，工業用インラ
イン探傷，工業用インライン検品などリアルタイム性が
要求される分野での本発明の適用に於てはＸ線フィルム
の現象、定着などの作業の非リアルタイム性はＸ線フィ
ルムの諸性能の高さを相殺してしまうからである。

【００４３】次に手段２即ち請求項２の作用について記
述する。本発明では図１５に示す如く、必要な視野の大
きさ１５１（大視野）だけ、ピンホール板３と放射線検
出器１０１の組を並べれば理論上はいくらでも視野を大
にすることが出来る。

【００４４】それでは従来技術に於てもＸ線管と放射線
検出器の組を並置すれば、いくらでも視野を大きく取れ
るのではないかとの疑問が出てくる訳であるが、図１６
に示すようにメクラ部分１５２の理由、コストの理由で
無理である。

【００４５】即ちＸ線管と放射線検出器の組を並置する
方式では図１６に示すように画像を得ることができない
部分即ちメクラ部分１５２が避けられない、また、本発
明では１個のＸ線管およびＸ線管電源で済むのが従来法
ではＸ線管の数だけＸ線管およびＸ線管電源が必要にな
り高コストになる。。

【００４６】次に前述の本発明が解決すべき課題３に対
する手段１と手段３の作用について説明する。図９に本
発明の手段１により、放射線画像の形成に不要な散乱放
射線９１（図中で波線で示されている）が完全に除去さ
れる様子を示す。即ち従来法の図１０に示すようなかぶ
りは原理上あり得ない。即ち放射線検出器（図９の１０
１）に到達する放射線は必ずピンホール板（図９の３）
を通過しなければならないので不要な散乱放射線が放射
線検出器に到達できない。また特別な角度をなす散乱放
射線９４（図中で波線で示されている）は病変部１２３
の輪郭を強調する働きをするのでかえって鮮明さが増
す。また手段３は放射線の直接的な検出であり間接的な
部分、例えばレンズ、蛍光板などを含まないので画像の
鮮明さを損うことがない。

【００４７】次に手段４の作用により課題４が達成され
る様子を説明する。撮像すべき被写体は、被写体の動き
に関して２種類に大別される。即ち一方向に動いている
被写体と静止している被写体の２種類である。このうち
一方向に動いている被写体は例えば医療用ではＣＴスキ
ャナーに於ける人体、また工業用ではベルトコンベアに
て移送される工業製品などが代表的である。

【００４８】被写体が一方向に動いている場合は高価な
二次元撮像装置（二次元用放射線検出器）を使わなくて
も済む。即ち一次元用放射線検出器（例えばＣＣＤリニ
アイメージセンサ）の出力信号を順次半導体メモリに蓄
積し二次元像として再生できるからである。また被写体
が静止している場合は一次元放射線検出器を一方向に動
かしながら撮像してその一次元信号を前記半導体メモリ
に蓄積し二次元像として再生すれば良いので、高価な二
次元放射線検出器を使わなくて済む。

【００４９】更に本発明ではピンホールを使っているの
で、不要な散乱線がない。このことは前記一次元放射線
検出器を使った場合も同様であるのは明らかである。

【００５０】

【実施例】以下図１〜図３を参照して本発明の実施例を
説明する。図１は放射線発生源の形状が一次元で、放射
線検出器が、ＣＣＤリニアイメージセンサであり，ピン
ホール板と放射線検出器の組の数が１組の場合の一実施
例である。本実施例はたとえば人体胸部などの放射線画
像を得る為の装置である。

【００５１】ＣＣＤリニアイメージセンサを移動させて
撮像すれば、ＣＣＤリニアイメージセンサは一次元であ
りながら、二次元の像が撮像できる。即ち一次元の像を
半導体メモリなどに蓄積して、二次元像を得ることが出
来る。従って高価複雑な二次元撮像管はもとより二次元
ＣＣＤエリアイメージセンサを使用しないでも、二次元
画像は撮像可能となり、低コスト化に寄与できる。

【００５２】このように、被写体が静止している場合に
一次元視野であるＣＣＤリニアイメージセンサを利用し
て二次元の像を得るには、前記説明の如くＣＣＤリニア
イメージセンサを動かして（移動させながら）撮像すれ
ばよい。

【００５３】図１に於て、真空容器４内に配設されてい
る熱陰極１は図示されていない。熱陰極加熱用電源から
の電力により加熱され熱電子を放出する。放出された熱
電子は図示されていない加速用電源にて加速され陽極２
に衝突させられＸ線を発生する。Ｘ線は窓部５、人体、
ピンホール板３のピンホールを通過しＣＣＤイメージセ
ンサ１０５に入射し、画像信号を発生する。Ｘ線の一部
分はピンホールを通過しないでピンホール板により遮断
される。

【００５４】図１に於て、放射線発生源部分１４と放射
線検出器部分は図示されたアームにて機械的に一体化さ
れ、昇降機構により昇降し、必要な人体部分の撮像を行
う。

【００５５】なおＣＣＤリニアイメージセンサ（一次元
センサ）を放射線検出器とした場合に、面積画像（二次
元画像）を得るためには半導体メモリーにＣＣＤからの
一次元画像信号を時系列的に順次蓄積し二次元価像とし
て再生する通常の方法で良いが、図２にこの画像信号の
流れをブロック図にて示す。

【００５６】図２に於て、ＣＣＤリニアイメージセンサ
から昇降機構の昇降過程で時系列的に発生する一次元映
像信号はＡ／Ｄコンバータでデジタル信号に順次変換さ
れメモリに蓄積される。蓄積されたデジタル信号は必要
に応じてデータ処理回路にてアナログ二次元画像信号に
変換されてＣＲＴ表示モニタに出力されたりまたはデジ
タル信号のままパソコンに出力されたり、あるいは図示
されない、他の機械例えばネットワークであるＬＡＮ回
線，ファクシミリ，コピー機などに出力され有用な信号
の送信を行う。

【００５７】なお図１に於ては、放射線発生源の形状が
一次元の場合を例示するが、放射線発生源の形状が二次
元の場合はそれに応じてＣＣＤイメージセンサは二次元
即ちエリア型のＣＣＤエリアイメージセンサとすれば，
昇降機構は不要になる。また図２のブロック図はそのま
ま適用される。

【００５８】本発明の他の実施例を図３に於て説明す
る。図３は、放射線発生源が二次元、放射線検出器が一
次元で、ピンホール板と放射線検出器の組の数が１２
組、被写体が一方向に移動する場合であり、医療用ＣＴ
装置の例である。

【００５９】図３に於て、真空容器４内の陰極２から放
出された熱電子は加速されて陽極１に衝突させられＸ線
を発生する。Ｘ線は窓部５を透過し、被写体１２、ピン
ホール３０１〜３１２を通過し、ＣＣＤリニアイメージ
センサ９０１〜９１２に入射し、画像信号を発生する。
画像信号は図示されていないコンピュータで画像処理さ
れ被写体１２の断層画像など必要な画像を合成する。な
お本実施例ではＣＣＤリニアイメージセンサ放射線検出
器としたが、ＣＣＤエリアイメージセンサを用いても良
いことは明らかである。

【００６０】図２４、図２５を参照して本発明の他の実
施例について説明する。本発明に於ては放射線発生源の
次元は３通り（即ち一次元、二次元、三次元）、放射線
検出器の次元が３通り（即ち一次元、二次元、三次
元）、被写体の移動が２通り（即ち静止、一方方向移
動）、放射線発生源の移動が３通り（即ち静止、直線移
動、回転移動）、放射線検出器の移動が３通り（即ち静
止、直線移動、回転移動）であり、合計の組合せ数は３
×３×２×３×３＝１６２の１６２通りの組合せがあ
る。

【００６１】ここで回転移動とは図２４に示すようにピ
ンホール３を回転中心とする回転移動であり記号Ｒと記
される。図２４に於て放射線発生源６１と放射線検出器
１０とは次元の組合せによって連動する場合と連動しな
い場合がある。図中Ｐは一方向直線移動の記号である。
図２５に於てＳは静止の記号である。

【００６２】図２５は前記１６２通りの組合せのうち代
表的な実施例の組合せを記したもので、図中のＤＥＴは
放射線検出器、ＲＡＤは放射線発生源を示し、１、２、
３は次元を表す。また例えばＲ／Ｓは放射線発生源がＲ
即ち回転移動、放射線検出器がＳ即ち静止を意味する。

【００６３】図２６は本発明に関係する次元図であり、
［放射線発生器の次元，放射線検出器の次元］のように
記号化されている。図２６のあり得る組合せのうち本発
明に関する実施例はゼロ次元部分を除いた、図２７の組
合せであり、図２６、図２７とも放射線発生器はＲＡ
Ｄ、放射線検出器はＤＥＴと記されそれぞれ０、１、
２、３は次元を示す。図２７の斜線（ハッチング）部が
本発明に関する。

【００６４】

【発明の効果】以上詳記したように図１２に示すように
一次元、二次元、三次元の各々放射線同時発生源，２
１，２２，２３とピンホール板３を組合せれば、微小焦
点が、容易に得られ、図１２の焦点寸法大１７１，焦点
寸法中１７２，焦点寸法小１７３の歴史的な焦点微小化
の従来技術の目的が本発明で達成され、被写体の鮮明な
画像放射線画像を撮像でき、焦点寸法を小さくでき、ま
た大視野の撮像が可能になりローコストの放射線画像撮
像方法および装置を提供できるという効果を生ずる。ま
た本発明に付帯する別の効果として、被写体の大きさよ
りも、放射線検出器の視野を小さくできるという効果が
ある。即ち被写体より放射線検出冊の寸法が小さい。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施例。

【図２】信号処理のブロック図。

【図３】他の一実施例。

【図４】放射線画像の鮮明さと焦点大きさの関係図。

【図５】Ｘ線管の模式図。

【図６】Ｘ線管の焦点寸法を示す図。

【図７】回転陽極式Ｘ線管の模式図。

【図８】回転陽極の図。

【図９】散乱線が除去される様子を示す。

【図１０】散乱線の影響を示す図。

【図１１】グリッドを示す図。

【図１２】一次元〜三次元の放射線発生源とピンホール
板の図。

【図１３】従来技術の放射線画像検出装置。

【図１４】光学結合に関する従来技術。

【図１５】本発明による大視野の撮像方式。

【図１６】従来技術で大視野は困難なことを示す図。

【図１７】従来技術で大視野はＸ線強度が低くなること
を示す図。

【図１８】従来技術の発散型の撮像方式の模式図。

【図１９】従来技術のペンシルビーム型の撮像方式の模
式図。

【図２０】従来技術の環状Ｘ線管の模式図。

【図２１】反射型ターゲットと透過型ターゲットの説明
図。

【図２２】［２．２］型撮像方式の模式図。

【図２３】放射線検出器１０の寸法が小さくても良いこ
とを示す図。

【図２４】［１，１］型の組合せの場合の放射線発生源
６１の移動方向と放射線検出器１０の移動方向を説明す
る図。

【図２５】［ ， ］内が各種の組合せの場合の放射線
発生源６１の移動方向と放射線検出器１０の移動方向の
組合せを示す図表。

【図２６】本発明の放射線発生源６１の次元と放射線検
出器１０の次元の組合せを示す図表。

【図２７】本発明を適用する放射線発生源６１の次元と
放射線検出器１０の次元の組合せを示す図表。

【符号の説明】

１ … 熱陰極 １１… 陰極 ２ … 陽極 ２１… 一次元放射線同時
発生源 ３ … ピンホール板 ２２… 二次元放射線同時
発生源 ４ … 真容容器 ２３… 三次元放射線同時
発生源 ５ … 窓部 ２４… 回転陽極 ６１… 放射線発生源 ２５… ターゲット ９ … Ｘ線 ９１… 散乱Ｘ線 １０… 放射線検出器 ９２ … 熱電子 １１１… 散乱線除去用グリッド ９３… ガンマ線 １２… 被写体 ９４… 特別な角
度をなす散乱線 １３１… 入力蛍光面 １０１ … Ｘ線
検出器 １３２… 出力蛍光面 １０２ … Ｘ線
フィルム １３３… レンズ １０３ … ＣＣ
Ｄイメージセンサ １３５… テレビカメラ １０５ … ＣＣ
Ｄリニアイメージセンサ １３６…イメージインテンシアファイア １０６…直射
型ＣＣＤイメージセンサ １４… Ｘ線菅 １２０ … 被写
体方向を示す被写体 １７… 焦点寸法 １２２ … 人体
の胃 １５１… 大視野 １２３ … 胃病
変部 １５２… メクラ部分 １４０ … 移動
式Ｘ線管 １５３… 視野 １４１ … 回転
陽極式Ｘ線管 １５４… 視野 １４２… 二次元
ターゲット １５５… 視野 ３０１〜３１２…
ピンホール… １６１… Ｐ点 ９０１〜９１２… ＣＣ
Ｄリニアイメージセンサ １７１… 焦点寸法大 １７２…焦点寸法中 １７３…焦点寸法小

Claims (6)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】放射線同時発生源および放射線検出器の形
   状が一次元あるいは二次元あるいは三次元の形状であ
   り、その放射線同時発生源から放射される放射線の一部
   を通過させて放射線検出器に入射させ、残りの放射線は
   遮断するピンホール板を具備したことを特徴とする放射
   線画像撮像装置に於て、被写体を放射線同時発生源とピ
   ンホール板の中間に配置したことを特徴とする放射線画
   像撮像方法。
2. 【請求項２】前記の請求項１に於て、ピンホール板と放
   射線検出器の組が複数組であることを特徴とする放射線
   画像撮像方法。
3. 【請求項３】前記の請求項１に於て放射線検出器がＣＣ
   Ｄイメージセンサであることを特徴とする放射線画像撮
   像装置。
4. 【請求項４】前記の請求項１に於て放射線検出器が直射
   型ＣＣＤリニアイメージセンサであることを特徴とする
   放射線画像撮像装置。
5. 【請求項５】前記の請求項１に於て、放射線検出器が被
   写体の視野面積より、小さい視野面積であることを特徴
   とする、放射線画像撮像方法および装置。
6. 【請求項６】前記の請求項１に於て、放射線同時発生源
   の次元３通りと、放射線同時発生源の移動３通りと、放
   射線検出器の次元３通りと、、放射線検出器の移動３通
   りと、被写体の移動２通りの、合計１６２通りの組合せ
   のうちのいずれか１つの組合せであることを特徴とす
   る、放射線画像撮像方法および装置。