JPS6253639A

JPS6253639A - 放射線画像化方法ならびに装置

Info

Publication number: JPS6253639A
Application number: JP61202624A
Authority: JP
Inventors: カール　ジエイ　ブルーネツト; ロドニイ　エイ　マツトソン
Original assignee: Picker International Inc
Current assignee: Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 1985-08-29
Filing date: 1986-08-28
Publication date: 1987-03-09
Anticipated expiration: 2011-10-02
Also published as: EP0212836A1; CA1260160A; DE3678065D1; JP2540033B2; EP0212836B1

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】（イ）産業上の利用分野本発明は、例えば、コンピュータＦｒ層撮影画像化を行
なう放射線画像化装置ならびに方法に関する。

（ロ）従来の技術ならびに問題点放射および透過の両方のコンピュータ断層撮影において
、当該被験者の内部構造に関する情報は、内部侵人的手
続きｆｔ経ないで得られる。

コンピュータ断層撮影において、二次元画像は多くの一
次元投写から発生される。放射線、例えばＸ線、の線源
は当該被験者を通ってＸ線を透過させ、そして該放射線
の強さは対向側における１つ以上の検出器によって監視
されるが、該検出器は、それぞれが異なるホトダイオー
ドに光学的に結合された、単一シンチレーション結晶体
であることが多い。核線源が患者の周夛を移動し、そし
てＸ線減衰データが複数方向から得られる場合、コンピ
ュータ断層撮影復元手続きが利用されて、患者の断面の
画像を発生することができる。

コンピュータ断層撮影で利用されるＸ線管放射線源は多
色のすなわち連続エネルギースペクトルを介してＸ線光
子を発射するが、該スペクトルはエネルギーのゼロの近
くから、該線源に印加される電圧（ｋｖ）によって判定
される最大値にまで達する。Ｘ？ｔＭ管の性能とエネル
ギースペクトルは関連当業者により十分理解され、かつ
、実現されている。

コンピュータ断層撮影で利用される放射線検出器は、そ
れぞれ、該検出器によって吸収される全Ｘ線エネルギー
に比例する信号を発生する。

検出器にぶつかる低エネルギーＸ線光子は、該検出器の
全出力信号に比較的少を寄与するが、一方、検出器に入
射する高エネルギー光子は出力信号に対応的により大き
い寄与を与える。

低エネルギーＸ線光子はよυ容易に患者内に吸収される
が、一方、高エネルギー光子は患者の体を通過しそして
低エネルギーＸ線光子より少ない減授を受ける傾向があ
る。従って、低エネルギー放射線は、患者の体の内部構
造を定めるコントラスト情報を、高エネルギー放射線が
含んでいるより多く含んでおり、それは高エネルギー放
射線が少ない減衰の結果、患者の体をより一様に通過す
るからでるる。

従って、検出器出力信号は、それが画像情報の比較的豊
富な低エネルギー放射線の関数である以上に、比較的少
ないコントラスト情報−＋ａ送する高エネルギー放射線
の関数となっている。

従って、単一のエネルギー感応素子（例えば、単一のシ
ンチレーション結晶体、″またはガス入シ電離箱）を利
用する本検出器は、多くの情報を与える低エネルギー放
射線を選ぶより少ない情報を与える高エネルギー放射Ｗ
＆を選んで、その出力信号に重みづけしている。

Ｘ線管７ノードによるＸ線光子の発生はランダムプロセ
スとなっている。Ｘ線管ｋＶとｍＡ（電圧と電流ンが一
定に保たれている場合でさえ、該アノードから放射され
る光子の数は、ボワソンの確率分布により、時間内に、
はぼ平均値で統計的に上下する。患者の身体におけるよ
うに、物質におけるＸ線光子の吸収あるいは減衰もまた
、確率論の同じ法則に従うランダムプロセスである。従
って、すべての他の条件’ｔ　一定に保持して、固定時
間期間中に検出される光子の数は、１測定値から次へと
変化する。測定値におけるこの統計的動揺は、真の減疑
値における不正確さすなわち曖昧さを生ずる。この曖昧
さは「量子雑音」あるいは「童子統計」と称されること
もある。この量子雑音のために最終的に取得される画像
に、絶対的すなわち基本的限界が設定されるが、異なる
エネルギーの光子に対する検出器による不均等な応答は
この雑音問題を増大する。

Ｎ個のＸ線光子の検出に関連して童子統計から生ずる検
出器出力信号における雑音は、下記の関係で与えられる
。

Σ　　（Ｗ　＞ｎ＝１　　　’ 但し、σは信号の少数値（すなわち雑音／信号比）とし
て表わされた出力信号の標準偏差（すなわちＲｉ〜４Ｓ
雑音）であシ、Ｗｎ　　はｎ番目の光子の重みつけ（すなわち信号の寄
与ンであり、そしてへ　は検出された全光子数となっている。

コンピュータ断層撮影に利用される現在の多くの検出装
置　Ｋ　ｋいてＷは光子の吸収エネルギーに比例する。

しかし、Ｗｎが一定である場曾（すなわち、全光子が均
等に重みづけられる場合）、より少ない雑音（すなわち
σ）が達成される。この最適の場合、標準偏差は下記の
周知の公式によって与えられる。

実例で示すために、２つの場合を考えてみる。

例１．　　（不均等な重みづけ）Ｎｉ１００とし、検出された光子の半分はＷの相対重み
づけを有しておシ、もう半分はエネルギーはより高く、
かつ、４Ｗの相対重みづけを例■　（均等　重みづけ）Ｎ＝１ｏｏとして、全光子はＷの相対重みづけ分有して
いると検出されるとすれば、次にこの１組の例で明らか
なように、例１は例■より１７％雑音が多い。例Ｉに対
して、例■の低減雑音レベルを達成するために、検出光
子の数、すなわちＮは、１６６にまで増加しなければな
らないであろう。これは、患者の線量において３６チの
増加に相当する。

従って、低エネルギー成分に対するよ探も、高エネルギ
ー光子に対してより重くその応答全型みづけるという現
在の検出器の特徴のために、出力信号における誇張され
た雑音効果を生じ、そしてこの雑音全補償するために、
より多くのＸ線線童が被験者に与えられる必要がある。

（ハ）作用本発明の目的は、この難点が緩和されるような装置なら
びに方法を提供することである。

本発明によれば、通路に沿って放射線を伝播する放射線
源と、前記放射線に応答してアナログ出力信−ｉ４ヲ元
生する前記通路における検出器組立体と、および前記出
力信号に応答する画鷹化回路とを備え、前記演出器組立
体は前記放射線の低エネルギー成分に応答して発生され
ｆｃ前記出力信号の成分を強化するよう配置されている
ことを特徴とする放射線画像化装置が提供されている。

この発明の１つの特定実施例において、前記検出器組立
体は、前記放七線の低エネルギー成分と高エネルギー成
分にそれぞれ優先的に応答する第１と第２の成分および
、前記第１と第２の成分の前記放射線への応答に応答し
て、前記出力信号を発生する第５の成分とを備えて＾る
。

そのような特定実施例において、前記第１と第２の検出
器組立体成分はシンチレーション物質を備えており、そ
して前記第５成分は前記物質によって発生されたシンチ
レーションに対する検出器を備えている。

第１と第２の検出器組立体取分は前記放射線通路に沿っ
てノ負次に配置されているが、前記第１検出器組立体成
分は前記線源により近く、かつ、前記第２検出器組立体
成分より高い光子から光への変換効率愛育している。

あるいはまた、前記第１と第２の成分は、前記線源から
それぞれ近くと遠くにある率層のシンチレーション物質
の領域から成り、そして前記第３成分は、前記線源と前
記第１と第２の成分との間の前記放射線通路沿いに配置
されている。

別の特定実施例においては、前記検出器組立体は、放射
線通路に順次に配置された２組の電荷収集プレートを有
する電離検出器金偏えており、該２組のプレートに現わ
れる出力は結合されて前記出力信号を形成する。

本発明はまた、複合エネルギー浸透性放射線ビームを発
生する段階と、前記放射線の低エネルギー成分に応答し
て優先的に第１のアナログ表示出力を発生する段階と、
前記混合エネルギー放射線ビームの高エネルギー取分に
応答して優先的に第２表示出力音発生する段階と、前記
第２の高エネルギー表示出力に関して前記第１の低エネ
ルギー表示出力全強化し、そして前記第１と前記第２の
表示出力全アナログ形式で結合することによって、前記
第１の強化低エネルギー表示出力と前記第２の高エネル
ギー表示出力の両方の関数となっている単一表示出力を
発生する段１昔と、および前記単一出力に応答して、前
記放射線の画像の１部分の表示出力を発生する段階、と
から成ることを特徴とする放射線画像化方法を提供する
。

に）実施例次に本発明による放射線画像化方法ならびに装置を添付
の図面全参照して例を挙けて説明する。

第１図には、患者における当該の断面スライスを撮慮す
るのに利用されるコンピュータｖｙｒ層撮影走査装置１
０の一般の形式が示されている。

該コンピュータ断層撮影装置１０は、走査装置１２、可
視コンソール１４、コンピュータｇｔ１６、および制御
ならびにデータ処理のために走査装置１２が必要とする
特定化電子回路１７、と全備えている。

この発明はいずれのＣＴ幾可学的配列におりでも利用で
きるが、参照番号１２で表示されている走査装置は、９
動Ｘ線源（図示されていない）および患者用開口１８を
取巻く１？のような固定アレーの検出器を有する第４世
代コンピュータ断層撮影走査装置から成っている。撮像
中、患者は寝椅子２０に位置ぎめされ、次いで撮像しよ
うとする断面スライスが適切に位置ぎめされるまで、患
者用開口を通ってその中へ移動される。コンピュータ断
層撮影走査装置１２の側面に示される一連の電子的サブ
システムはＸ線全発生するのに適した電力全発生する。

コンピュータ断層撮影走置において、特殊電子回路１７
は、走査装ｒｔ１２によって検出された強さの値を分析
する。この特殊化電子回路１７は走査装置検出器からの
出力全測定すると共にＸ線管の線源の運動ｆｔ−］御し
、かつ、この運動を出力信号の分析と整合させる。

高速データ処理コンピュータ装置１６全利用することに
よって、高速コンピュータ断層撮影画像化が可能となる
。コンビα−タ装ｆｉ１６はデータ処理を行なって、患
者用開口を取巻く榎数の検出器から得た強さの読みから
、患者のスライス内部での減衰の変化についての画像を
復元する。該コンピュータ装置は断面画像密度全分析し
、復元し、そしてこの情報をコンソール１４に表示する
役目を果す。第１図に図示されたコ、ンソールは、コン
ピュータ断層撮影装置１ｔｔ−操作する技術者用の第１
ＣＲＴ３７および発生された画像から診断する責任者用
の第２ＣＲＴ３８を有している。

該装置は新規の、改良された検出器構成全利用している
。良好な各検出器は、以下でより詳ａＫ説明するが、少
なくとも１つのホトダイオードに結合された少なくとも
１つのシンチレーション結晶体から成る。動作中、Ｘ＠
放射がシンチレーション結晶体に衝突する場合、それは
可視光に変換され、それによってホトダイオードに電流
を流れさせる。該Ｘ線放射により発生されたアナログ電
流は、アナログ／ディジタル変換器５１によってディジ
タル信号に変換される。これらのディジタル信号発生の
電子回路は当業者には周知である。

放射線５０を検出し、かつ、変換器のディジタル出力５
１を発生する段階は（第２図参照）、コンピュータ断層
撮影プロセスを概略的に説明する流れ図で示されている
。２つの段階５０゜５１の後には、データの対数をとる
段階および該データ全コンピュータ装置に記憶する段階
が続く。強さのデータの対数は減衰情報全発生する。

コンピュータ断層撮影プロセスの残シの段階はコンピュ
ータ装置１６によって実行される。

該コンピュータ装置はまず、データについて一連の較正
計算５６を実行する。これらの計算は、ＣＴ−ｔットア
ップ位相中に得たデータに基づいている。これらの計算
は、電子回路における検出器感度、利得およびオフセッ
トの変化を考慮に入れている。これらの較正段階が一旦
完了すると、ディジタルフィルタリング段階５８が実行
され、そこでは各検出器からの全データがフィルタ関数
に従ってフィルタされる。該プロセスは、データの順方
向高速フーリエ変換（ＦＥＴ）を実行する段階、該変換
データを周波数フィルタによって乗算する段階、および
逆のＦＥＴを実行してフィルタデータを発生する段階、
とから成っている。

最後に、該データは６６でメモリ内に逆投影されて、検
査中の患者の特定スライスの画像を発生する。一旦、こ
の逆投影プロセスが完了すると、該画像はコンソール１
４（第１図）で見ることができる。

この発明の重要な目的は、低エネルギー放射線に対して
強化した応答性を有し、かつ、放射線光子の統計的変化
から生ずる雑音を低減させる、検出器としての改良実施
例を提供することである。

この発明の重要な特徴のために、高エネルギー光子の重
みづけすなわち信号寄与に比較して低エネルギーＸ線光
子の重みづけすなわち検出器出力信号寄与の増加を伴う
。そのよつな放射線検出器は、従来技術によって発生さ
れ得たより雑音が低くそして情報内容では高い出力信号
を発生する。

そのような改良検出器の１実施例は、異なるエネルギー
変換効率特性を有するサンドイッチ状の２枚以上のシン
チレーション物質の層ヲ有するシンチレータを備えてい
る。第３図で見ると、そのような検出器１００の幾何学
的配列において、線源からの放射線はまず、厚さ０．２
調の、ヨウ化セシウムのような、Ｘ線光千金光の光子へ
変換する際に相対的に高い効率を有するシンチレーショ
ン物質から成る第１層１０２にぶつかる。層１０２にお
いて、低エネルギーＸ線光子は優先的に吸収されるが、
一方、高エネルギー光子は膚１０２を通過し、そして層
１０４に吸収される傾向があるが、該）＠１Ｏ４ば、厚
さ２．０肩の、タングステン酸塩カドミウムのような、
Ｘ線光子を光の光子へ変換する際に比較的低い効率全方
する、シンチレーション物質から成る。層１０２と１０
４の間のインタフェース社、少なくとも部分的に光透過
性である。

層１０２と１０４の両方からの光のシンチレーションは
ホトダイオード１０６によって検出されるが、該ホトダ
イオードは両層を同時に検分して、リード１０日にアナ
ログ電気出力信号を発生するが、該信号は両層から検出
したアナログシンチレーションの関数となっている。

この現象の正味効果は、低エネルギー光子に起因する、
リード１０８に現われる、アナログ出力信号の成分が、
検出器にぶつかる高エネルギー”Ｘ線光子による寄与に
比例して、重みづけ全強化する、ということである。す
なわち、リード１０８における信号は、Ｘ線通路のホト
ダイオードの上流に唯一の結晶体を有する従来技術の検
出器で得られた結果に比較して、低エネルギーＸ線光子
の光エネルギーへの変換の際の寄与結果から成る、相対
的に強化した成分を有している。

さらに、低エネルギーＸ線光子によ多出力１０８の応答
が強化されることによって、出力１０８に現われる信号
を、低効率結晶体１０４だけが利用された場合になるで
あろうより以上に、入射Ｘ線エネルギーの無作為な光子
の動揺から独立させる。これは、１０８におけるアナロ
グ出力信号の高および低エネルギー成分は、低エネルギ
ー寄与の重みづけが強化される場合、複合エネルギーの
スペクトルに対して、より近く等しくなっているからで
ある。

第４図はこの発明のまた別の実施例であり、低エネルギ
ーＸ線光子に対する検出器応答の強化した重みづけを達
成するものとなっている。

この実施例には単一の比較的厚いシンチレータ層１１０
および単一ホトダイオード１１２が含まれる。第４図の
実施例において、該ホトダイオードは結晶体、１１０に
関してＸ線通路の上流に位置ぎめされている。従って、
被験者を介して透過したＸ線は最初に、比較的薄いホト
ダイオード１１２ヲ通過し、次いで結晶体１１０に吸収
される。

低エネルギーＸ線光子が優先的に吸収され、そしてその
上流面１１６に近い層１１０の領域で光の光子に変換さ
れる。高エネルギーＸ線光子は、層１１０のより低い、
すなわち下流の面１１８により近い所で、通常、光の光
子に変換される。

従って、低エネルギーＸ線光子から生ずる光の光子は、
ホトダイオード１１２に対して、高エネルギーＸ線光子
から生ずるシンチレーションより近くにある光のシンチ
レーションに優先的に変換される。この事は、光のシン
チレーションに変換される前に１低エネルギーＸ線光子
が入るより一層奥に、高エネルギー光子が層１１０を通
って入）込む傾向があるという理由のために真である。

従って、面１１６に近いシンチレーションが、面１１８
の近くから遠く離れたそれより、ホトダイオードにより
接近しているという事象のために、ホトダイオード１１
２は、面１１８に近いシンチレータ？３／より面１１６
に近−それに、より強く応答することになる。

第４図の実施例において、ホトダイオード１１２ハエビ
タキシヤル成長シリコン層を備えている。シンチレーシ
ョン層１１０は、例えばタングステン酸塩カドミウムの
ような半透明な結晶体の一部を備えており、約２閣の厚
さとなっている。該層１１０の半透明性によって、面１
１８の近くで発生する、より遠いシンチレーションへの
ホトダイオード１１２の応答の減衰を強調することがで
きて、リード１１４における出力信号の低エネルギ一応
答の重みづけを一層強化する助けとなっている。

第５図に示される別の実施例によれば、検出器は、ホト
ダイオード１２４と組合わせで、サンドインチ状結晶体
層組立体１２０．１２２　ｉ組入れている。第４図の実
施例におけるように、ホトダイオード１２４はＸ１ｆ８
通路の比較的上流に位置ぎめされ、そして結晶体層より
前に入射Ｘ線を受容する。該入射Ｘ線は先ず、Ｘ線に対
して実質的に透過性のホトダイオード１２４に入シ、次
いで層１２０．１２２に吸収される。第５図の実施例に
おいて、層１２０はヨウ化セシウムのような高い効率の
０．２ｆａｌの厚さの吸収材から成っているが、それは
優先的に吸収し、光の低エネルギーＸ、＠光子に変換す
る。層１２２は、Ｘ線光子を光の光子に変換する低効率
愛育する、タングステン酸塩カドミウムのような、２ｍ
ｌの厚さの物質から成る。第５図および第４図の実施例
の場合のように、ホトダイオード１２４は低エネルギー
光子への増大した応答を有する出力信号を発生し、そし
てアナログ形式での低エネルギー表現信号と高エネルギ
ー信号を結合する。

統計的雑音を最小に保持するためには、Ｘ線光子の極く
小部分だけが、ホトダイオードにおけるシリコンの拡散
層において吸収されることが重要である。前述のように
、エピタキシャル成長シリコンから成るホトダイオード
はこの規準を満足させる。

上述の実施例において、付加測度が採用されて、高なら
びに低エネルギーＸ線に対する応答のそれぞれの重みづ
けにさらに影＊をおよぼすこともできる。

例えば、低ならびに高Ｘ線エネルギーのそれぞれの選択
的吸収に基づいて、異なるシンナレーション螢光体全選
択することができる。その鏝先選択的吸収特性に対して
そのような螢光体物質全選択することは、ゲーリーＬ、
バーンズ（Ｇａｒｙ　Ｌ、　Ｂａｒｎｅｓ　）によるヨ
ーロッパ特許出題第（１９）１５１２５号（１９８４年
８月８日公告）に大体説明されておし、参照により記載
する。

適切な低効率結晶物質にはゲルマニウム酸塩ビスマスが
含まれておシ、そして高効率物質にはタングステン酸塩
カドミウムが含まれている。

好ましいことに、緑から赤へのスペクトル部分で螢光を
発するシンチレータ物質が選択されておシ、そのホトダ
イオードは他の色に対するより応答的となる傾向がある
。該シンチレータは、好ましいこと洗、約４０　ｋｅｙ
より下のに吸収端を有している。

第３図の実施例において、結晶体１０２は、結晶体１０
４より扁い光子から光への変換効率を有している。しか
し、結晶体１０４は結晶体１０２より放射線吸収性があ
る。

一般に、結晶体１０２は約α１醪から約（１４ｒｒａの
厚さを有することができるし、かつ、結晶体１０４は約
２ｆｉの厚さ全有することができる。

あるいはまた、検出器成分は固体検出器から成ることが
できるが、この場合、結晶体１０２に対応する成分はシ
リコンから、そして結晶体１０４に対応する成分はヨウ
化第２水銀から成ることができる。

第６図は、第５図の実施例のような、別の様相の実施例
を示しておシ、それは検出器出力信号のＸｔｊＡエネル
ギー成分の相対的重みづけを変更するすなわち強化する
のに利用され得る。第６図の実施例は、結晶体層１９０
．１９２および出力１９９ｆ：有するホトダイオード１
９８ヲ有している。

例えば、第６図に示されるように、層１９２に関して層
１９０の厚さを増加することによって、さらにＩＶ１１
９０のＸ線への応答を変更し、従って層１９０において
生ずるシンチレーションへのホトダイオード１９８の応
答を強化する。

さらに、ホトダイオード１９８の、層１９０．Ｎ’２の
それぞれにおけるシンｆ−レーションへの相対的応答は
、結晶体１９０．１９２を選択することによって変更す
ることができ、第６図に示されるように、異なる幾何学
的配列および／または面積の寸法全有する。

１９０のような、与えられた層において発生するシンチ
レーションへのホトダイオード１９８の応答もまた、シ
ンチレータの外側面のある部分ま之は全部のｔｄジに反
射物質すなわち被積１９４を設けることによって強化す
ることができる。

反射物質の種類およびそのような反射性面を作成するた
めの応用手段を選択することは、尚業者の範囲内である
。

第６図の実施例の前述のすべての様相を利用して、それ
ぞれの層１９０．１９２内のシ／テレ−ジョンへのホト
ダイオード１９８の応答を所望通シに適合させることが
できて、ホトダイオード１９８からの出力信号１９９に
おける低エネルギーＸ線光子に対する応答の重みっけを
強化する。

また、第５図の実施例で明らかなように、可視光を部分
的にだけ透過する層１２１は、層１２０で発生するシン
チレーションへのホトダイオード１２４の応答の重みづ
けを、結晶体１２２にお込て発生するシンチレーション
への該ホトダイオードの応答を抑止することによって、
さらに強化することができる。

この発明の別の実施例（図示されていない）において、
検出器組立体１９は、シンチレーション物質およびホト
ダイオードを利用する代りに、Ｘ線ビーム内に逐次的に
配置された２組の異なる寸法の電荷収集プレートを有す
る電離検出器を利用している。上流の収集プレートの組
は、低エネルギーＸ線が優先的に吸収される電離箱の領
域に位置ぎめされる。下流のプレートの組は高ｘｌｓエ
ネルギーに優先的に応答する。

この実施例が利用される場合、各プレートの組は別々の
電荷出力を発生するが、該出力は、強化し次低エネルギ
一応答を有する単一出力を形成するように、もう一方の
出力と組合わされる。低エネルギ一応答の強化は、それ
ぞれの収集プレート組からの出力信号についての異なる
増幅および／または減衰を利用することによって増加す
ることができる。低エネルギ一応答の程度はまた、上流
のプレートラ下流のプレートより大きくすることに上っ
ても強化することができる。

本明細書に記載された本発明の実施例は、該発明を網羅
するのでなく説明しようと意図されたものである。当業
者は、添付の特許請求の範囲に記載されるように、本発
明の精神および範囲から逸脱することなく、説明した実
施例への付加あるいは変更、あるいはそこからの除去等
を行ない得ることを認識されたい。

【図面の簡単な説明】

第１図は、該装置の一般的形状を示す、部分的に分離し
た斜視図、第２図は第１図の装置の動作の機能金示す流
れ図、および第３図〜第６図は、該装置で利用される放
射線検出器のそれぞれの実施例を示す。図中、１０はコンピュータ断層像影走査装置、１２は走
査装置、１４は可視コンソール、１６はコンピュータ装
置、１７は特殊化電子回路、１８は患者用開口、２０は
寝椅子、３０は電子的サブシステム、３７と３８は第１
と第２のＣＲＴをそれぞれ示す。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）放射線画像化方法であって複合エネルギー浸透性放射線のビームを発生する段階と
、前記放射線の低エネルギー成分に優先的に応答して第１
アナログ表示出力を発生する段階と、前記混合エネルギ
ー放射線ビームの高エネルギー成分に優先的に応答して
第２表示出力を発生する段階と、前記第２高エネルギー表示出力に関連して前記第１低エ
ネルギー表示出力を強化し、かつ、前記第１と前記第２
の表示出力をアナログ形式で結合することによって、前
記第１強化低エネルギー表示出力と前記第２高エネルギ
ー表示出力の両方の関数となっている単一表示出力を発
生する段階と、および前記単一出力に応答して、前記放射線の画像の一部の表
示出力を発生する段階、とから成ることを特徴とする前記放射線画像化方法。
（２）放射線画像化装置であって、通路に沿って放射線を伝搬する放射線源と、前記放射線
に応答してアナログ出力信号を発生する前記放射線通路
における検出器組立体（１９）と、および前記出力信号に応答する画像化回路（１４、１６、１７
）とを備えており、前記検出器組立体（１９）は、前記
放射線の低エネルギー成分に応答して発生した前記出力
信号の成分を強化するよう配置されていることを特徴と
する前記放射線画像化装置。
（３）特許請求の範囲第２項記載の装置において、前記
検出器組立体は前記放射線の低エネルギー成分と高エネ
ルギー成分のそれぞれに優先選択的に応答する第１と第
２の成分（１０２、１０４または１１０または１２０、
１２２または１９０、１９２）および、前記放射線に対
する前記第１と第２の成分（１０２、１０４または１１
０または１２０、１２２または１９０、１９２）の応答
に応答して前記出力信号を発生する第３成分（１０６ま
たは１１２または１２４または１９８）とを備えている
ことを特徴とする前記放射線画像化装置。
（４）特許請求の範囲第３項記載の装置において、前記
第１と第２の検出器組立体成分（１０２、１０４または
１１０または１２０、１２２または１９０、１９２）は
シンチレーション物質から成りそして前記第３成分（１
０６または１１２または１２４または１９８）は前記物
質によって発生されたシンチレーションに対する検出器
を備えていることを特徴とする前記放射線画像化装置。
（５）特許請求の範囲第４項記載の装置において、前記
第１と第２の検出器組立体成分（１０２、１０４または
１２０、１２２または１９０、１９２）は、前記第１検
出器組立体成分（１０２、１２０または１９０）が前記
線源により近くなっており、かつ、前記第２検出器組立
体成分（１０４、１２２または１９２）より高い光子か
ら光への変換効率を有しているように、前記放射線通路
に沿って順次に配置されていることを特徴とする前記放
射線画像化装置。
（６）特許請求の範囲第５項記載の装置において、前記
第３成分（１０６または１９８）は前記線源から離れた
前記第２成分（１０４または１９２）の側で前記放射線
通路に配置されていることを特徴とする前記放射線画像
化装置。
（７）特許請求の範囲第５項記載の装置において、前記
第３成分（１２４）は前記第１成分（１２０）と前記線
源との間で前記放射線通路に沿って配置されていること
を特徴とする前記放射線画像化装置。
（８）特許請求の範囲第７項記載の装置において、前記
検出器組立体は、前記第２成分（１２２）において発生
したシンチレーションに対する前記第３成分（１２４）
の応答を低減するために前記第１と第２の成分（１２０
、１２２）の間に別の成分（１２１）を有していること
を特徴とする前記放射線画像化装置。
（９）特許請求の範囲第５項から第８項までのいずれか
１項記載の装置において、前記第１成分（１０２、１２
０または１９０）はヨウ化セシウムから成ることを特徴
とする前記放射線画像化装置。
（１０）特許請求の範囲第５項から第９項までのいずれ
か１項記載の装置において、前記第２成分（１０４、１
２２または１９２）はタングステン酸塩カドミウムから
成ることを特徴とする前記放射線画像化装置。
（１１）特許請求の範囲第５項から第８項までのいずれ
か１項記載の装置において、前記第１（１０２、１２０
または１９０）および第２（１０４、１２２または１９
２）の成分はそれぞれタングステン酸塩カドミウムとゲ
ルマニウム酸塩ビスマスとから成ることを特徴とする前
記放射線画像化装置。
（１２）特許請求の範囲第５項から第１１項までのいず
れか１項記載の装置において、前記第１（１０２、１２
０または１９０）および第２（１０４、１２２または１
９２）の成分は、それぞれ、０．１ｍｍから０．４ｍｍ
の範囲の厚さおよびほぼ２．０ｍｍの厚さを有するシン
チレーション物質の層の形式となっていることを特徴と
する前記放射線画像化装置。
（１３）特許請求の範囲第４項記載の装置において、前
記第１と第２の成分は、それぞれ、前記線源から近くに
および遠くにあるシンチレーション物質（１１０）の単
一層領域を備えており、そして前記第３成分（１１２）
は前記線源と前記第１と第２の成分との間で前記放射線
通路に沿って配置されていることを特徴とする前記放射
線画像化装置。
（１４）特許請求の範囲第１３項記載の装置において、
前記シンチレーション物質は、前記物質によって発生す
るシンチレーションに対して半透明である物質から成る
ことを特徴とする前記放射線画像化装置。
（１５）特許請求の範囲第１４項記載の装置において、
前記シンチレーション物質はタングステン酸塩カドミウ
ムから成ることを特徴とする前記放射線画像化装置。
（１６）特許請求の範囲第４項から第１５項までのいず
れか１項記載の装置において、前記第３成分（１０６、
１１２、１２４、または１９８）はホトダイオードであ
ることを特徴とする前記放射線画像化装置。
（１７）特許請求の範囲第４項から第１６項までのいず
れか１項記載の装置において、前記第１と第２の検出器
組立体成分（１９０、１９２）は異なる幾何学的配列を
有していることを特徴とする前記放射線画像化装置。
（１８）特許請求の範囲第４項から第１７項までのいず
れか１項記載の装置において、前記第１と第２の検出器
組立体成分（１９０、１９２）の少なくとも１つは前記
強化を援助するために反射性物質から成る表面層（１９
４）を有していることを特徴とする前記放射線画像化装
置。
（１９）特許請求の範囲第３項記載の装置において、前
記第１と第２の検出器組立体成分は半固体物質から成る
ことを特徴とする前記放射線画像化装置。
（２０）特許請求の範囲第１９項記載の装置において、
前記第１成分はシリコンから成り、そして前記第２成分
はヨウ化第二水銀から成ることを特徴とする前記放射線
画像化装置。
（２１）特許請求の範囲第３項から第２０項までのいず
れか１項記載の装置において、前記第１（１０２、１１
０、１２０または１９０）、第２（１０４、１１０、１
２２または１９２）および第３（１０４、１１２、１２
４または１９８）の検出器組立体成分は密接に積重ねら
れた構成に配置されていることを特徴とする前記放射線
画像化装置。
（２２）特許請求の範囲第２項あるいは第３項記載の装
置において、前記検出器組立体は、放射線通路において
順次に配置された２組の電荷収集プレートを有する電離
検出器を備えており、該２組のプレートに現われる出力
は結合されて前記出力信号を形成することを特徴とする
前記放射線画像化装置。
（２３）特許請求の範囲第２２項記載の装置において、
２組のプレートの出力は結合の前に差動増幅を起こしや
すいことを特徴とする前記放射線画像化装置。
（２４）特許請求の範囲第２２項あるいは第２３項記載
の装置において、前記線源により近いプレート組のプレ
ートはもう一方の組のプレートより大きくなっているこ
とを特徴とする前記放射線画像化装置。
（２５）特許請求の範囲第２項から第２４項までのいず
れか１項記載の装置において、該装置はコンピュータ断
層撮影Ｘ線画像化装置であることを特徴とする前記放射
線画像化装置。
（２６）特許請求の範囲第２項から第２５項までのいず
れか１項記載の装置において検出器組立体としての利用
に適した放射線検出器組立体。