JPS61143038A - ラジオグラフイツクシステム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

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ックシステム技術に関
する。

〔従来の技術〕

ラジオグラフィックは、昔から知られた医学診断用像形
成技術である。

従来のラジオグー７フイツクシステムでは、Ｘ線源金作
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Ｘｌｌ１！Ｉｉ出用フイルムを入れたカセットヲ患者
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
部の陰影の像をフィルム上に形成するように種々の程度
に減衰される。

最近では、デジタルラジオグラフィック技術およびシス
テムが開発されている。このデジタルラジオグラフィッ
クではＸ線源はＸ＠を患者に向は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、患者によシ生じ、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。次にと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々の検出素子の細長い平面状アレ
イを含む。検出素子は、フォ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全発生する。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全表示
する。

アナログ信号は像形成回路によシサンプリングされ、処
理され、主にＳＮ比が改善され、その後デジタル化され
る。

次にデジタル信号はデジタルデータ処理ユニットへ送ら
れ、データ処理ユニットは、デジタルデータを記憶およ
び／または処理し、向上する。

ディスプレイユニッ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。このディスプレイユニットはデジ
タルデータ処理ユニットに直接結合して実質的にリアル
タイムの像形成をしてもよいし、またデジタル記憶手段
、例えばテープまたはディスクからの記憶されていたデ
ジタルデータを送って先の検査で得られた患者の像を表
示してもよい。

デジタルラジオグラフィックは薄く広がったＸ線ビーム
を使用する技術であシ、よく［走査（ｔたはスリット）
投射ラジオグラフィック（ＳＰＲ）ｊと称されるこの技
術を実施するとき、患者を横断するように広がったビー
ムを走査するか、または広がつ九ビーム状Ｘ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
器が連続的してビームに整列するよう維持し、Ｘ線源検
出器装置と患者との間で生じる相対的運動によシ、体の
大部分を走査する。

これまでに単一ラインの検出素子から成る個々の素子状
検出器が提案されている。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
フィックシステムの特徴の詳細が記載されているので、
これら全参考のため引用する。

マットソン＋７−Ａ／、ｘイ（Ｍａｔｔｓｏｎ、　Ｒ，
Ａ、　）外［デジタルチェストユニットのデザインおよ
び物理的特性Ｊ　８．Ｐ、１．Ｂ第３１４巻デジタルラ
ジオグラフィック（１９８１）； アーノルト、ヒイー、エイ、　（Ａｒｎｏｌｄ、　）Ｉ
ＬＡ、　）外「デジタルラジオグラフィック：その概観
」クルーガ、７−ル、！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
ロセッサ」オプティカルエンジニアリング第１７巻、６
号（１９７８）　； 米国特許第４．３８へ３２７号１９８３年５月１０日ク
ルりガに発行； 欧州特許出願公開第０１１５１２５−ＡＩ号発明の名称
「スプリットエネルギーレベル放射模検出法」グリ−。

エル、バーンズ（Ｇａｒｙ、　Ｌ、　Ｂａｒｎｅｓ）に
よシ出願され、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
ラジオグラフィックにおける信号特性の改良」とし、１
９８３年１０月１７日マツトン／外によシ出願され、本
出願人に譲渡；米国特許出願第６５４９５５号発明の名
称をｒデジタルラジオグラフィック用検出器の解像力の
改善」とし、シーｙ　（５ｏｎｅｓ　）外によｊｊ７１
９８４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）回路によシ検
出器で生じた情報のＳＮ比を改善することも提案されて
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．
３Ｅ１５２７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レ、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を向上する重要な技術は、減
算法と呼ばれる。この減算法には２種類あシ、一つは一
時的減算法で、他方はエネルギー減算法である。

「マスクモード」法とも呼ばれることが多い一時減算法
は、放射線透過性コントラスト剤によシ当該対象を増感
したとき像から上下の構造体を除去できるよう使用でき
る技術である。こうしてコントラスト剤のあるなしによ
らず像が得られ、先の像を表示するデータが後の像を表
示するデータから減算され実質的にコントラスト剤を含
む血管および解剖学的領域を除くすべてが消去する。

デジタル式一時減算法の主な限界は、コントラスト剤の
あるなしによらず像を撮影するときの患者の動きによシ
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
ルギー減算法でおる。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減衰特性のエネルギーに関連する
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。

このような現象によシ、エネルギー減算法を行うことが
可能となっている。この方法全実施する場合、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。低工・ネルギーパルスが発生されると、検
出器およびこれに関連するデジタル処理ユニットは協働
し、低エネルギーパルスに応答して発生される像を表わ
すデジタルデータの組を受け、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されると、検出
器およびデジタル処理ユニットは再び同じように協働し
、高エネルギーＸＡ／　スＪ：　’）発生される像を表
示するデジタル情報の別の組を受けこれを記憶する。こ
うして得られた低エネルギー偉および高エネルギー像を
表示する値は、次に参考のため引用する刊行物に記載の
方法によって処理される。刊行物とは、レーマン、エル
、エイ、　（Ｌｅｈｍａｎｎ、　Ｌ、　Ａ、　）外、「
デュアルＫＶＰデジタルラジオグラフィックにおける一
般化された像の組合わせ」メディカルフイジクス第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〕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シ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。

高低レベルの像形成の間の時間は極めて短く、１秒の１
６分の１よシ短いことが多い。

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。切換周波数は５００　Ｈｚの大きさにしな
ければならなく、最大容量のＸ線管を現実に狭いＸ線ビ
ームスリットと組わせて高速走査速度としても不充分な
フォトン（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、一定出力のＸ線源を使
用しながらエネルギー減算ラジオグラフィックを実施す
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、二重層平面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ォトダイオード素子の矩形平面
状アレイから成り、フォ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
応答する選択された第１放射線検出シンチレーション部
材を含む。

第２層は、Ｘ線管に対して第１層の後方に配置すなわち
重ねられ、第１層と一致し、整列した検出素子の同じ矩
形アレイから成る。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放射線検出
可能シンチレーシヨン材料から成る。

このような二重エネルギー検出構造体は広レンジにわた
るＸ＠を放出するＸ線管と共に使用するとき、２つの別
々の像（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。

〔発明が解決しようとする問題点〕

しかしながらどんなタイプの平面状矩形検出器でも種々
の検出素子に入射する放射強度は患者の体の構造によっ
てかわる上にアレイ中の素子の担対位置によっても変わ
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線よシ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。この欠点は、シングルお
よび二重エネルギー平坦（フラーット）検出システムの
双方で問題である。

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線は受信面にほぼ垂直にシンチレータに進入する６
周辺に位置する素子に入射するＸ線は垂直とはかなシ異
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線よシもそれぞれのシンチレータ内の長い通路
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値のＸ線よ〕も大き
なシンチレーションを発生するので、周辺部の素子に進
入したＸ＠の表示するエネルギーを不正確に誇張するよ
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、スタック（積層）式検出素子アレイの２組
を有する二重エネルギー検出器を使用するという別の特
徴を生じさせる。中心部素子を通過する場合よシも周辺
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、前方の中心部素子を通過し念後
に後方の中心部検出素子を附勢するため残るエネルギー
量よシも後方の周辺部の素子を附勢するため残る周辺部
の前方層の検出素子へ入射するエネルギー量のほうが少
ない。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、別の欠点が生じる。第１検出層の後方にある第２検
出器に生じる像はバララックス（視差）のため第１検出
層によって生じる同じ像よりも若干空間的に変位してい
る。従って、第２検出層で生じる像は第１検出層で生じ
る像よシも若干異なり、このような像の差は、第１像デ
ータを第２偉データから引いたシ、組合わせると、その
時得られるエネルギー減算像の画質が劣化する。

よって本発明の目的は、検出器の表面にわたって像形成
レスポンスが一様な検出器を有し、バララックスの欠点
のないラジオグラフィックシステムを提供することにあ
る。

上記従来技術の欠点は本発明を実施したラジオグラフィ
ックシステムを使用することによシ低減または解消され
る。

〔問題点を解決するための手段〕

このようなラジオグラフィックシステムは、Ｘ線源と、
検出アセンブリとから成り、検出アセンブリはＸ線源と
アセンブリとの間に対象検査空間が形成されるよう離間
状態に維持される。

検出アセンブリは複数の個々の検出素子から成り、各素
子は放射線検出面を有する。個々の検出素子の放射線検
出面はＸ線管に向いた凹状わん曲表面を集団で形成する
。本システムはＸ線管を附勢してｘｍを検出器へ向け、
対象検査空間全通過させる作動電源手段を含む。検出素
子に結合された像形成回路は検出素子からのデータを処
理し、対象を対象検査空間に配置したときの対象の内部
構造の像の表示を形成する。

検出素子面によシ集団で形成されたわん曲表面は、Ｘ線
管からそれぞれの検出素子までの長さの差を減少するこ
とによシ素子の位置に対する検出器のレスポンスの均一
性を増し、わん曲表面は、検出器自体中のＸ線通路の長
さの差を実質的になくシ、このこともレスポンスの均一
性を増す。

二重エネルギー、二重層検出器を使用するとき、検出器
の凹面形状は、平坦なスプリットエネルギー検出アレイ
で一般に生じていたパララックス効果を実質的になくす
る。

前方および後方層中でのＸ線相対吸収量の不均一性も実
質的になくされるので、二重エネルギ一方法の実施がよ
シ容易となる。

本発明の更に詳細な特徴によれば、Ｘ線管は最大量のＸ
放射線を放出する焦点またはその近くの点全形成し、検
出器の凹面の曲率は焦点と交差する軸を有する円筒面の
一部をほぼ形成する。円筒面の一部を形成する検出器を
使用することによシＸ線管から検出素子の各々の列まで
のＸ線通路が等しくなっている。

別の実施態様では、集合検出素子面によシ形成される表
面は中心が焦点にほぼ一致する球面のｉ部に近似する。

このように凹状球面状の検出器を使用し、各検出素子を
Ｘ線管の焦点から実質的に等距離に位置させることによ
り検出器のレスポンスの均一性が改善される。

別の実施態様では、検査空間内に位置する対象に対して
検出アセンブリを走査するための手段が設けられ、検出
素子は入射放射線に応答して放射線を表示するアナログ
電荷信号が発生される。このような実施態様では、検出
器の走査運動と同期して検出素子の列に沿って電荷信号
音シフトし、加算する時間遅延および積分回路から成る
。この実施態様における時間遅延および積分回路の使用
によシミ荷信号の表示するデータのＳＮ比が向上し、こ
れらデータから生じる最終像の画質が改善される。

本発明の重要な特徴は、医療用像形成りステム中で合焦
検出装置を使用することにある。

以下添附図面を参照して詳細な説明を読めば本発明の上
記およびそれ以外の目的が明らかとなろう。

第１図にデジタルスキャン投射ラジオグラフィック（Ｓ
ＰＲ）を行うためのシステムＳの一般的形態を示す。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
ル示される情報から患者の身体の内部構造オたは状態を
示す一般に可視像状の表示を発生するようになってい為
。

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ｉＰ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
線を垂直平面内に一般に配列した広がったビームヘコリ
メータ化するための一般に垂直の前方スリット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ット２２を構成し、こ
のスリットは前方スリットおよび検出器と整列し、上記
コリメーションを高めている。

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。

好ましい実施態様では、以下詳細に述べるように患者の
体に対してコリメータと検出器１−一致して走査するた
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（図示せず
）のガントリー構造体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。上記構成とは異なシ、個々のドライブ機構に構成部
品を結合し、サーボ技術全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、検出器アセンブリ１４には機械
式走査装置２４が結合され、矢印２６゜２８によシ定め
られる一般に弧状の通路に沿って検出器を移動させる。

この弧状通路は、以下よシ詳細に述べるように管１０ａ
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６０が結合され、この枢動装置５０
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、検出器１４およびこれに整列されたコリメー
タ１６，２０を連続的に追跡する。

Ｘ線源１０は、Ｘ線管２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）ＸＳ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、軸３３ｂの
まわシ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によシ発生され
る枢動運動は、焦点５２ｙｋ貫通する垂直軸３４金中心
に枢動する。

回転陽極ＳＳａの軸３３ｂは、第１図の実施態様では焦
点を通る垂直軸５４にほぼ平行になっておシ、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
っている。

場合によっては、軸３Ａｂｉ軸５４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。

このように軸を傾けると、Ｘ線管から発生してコリメー
タのスリット１８．２２ｉ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
斜角はスリット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１０ａによって発生されるＸ線エネルギーはエネル
ギーを放出する軸ｓｓｂからの角度３５ｃ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　ｅｆｆｅ
ｃｔ　）　Ｊと呼ばれている。この傾斜角はＸ線が最も
均一となる角度５５ｃ範囲からスリット１８．２２ｉ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チューブの位置決めよシ微妙である
ので、走査装置のｉ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
うよう制御することが好ましいと考えられている。

走査装置２４にはエンコーダ３６が結合されてお）、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３
０へ送られＸ線管１Ｏａ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全
連続的に整列し続ける。

走査装置は、生理的信号、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によシゲート
制御で話る。走査の間で充分高速のＩＪ　）レースを使
用すれば、一時的減算法を行うこともできる。

１９７７年３月２９日マンリング等に発行され、本願出
願人に譲渡された米国特許第４０１５．１２９号にはエ
ンコーダ装置の一例が記載されておシ、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の電流、従ってＸ線
の出力強度を走査通路に沿う検出器の位置によって変わ
るよう調節できる。

本明細書に記載した実施態様では、管の電流は、走査通
路に油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。従って、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線フラッ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＃）構成
された細長いスロット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線によって発生された）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
査を行なっているとき、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３ｏはＸ線の垂直底がシ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管
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。

第２図は、第１図のシステムの一般化されたブロックダ
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
ておシ、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全行い、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４５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ッサ４４へ送信される。こ
のデータプロセッサ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ッサ
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って即座に使用できる。別のモ
ードではデータプロセッサ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。データプロセッサにはオプションとしてカメラ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の広がったビームを患者
Ｐに向けこれ全透過させて検出装置６４へ向けるＸ線管
６５を示す。整列されたコリメータスリットを形成する
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１７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。

とれら第１および第２７レイは前方および後方スリット
と整列している。Ｘ線からの放射線は第１ルイに入射し
これによ多部分的に吸収され、第１７レイを通過する残
りの放射線は第２７レイに入射し検出される。このよう
に上記バーンズの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。

アレイの各々はＸ線管の焦点７４を中心とする円の一部
によって形成される弧状通路に沿って配置された一列の
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
１１ＣＧって走査される。これら同心状通路は管の頂点
７４を買通ずる垂直走査軸７５を中心にしている。軸７
７は走査軸７５に対してほぼ垂直である。

このような幾可字形状はＸ線管の「ヒールアンド　トー
効果」をなくすることによってコリメータ６６．６８ｆ
通るビームの組６２内でのＸ線エネルギーの不均一性を
減少する。ヒールアントド−効果によればＸ線管からの
Ｘ線エネルギーは陽極回転軸に対するＸ線放射角の関数
として変化する。このような放射線はどちらかと云えば
陽極回転軸に対して放射方向にとったＸ線進行方向角の
関数となる。

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によシ形成さ
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。

各検出素子はフォトダイオードから成り、各フォトダイ
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
るシンチレーション材料が載っている。

第１ルイに関連して使用されるシンチレーション材料は
、第２ルイに関連して使用されるものとは異なる。第１
７レイに関連するシンチレーション材料は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ったものが選択される。

これよシも高エネルギーのＸ線は第１７レイを通過し第
２ルイに入射するので第２ルイに関連するシンチレーシ
ョン材料は第２７レイのうちの個々の検出器のフォトダ
イオードによって検出される光を発生する。上記引用し
たパーンズの欧州特許出願にはシンチレーション材料の
適当な種類、厚みおよび物理的形状が記載されている。

本発明の好ましい検出器の実施態様は放射線フィルター
を適当に含むことができるが、このフィルターは銅また
は黄銅シートま九は他の同等の材料から形成され、第２
検出層すなわちアレイに届く放射線エネルギーを硬成分
とするよう番号７５によって示される領域に設けられる
。

このようなフィ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７オトダイオードアレイと共に
使用するシンチレーション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ォ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。したがっ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層した全アレイでなくて、シンチ
レーション燐光材料から成る個々の部分を設けてもよい
。この後者の実施態様ではシンチレータを有する検出素
子の各々の個々の受信面はほぼスムーズになっている一
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ン７トウエア補
正手段を利用できる。この補正手段はデータブ四七ッサ
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。

Ｘ線管に対して第１７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２７レイは受信面
を有するが、仁の面は第１７レイに関連して説明した球
面よりも若干径が大無い球面の一部によって形成され、
その中心もＸ＠管の焦点に位置している。

面ビームを形成する第４図に示すＸ線源／検出装置は操
作できるが、そのようにする必要はない、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
検出器を同時に操作してもよい。

別の実施態様では第３図に示すような薄く広がったビー
ムと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、広がったビームが走査される
。

デジタルラジオグラフィック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。

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
ような二重層すなわち積層され九検出器の、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。

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）回路全使用できることに
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。このよりなアレイを使用する場合、上記引
用し念りルーガー特許に記載されているＴＤＩ出力信号
を増加する技術を使　　。

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’Ｉ’ＤＩ’ｉ含むことができる。

第５〜７図に本発明の別の特徴を示す。例えば第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
すが、ここでは個々の検出素子は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
に配置され集団でシリンダー弁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他出願には互
い違いにした検出アレイからの情報を処理するため、Ｔ
ＤＩ法金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長する）各コラ
ムはコラムに沿う隣接素子の間のスペースの中心間の距
離の半分に等しい距離だけ隣接コラムから垂直方向にず
れている。

本明細書に述べた好ましい実施態様は二重層式の重ねら
れた検出器を含むようになっているが、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金倉むこと
ができる。

更に第４〜７図の実施態様の各々は第３図に示したフィ
ルタ７５に類似するビーム硬化用フィルタおよび第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１１！
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１番目のビクセルす
なわちＰ（ｉ、ｊ）に対応する全蓄積電荷は次の式で表
わされる。

Ｐ（ｉ、ｊ）−Σ　ｄ（ｉ、　ｋ、　４に＋ｊ）ここで
ｄ　（ｍ、　ｎ、　ｋ　）　−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１）、Ｎ−列ごとの検出素子の数である。

第８図は上記式をグラフで表示しているのでこれを参照
のこと。

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線フィ
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Ｍ’に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。

【図面の簡単な説明】

第１図は医療診断用Ｘ線システムの透角図、第２図は第
１図のシステムの部品金示すブロック図、第６図は本発
明に係る第１システムを示す透角図、第４図は本発明に
係る第２システムを示す透角図、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透角図
、第７図は第４図に示したシステムの一部の細部を示す
透角図、第８図は第５〜７図に示したシステムの実施態
様の作動原理金示すグラフである。 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 ７〇−前方検出アレイ ７２−後方検出アレイ Ｐ　−患　者

Claims (14)

【特許請求の範囲】
1. （１）透過性放射線源（６０）と、放射線検出手段（６
   ４）と、放射線検出手段に結合され、放射線源から検出
   手段に入射した放射線パターンの表示を発生するための
   像形成回路とから成るラジオグラフィックシステムにお
   いて、 入射放射線が入射する検出手段の表面は、放射線源と前
   記表面上の異なる点との間における放射線通路長さの差
   を実質的に解消するようわん曲されていることを特徴と
   するラジオグラフィックシステム。
2. （２）放射線源（６０）はＸ線管であり、検出手段（６
   ４）の表面はＸ線検出材料から成る特許請求の範囲第１
   項記載のシステム。
3. （３）表面は円筒面の一部を画定する特許請求の範囲第
   １または２項記載のシステム。
4. （４）放射線源は焦点を有し、円筒の中心は焦点に実質
   的に一致している特許請求の範囲第３項記載のシステム
   。
5. （５）放射線を走査して像形成すべき対象（Ｐ）を横断
   するように対象（Ｐ）に対して前記放射線源を回転する
   手段と、対象を通過した放射線源からの放射線を検出す
   るよりに弧状通路に沿つて同時に前記検出手段を走査す
   る手段とを含む特許請求の範囲第１〜４項のいずれかに
   記載のシステム。
6. （６）表面が２つ以上の軸まわりにわん曲している特許
   請求の範囲第１または２項記載のシステム。
7. （７）表面は球面の一部を画定する特許請求の範囲第６
   項記載のシステム。
8. （８）放射線源（８０）は焦点（８７）を有し、球の中
   心は焦点（８７）に実質的に一致している特許請求の範
   囲第７項記載のシステム。
9. （９）検出手段は複数の個々の検出素子を含み、検出素
   子の各々は一つの放射線検出面を有し、これら面は集団
   で上記表面を形成する特許請求の範囲第１〜８項のいず
   れかに記載のシステム。
10. （１０）検出手段は第１エネルギーレンジ内の放射線を
    検出できる材料から成り第１凹状表面を画定するよう配
    置された第１検出器構造体（７２）と、第２エネルギー
    レンジ内の放射線を検出できる材料から成り、第１表面
    と同じ曲率を有し第１凹状表面上に載つた第２凹状表面
    を画定するよう配置された第２検出器構造体（７０）と
    から成る特許請求の範囲第１〜９項のいずれかに記載の
    システム。
11. （１１）放射線源（６０）は焦点（７４）を有し、各検
    出器構造体（７０、７２）の各検出素子は焦点（７４）
    から延長するラインに沿う他の検出器構造体中の対応す
    る検出素子と整列している特許請求の範囲第９項に従属
    するときの特許請求の範囲第１０項記載のシステム。
12. （１２）像形成回路は時間遅延および積分回路から成る
    特許請求の範囲第１〜１１項のいずれかに記載のシステ
    ム。
13. （１３）上記特許請求の範囲第１〜１２項のいずれかに
    記載のラジオグラフィックシステムを使用することを特
    徴とするラジオグラフィック法。
14. （１４）後方わん曲面検出器（８４）と前記後方検出器
    との曲率と同じ曲率を有し、前記後方層に対して重ねら
    れた前方わん曲面検出器（８６）を含むことを特徴とす
    る放射線検出器。