JPS62161348A - Ｘ線撮影装置 - 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】 （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
シ、更に詳細に述べれば改良され比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、および光ならびにＸ線感知フィ
ルムとを含むカセット１−１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゛する。

近年になって、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
って、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丸飲射線の（
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、はぼ実時間の写
（１１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
テープまたはディ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全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（またはスリット）投影Ｘ線撮珍方法」（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って方向づけられる。前記扇状
ビームが、患者を横切って水平に走査されるか、または
弓形もしくは線形経路に溢っ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九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
線ビームによって走査されるようになっている。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って生ずる。

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
って方向づけられる。前記検出器は、患者の身体を比較
的広範囲に渡って検出する。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っ
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、アナログデータよシも容易に、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。

ここに挙げ九デジタル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、　１．　Ｂ、会報「デジタ
ルラジオグラフィ」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□□□、
１９８１年３月発行のＳ、　Ｐ、　１．　Ｅ、会報第２
７３巻のアーノルドＢ、Ａ、他による［デジタルラジオ
グラフィ：概説Ｊ、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
によシラ９８２年１１月２６日出願された「スプリット
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、マトンン他によシラ９
８３年１０月１７日出願された「デジタル走査投影ラジ
オグラフィの信号特性の改良」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
４，３８５，３２７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
もった検査対象の像が、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）、時間、温度、湿度お
よびその他の環境因子によシ除除に変化するものである
。

従来ＯＣＴ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っていた。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
とによって行なわれる。

前記ＣＴおよびＤＲ装置には、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、オフセット（バックグラウンド、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、該装置のオフセット電圧および
電流により、オフセット補正が必要となる。これらのオ
フセットは、走査の間はぼ安定している。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ってオフセ
ットに測定し、０ＦＦ８ＢＴ（ＲＯＷ）と表示される較
正ベクトルとして前記オフセラトラ記憶する。各走査中
、記憶された前記オフセット値が生の（補正されていな
い）画素データから減算され、オフセット補正された画
素を生ずる。前記オフセット補正は、下記の如く宍わさ
れる。すなわち、ＯＦＰＳｇＴ　Ｃ０ＲＲＥＣＴＥＤ　
ＰＩＸＥＬＬ（ＲＯＷ。

ＣＯＬ　）　＝　ＲＡＷ　ＰＩＸＥＬ　（ＲＯＷ、　Ｃ
ＯＬ　”）　−０ＦＦＳＥＴ　（ＲＯＷ）　　　　　　
　　　　　　（１）前記オフセット補正された画素は、
検出器が理想的に作動した場合、すなわち零オフセット
？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、よって、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って、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）エアスキャン（ａｉｒ−ｓｃａｎ）　
’ｊｉ行なうことによって得られる。エアスキャンとは
、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
てのエアスキャ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、エアスキャンが異なり、各検出
器のドリフト量の測定値が発生される。

前記エアスキャンは、較正の時に行なわれ、その後は定
期的に行なわれる。前記較正エアスキャンの各行のオフ
セット補正された平均画素値が計算され、ＣＡＬ　ＲＯ
Ｗ　ＭＥＡＮ　（ＲＯＷ）と表示される較正ベクトルと
して記憶される。後続の各エアスキャンは、ＲＯＷ　Ｍ
ＥＡＮ　（ＲＯＷ）と表示される同じようなベクトル？
生ずる。ドリフト補正係数は、下記の如く計算される。

前期オフセッ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）を乗することによって、ドリフ
トのない、零オフセットの検出器が生じたであろうオフ
セット、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、較正時に得うレタエアスキャ
ンデータによって決定され、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
スキャン像の平均（オフセット補正された）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）に前記オフセット、ドリフト補正された画素
値を乗することによって得られる。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、　Ｃ０Ｌ）−ＯＦＦＳＥＴ　ＣＯＲＰ
ＩＸ（ＲＯＷ、　Ｃ０Ｌ）”ＤＲＩＦＴ（ＲＯＷ）　’
０ＡＩＮ（ＲＯＷ）　　　　（４）これらの値は、ドリ
フトのない、零オフセットの検出器であって、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
のであシ、走査されている検査対象に基づく検出器の応
答の不均一性全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ｎｆｃ一対の像によって生成される。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ｆ’Ｌｋ参照さ
れ之い。

１９８１年９月／り０月発行の「医療物理学」第８巻Ｍ
５号、５５９−６６７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
ルギーによっ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（４ｏ−１１ｏｋｅＶ）
において前記成分が主要な二つの吸収プロセスである光
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
ロセスでおり、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スイッ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Ｋついては前記米国特許出
願番号第４４４，６０５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ーの異なる厚さの組谷せが
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シ、独自に、かつ完全に１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
オフセット、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とと
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）によシ検出器の応答が変化するため
であることが判明し九。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、よって検出器応答は、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
が場所ごとに違ってくるため、儂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（オフセット、ドリフトオ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シ、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ｔ　２
　ｎＡ／　（ｍ　Ｒ／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
は組成の厚さによって異なる。第２に、ホトダイオード
の基材および金属化（そこを通って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っテ構成されている。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シ、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Ｋされていない。

よって、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って、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って低減ま
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シ、
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っている。

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おる。走査
手段によって、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）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っ
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
応答全前記入射放射線のビームの品質の関数によって補
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υ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の較正信号セットが記
憶される。関数発生器によって、前記較正信号セットが
検査中前記検査対象を透過した放射線を表示する像信号
セットと合成され、利得補正関数が生成される。回路に
よって、前記像信号セッ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
とによって判定されるようになっている。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っており、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って判定され、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シに前記検出器の
応答を補正することによって、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おる。

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って明確に理解されうろこと
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によって、透過性の放耐性ビーム（望ましくはＸ
線）が患者Ｐを通っ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って表示が行
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によって、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＝２通っ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規準する、一般に垂直な前スリ
ット１８を定でいる。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、前記前スリットおよび前記検出器と整列してこの
規準を高める、後スリット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）によって保持されるが、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）　ＩＪ全全体移
動して走査を行なう機械的駆動手段とによって適切に構
成することができる。ま九、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に結合されておシ、矢印２６．２８によって定
められた通常弧状経路に沿っ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３２ｔ−通る垂直軸３４０回シに整列され
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５０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線管の構造体によって定められた焦
点３２から発生する（ノクルスモードの、または連続モ
ードの）Ｘ４！を生成する、関連する電源回路（図示せ
ず）とによって構成されている。前記Ｘ線管１０は、軸
３５の回Ｄ’に回転する前記管の陽極３３へと電子を流
れさせてｘｓｔｔ生ずる。前記回動装置３０によって行
なわれる回動運動によって、前記Ｘ線管は、前記焦点３
２１に通って伸びる垂直軸３４の回シを回動するように
なる。

検出器の位置決めは、Ｘ線管の位置決めよ）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に結合されておシ、矢印
２６，２８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５６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
って発生された）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ッ
トおよび後スリットと整列している。

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、該アレーによって部分的に吸収されるが、前記放
射線の残シは、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、該アレーによって検出される
。このような態様で、前記米国特許出願番号筒４４４，
６０５号に記載の如く、別個の二重エネルギ一応答が得
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
よって定められた弧状経路に沿って配列されてい・る。

この形状によって、コリメータ１６．２０’ｉ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筒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って構成されて
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ョン物質がある。

前記第１のアレーと関連して使用されるシンチレーショ
ン材は、前記第２のアレーと関連して使用されるシンチ
レーション物、質と異なっ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ョン物質とし
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ョン物
質によって、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。

前記シンチレーショ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筒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
出素子によっ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、通常エアスキャン
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って走査さ
れる。いずれの走査運動中にも、検出器アセンブリ１４
の検出素子によって、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ＸＳ′ｔ−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０２ｔ−介し
て、高／低のエネルギー領域内で検出されｆｃＸ線を表
示するアナログ信号を夫々送信する。

前記リード線セット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（Ｄ
ＰＵ）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によって線毎
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）によっ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全任意
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＝ｊｉ−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ｔなした検出器セグ
メントの構造上水している。

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６
４．６６には、螢光体被覆層６８．７０と、およびホト
ダイオード７２．７４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、Ｋ２図の細部構造が線形の検出器アレー１
４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である。

各素子は、夫々、螢光体被覆層６８．７０と、および−
組のホトダイオード（７２，７４）とを備えている。前
記素子間にはフィルタ素子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
’Ｊｉ大旨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である。

本発明によるスプリッ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ット投影デジタルＸ
線撮影に利用する線形の検出器アレーにけっして制限さ
れない。本発明は、また、放射線検出器をその全面に渡
っ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って検
出することができる。この場合、前記検出器を実現する
螢光体マトリックスは、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ョン結晶か
らなる細胞化マトリックスのいずれかによって構成する
ととができる。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筒６７５，７７９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って、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、−緒になっ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（エアスキャン）。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
することが判った。第５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。よって、全てのチャ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チも違ってくる。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ァク
トヲ生ずるほど大きいものでろる。

前記物質特異像に関する説明で既に指摘し次ように、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６Ｑ’Ｓ？よび６２（第２
図参照）によって夫々独自に判定される。°よって各検
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（ＰＩＸＬＯ，ＰＩＸ
ＨＩ）は、下記のようなティラー級数の展開によって有
効に表示することができる。すなわち ＧＡＩＮ　　（ＦＩＸ　ＬＯ，ＰＩＸ　ＨＩ）＝　Ａ（
、＋Ａ１　＊ｌｏｇ　（ＰＩＸＬＯ／　Ｒｅｆ　ＰＩＸ
　ＬＯ）　＋　Ａ２　”　ｌｏｇ（ＦＩＸ　ＨＩ　／　
ＲｅｆＰＩＸ　ＨＩ）　　　　　　　　　　　　　　　
　（５）但し、ＡＯ，ＡｌおよびＡ２は、所与の検出器
の特性を示す定数で、１、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。

上記ティラー級数の展開は、１９６８年アデイソン＆ウ
ニズリー出版社発行によるジョージ・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Ａｏ、Ａ１およびＡ２は、較正中に得られルテ
ータから計算されたベクトル（すなわち、ＡＯ−ＡＯ（
Ｒｏｗ）、ＡＩ　＝　ＡＩ　（Ｒｏｗ　）、Ａ２−　Ａ
２　（Ｒｏｗ　）　）でｂ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
ゎらず「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ＡＯ＋　ＡＩ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年メディカル
フィジックス社発行のＣ，Ｋ、　Ｗｏｎｇその他による
「ペーシス７アンクショ／テクニック全利用した二重エ
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シ、シ
かも生物組繊の原子番号の範囲に渡る九めである。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
較正ファントムは、参考文献として特にここに組込まれ
る、Ｓ　ｏｎｅ　ｓ他による「放射線写像較正」と題す
る米国特許出願番号用　　　　号に開示されている。

プレキシガラスとアルミニウムの厚さ全夫々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−ヒル社刊フィリップ・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ツシキガラス／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、エアスキャン利得に対する本出
願の「従来の技術」に記載された通シに行なわれる。但
し、代わシにプレキシガラス／アルミニウム走査が利用
される場合は別である。よって、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ＦＩＸ　ＬＯおよびＰＩＸ　ＨＩ）を夫々表わ
す。前記関数りは１回帰によって前記測定されたデータ
から近似される、すなわち、回帰によってＡＯ・Ａ１お
よびＡ２の値が生ずる。

上式（５）のＦＩＸ　ＬＯおよびＰＩＸ　ｆ（Ｉ値は、
通常の態様でオフセッ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　ＦＩＸ　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、オフセッ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、Ｐ　ＩＸ　ＬＯ＝　Ｒｅｆ　ＰＩＸＬＯ＞よびＰＩ
Ｘ　ＨＩ　＝　Ｒｅｆ　ＰＩＸ　ＨＩとなシ、上式（５
）は、下記の如く省略される。すなわちＧＡＩＮ（ＦＩ
Ｘ　ＬＯ，ＰＩＸ　ＩＩ）たＡ。　　（９）よって、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、 （ＬＡＩＮ（Ｐ　ＩＸ　ＬＯ、ＰＩＸ　ＨＩ　）　＝　
Ａ５　＋　ＡＩ　’　ｌｏｇ　（ＰＩＸ　ＬＯ）＋Ａ２
°ｌｏｇ　（ＦＩＸ　ＨＩ　）　　　α１但し、 Ａ３＝Ａｏ−Ａ１憂ｌｏｇ（ＲｅｆＦＩＸ　ＬＯ）−Ａ
２月ｏｇ　（ｒｅｆ　ＦＩＸＨＩ）となる。

前記ベクトルＡ５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ック図が
示されている。信号セット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ッ
トデータが減算され、オフセット補正されたデータ８４
を生ずる（上式（１）全参照）。前記オフセット補正さ
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、ＲＡＭ８８に記憶されたドリフト補正デー
タと乗算され、オフセットおよびドリフト補正されたデ
ータ９０を生ずる（上式（２）全参照）。次いで、前記
オフセットおよびドリフト補正されたデータ９０が、対
数発生器９２ｔ−介して上式σ（Ｉ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ＡＩ　＋
Ａ２　ｓ？よびＡ５ヘクトルハ、ＲＡＭ９６．９８　で
記憶される。前記積和計算機９４によって利得補正デー
タ１００が発生され、別の乗算器１０２に送られ、そこ
でオフセッ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
ル電子回路の描業者は、容易にその構成ｆｔＭｉ解する
ことができる。

前記対数発生器９２は、ＲＡＭルックアップテーブルで
あってもよい。オフセラ）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−タをホ
スト計算機に入れ、平均化し、その結果をオフセラ）Ｒ
ＡＭ８２へとダウンロードすることによって達成される
。前記ドリフトＲＡＭ８８の内容は、日々のエアスキャ
ンから計算されるので、最も好都合な手続きは、これら
のデータ全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おる。残シの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
っているので、この場合も、これらのデータ全ホスト計
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
っ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。よって、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図の前記回路によっ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７２ニジ多い（約
１００万個）ので、汎用計算機で処理し九場合には処理
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、フィルム処理の遅延が避けられなかった従来の
Ｘ線撮影装置とは異なシ、得られた像を、はとんど、瞬
時に見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
、「ハイブリッド」方法、すなわち補正のうちの一部分
をハードウェアで行ない、残りはホスト計算機で行表う
という方法を利用することができる。特に、オフセット
、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ＧＡＩＮ（Ｒ
ＯＷ）　ｉ　Ａｏ（ＲＯＷ）で置換えて、ハードウェア
で行なうことができる。該ハードウェアから発生された
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
でるる。

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、
ブ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ィラー級数の展開は、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
いて適切でおることが判った。

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　（ＦＩＸ　Ｈｌ　／　Ｒｅｆ　ＰＩＸ　ＨＩ　
）の代ワシにＦＩＸＬＯ／Ｒｅｆ　ＰＩＸＬＯ＆よびＰ
ＩＸ　ＨＩ　／　Ｒｅｆ　ＰＩＸＨＩ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
ェビシェフ多項式等）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スイッチングを利用した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−人の品質を判断す
ることができる。よって、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全利用すること
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
ィ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
って、検出器の利得対画素値を測定して単一の可変ティ
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はど均一ではな
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ろことが判る。

東回面の簡単な説明 本発明は、種々の段階または構成要素によって構成され
ている。添付の図面は、好適な実施例全説明するための
ものであって、制限するものではない。

第１図は本発明全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お
り、かつ第４図は本発明を実現する回路のブロック図で
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、３Ｑは回動装置、３２はフォー
カルスポット、３５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はフィルタ素子、８０は減算器、８２はＲ
ＡＭオフセットデータ、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
算器、９６および９８はＲＡＭＨＩ／ＬＯベクトル、１
０２は乗算器、を夫々示す。

Claims (14)

【特許請求の範囲】
1. （１）放射線源と、該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
   線源から間隔を置いて並べられた前記放射線応答検出器
   アレーと、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を利用する二重エネルギーデジ
   タルＸ線撮影装置を較正するＸ線撮影方法において、前
   記方法は、 （イ）基材較正対象物を走査して高／低エネルギー画素
   データを生ずる段階と、 （ロ）前記高／低エネルギー画素データに回帰を行ない
   少なくとも一つの低エネルギー較正ベクトルと、および
   少なくとも一つの高エネルギー較正ベクトルとを発生す
   る段階と、 （ハ）前記較正ベクトルを高／低エネルギー利得関数に
   変換する段階と、 （ニ）対象物を走査して高／低エネルギー像データを生
   ずる段階と、および （ホ）前記高／低エネルギー像データを前記高／低エネ
   ルギー利得関数と合成して補正された高／低エネルギー
   像データを生ずる段階 とによつて構成されていることを特徴とする上記Ｘ線撮
   影方法。
2. （２）放射線検出器の応答を補正する方法において、前
   記方法は （イ）入射する放射線に対する検出器の応答を判定する
   段階と、 （ロ）オフセット補正係数を決定し、該オフセット補正
   係数を前記検出器の応答から減算し、第１の補正された
   応答を発生する段階と、 （ハ）ドリフト補正係数を決定し、該ドリフト補正係数
   に前記第１の補正された応答を乗じて第２の補正された
   応答を発生する段階と、および （ニ）利得補正関数を決定し、該利得補正関数に前記第
   ２の補正された応答を乗する段階 とによつて構成されていることを特徴とする上記Ｘ線撮
   影方法。
3. （３）特許請求の範囲第２項記載の方法において、前記
   利得補正関数は、前記入射放射線のエネルギー分布に基
   づくものであることを特徴とする上記Ｘ線撮影方法。
4. （４）前記放射線検出器の応答を利得補正する方法にお
   いて、前記方法は （イ）基材を透過した放射線に対する検出器の応答を選
   択的に測定することによつて第１の検出器の応答を判定
   する段階であつて、前記放射線は少なくとも二つのエネ
   ルギー領域内にある前記段階と、 （ロ）前記第１の検出器の応答に復帰を行ない前記放射
   線のビームの品質の表示出力を決定する段階と、 （ハ）前記ビームの品質に基づく利得補正関数を決定す
   る段階と、 （ニ）写像しようとする対象物を透過した放射線に対す
   る第２の検出器の応答を判定する段階と、および （ホ）前記第２の検出器の応答を前記利得補正関数と合
   成する段階 とによつて構成されていることを特徴とする上記Ｘ線撮
   影方法。
5. （５）特許請求の範囲第４項記載の方法において、前記
   利得補正関数はテイラー級数の展開によつて表わされる
   ことを特徴とする上記Ｘ線撮影方法。
6. （６）特許請求の範囲第５項記載の方法において、前記
   テイラー級数の展開は、下式、すなわちＧａｉｎ（ＰＩ
   Ｘ　ＬＯ、ＰＩＸ　ＨＩ）＝Ａ＿０＋Ａ＿１＾＊ｌｏｇ
   （ＰＩＸ　ＬＯ／Ｒｅｆ　ＰＩＸ　ＬＯ） ＋Ａ＿２＾＊ｌｏｇ（ＰＩＸ＿ＨＩ／ Ｒｅｆ　ＰＩＸ　ＨＩ） （但し、Ａ＿０、Ａ＿１およびＡ＿２は所与の検出器の
   定数であり、ＰＩＸ　ＬＯ、ＰＩＸ　ＨＩは所与の画素
   の位置における高／低エネルギー画素値を表わし、かつ
   Ｒｅｆ　ＰＩＸ　ＬＯ、Ｒｅｆ　ＰＩＸ　ＨＩは較正時
   の基準ビームの硬さで所与の画素の位置の高／低エネル
   ギー画素値を表わす） で表わされることを特徴とする上記Ｘ線撮影方法。
7. （７）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
   であつて、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 とによつて構成されていることを特徴とする上記Ｘ線撮
   影装置。
8. （８）特許請求の範囲第７項記載の前記装置において、
   前記装置は （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、利得補正係数を生ずる関数発
   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 とによつて構成されていることを特徴とする上記Ｘ線撮
   影装置。
9. （９）放射線源と、検出器と、および該検出器に結合さ
   れて該検出器に入射する放射線のパターンを表示する写
   像回路とによつて構成されたＸ線撮影装置において、前
   記装置は （イ）前記検出器に結合されて該検出器に入射する放射
   線のビームの品質を判定する手段と、および （ロ）前記検出器および前記ビームの品質を判定する手
   段に結合されて前記入射放射線に対する検出器の応答を
   補正する補正手段であつて、前記補正値は前記入射放射
   線のビームの品質の関数である前記補正手段 とを備えていることを特徴とする上記Ｘ線撮影装置。
10. （１０）放射線源と、検出器と、および該検出器に結合
    されて該検出器に入射する放射線のパターンを表示する
    写像回路とによつて構成された写像装置において、前記
    装置は （イ）入射する放射線に対する初期の検出器応答を測定
    する手段と、 （ロ）前記入射する放射線のビームの品質の関数である
    検出器利得正規化係数を発生する手段と、および （ハ）前記正規化係数を前記の初期検出器応答に印加し
    て利得補正された検出器の応答を発生する手段 とを備えていることを特徴とする上記Ｘ線撮影装置。
11. （１１）Ｘ線撮影装置において、前記装置は（イ）経路
    に沿つて放射線を方向づける放射線源と、 （ロ）前記放射線源から放射線を受信するとともに入射
    する放射線のビームの品質を示す信号を発生するように
    前記放射線源から間隔を置いて配置された放射線検出器
    と、 （ハ）前記ビームの品質の変化に対する検出器の応答を
    表示する第１の信号群を記憶する手段と、 （ニ）利得補正関数を生ずる手段であつて、（ｉ）前記
    記憶手段に結合されて前記第１の信号群を受信する第１
    の受信手段と、 （ｉｉ）前記検出器に結合されて検査中検査対象を透過
    した放射線を表わす第２の信号群を受信する第２の受信
    手段と、および （ｉｉｉ）前記の各ビームの品質の関数として前記第１
    の信号群を前記第２の信号群と合成する関数発生器 とによつて構成された前記利得補正関数を生ずる手段と
    、 （ホ）前記第２の信号群を前記利得補正関数と合成して
    利得補正された信号を発生する手段と、および （ヘ）前記利得補正された信号を受信して前記検出器に
    入射する放射線のパターンを表示する写像回路 とを備えていることを特徴とする上記Ｘ線撮影装置。
12. （１２）特許請求の範囲第１１項記載の装置において、
    前記検出器は複数の個々の検出素子によつて構成されて
    いることを特徴とする上記Ｘ線撮影装置。
13. （１３）写像装置において、前記装置は （イ）放射線源と、 （ロ）夫々が入射放射線に応答して前記放射線を表示す
    る電気信号を発生する、前記放射線源に面した検出素子
    アレーと、 （ハ）前記検出素子に結合されて前記電気信号に応答し
    、前記入射放射線の分光分布を判定する回路と、 （ニ）前記回路に結合されて前記入射放射線の分光分布
    の関数である検出器利得補正信号を発生する関数発生器
    と、 （ホ）前記検出素子および前記関数発生器に結合されて
    前記電気信号と前記利得補正信号とを合成することによ
    つて利得補正された電気信号を発生する補正回路と、お
    よび （ヘ）前記補正回路に結合されて前記利得補正された電
    気信号に応答し、前記入射放射線のパターンを表示する
    写像回路 とによつて構成されていることを特徴とする上記Ｘ線撮
    影装置。
14. （１４）特許請求の範囲第１２項記載の装置において、
    前記利得補正された電気信号は前記入射放射線パターン
    の表示とほぼ同時に発生されることを特徴とする上記Ｘ
    線撮影装置。