JPS62290443A - 動静電荷検出装置で２種エネルギ差像を求める装置及び方法 - 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】 ３、発明の詳細な説明 この発明は電離室Ｘ線検出器、更に具体的に云えば、動
静電荷検出装置（ｋｌｎｅｓｔａｔｉｃ　ｃｈａｒｇｅ
　ｄｅ−ｔｅｃｔｏｒ　ｓｙｓｔｅｍ　）で２種エネル
ギ差像を求める方法と装置に関する。

発明の背景 ２次元の電離放射を最適に検出することが、計算機式断
層写真法、ディジタル形Ｘ線撮影法、医療用核磁気作像
及び関連した分野の中心課題である。数多くのいろいろ
な種類の検出器（例えば非電子式、アナログ電子式及び
ディジタル電子式検出器）が用いられており、こういう
分野に於けるその成功の程度もいろいろである。一般的
に、有用な装置を開発する際、検出器の種々の作像パラ
メータ及び非作像パラメータに数多くの折合いをつけて
いる。

更に最近になって、動静電荷検出器（Ｋ　ＣＤ）と呼ば
れる異なる種類の検出器が開発された。ＫＣＤ装置では
、密閉した室の中にＸ線検出容積と信号収集容積とが形
成される。検出容積では、Ｘ線放射と相互作用して２次
エネルギを発生する何等かの種類の媒質が一般的に配置
されている。この媒質は一般的に限定された空間内に封
入されていて、収集容積は、検出容積の一方の境界に配
置された、２次エネルギの多重素子検出器であることが
好ましい。検出容積に印加された電界が２次エネルギ粒
子又は電荷に一定の漂動速度（ドリフト速度）を加え、
一方の符号の電荷を信号収集容積に向けて駆動する。反
対の符号の電荷は収集容積から遠ざかる向きに漂動し、
同等出力信号には寄与しない。

この装置が動作する時、Ｘ線ビームが患者を走査し、患
者を通過したＸ線放射が検出容積に差向けられる。ＫＣ
Ｄは、収集電極の１次元配列が走査方向に対して横方向
の扇形ビームにわたるような向きに配置されており、走
査方向のＸ線ビームの幅を検出容積の高さと釣合せる。

Ｘ線放射が検出容積の媒質内で粒子と衝突し、２次エネ
ルギを発生する。検出容積に加える電界を検出容積の片
側にある第１の電極と収集容積の平面（収集電極）の間
に発生し、この電界の方向は、検出容積に取込まれる放
射の通路に対して略垂直である。この電界により、第１
の電極と収集電極の間にある電荷担体が略一定の漂動速
度で収集電極に向って漂動する。検出及び収集容積を含
む室自体が、この室を、電荷の漂動速度の大きさと略等
しい大きさを持つ一定の速度で、電荷の漂動の方向と反
対の方向に室を移動する装置に機械的に結合される。

電荷担体によって収集電極に生じた電荷から複数個の収
集電極に流れる電流を感知する。室に取込まれた放射の
２次元の空間分布が、複数個の収集電極の夫々に流れる
感知電流の時間に対する振幅によって決定される。横方
向の放射の空間分布が、収集ｆＪ５ｍの間隔によって決
定される。この為、ＫＣＤ装置では、収集電極の１次元
配列を用いて２次元の情報が得られる。

室の運動が、検出容積内の媒質で生ずる電荷担体の漂動
と同じ速度であるが向きが反対であるから、Ｘ線ビーム
中、患者の各々の小さな区域を通過したＸ線放射が、検
出容積内の電荷担体がこの容積の空間を漂動するのに要
する時間にわたって積分される。この積分は、適切な信
号レベルを得る為に必要であるが、従来の用心ビーム装
置では、収集電極の２次元配列を用いて行われており、
こういう電極は、例として云うと、走査方向に８０乃至
１００個の素子及び溝方向に２，０００個の素子で構成
されている。ＫＣＤ装置は１次元の検出器配列を用いて
同じ情報が得られ、この為、従来のような大形の２次元
検出器配列のコスト及び複雑さが避けられる。

検出容積の内部では、格子が第１の電極と収集電極の間
の空間を漂動領域及び収集領域に分離する。この格子が
漂動領域の電荷によって電流が誘起されても、その電流
から収集電極を遮蔽して、収集領域内のイオンだけが収
集電極によって検出される様にする。格子と収集電極の
間の間隔が、装置の解像度に影響を与える１つの因子で
ある。

収集電極で得られたデータをディジタル処理して、像を
発生する。その意味で、Ｋ　ＣＤは１形式のディジタル
形Ｘ線撮影法である。

ディジタル形Ｘ線撮影法は、診断用の医療用の作像の範
鵡に入る広い範囲の活動のスペクトルを持つ包括的な言
葉である。初期の形式では、Ｘ線撮影フィルムをディジ
タル化して、関心が持たれる情報を強化並びに再表示し
ようとした。この分野は、Ｘ線信号を電子的に検出し、
ディジタル形式に変換し、処理してから、記録及び表示
する現在の状態にまで発展した。場合によっては、記録
として貯蔵する為にフィルムが使われるが、他の形式で
は、フィルムが完全にこの過程から除外されている。

ディジタル形Ｘ線撮影法の主な目的は、臨床的に意味の
ある細部を、一層見易くして、表示することが出来る様
に、像の中の関心のない構造の妨害作用を除くことであ
る。この過程が、診断手順を簡単化し、その精度を高め
る。この目的を達成する為に２種類の減算方式が開発さ
れた。即ち時間又はマスク・モード減算と、エネルギ又
はスペクトル減算である。時間減算は主に血管造影法に
用いられ、エネルギ減算は血管造影法及び一般的なＸ線
撮影法の両方に用いられる。

時間減算では、沃素化した造影剤の静脈注射の前後に像
を求めるのが典型的である。その後、これらの像をディ
ジタル処理装置で減算して強化し、骨やその周囲の軟ら
かい組織による影のない動脈の像を取出す。マスク及び
コントラスト像を求める時間の間に患者が動くと、減算
によって得られた像に人為効果（ａｒｔＨ’ａｃｔ）が
入り込み、診断上の検査の効用の妨げになる慣れがある
。

エネルギ減算は、Ｘ線の減衰がエネルギに依有する現象
であること、並びにこのエネルギの依存性が平均原子番
号が異なる材料では異なっていることに基づいている。

エネルギ減算では、異なるＸ線スペクトルを用いて像を
求め、ディジタル化し、ディジタル処理装置で組合せて
、ある材料による信号を抑圧するか、又は他のものによ
る信号を強化するということを選択的に行なう。この方
式を用いて、投与された又は固有のコントラストの差を
作像することが出来る。２種エネルギ作像では、２つの
異なるＸ線ビームのスペクトルを用いて、Ｘ線減衰デー
タを求める。これらのデータは種々の方法で組合せるこ
とが出来、各々の方法により、特定の原子番号を持つ材
料からの信号を除いたエネルギ減算像が発生される。従
って、この方法は材料選択性作像と呼ばれる。一般的な
Ｘ線撮影の用途では、像から望ましくない物体を除く上
で役に立つ。例として云うと、胸のＸ線撮影で、肺の小
結節を検査している時、骨の影を抑圧することが出来る
。然し、血管作像の用途で沃素化した動脈を見る妨げに
なる様な、組織を相殺した像に於ける残留の骨の影の様
なその他の制約がある。

一般的なＸ線撮影法では、それと競合する解剖学的な部
分による影又は像をなくすことが望ましい。例えば関心
のある区域が肺の組織である場合、中間の骨の構造によ
る像の影は、組織の像をぼかすことがある。１ｌｌ−エ
ネルギ作像を実施する時、特別の材料の像を分離するこ
とが極めて困難である。然し、２種エネルギ作像は特定
の材料によって出来た像信号をｔｎ殺又は分離すること
が出来る。

この発明を説明する前に、時間及び２種エネルギ作像を
行なう従来の装置とこの装置の特性とを最初に説明する
。第１図は主に血管作像の用途に用いられるディジタル
形蛍光透視法（ＤＦ）装置の基本的な機能的な部品を示
している。像収集信号チェーンが、標準的なＸ線装置の
発生器、Ｘ線管及びイメージ増倍管装置を利用している
。この装置のＤＦ部分はイメージ増ｆΔ管の出力から始
まり、そこで像がテレビ・カメラに光学的に結合される
。ビデオ信号のアナログ処理及びディジタル処理の両方
を用いて、表示並びに／又は像の貯蔵の前に、像を強化
することが出来る。

像の数学的な操作がＤＦの考えの中枢である。

像を積分して雑音を少なくし、造影前及び後の像を減算
し、コントラストを強め、再処理をすることが出来る能
力を持たせなければならない。更に、オペレータとのイ
ンターフェースの為、並びに装置内の種々の活動を追跡
しておく為に、装置の制御装置が必要である。１番目の
方法は、制御と算術機能の両方の為にミニコンピユータ
を使うことである。２番目の方法は、別々の算術及び制
御素子を持つ分布プロセッサ・アーキテクチャを使うこ
とである。ミニコンピユータの欠点は、毎秒数個よりも
像の速度が高い場合、ＤＦに関係するデータ速度を処理
することが出来ないことである。

特殊用ハードウェアは３０像／秒までの像速度に対する
データ及び計算タスクを取扱うことが出来る。装置を制
御する機能はマイクロプロセッサによって容易に処理さ
れる。

一旦処理アーキテクチャが定められたら、メモリの数、
そのマトリクスサイズ及び１画素当りのビット数を選ぶ
必要がある。時によっては、実効的な露出時間が長くな
るが、何フレームかをまとめて雑音が一層少ない像を形
成するのが役に立つことがある。こういうことを行なう
為には、到来するディジタル化されたビデオにあるビッ
ト数よりもメモリの奥行を大きくすることが必要である
。

単一フレーム・メモリを持つプロセッサを使って、時間
減算を実施することは可能であるが、２個のフルサイズ
のメモリを設ければ、空間的な解像度又は精度を犠牲に
せずに、造影前及び後の両方の像に対してフレームを積
分することが出来るので、有利である。

この為、合理的な計算システムはプロセッサ、制御装置
及びプログラム可能な特殊用算術処理装置で構成される
。

関心のある動脈を不透明にした時のマスクと像の間の整
合外れが、時間減算ＤＦの主な制約の１つである。

この整合外れの問題を解決する１つの手段は、交代的な
差像を形成することが出来る様にすることである。デー
タを収集した後、造影剤を充填した生の像と、交代的な
マスク像、即ち関心のある機内の周囲の構造の向きを一
層よく表わす像の間で、遡って減算を行なう。注入手順
が完了した後に交代的なマスクを選択するこの手順はり
マスク方式と呼ばれる。

整合外れによる人為効果を取上げた２番目の手段は、２
種エネルギ減算である。ディジタル形蛍光透視法では、
Ｘ線イメージ増倍管を用いて像を求め、ビデオ・カメラ
を介してその像を観察する。

このカメラの信号をディジタル化し、像フレームとして
貯蔵する。比較的低いエネルギの像を求めた後、Ｘ線管
に比較的高い電圧を印加して、そしてその結果平均エネ
ルギが一層高いスペクトル帯を用いて、５３１の像を求
める。普通の組織の検査では、同等造影剤がない状態で
２つの像を撮影することが出来る。動脈Ｘ線撮影の検査
では、血管に沃素化化合物の様なＸ線造影剤が存在する
時に、２つの像を求める。

何れにせよ、平均エネルギが高い像の画素データを平均
エネルギが低い像のデータから減算し、差像が残る様に
する。減算の前、データに種々の重み又は倍率をかけて
、軟らかい組織をＬ口殺するのが普通である。このデー
タは、骨も少なくする様に倍率を定めることが出来る。

然し、動脈Ｘ線撮影法の検査で実際に見ようとする沃素
化造影剤の大部分をも除去せずに、骨構造を除き又は相
殺することは出来ない。

イメージ増倍管を使ってデータを収集する時の幾つかの
影響の為、減算像又は差像には輝度の非一様性がある。

イメージ増倍管の入力蛍光スクリーンの区域から他の区
域に光が拡散し又は帰還されることにより、もやの様な
ベールのかかったぎらつきが生ずる。広いＸ線ビームの
Ｘ線がＸ線通路の間で、エネルギ依存性を持って身体の
組織によって散乱される事実により、像のコントラスト
も低下する。イメージ増倍管の入力発光体で種々のエネ
ルギのＸ線を差別的に検出することにより、輝度に別の
非一様性を招く。このどの現象もエネルギ減算だけでは
完全になくすことが出来ない。

ＤＦに於ける動きによる人為効果をなくす３番目の方式
は、米国特許第４．４４５．２２６号に　。

記載されている混成減算方法であり、それを実施する時
の代案が米国特許第４．４８２，９１８号に記載されて
いる。混成減算方法はエネルギ減算及び時間減算の組合
せの方法を用いる。混成減算では、相異なる２種類の平
均Ｘ線エネルギで、即ちＸ線管に相異なる２種類のキロ
ボルト数を印加してＸ線像を求め、身体の様な異質物体
内の軟らかい組織による信号を抑圧する様な形で、これ
らの像を組合せる。

これに関連して、低い及び高い平均エネルギ又はエネル
ギのスペクトル帯を待つＸ線ビームは種々の方法で求め
ることが出来ることを述べておきたい。１つの方法は、
Ｘ線管に一定のキロボルト数（ｋＶ）を印加し、ビーム
の途中に交互に相異なる２つのフィルタを介在配置する
ことである。

一方のフィルタはＸ線ビームを柔かくする為、即ちエネ
ルギ平均が低いエネルギ帯よりも高い高エネルギ・スペ
クトルを除去する。典型的には、所望の低エネルギ・ス
ペクトル帯を決定し、そのにエツジより低いＸ線エネル
ギで減衰が比較的小さく、ｋエツジより高いエネルギに
対して減衰が強いフィルタを選んで、高エネルギ・スペ
クトルを除く。セリウム又はエルビウムの様な希土類元
素で作られたフィルタがその例である。他方のフィルタ
は高エネルギ・ビームを硬化するもので、低エネルギ帯
を強く減衰させ又は吸収する様な材料で構成される。こ
の為、高エネルギ・スペクトル・フィルタは例として云
えば、アルミニウム、鋼又は真鍮にすることが出来る。

平均エネルギが低及び高のＸ線ビームを発生する別の方
法は、Ｘ線管に印加される電圧を低及び高レベルの間で
切換えることである。更に別の方法は、Ｘ線管に印加さ
れる電圧を切換えると共にフィルタをそれに対応して切
換えることである。

これが好ましい方法である。

混成減算では、静脈注射したＸ線造影剤が関心のある解
剖学的な領域にある血管に未だ入っていない時に、最初
に平均エネルギが低いＸ線ビーム（以下低エネルギ・ビ
ーム又は低エネルギ・スペクトル帯と呼ぶ）を身体を介
して投射した後、平均エネルギが一層高いＸ線ビーム（
以下高エネルギ・ビーム又は高エネルギ・スペクトル帯
と呼ぶ）を投射することによって、マスク像を求める。

これらの像は、２種類のエネルギで求められた主に骨及
び軟組織で構成されるものであるが、適当な定数を用い
て倍率又は重みを掛け、その後減算して、軟らかい組織
の変動による信号が抑圧され、骨構造が残る様なマスク
像を作る。次に、静脈注射した沃素化合物又はその他の
Ｘ線造影剤が関心のある領域内にある血管に達した時、
１対の高及び低エネルギのＸ線を用いた像のデータを求
める。

この１対の像のデータは、最初の１対の像に使われたの
と同じ一定の加重係数を作用させ、この１対の内の一方
の像を他方から減算して、この結果得られた造影後の像
が、骨構造と造影剤が入っている血管とを表わすデータ
を持つ様にする。混成減算の最後の工程は、２種エネル
ギ造影後像を２種エネルギ造影前マスク像から減算して
、骨構造を抑圧又は相殺し、造影剤が入っている血管を
隔離することである。時間減算だけに比べたこの混成減
算方式の大きな利点は、両方の２種エネルギの像で、軟
らかい組織が抑圧され又は相殺される為に、軟らかい組
織の動゛きによる人為効果に影響され難くなることであ
る。

混成減算は、マスク像を求めるのと造影後の像（１つ又
は複数）を求めるとの間の時間中に動いたかも知れない
ものがあっても、それを除くよい方法である。然し、普
通の時間減算の間に動きがなく、造影後像を単に造影前
マスク像から減算すれば、時間減算の像を使うことが出
来る。これは一般的に混成減算像よりも信号対雑音比（
ＳＮＲ）が一層よいからである。ＳＮＲが一層大きいこ
とにより、表示される像は所定の雑音レベルに於けるコ
ントラストが一層よい。

身体によるＸ線ビームの散乱も考慮される。像の散乱は
、Ｘ線ビームのエネルギ、ビームの通路長及び透過する
物体の密度に関係する。混成減算方法では、断面が広い
Ｘ線ビームを使うことによる散乱は、この散乱がエネル
ギ減算する１対の像の各々に対して略同じである為に、
殆んど問題にならない。従って、対を減算する時、像の
輝度の非一様性に対する散乱の影響も減算してなくなる
。

繰返して云えば、混成ディジタル形蛍光透視法は、軟ら
かい組織の動きに１％響されなく、有効に骨をｔ目状し
、散乱を第１次まで除き、Ｘ線イメージ増倍管及びビデ
オ・カメラに於けるその他の非直線的な効果をなくすと
いう利点がある。

これまで説明したのは、血管作像プロトコルに特に役立
つ２種エネルギ作像方式の１形式である。

Ｘ線の散乱、ベール状のぎらつき及び作像遅延中のその
他の非直線的なエネルギ依存性を持つ効果によって２８
工ネルギ方式に課せられる制約を説明した。投与した造
影剤を作像する血管に用いる場合に、この制約を取上げ
た改良、即ち混成減算も説明した。然し、一般的なＸ線
撮影法では、相対的に静止している解剖学的な構成部分
の間の固有のフントラストの差を作像する為、２種エネ
ルギ減算の為には別の構成を使わなければならない。

主な違いは、低及び高エネルギのＸ線像の検出に使われ
る装置である。一旦こういう２Ｎエネルギの像の対を収
集し、ディジタル・データに変換したら、上に述べた様
な並びに周知の方法と装置を使って、２種エネルギ減算
像の処理、表示及び記録を行なうことが出来る。

一般的なＸ線撮影装置では、１回は平均エネルギを低く
して、もう１回は平均エネルギを高くして、患者を時間
的に相隔たる２つのエネルギのビームに露出することに
より、２種エネルギ像を求めることが出来る。２つのビ
ームは、Ｘ線管の陽極陰極間電圧を変えることにより、
２つのＸ線管を使うことにより、又はＸ線ビームの途中
にフィルタを挿入してその平均エネルギを変えることに
よって、求めることが出来る。研究された別の方式は、
ビーム・フィルタによって隔てられた整合する２つの検
出器を使うことである。第１の検出器は原子番号の小さ
い検出器であってよく、２番目は原子番号の大きい検出
器である。２種エネルギ作像の説明が、ラジオロジー誌
第１５６巻第２号、第５３７頁乃至第５４０頁所載のバ
ーンズ他の論文「２種エネルギ・ディジタル形Ｘ線！Ｍ
影法の為の検出器」に記載されている。

これまでの説明から明らかな様に、２種エネルギ差像の
作像は、多くの場合に臨床的に役に立つ像を得る為に必
要であるが、実施する上に数多くの問題があった。実施
する上の難点の別の例が、エネルギ帯を切換えて計算機
式断層写真（ＣＴ）装置を用いた２種エネルギ投影作像
装置を開発しようとする時に経験された。この装置では
、Ｘ線エネルギは、１対の飛越し像を発生するのに十分
な周波数で、Ｘ線エネルギを切換えた。即ち、標準的な
像形式の隣合った走査線が、高い平均エネルギ及び低い
平均エネルギで得られた。この装置は動きによる人為効
果をなくす点では成功したが、各々の像に半分の走査線
しか利用出来ない為に、解像度がある程度落ちることは
諦めていた。走査線が重ならずに隣合っており、従って
正確に像の同じ点にないことにも注意されよう。然し、
作像結果に重大な影響を与えない程度に十分接近してい
た。

ＫＣＤ装置は走査作像装置であるから、低エネルギ及び
高エネルギの像を直列に求める場合、即ち、物体を最初
に平均エネルギの低いＸ線ビームで走査し、その後平均
エネルギの高いＸ線ビームで走査する時、問題が起る。

物体内の所定の点を平均エネルギが低い及び高いビーム
で作像する間の時間は、必然的に、１個の検出器がＫＣ
Ｄ装置の視野を走査する時間と少なくとも同じ長さにな
る。この様に２種類のビームを用いて１点を作像する間
の長い時間間隔は、患者の動き及び像の整合の問題の点
で望ましくない。

前に説明した様に、ＫＣＤ装置は、検出容積が標的内の
１点を通過する時間の間の電荷を蓄積する。従って、飛
越し方式（ｉｎｔｅｒｌａｃｅｄ　５ｃｈｅＩＩｌｅ　
）、即ち検出器がＸ線ビームのエネルギが低に設定され
ている間に物体の一部分の低エネルギ像を形成し、その
後ビームのエネルギが高い時に物体の別の部分の高エネ
ルギ像を形成すると云う２種エネルギ作像の飛越し方式
を用いる場合、一方のエネルギのＸ線ビーム・パルスが
終了してから他方のエネルギのＸ線ビーム・パルスの開
始までに、遅延がなければならない。この遅延が、イオ
ンが収集容積の長さを漂動するのに要する時間より短い
と、検出器からの信号の一部分は、低エネルギ及び高エ
ネルギの両方のＸ線ビームによるものになる。然し、検
出器からの信号が低エネルギ及び高エネルギ・パルスか
らの信号の混ぜ合せにならない様な遅延を使うと、各々
のＸ線ビームに対して患者の露出を一様にする為に、２
つの別々の検出容積を使わなければならない。

発明の要約 この発明の１つの目的として、この発明の１形式では、
Ｘ線源の焦点スポットを中心とする円の円周上に配置し
た２つの動静電荷検出器を用いたＫＣＤ装置により、２
ｔＩエネルギ差像が得られる。

２つの検出器は予定の距離だけ離れていて、一定の速度
で円の円周に沿って移動する。各々の検出器のガス圧力
及び電界は、各々の検出器に於けるイオン漂動速度が、
検出器の移動の速度と大きさは等しいが、方向が反対に
なる様に調節される。

Ｘ線源からの放射が検出器に差向けられ且つ制御されて
、第１の平均エネルギを持つ放射が第１の検出器に取込
まれ、第２の平均エネルギを持つ放射が第２の検出器に
取込まれる。一方の検出器からのデータが低エネルギ像
を形成し、他方の検出器からのデータが高エネルギ像を
形成する。データ処理装置が２つの像を整合させ、差像
を作る。

１形式では、Ｘ線源と各々の検出器の間にフィルタを配
置することにより、放射エネルギを制御する。別の形式
では、Ｘｌｌ源を高及び低エネルギ状態の間で切換え、
それと同期したスロットつき装置を用いて、低エネルギ
放射を一方の検出器に差向け、高エネルギ放射を他方の
検出器に差向ける。

３番目の形式では、低エネルギ及び高エネルギのＸ線検
出容積が、一定のＸ線エネルギ源からの１本のビームに
沿って整合している。

この発明が更によく理解される様に、次に図面について
詳しく説明する。

好ましい実施例の説明 第２図はこの発明が特に役立つ様な種類の動静電荷検出
器（Ｋ　ＣＤ）装置の略図である。動静電荷検出装置に
ついて詳しいことは、メディカル・フィジックス誌、第
１２巻第３号、第３３９頁乃至第３４３頁（１９８５年
５月／り月号）所裁のフランクＡ、ディビアン力及びマ
リオンＤ、バーカーの論文「動静電荷検出」及び１９８
５年４月１２０にビアンカの名前で出願された係属中の
米国特許出願通し番号第７２１，７２７号を参照された
い。この装置ではＸ線源１０がＸ線放射ビーム１２を発
生し、このビームがコリメータ１６のスリット１４を通
過することによってコリメートされる。Ｘ線ビームは、
第２図の平面内で、幅が典型的には８乃至ＩＱ＋ｗであ
り、検出器の人口では、第２図の弔面に対して垂直な方
向の幅が３５０乃至５００ｍｍである。こういう２つの
方向を夫々走査方向及び横方向と呼ぶ。Ｘ線放射が患者
１８を通過し、減衰した放射が動静電荷検出装置の電離
室２０に入る。説明の便宜の為、ＫＣＤ装置はガス充填
電離室を使うものと考えてもよいが、これに限ることは
ない。室２０が電離空間２２を含み、これは平面状陽極
２４及びそれと平行な平面状の収集電極２６の間の領域
内にキセノンの様な■いガスを含むことが好ましい。電
圧源２８が陽極２４と収集電極２６の間に接続されて、
２つの電極の間の領域内で空間２２に電界を誘起する。

空間２２内には、収集電極２６に隣接して平行な平面状
の格子３０も配置する。格子３０には高圧源２８から電
圧を加える。

典型的には、空間２２内のガスに吸収されたＸ線光子が
光電子を発生し、この光電子がガス中に多数の電子・イ
オン対を発生する。電子が急速に陽極２４へ漂動し、他
方イオンは更にゆっくりと収集電極２６又は陰極へ漂動
する。格子には比較的高い電圧がかかっているから、イ
オンが格子の中で加速されて収集電極２６に達する。収
集電極２６に達するイオンの数は、イオンを収集電極へ
差向ける為の連続的な電界が存在する様に保証するのに
十分な電界が格子と収集電極の間に出来る様に、源２８
の電圧を調節することによって制御することが出来る。

作像装置３２が電極に達したイオンの量及び分布を表わ
す、収集電極２６からの信号を受取る。作像装置３２が
このデータを使って、患者１８のＸ線像を作る。作像装
置３２はデータ収集装置、計算機、処理回路、電子式デ
ータ貯蔵装置及び像表示装置を含んでおり、それらは全
てディジタル・データから像を再生する分野で公知の形
式である。

電荷担体３６が室２０を漂動する速度ｖｄｒｌ　ｆ’ｔ
と等しい大きさを持つ速度ｖＳＣＡＭで、室２ｏを放射
の通路３４に対して物理的に移動させる。室２０を移動
させる方向は、担体３６が漂動する方向と反対（従って
、入って来るＸ線ビームの通路３４の方向に対して垂直
）であり、これは漂動する電荷を通路３４に対して不動
にする効果がある。

電荷担体が室２０に対して一定の速度で漂動し、室２０
がそれと同期して電荷担体の漂動と正反対の形で移動す
る。従って、電荷担体は、通路が容積又は空間２２と交
差する限り、通路３４に対して不動のま−である。通路
３４に沿って進む全てのＸ線光子が通路に近接した電荷
に寄与する。ＫＣＤがこの通路を掃引する間、患者１８
を通る他のことごとくの通路に対して同じ様な積分が行
なわれる。

この装置と室２０を動かす制御装置はこの発明の一部分
とは考えていない。こういう装置は、室２０及び関連し
た装置を取付けた機械的な構造で構成することが出来る
。サーボ駆動装置を設けて、周知の手段により、予定の
速度で円弧に沿って室２０を移動させることが出来る。

室２０とコリメータ１６の両方を回転して、Ｘ線放射が
不動のま−でいる患者１８を走査する様にする。

第３図には第１及び第２の動静電荷検出器３８゜４０を
用いるこの発明の第１の実施例が示されている。説明の
便宜の為、検出器３８を比較的低い平均エネルギのＸ線
放射に応答し、検出器４０を比較的高い平均エネルギの
Ｘ線放射を受取ると仮定する。コリメータ４２がＸ線放
射を２本の扇形ビーム４４．４６に形成する。コリメー
タ４２は、扇形ビーム４４．４６を通す１対のスリット
又はスロットを持つ放射を透過しないシートで構成され
、図面では断面を示しである。

コリメータ４２に達する前に、ビーム４４．４６が夫々
のフィルタ４８．５０を通過する。Ｘ線管の源１０の陽
極陰極間電圧を一定の値に保ち、ビームの平均エネルギ
が一定のま〜である様にする。フィルタ４８．５０は公
知の形式であり、ビーム４４のＸ線放射の平均エネルギ
が、ビーム４６のＸ線放射の平均エネルギより低くなる
様に選ばれる。検出器３８．４０の領域に２番［１のコ
リメータ５２を設けて、散乱効果を防止し又は少なくと
も最小限に抑える。即ち、ビーム４６から散乱したＸ線
放射が検出器３８に達したり、ビーム４４からの放射が
検出器４０に達したりしない様にする。

コリメータ４２．５２及びフィルタ４８．５０の同期し
た回転と共に、装置が検出器３８．４０を回転させる時
、扇形ビーム４４．４６が患者１８を走査する。検出器
３８が低エネルギ像を形成する為のデータを発生し、検
出器４０が高エネルギ像を形成する為のデータを発生す
る。各々の検出器３８．４０からのデータを作像装置３
２で処理して、２種エネルギ差像を作る。全体的な処理
方法はＸ線の分野で周知である。

図面を見易くする為に、患者又は標的１８がＸ線源１０
に近くあり、ＫＣＤ室３８．４０から隔たっているもの
として示しである。実際の装置５では、患者１Ｂは室３
８．４０に一層接近しており、Ｘ線源１０から隔たって
いる。コリメータ、シャッタ及びフィルタもそれらの相
互の位置を保ちながら、同じ様に位置ぎめされる。第３
図及び第４図に示す様な装置は、部分の配置を歪みなく
見ることが出来る様にする。更に具体的に云うと、ＫＣ
Ｄ室３８．４０の入口に於けるビーム幅Ａは典型的には
２乃至１０馳である。実尺に合せて描けば、標的１８が
装置の他の全ての部分を完全に塞いで、それらを見えな
くしてしまう。

扇形ビーム４４．４６の幅は、信号対雑音比（ＳＮＲ）
及び患者のＸ線露出量又は線量を最適にする様に選ぶこ
とが出来る。コリメータ４２のスロットの幅を変えるこ
とにより、扇形ビームの幅を調節する。検出器３８と４
０の間の間隔も最低位置に保ち、各々の検出器に於ける
データ収集の合間の時間を最短にすることに注意された
い。

像の間の時間が長くなるにつれて、患者の動きによって
動きによる人為効果が入り込む惧れも大きくなる。

第３図の装置の利点は、簡単であることである。

Ｘ線源の電圧を一定値に保ち、こうして高圧を切換える
問題並びに検出器の動きと切換えを同期させる問題を避
けている。然し、フィルタを用いて各々のビームのエネ
ルギースペクトルを分離することは限られている。２本
のビームが異なる平均エネルギを持つが、各々のビーム
が広い範囲のエネルギを含んでいる。従って、ビームの
間にはエネルギ・スペクトルの重なりがある傾向がある
。

この様なエネルギの重なりは、差力式が人為効果又は競
合する像を減算によって除く能力を低下させる。

ＫＣＤ装置で２種エネルギ像を得る為のこの発明の別の
実施例が第４図に示されている。この実施例では、Ｘ線
源１０の陽極陰極間型圧を予定の周波数で２種類の異な
る値の間で変える。陽極陰極間型圧を切換える周波数で
、１対のシャッタ５４．５６を夫々の扇形ビーム４４．
４６の中に入る様に並びにそれから出る様に移動させる
。シャッタ５４は、電圧が高い値である時にビーム４４
を遮り、シャッタ４６は電圧が低い値である時にビーム
４６を遮る。シャッタ５４．５６はＸ線を透過せず、そ
の機械的な構造は周知である。シャッタは周知の手段に
よって電気機械的に制御することが出来る。シャッタの
１つの利点は、各々のビームの露出時間を独立に制御出
来ることである。

こうすることにより、低エネルギの放射だけが検出器３
８に取込まれ、高エネルギの放射だけが検出器４０に取
込まれる。エネルギが高い時間とエネルギが低い時間と
の比が一定であれば、シャッタ５４．５６は回転する円
板のスロットにすることが出来る。然し、信号対雑音比
及び患者の線量を最適にする為には、この比を変えるこ
とが出来ることが好ましい。各々のビームに材料の異な
るビーム・フィルタを設けて、高及び低エネルギ・スペ
クトルを更に完全に分離することにより、一層の改良を
計ることが出来る。

像の「帯状化」を少なくする為、切換え周波数及びエネ
ルギが高及び低である時間は、像の中のことごとくの画
素が同じ長さの時間の間露出される様に選ばなければな
らない。これは次の場合に成立する。

Ｆ＝Ｎ（Ｖｓｃａｎ／ＷＬ）、　　Ｎ＝１、２，３、・
・・Ｐ＝Ｋｆｆｓｃａｎ／ＷＨ）、　　Ｋ＝１、２，３
，・・・ニーでＷＬは検出器３８の所での扇形ビーム４
４の幅、ＷＨは検出器４ｏの所での扇形ビーム４６の幅
、ＦはＸ線エネルギを切換える周波数である。

第５図には、ＫｍＮ−１となる様に露出周波数及びビー
ム幅を選んだ装置での高エネルギ及び低エネルギのＸ線
強度及び走査結果の時間線図が示されている。検出器３
１１１．４０が走査によって通り越す間、物体５８は不
動である。検出器３８の前縁６０が物体５８の前端６２
と交差する時、Ｘ線の平均エネルギは、「低ｋ　Ｖ　ｐ
　Ｊと記した線で示す様に、低い値に設定される。検出
器３８の幅の半分が物体５８の背後を通過した時、Ｘ線
源１０を高い方の平均エネルギに切換え、ビーム４４を
遮る。従って、検出器３８はＸ線の平均エネルギが高い
間の放射を全く検出しない。［高ｋＶｐＪと記した線が
高エネルギの出力時間を示す。検出器３８がその幅に等
しい距離だけ移動した時、源１０をその低ｋＶｐ状態に
切換え、検出器３８が再び放射に露出する。２回目の露
出を開始する時の検出器３８の位置を線６４に示しであ
る。検出器３８は再びその幅の半分に等しい距離を移動
し、その間Ｘ線放射を取込む。

検出器３８によって発生される出力信号を「低ｋＶｐ信
号」として示してあり、これは検出器３８の幅だけ、即
ち検出器３８がその幅に等しい距離を移動するのに要す
る時間だけ遅延している。

検出器４０によって発生されるｒ高ｋ　Ｖ　ｐ信号」も
検出器３８からの信号と同じ様に得られるが、検出器３
８．４０の間の間隔と検出器の幅に対する通過時間に等
しい遅延時間後に続く。２つの検出器によって発生され
た信号の相対的な振幅は、取込んだ放射の強度を表わす
。

これから判る様に、第５図の時間線図に従って平均エネ
ルギが高及び低の放射の間で切換えることにより、物体
の各々の要素が平均エネルギが高及び低の両方の放射に
露出し、各々の要素を通った放射が検出器３８．４０の
内の対応する１つによって検出される。従って、２つの
別々の像が、相異なる平均エネルギで、時間的に極く接
近して形成される。２つの検出器の間の間隔及び走査速
度（並びにイオン移動速度）を制御することにより、像
の間の時間的な間隔は、患者の動きの影響を最小限に抑
える様に調節することが出来る。然し、切換え周波数は
、機内のことごとくの画素が、収集電極２６から大きな
範囲の距離の所で出来たイオンによって得られる位に、
十分高く選ぶべきである。Ｋ及びＮの両方、即ち切換え
周波数が２より大きい場合、収集電極２６からの、イオ
ンが作り出される所までの距離に何れも関係する、電界
の非一様性、散乱、再結合、空間電荷及びイオン・クラ
ウドの拡散の影響を小さくすることが出来る。

検出器３８．４０を相隔てるのではなく、１本の扇形ビ
ームと整合して取付けて、２本の異なる扇形ビームを受
取る様にすることにより、２種エネルギ像を求めるこの
発明の別の実施例を構成することが出来る。２つの検出
器の間に配置されたフィルタがビームの平均エネルギが
低い方の成分を除去し、この為２番目の検出器は平均エ
ネルギが高い方の成分によって出来た像を検出する。検
出器３８．４０は原子番号が異なるＸ線検出媒質を利用
してもよい。別の特徴として、１個の前後分割形ＫＣＤ
室を構成することが出来る。整合した二重室の場合と同
じく、この様に変更した装置は１種類の平均エネルギの
ビームしか必要としない。第６図は放射フィルタ７０に
よって隔てられた２つの独立の室２０Ａ及び２０Ｂとし
て形成されたＫＣＤ室２０を示す。フィルタ７０は、検
出器部分２０Ｂに達するビームの平均エネルギが、部分
２ＯＡで検出されるエネルギよりも一層高い値になる様
に選ばれる。フィルタ７０は例えば６９．５ｋｅＶにに
エツジを持っていてよい。ビーム３４が第２図に示す様
に検出器２０に入る。２つの室は、フィルタ７０によっ
て隔てられた１個のＫＣＤ室の２つの部分であってもよ
いし、或いは異なる圧力の異なるガス（イオン源）を用
いて作用する２つの隔離された室であってもよい。ガス
及び圧力は、エネルギが低い方のＸ線が１番目又は前側
の室内にあるガスと相互作用をすることが出来る様にし
ながら、エネルギが高い方のＸ線が２呑口又は後側の室
へ通過する様に最適の形で選ぶことが出来る。第１の室
には、原子番号が小さいガス、例えばクリプトンを、２
呑目の室のキセノン・ガスより一層低い圧力で使うこと
が出来る。

この発明の好ましい実施例と考えられるものを詳しく説
明したが、当業者には種々の変更が考えられよう。従っ
て、特許請求の範囲は、この発明の範囲内に含まれるこ
の様な全ての変更を包括するものであることを承知され
たい。

【図面の簡単な説明】

第１図は基本的なディジタル形蛍光透視装置の機能的な
ブロック図、 第２図は動静電荷検出装置の略図、 第３図は２種エネルギ像を求める為の第１及び第２の動
静電荷検出器を用いたこの発明の１実施例を示す略図、 第４図はＫＣＤ装置を用いた２種エネルギ作像用のこの
発明の別の実施例を示す略図、第５図は第４図に示す様
な装置に対する高エネルギ及び低エネルギのＸ線の強度
と走査結果を示す時間線図、 第６図は２種エネルギ像を求める為に、放射フィルタに
よって隔てられた２つの独立の前側／後側の室として形
成されたＫＣＤ装置の略図である。 主な符号の説明 ２０：電離室 ３２８作像装置 ３８．４０：検出器 ４８．５０：フィルタ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １）放射源が標的の中に電離放射を供給する動静電荷検
   出装置で患者の強化像を求める装置に於て、 各々電離放射を取込む窓を含む室及び各々の室の中にあ
   って、該室内に電界を設定して、室内の正及び負のイオ
   ンの一方を予定の速度で電極表面に向って漂動させる電
   極を夫々持つ第１及び第２の動静電荷検出器と、 各々の室に機械的に結合されていて、イオンの漂動方向
   と反対の方向に各々の前記室を漂動と略等しい速度で移
   動する室移動手段と、 一方の室に取込まれた放射が他方の室に取込まれた放射
   とは異なる平均エネルギを持つ様に、各々の室に取込ま
   れる電離放射を制御する手段と、第１及び第２の検出器
   から得られたデータから、２種エネルギ差像を形成する
   手段とを有する患者の強化像を求める装置。 ２）特許請求の範囲１）に記載した患者の強化像を求め
   る装置に於て、前記放射を制御する手段が、 前記放射源及び患者の間に位置ぎめされていて、電離放
   射を第１及び第２のビームにコリメートするコリメータ
   と、 該コリメータ及び放射源の間に前記第１のビームと整合
   して位置ぎめされていて、前記第１のビームに第２のビ
   ームの平均エネルギとは異なる値の平均エネルギを設定
   する第１のフィルタとを有する患者の強化像を求める装
   置。 ３）特許請求の範囲２）に記載した患者の強化像を求め
   る装置に於て、前記コリメータ及び前記放射源の間に前
   記第２のビームと整合して位置ぎめされ、前記第２のビ
   ームに第１ビームの平均エネルギとは異なる平均エネル
   ギを設定する第２のフィルタを有する患者の強化像を求
   める装置。 ４）特許請求の範囲１）に記載した患者の強化像を求め
   る装置に於て、前記放射を制御する手段が、 前記放射源の放射出力の平均エネルギを予定の周波数で
   第１の値及び第２の値の間で切換える手段と、 各々の室に取込まれる電離放射を交代的に阻止すること
   により、第１の値を持つ放射が前記第１の室に差向けら
   れ、第２の値を持つ放射が前記第２の室に差向けられる
   様にする手段とを有する患者の強化像を求める装置。 ５）特許請求の範囲４）に記載した患者の強化像を求め
   る装置に於て、前記阻止する手段が、少なくとも１つの
   開口がその半径方向に配置されている放射を透過しない
   円板で構成され、該円板は前記放射源及び患者の間に位
   置ぎめされていて、前記第１の平均エネルギの値を持つ
   放射が該開口を介して前記第１の室へ通過すると共に、
   前記第２の平均エネルギの値を持つ放射が前記開口を介
   して前記第２の室へ通過する様な周波数で回転させられ
   る患者の強化像を求める装置。 ６）特許請求の範囲４）に記載した患者の強化像を求め
   る装置に於て、前記阻止する手段が、放射源の切換えと
   同期している電気機械的に作動されるシャッタで構成さ
   れる患者の強化像を求める装置。 ７）特許請求の範囲４）に記載した患者の強化像を求め
   る装置に於て、 前記放射源と患者の間に位置ぎめされていて、電離放射
   を第１及び第２のビームにコリメートするコリメータと
   、 該コリメータ及び放射源の間に前記第１のビームと整合
   して位置ぎめされていて、前記第１のビームに第２のビ
   ームの平均エネルギとは異なる値の平均エネルギを設定
   する第１のフィルタとを有する患者の強化像を求める装
   置。 ８）特許請求の範囲７）に記載した患者の強化像を求め
   る装置に於て、前記コリメータ及び放射源の間に前記の
   第２のビームと整合して位置ぎめされていて、前記第２
   のビームに前記第１のビームの平均エネルギとは異なる
   値の平均エネルギを設定する第２のフィルタを有する患
   者の強化像を求める装置。 ９）特許請求の範囲１）に記載した患者の強化像を求め
   る装置に於て、前記室が１本の平均エネルギを持つ電離
   放射ビームを受取る様に前後関係に結合されており、各
   々の室に取込まれる電離放射を制御する手段が、前記室
   の間に位置ぎめされた放射フィルタで構成されている患
   者の強化像を求める装置。 １０）動静電荷検出装置で患者の２種エネルギ放射像を
   作る方法に於て、 予定の速度で検出器を放射源の周りに回転させる装置に
   共通に接続された第１及び第２の動静電荷検出器を用意
   し、 前記検出器内に、大きさが前記予定の速度と等しいが方
   向がそれと反対のイオン漂動速度を設定し、 患者に入射する比較的低い平均エネルギの放射を第１の
   検出器が受取り且つ患者に入射する比較的高い平均エネ
   ルギの放射を第２の検出器が受取る様に前記放射源から
   の放射を変調し、 放射源を中心とする円の円周の円弧に沿って検出器を回
   転させることにより、放射が患者を走査して検出器に受
   取られるようにし、 該走査の間に受取った放射の強度を表わす出力データを
   各々の検出器から供給する工程を含む方法。 １１）特許請求の範囲１０）に記載した方法に於て、前
   記変調する工程が、放射源からの放射の平均エネルギを
   第１及び第２の値の間で切換える工程を含む方法。 １２）特許請求の範囲１０）に記載した方法に於て、前
   記切換える工程が、Ｗ＿Ｌを第１の検出器に於ける放射
   ビームの幅、Ｗ＿Ｈを第２の検出器に於ける放射ビーム
   の幅、Ｆを放射ビームを切換える周波数として、 Ｆ＝Ｎ（Ｖｓｃａｎ／Ｗ＿Ｌ）、Ｎ＝１、２、３、・・
   ・Ｆ＝Ｋ（Ｖｓｃａｎ／Ｗ＿Ｈ）、Ｋ＝１、２、３、・
   ・・となる様な周波数で切換える方法。