JPS59145983A - エネルギ−識別放射線検出装置およびその方法 - Google Patents
エネルギ−識別放射線検出装置およびその方法Info
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- JPS59145983A JPS59145983A JP58221353A JP22135383A JPS59145983A JP S59145983 A JPS59145983 A JP S59145983A JP 58221353 A JP58221353 A JP 58221353A JP 22135383 A JP22135383 A JP 22135383A JP S59145983 A JPS59145983 A JP S59145983A
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
皮互次」
本発明は医療診断撮影の分野に関するものであり、より
其体的には、ディジタル放射線写真および蛍光透視法に
使用される改良されたＸ線検出器に関するものである。
其体的には、ディジタル放射線写真および蛍光透視法に
使用される改良されたＸ線検出器に関するものである。
この検出器は被検体から出る様々なエネルギーの放射線
を示す信号を別々に同時に出力する。
を示す信号を別々に同時に出力する。
放射線写真および蛍光透視法は長い間よく知られた診断
撮影技術である。従来の放射線写真方式では、Ｘ線源を
駆動してＸ線の発散エリアビー１・を患者に透過させる
。感Ｘ線蛍光体スクリーンおよびフィルムを有するカセ
ツテを患者のＸ線源に対向する側のＸ線経路内に配置す
る。患者の体を通過した放射線は、Ｘ線が通過する組織
の様々なタイプに応じて様々な程度に減衰する。患者か
らの減衰したＸ線は１つのパターンとなり、蛍光体スク
リーンに入射してフィルムを感光させる。このＸ線フィ
ルムを処理して可視映像を得、これは患者の内部身体構
造および（または）状態を示すものとして放射線医師に
よって解析することができる。
撮影技術である。従来の放射線写真方式では、Ｘ線源を
駆動してＸ線の発散エリアビー１・を患者に透過させる
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ツテを患者のＸ線源に対向する側のＸ線経路内に配置す
る。患者の体を通過した放射線は、Ｘ線が通過する組織
の様々なタイプに応じて様々な程度に減衰する。患者か
らの減衰したＸ線は１つのパターンとなり、蛍光体スク
リーンに入射してフィルムを感光させる。このＸ線フィ
ルムを処理して可視映像を得、これは患者の内部身体構
造および（または）状態を示すものとして放射線医師に
よって解析することができる。
従来の蛍光透視法では、Ｘ線の連続的なまたは急激なパ
ルス状のエリアビームを患者の体に透過させる。患者に
対してＸ線源と反対側のビーム経路内に光増幅管を配置
する。この光増幅管は患者から現れる放Ｉｔ ｌｉｔパ
ターンを受けてその出力面において小さい輝点の可視映
像にこれを変換する。
ルス状のエリアビームを患者の体に透過させる。患者に
対してＸ線源と反対側のビーム経路内に光増幅管を配置
する。この光増幅管は患者から現れる放Ｉｔ ｌｉｔパ
ターンを受けてその出力面において小さい輝点の可視映
像にこれを変換する。
反射鏡または閉回路テレビジョンシステムによってその
出力面を撮影し、例えばＣＲＴなとに動的なリアルタイ
Ａ ｒｌ視像を再生する。この可視像を放射線医師が解
析する。
出力面を撮影し、例えばＣＲＴなとに動的なリアルタイ
Ａ ｒｌ視像を再生する。この可視像を放射線医師が解
析する。
最近では、ディジタル放射線写真および蛍光透視技術が
開発されている。ディジタル放射線写真では、Ｘ １ｕ
源から患者の後のビーム゛経路にある検出器に患者の体
を通してＸ線を照射する。適当な検出手段を使用するこ
とによってこの検出器は入用照射線を検出し、検出され
た放射線映像を示すアナログ信号を発生する。この信号
はディジタル情報に変換されてディジタルデータ処理装
置に入力ぶれる。データ処理装置はこのディジタルデー
タを記録したり、処理して質を向」−させる。ディスプ
レイ装置は、この映像を示す適当なディジタルデータに
応動してディジタル情報をアナログ形式に戻し、患者の
体から出た放射線によって得られた映像パターンから抽
出された患者の内部身体構造の可視表示を出力する。こ
のディスプレイシステムをディジタルデータ処理装置に
直接接続すれば実質的にリアルタイムの映像が得られ、
またはディジタルシステムにテープもしくはディスクな
どのディジタル蓄積手段からディジタル蓄積データを供
給して早期検査から患者の映像を表示することができる
。
開発されている。ディジタル放射線写真では、Ｘ １ｕ
源から患者の後のビーム゛経路にある検出器に患者の体
を通してＸ線を照射する。適当な検出手段を使用するこ
とによってこの検出器は入用照射線を検出し、検出され
た放射線映像を示すアナログ信号を発生する。この信号
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置に入力ぶれる。データ処理装置はこのディジタルデー
タを記録したり、処理して質を向」−させる。ディスプ
レイ装置は、この映像を示す適当なディジタルデータに
応動してディジタル情報をアナログ形式に戻し、患者の
体から出た放射線によって得られた映像パターンから抽
出された患者の内部身体構造の可視表示を出力する。こ
のディスプレイシステムをディジタルデータ処理装置に
直接接続すれば実質的にリアルタイムの映像が得られ、
またはディジタルシステムにテープもしくはディスクな
どのディジタル蓄積手段からディジタル蓄積データを供
給して早期検査から患者の映像を表示することができる
。
ディジタル放射線写真は、薄い扇形ビームのＸ線を使用
する放射線写真技術と、さらに広く分散するいわゆる［
エリアビームＪを使用する他の技術とを含む。前者の技
術はしばしば、「走査（またはスリット）照射放射線写
真Ｊ （ＳＰＲ）と称するが、扇形ビームのＸ線を患者
の体に透過させる。
する放射線写真技術と、さらに広く分散するいわゆる［
エリアビームＪを使用する他の技術とを含む。前者の技
術はしばしば、「走査（またはスリット）照射放射線写
真Ｊ （ＳＰＲ）と称するが、扇形ビームのＸ線を患者
の体に透過させる。
この扇形を患者の体にわたって走査するか、または扇形
ビームＸ線源と円弧または直線に沿って配列された個々
のセル状検出器セグメントの配列との間で患者を動かす
ことができるように配置する。Ｘ線源・検出器間配列と
患者の体との間で検出器をビームと一致させなから相対
的に動かすことによって、患者の体の大きな面積をＸ線
の扇形ビームによって走査する。検出器セグメントのそ
れぞれは、受けたＸ線の特性を示すアナログ信号を出力
する。
ビームＸ線源と円弧または直線に沿って配列された個々
のセル状検出器セグメントの配列との間で患者を動かす
ことができるように配置する。Ｘ線源・検出器間配列と
患者の体との間で検出器をビームと一致させなから相対
的に動かすことによって、患者の体の大きな面積をＸ線
の扇形ビームによって走査する。検出器セグメントのそ
れぞれは、受けたＸ線の特性を示すアナログ信号を出力
する。
これらのアナログ信号をティジタル化し、データ処理装
置に入力し、処理装置は所定の方法でこのデータを演算
してディスプレイ装置を駆動し、患者の体の内部構造お
よび（または）状態を示す表示映像を再生する。
置に入力し、処理装置は所定の方法でこのデータを演算
してディスプレイ装置を駆動し、患者の体の内部構造お
よび（または）状態を示す表示映像を再生する。
「エリア」ビームを使用する場合、Ｘ線源に対してｍ１
者と反対に位置する光増幅管の入力面に患者の体を通し
てＸ線の発散ビームを照射する。この光増幅管の出力面
をテレビジョンカメラで撮影する。カメラの映像信号を
ディジタル化し、データ処理装置に入力し、次に患者の
内部身体構造または状態を示す明瞭な表示信号に変換す
る。
者と反対に位置する光増幅管の入力面に患者の体を通し
てＸ線の発散ビームを照射する。この光増幅管の出力面
をテレビジョンカメラで撮影する。カメラの映像信号を
ディジタル化し、データ処理装置に入力し、次に患者の
内部身体構造または状態を示す明瞭な表示信号に変換す
る。
ディジタル放射線写真および蛍光透視法の利点のうちの
１つは、検出器に入射する放射線パターンから発生した
ディジタル映像信号は、様々な方法でアナログデータよ
りたやすく処理することができ、映像のいくつかの特性
を向トさせ、映像をより解析しやすいものにし、解剖学
的減衰の差を広い範囲にわたって表示することができる
ことである。
１つは、検出器に入射する放射線パターンから発生した
ディジタル映像信号は、様々な方法でアナログデータよ
りたやすく処理することができ、映像のいくつかの特性
を向トさせ、映像をより解析しやすいものにし、解剖学
的減衰の差を広い範囲にわたって表示することができる
ことである。
ディジタル表示された映像を向トさせる爪要な技術は「
サブ（・ラクション」と称する。２つの方式のサブ）・
ラクション技術があり、一方は「瞬時」サブトラクショ
ンであり、他方は「エネルギー」サブトラクションであ
る。
サブ（・ラクション」と称する。２つの方式のサブ）・
ラクション技術があり、一方は「瞬時」サブトラクショ
ンであり、他方は「エネルギー」サブトラクションであ
る。
しばしば「マスクモード」サブトラクションと称する瞬
時サブトラクションは、動脈内または静１１−脈内にテ
えられる放射線造影剤によって被検体のコントラストを
向上させた場合、Ｌ下に重なり合う部分を映像から除去
するのに使用することができる技術である。造影剤を使
用した映像と使用しない映像とを得て、前者の映像を示
すデータを後者の映像を示すデータから引算し、造影剤
を含む血／４または動脈の部分以外のすべてを実質的に
相殺する。理論的には瞬時サブトラクションは、造影剤
が与えられた部分の映像を強調する最適の。
時サブトラクションは、動脈内または静１１−脈内にテ
えられる放射線造影剤によって被検体のコントラストを
向上させた場合、Ｌ下に重なり合う部分を映像から除去
するのに使用することができる技術である。造影剤を使
用した映像と使用しない映像とを得て、前者の映像を示
すデータを後者の映像を示すデータから引算し、造影剤
を含む血／４または動脈の部分以外のすべてを実質的に
相殺する。理論的には瞬時サブトラクションは、造影剤
が与えられた部分の映像を強調する最適の。
方法である。これは干渉する背景から患部を「抜き出す
」ものである。
」ものである。
ディジタル瞬時サブトラクションの原理的な限界は、不
整合、すなわち造影剤を使用して得られた映像と使用し
ないで得られた映像との間に患者の動きによる人為的な
「動き」に影響されやすいことである。
整合、すなわち造影剤を使用して得られた映像と使用し
ないで得られた映像との間に患者の動きによる人為的な
「動き」に影響されやすいことである。
瞬時サブトラクションの他の欠点は、造影剤を使用する
ことが必要であり、造影剤によるコントラストの変化を
急激に生じさせて第１の露出と第２の露出の間の時間を
短くすることによって、人為的に生じた動きの発生を最
小限にしなければならないことである。瞬時サブトラク
ションはまた、心臓などの急激に動く器官を含む検査に
は使用できないことである。また、造影剤をケえること
が禁忌されている患者もある。
ことが必要であり、造影剤によるコントラストの変化を
急激に生じさせて第１の露出と第２の露出の間の時間を
短くすることによって、人為的に生じた動きの発生を最
小限にしなければならないことである。瞬時サブトラク
ションはまた、心臓などの急激に動く器官を含む検査に
は使用できないことである。また、造影剤をケえること
が禁忌されている患者もある。
人為的な動きに影響されやすい瞬時サブトラクションに
代わるものとしてエネルギーサブトラクションがある。
代わるものとしてエネルギーサブトラクションがある。
瞬時サブトラクションはコントラストの分布の時間的な
変化に依存するが、エネルギーサブトラクションは軟組
織や骨などの様々な組織のタイプの減衰特性におけるエ
ネルギーに依存した差を利用している。
変化に依存するが、エネルギーサブトラクションは軟組
織や骨などの様々な組織のタイプの減衰特性におけるエ
ネルギーに依存した差を利用している。
例えば軟組織（はとんどが木であるが）および骨などの
様りな組織は、エネルギーレベルの異なるＸ線放射を減
衰させる特性が異なることが知られている。
様りな組織は、エネルギーレベルの異なるＸ線放射を減
衰させる特性が異なることが知られている。
また、軟組織がＸ線放射を減衰させる特性は、骨かＸ線
を減衰させる特性に比べてＸ線のエネルギーレベルにほ
とんど依存しないことも知られている。
を減衰させる特性に比べてＸ線のエネルギーレベルにほ
とんど依存しないことも知られている。
この現象によってエネルギーサブ）・ラクションを行な
うことができる。この技術を実施する場合、高いエネル
ギーレベルと低いエネルギーレベルを交与に有するＸ線
のパルスを、ｐ者の体に透過させる。こうして低いエネ
ルギーのパルスが発生すると、検出器および対応するデ
ィジタル処理装置が共同して動作し、低いエネルギーパ
ルスに応して発生した映像を表示する１組のディジタル
データを得、これを蓄積する。非常に短い時間ののち、
高いエネルギーパルスが発生すると、検出器およびディ
ジタル処理装置は再び共同して動作し、高いエネルギー
パルスによって発生した映像を表わす１紺のディジタル
情報を得てこれを蓄積する。そこで低いエネルギーの映
像を示すものとして得られた値を高いエネルギーの映像
を示す値から引算する。
うことができる。この技術を実施する場合、高いエネル
ギーレベルと低いエネルギーレベルを交与に有するＸ線
のパルスを、ｐ者の体に透過させる。こうして低いエネ
ルギーのパルスが発生すると、検出器および対応するデ
ィジタル処理装置が共同して動作し、低いエネルギーパ
ルスに応して発生した映像を表示する１組のディジタル
データを得、これを蓄積する。非常に短い時間ののち、
高いエネルギーパルスが発生すると、検出器およびディ
ジタル処理装置は再び共同して動作し、高いエネルギー
パルスによって発生した映像を表わす１紺のディジタル
情報を得てこれを蓄積する。そこで低いエネルギーの映
像を示すものとして得られた値を高いエネルギーの映像
を示す値から引算する。
体の中の軟組織による低いエネルギーのＸ線の減衰は高
いエネルギーのＸ線の軟組織による減衰とほぼ同じであ
るので、低いエネルギーの映像データの高いエネルギー
の映像データからの引算によって軟組織の構成を示す情
報がほぼ相殺される。この情報がこのようにして相殺さ
れてしまうと、その映像のな−かに残留する情報の実質
的にすべては骨を示すものとなる。このようにして、骨
のコントラスト ラクションによって実質的に向卜する。
いエネルギーのＸ線の軟組織による減衰とほぼ同じであ
るので、低いエネルギーの映像データの高いエネルギー
の映像データからの引算によって軟組織の構成を示す情
報がほぼ相殺される。この情報がこのようにして相殺さ
れてしまうと、その映像のな−かに残留する情報の実質
的にすべては骨を示すものとなる。このようにして、骨
のコントラスト ラクションによって実質的に向卜する。
瞬時サブトラクションに対してエネルギーサブトラクシ
ョンは、２つの露出の間の患者の動きによって生ずる人
為的な動きに実質的に影響を受けない利点がある。低い
エネルギー映像の撮影と高いエネルギー映像の撮影を隔
てる時間は非常に短く，多くの場合１７６０秒以下であ
る。
ョンは、２つの露出の間の患者の動きによって生ずる人
為的な動きに実質的に影響を受けない利点がある。低い
エネルギー映像の撮影と高いエネルギー映像の撮影を隔
てる時間は非常に短く，多くの場合１７６０秒以下であ
る。
放射線写真および蛍光透視法におけるエネルギー映像；
・ラクション技術の詳細は次の技術文献に記載され、こ
れらをすべてここで具体的に引用する。
・ラクション技術の詳細は次の技術文献に記載され、こ
れらをすべてここで具体的に引用する。
ホール、ニー、エル 他による［エクスペリメンタル
システム フォー デュアル エ ネ ルギー スキヤ
ント プロジェクション ラジオロジー」ディジタル
ラジオグラフィー プロシーディング オブ ザ ＳＰ
ＩＥ ３１４， 第１５５頁ないし第１５９頁、１
８８１年、 サマー、エフ ジー、他による［アソドミナルデュアル
エネルギー イメージング」ディジタル ラジオグラ
フィー プロシープインクＳＰＩＥ ３１４， 第
１７５頁ないし第１７４頁、１８８１年、ブランク、エ
ヌ，他による［デュアル エネルギー ラジオグラフィ
ー・ア ブレリミナリースタディー」ディジタル ラジ
オグラフィー プロシーディング ＳＰＩＥ ３１４
，第１８１頁ないし第１８２頁、１８８１年、および シーマン、エル ニー、他による［ジェネラライスド
イメージ コンヒネーションス インデュアル ｋＶｐ
ディジタル ラジオグラフィー」メディカル フィ
ジフクス ８ ］６５９頁ないし第６６７頁、１９８
１年。
システム フォー デュアル エ ネ ルギー スキヤ
ント プロジェクション ラジオロジー」ディジタル
ラジオグラフィー プロシーディング オブ ザ ＳＰ
ＩＥ ３１４， 第１５５頁ないし第１５９頁、１
８８１年、 サマー、エフ ジー、他による［アソドミナルデュアル
エネルギー イメージング」ディジタル ラジオグラ
フィー プロシープインクＳＰＩＥ ３１４， 第
１７５頁ないし第１７４頁、１８８１年、ブランク、エ
ヌ，他による［デュアル エネルギー ラジオグラフィ
ー・ア ブレリミナリースタディー」ディジタル ラジ
オグラフィー プロシーディング ＳＰＩＥ ３１４
，第１８１頁ないし第１８２頁、１８８１年、および シーマン、エル ニー、他による［ジェネラライスド
イメージ コンヒネーションス インデュアル ｋＶｐ
ディジタル ラジオグラフィー」メディカル フィ
ジフクス ８ ］６５９頁ないし第６６７頁、１９８
１年。
前述のようにデュアルエネルキーサブトラクションは、
２つのｋＶｐ 、標準的には１２０および８０ｋＶｐに
おいてディジタル走査スリット装置でＸ線源をパルス駆
動し、低いエネルギーのＸ線を濾波することによって高
いｋＶｐのパルスを硬化させる回転フィルタにこれらの
パルスを同期させることで行なわれていた。この結果、
、壱者およびＸ線検出器は高いエネルギービームと低い
エネルギービームをＩｌｌｆｔ次受けて、これから骨お
よび軟組織の中位面積当り質量を算出することができる
。
２つのｋＶｐ 、標準的には１２０および８０ｋＶｐに
おいてディジタル走査スリット装置でＸ線源をパルス駆
動し、低いエネルギーのＸ線を濾波することによって高
いｋＶｐのパルスを硬化させる回転フィルタにこれらの
パルスを同期させることで行なわれていた。この結果、
、壱者およびＸ線検出器は高いエネルギービームと低い
エネルギービームをＩｌｌｆｔ次受けて、これから骨お
よび軟組織の中位面積当り質量を算出することができる
。
エネルギーサブトラクションでは、２つのエネルギーレ
ベルの差が大きいことが望ましい。これｔま、骨および
軟組織の単位面積当りの質量を正確に規定するために必
要である。
ベルの差が大きいことが望ましい。これｔま、骨および
軟組織の単位面積当りの質量を正確に規定するために必
要である。
前述したようなスリット走査装置の場合，１２０および
８０ｋＶｐでＸ線管を順次パルス駆動することは技術的
に困難であるので、実際の臨床装置では非常に困難な問
題を牛する。切換え周波数は５００Ｈ２のオークでなけ
ればならず、最も高い容著の複数のＸ線管を組み合わせ
てスリット幅および走査時間を実現可能なほど狭くした
場合、光子（パルフ゛肖りのＸ線エネルキー）の発生が
不十分である。
８０ｋＶｐでＸ線管を順次パルス駆動することは技術的
に困難であるので、実際の臨床装置では非常に困難な問
題を牛する。切換え周波数は５００Ｈ２のオークでなけ
ればならず、最も高い容著の複数のＸ線管を組み合わせ
てスリット幅および走査時間を実現可能なほど狭くした
場合、光子（パルフ゛肖りのＸ線エネルキー）の発生が
不十分である。
ＣＴ（コンピュータトモグラフィ）と組み合わせた２層
エネルギー検Ｉｆ”器が提案されている。この提案では
、低いレベルのＸ線放射を検出する第１のカルシウムフ
ルオライド層が設けられ、下流にある第２の沃化ナトリ
ウム層がｉＲｌの層を透過した高いモネルキーの放射線
を検出する。この２つの層のそれぞれにおいて放射線に
よって生した光が各光増幅管で別々に検出される。
エネルギー検Ｉｆ”器が提案されている。この提案では
、低いレベルのＸ線放射を検出する第１のカルシウムフ
ルオライド層が設けられ、下流にある第２の沃化ナトリ
ウム層がｉＲｌの層を透過した高いモネルキーの放射線
を検出する。この２つの層のそれぞれにおいて放射線に
よって生した光が各光増幅管で別々に検出される。
発」Ｌの」Ｌ示
従来技術の欠点および問題点は、管が３つの要素を含む
エネルギー識別放射線検出器を使用することによって軽
減ないしは解消される。この検出器は、おもに第１のエ
ネルギー範囲の放射線を検出する第１の要素と、第１の
要素の後に位置して 。
エネルギー識別放射線検出器を使用することによって軽
減ないしは解消される。この検出器は、おもに第１のエ
ネルギー範囲の放射線を検出する第１の要素と、第１の
要素の後に位置して 。
第２の高いエネルギー範囲の放射線を検出する第２の要
素と、第１の要素および第２の要素の間に介在する放射
線フィルタとを有する。
素と、第１の要素および第２の要素の間に介在する放射
線フィルタとを有する。
従ってディジタル放射線写真で使用されるエネルキー検
出Ｘ線検出器システムが提供される。放射線写真照射の
各画素毎に、検出器は２つの読み取り値を検出し、これ
からＸ線ビームが通過する骨および軟組織の単位面積当
りの質量を計算することができる。
出Ｘ線検出器システムが提供される。放射線写真照射の
各画素毎に、検出器は２つの読み取り値を検出し、これ
からＸ線ビームが通過する骨および軟組織の単位面積当
りの質量を計算することができる。
エネルギー検出Ｘ線検出器は、フォトダイオード配列に
結合された低い原子番号の蛍光体スクリーンまたは別個
の蛍光体セグメント配列、およびこれに続＜産い原子番
号の蛍光体スクリーンまたは同様に結合された別個のセ
グメント配列を使用している。
結合された低い原子番号の蛍光体スクリーンまたは別個
の蛍光体セグメント配列、およびこれに続＜産い原子番
号の蛍光体スクリーンまたは同様に結合された別個のセ
グメント配列を使用している。
検出器システムの１つの要素のエネルギー検出セグメン
トは、第１のフォトダイオードに結合された低い原イ番
号の蛍光体被覆層、およびそれに続く第２のフォトダイ
オードに結合された高い原子番号の蛍光体被覆層からな
る。低い原子番号の蛍光体は、患者から出た低いエネル
ギーの光子を選釈的に吸収して高いエネルギーの光子の
大部分を透過させ、高いエネルギーの大部分は第２の（
高い原子番吟の）蛍光体で吸収される。
トは、第１のフォトダイオードに結合された低い原イ番
号の蛍光体被覆層、およびそれに続く第２のフォトダイ
オードに結合された高い原子番号の蛍光体被覆層からな
る。低い原子番号の蛍光体は、患者から出た低いエネル
ギーの光子を選釈的に吸収して高いエネルギーの光子の
大部分を透過させ、高いエネルギーの大部分は第２の（
高い原子番吟の）蛍光体で吸収される。
２つの蛍光体−フォトダイオード配列の間に適当なフィ
ルタを配置することによって、第２の蛍光体に入射する
Ｘ線スペクトルの有効エネルギーを増大すなわち硬化さ
せ、これによって、２つの蛍光体層で吸収されるＸ線ス
ペクＩ・ルの間のエネルギー分離を大きくして好ましい
状態にする。
ルタを配置することによって、第２の蛍光体に入射する
Ｘ線スペクトルの有効エネルギーを増大すなわち硬化さ
せ、これによって、２つの蛍光体層で吸収されるＸ線ス
ペクＩ・ルの間のエネルギー分離を大きくして好ましい
状態にする。
他の実施例によれば、インドリウムオキシサルファイド
およびジンクカドミウムサルファイドのうちの一方を含
むある量の蛍光体材料からなる第１のエネルギー検出要
素と、第１の要素を通過したエネルギーを受けるように
配置Ｘれた第２のエネルギー検出要素とを含むスプリッ
トエネルギー成用線検出器を設け、第２の検出要素はカ
ドリニウムオキシサルファイドおよびカドミウムクンゲ
ステートのうちの一方を含むものである。
およびジンクカドミウムサルファイドのうちの一方を含
むある量の蛍光体材料からなる第１のエネルギー検出要
素と、第１の要素を通過したエネルギーを受けるように
配置Ｘれた第２のエネルギー検出要素とを含むスプリッ
トエネルギー成用線検出器を設け、第２の検出要素はカ
ドリニウムオキシサルファイドおよびカドミウムクンゲ
ステートのうちの一方を含むものである。
本発明の他の特定の態様によれば、２つの要素または層
の間に介在する放射線フィルタは銅を含む材才４［力）
らなる。
の間に介在する放射線フィルタは銅を含む材才４［力）
らなる。
本発明のより広い態様によれば、少なくとも部分的にη
］いに重なるように積層された個別の検出器要素を含む
スプリットエネルギー放射線検出スクリーンが提供され
、各要素はそのスクリーンに入用する放射線の空間的な
位置を示す情報を発生することができる。
］いに重なるように積層された個別の検出器要素を含む
スプリットエネルギー放射線検出スクリーンが提供され
、各要素はそのスクリーンに入用する放射線の空間的な
位置を示す情報を発生することができる。
一日 −シ るための の形態
本発明のこれらおよび他の特徴は、添付図面と次の詳細
な説明を参照すればより明確になる。
な説明を参照すればより明確になる。
第１図は本発明を適用したフリント照射型ディジタル放
射線写真システムを示す。システムＳは、多重エネルギ
ーＸ線の薄い扇形ビームを、聴者の胸部にわたって走査
し、患者の体から出る様々なエネルギーのＸ線パターン
を別個に検出する。
射線写真システムを示す。システムＳは、多重エネルギ
ーＸ線の薄い扇形ビームを、聴者の胸部にわたって走査
し、患者の体から出る様々なエネルギーのＸ線パターン
を別個に検出する。
検出されたＸ線によって表された情報を処理し、７川治
の内部身体構造または状態の像を表示させる。
の内部身体構造または状態の像を表示させる。
より具体的には、システムＳはＸ線源Ｘを有し、これは
装着構体Ｎに固定されて患者Ｐの身体を通して、薄い扇
形のＸ！ｌｉＩヒームＢを照射し、検出器セグメントの
配列りに入射させる。扇形ヒーＡ Ｂは、前方スリシト
Ｋによって実質的に垂直面内に画成される。検出器配列
りは、のちに詳述するように、個々の検出器セグメン）
Ｅの垂直スタフクを構成し、ヒームＢによって画成され
る垂直面と−・致している。後方スリ７）Ｊが検出器り
に取り伺けられ、平面ビームＢを受けてその画成を補助
している。
装着構体Ｎに固定されて患者Ｐの身体を通して、薄い扇
形のＸ！ｌｉＩヒームＢを照射し、検出器セグメントの
配列りに入射させる。扇形ヒーＡ Ｂは、前方スリシト
Ｋによって実質的に垂直面内に画成される。検出器配列
りは、のちに詳述するように、個々の検出器セグメン）
Ｅの垂直スタフクを構成し、ヒームＢによって画成され
る垂直面と−・致している。後方スリ７）Ｊが検出器り
に取り伺けられ、平面ビームＢを受けてその画成を補助
している。
Ｘ！！源Ｘは構体Ｎに装着され、垂直軸を中心として回
転する。この軸は第１図の紙面に垂直な方向に伸びる。
転する。この軸は第１図の紙面に垂直な方向に伸びる。
機械的なリンケージＬがＸ線管を検出器配列りに結合し
、これによって検出器配列Ｄは患者の身体の後で矢印Ａ
、Ａ’の方向に走査し、Ｘ線管Ｘの走査回転動作におい
て検出器りをビームＢと一致した状態にさせておく。
、これによって検出器配列Ｄは患者の身体の後で矢印Ａ
、Ａ’の方向に走査し、Ｘ線管Ｘの走査回転動作におい
て検出器りをビームＢと一致した状態にさせておく。
ｘ！！源Ｘを制御して扇形ビームＢの形で連続ビームま
たは急激な一連のＸ線パルスを放出させる。Ｘ線ｖＸと
検出器りは、取直軸を中心として７１ε者の体の片側か
ら他方の側までその患者を横すＪっで同期して走査され
る。検出器出力を周期的にサンプルする。各サンプリン
グ４５に、ｌラインの画情報を示す信号が出力される。
たは急激な一連のＸ線パルスを放出させる。Ｘ線ｖＸと
検出器りは、取直軸を中心として７１ε者の体の片側か
ら他方の側までその患者を横すＪっで同期して走査され
る。検出器出力を周期的にサンプルする。各サンプリン
グ４５に、ｌラインの画情報を示す信号が出力される。
片側から他方の側までの走査の過程において、数ライン
分の走査線を示す信号が出力され、これは共に患者の身
体内部の構造の面画像を構成する。
分の走査線を示す信号が出力され、これは共に患者の身
体内部の構造の面画像を構成する。
前述したようなディジタル放射線写真システムのいくつ
かの特徴の詳細は、次の文献に記載されているが、ここ
では明確に参照するにとどめる。
かの特徴の詳細は、次の文献に記載されているが、ここ
では明確に参照するにとどめる。
アーノルド、ビー、ニー、他による「ディジタル放射線
写真法；概論」プロシーディング オブエス、ピー、ア
仁イー、第２７３巻、１８８１年３月、 クルーグー、アール、ニー、他による「アディジタル
ビデオ イメージ プロセッサフォー リアルタイム
エックスレイ サブトラクション イメージング」オプ
チカル エンジニアリング 第１７巻第６号（１９７８
年）。
写真法；概論」プロシーディング オブエス、ピー、ア
仁イー、第２７３巻、１８８１年３月、 クルーグー、アール、ニー、他による「アディジタル
ビデオ イメージ プロセッサフォー リアルタイム
エックスレイ サブトラクション イメージング」オプ
チカル エンジニアリング 第１７巻第６号（１９７８
年）。
検出器りは、検出器配列に入射する様々なエネルギーの
範囲のＸ線を別個に検出する。検出器配列の１つの要素
は、２組のり一１０１．Ｃ１２を通してアナログ信号を
転送し、この信号はそれぞれ高いエネルギー範囲と低い
エネルギー範囲において検出されたＸ線を示す。
範囲のＸ線を別個に検出する。検出器配列の１つの要素
は、２組のり一１０１．Ｃ１２を通してアナログ信号を
転送し、この信号はそれぞれ高いエネルギー範囲と低い
エネルギー範囲において検出されたＸ線を示す。
リード線の組０１．０２の信号はアナログ・ディジタル
変換器Ｃに供給され、この変換器は出力をディジタル化
してこれをディジタル処理受信装置ＤＰＵにイ共斥合す
る。このＤＰＵはこれらのディジタル化された出力信号
を処理し、Ｘ線ビームＢによって走査ｙれた患者の内部
身体構造の映像のディジタル表示をライン毎に構成する
。ＤＰＵからのディジタル信号はディジタルＱアナログ
変換器によってアナログ形式に変換され、ディスプレイ
装置Ｔに人力される。ディスプレイ装置はこれによって
ＤＰＵからの映像表示信号に対応する可視映像を再生す
る。
変換器Ｃに供給され、この変換器は出力をディジタル化
してこれをディジタル処理受信装置ＤＰＵにイ共斥合す
る。このＤＰＵはこれらのディジタル化された出力信号
を処理し、Ｘ線ビームＢによって走査ｙれた患者の内部
身体構造の映像のディジタル表示をライン毎に構成する
。ＤＰＵからのディジタル信号はディジタルＱアナログ
変換器によってアナログ形式に変換され、ディスプレイ
装置Ｔに人力される。ディスプレイ装置はこれによって
ＤＰＵからの映像表示信号に対応する可視映像を再生す
る。
必要に応じて、後に使用するために映像表示信号をディ
ジタル的に蓄積するディジタルメモリ手段をＤＰＵに接
続して設けることができる。そのような場合、ディジタ
ル的に蓄積された信号をＤＰＵを通して読み出し、アナ
ログ形式に変換し、それらに対応する映像を後にディス
プレイ装置Ｔに表示することができる。
ジタル的に蓄積するディジタルメモリ手段をＤＰＵに接
続して設けることができる。そのような場合、ディジタ
ル的に蓄積された信号をＤＰＵを通して読み出し、アナ
ログ形式に変換し、それらに対応する映像を後にディス
プレイ装置Ｔに表示することができる。
第１Ａ図および第１Ｂ図は、第１図の右側から見た場合
の検出器配列りの表面の特定の構成を（簡単のために単
純化した形で）図示している。例えば第１Ａ図において
、検出器りは検出器セグメン）Ｅの垂直方向に長いスタ
ック状の線形配列をなしていることがわかる。
の検出器配列りの表面の特定の構成を（簡単のために単
純化した形で）図示している。例えば第１Ａ図において
、検出器りは検出器セグメン）Ｅの垂直方向に長いスタ
ック状の線形配列をなしていることがわかる。
第１Ａ図に示す垂直の線形検出器配列に代わる実施例が
第１Ｂ図に示されている。これは「スタガ」配列として
知られる。このスタガ配列は２木の並んだ垂直列の検出
器セグメンｌ−Ｅ 、 Ｅ ’からなる。しかしこの垂
直列のうちの一方は他方に対して垂直方向に僅かにずれ
ており、そのずれの距離は１つの検出器セグメントの高
さの１７２に等しい。
第１Ｂ図に示されている。これは「スタガ」配列として
知られる。このスタガ配列は２木の並んだ垂直列の検出
器セグメンｌ−Ｅ 、 Ｅ ’からなる。しかしこの垂
直列のうちの一方は他方に対して垂直方向に僅かにずれ
ており、そのずれの距離は１つの検出器セグメントの高
さの１７２に等しい。
第１Ｃ図ないし第１Ｅ図は、第１Ａ図の右側から見た場
合の第１Ａ図の検出器構成のいくつかの実施例を弔純化
した形で示す。しかし第１Ｇ図ないし第１Ｅ図は検出器
セグメントの２重層構造を示すものではなく、この２重
層構造は、例えば第２Ａ図について後に詳細に説明する
。この検出器配列は３つの方法のうちの１つで個々のセ
グメントに分割される。第１Ｃ図に示す１つの実施例で
は、検出器配列りは感放射線材料の粒子の長い垂直なス
クリーンストリップｌＯからなり、これらの粒子は結合
材料によって生いに接着され、ポリエステルなどの適当
な材料のバッキングに固着されている。この感放射線材
料は入射する放射線に応じて光を発生する。感放射線ス
クリーン１０の後には隣接するフォトタイオード１２の
垂直配列がある。各フォトダイオードはスクリーン１０
において放射線によって発生した光を検出し、検出した
放射線照射による発光輝度を示すアナログ電気信号を出
力する。各フォトダイオード１２は、そのフォトタイオ
ードに隣接して位置するスクリーン材料１０の部分にお
いて行なわれた放射線照射による光におもに応動する。
合の第１Ａ図の検出器構成のいくつかの実施例を弔純化
した形で示す。しかし第１Ｇ図ないし第１Ｅ図は検出器
セグメントの２重層構造を示すものではなく、この２重
層構造は、例えば第２Ａ図について後に詳細に説明する
。この検出器配列は３つの方法のうちの１つで個々のセ
グメントに分割される。第１Ｃ図に示す１つの実施例で
は、検出器配列りは感放射線材料の粒子の長い垂直なス
クリーンストリップｌＯからなり、これらの粒子は結合
材料によって生いに接着され、ポリエステルなどの適当
な材料のバッキングに固着されている。この感放射線材
料は入射する放射線に応じて光を発生する。感放射線ス
クリーン１０の後には隣接するフォトタイオード１２の
垂直配列がある。各フォトダイオードはスクリーン１０
において放射線によって発生した光を検出し、検出した
放射線照射による発光輝度を示すアナログ電気信号を出
力する。各フォトダイオード１２は、そのフォトタイオ
ードに隣接して位置するスクリーン材料１０の部分にお
いて行なわれた放射線照射による光におもに応動する。
特別な「セル状の」検出器構成が第１Ｄ図および第１Ｅ
図に示されている。これらのセル状検出器は検出器配列
の内部におけるエネルギー散乱の影響をなくす利点を有
する。
図に示されている。これらのセル状検出器は検出器配列
の内部におけるエネルギー散乱の影響をなくす利点を有
する。
第１Ｄ図に示されている方式では、検出器スクリーン１
０は例えば参照符号１４で示されているように溝を有し
、これらの溝には酸化アルミニウムなどの反射材料が埋
め込まれ、スクリーン１０の内部における光の影響をな
くしている。これらの溝は隣接するフォトダイオード１
２のそれぞれの間における接合と一致している。
０は例えば参照符号１４で示されているように溝を有し
、これらの溝には酸化アルミニウムなどの反射材料が埋
め込まれ、スクリーン１０の内部における光の影響をな
くしている。これらの溝は隣接するフォトダイオード１
２のそれぞれの間における接合と一致している。
セル状検出器配列の別な方式が第１Ｅ図に示されている
。この実施例では、溝の有無にかかわらず均質なスクリ
ーンを使用するのではなく、独立した結晶部分１６を有
する感放射線材料が使用されている。各結晶は接合した
フォトダイオードと整合し、反射層によって隣接する結
晶との間が分離されている。各結晶の大きさはそれに接
合されたフォトダイオード１２の大きさに対応している
。
。この実施例では、溝の有無にかかわらず均質なスクリ
ーンを使用するのではなく、独立した結晶部分１６を有
する感放射線材料が使用されている。各結晶は接合した
フォトダイオードと整合し、反射層によって隣接する結
晶との間が分離されている。各結晶の大きさはそれに接
合されたフォトダイオード１２の大きさに対応している
。
前述のすべての検出器配列において、フォトダイオード
はスクリーン部分ｌＯに対して機械的な圧縮操作によっ
て接合されており、これは必要に応じて少量の接着剤、
および（または）少量の光結合グリースを補助的に使用
し、スクリーン１０または結晶１８とフォトダイオード
１２との間の光結合の稈度を向上させることができる。
はスクリーン部分ｌＯに対して機械的な圧縮操作によっ
て接合されており、これは必要に応じて少量の接着剤、
および（または）少量の光結合グリースを補助的に使用
し、スクリーン１０または結晶１８とフォトダイオード
１２との間の光結合の稈度を向上させることができる。
前述したように、エネルギーサブトラクション映像処理
技術を使用する場合には、検出器セグメントに入射する
様々なエネルギーの放射線を別々に表すことができるこ
とが望ましい。ここでは、各検出器セグメント毎に特定
の２重層エネルギー識別構造を使用し、この目的を容易
に達成させている。
技術を使用する場合には、検出器セグメントに入射する
様々なエネルギーの放射線を別々に表すことができるこ
とが望ましい。ここでは、各検出器セグメント毎に特定
の２重層エネルギー識別構造を使用し、この目的を容易
に達成させている。
第２図はエネルギー検出放射線検出器配列りの１要素と
して使用する特定の層構造の検出器セグメントの構成を
示す。こ・の検出器は、第２図において下方に伝達され
、それに入射する放射線を検出し、リード１８．２０に
２つの出力を発生する。
して使用する特定の層構造の検出器セグメントの構成を
示す。こ・の検出器は、第２図において下方に伝達され
、それに入射する放射線を検出し、リード１８．２０に
２つの出力を発生する。
リード１８の出力は、検出器セグメントに入射し低いエ
ネルギー範囲のエネルギーレベルを有する放射線を表わ
す、リード２０の出力は、第２の高いエネルギー範囲の
エネルギーレベルを有する入用Ｘ線を検出器セグメント
が検出した量を示す。
ネルギー範囲のエネルギーレベルを有する放射線を表わ
す、リード２０の出力は、第２の高いエネルギー範囲の
エネルギーレベルを有する入用Ｘ線を検出器セグメント
が検出した量を示す。
この検出器セグメントは、低いエネルギーのＸ線におも
に反応する第１の材料層２２と、高いエネルギーのＸ線
に反応する第２の材料層２４とを有する。材料層２２．
２４のそれぞれは蛍光体被覆層２６゜２８と、フォトタ
イオード３０．３２とをそれぞれ有し、各々蛍光体層２
６．２８に光学的に結合されている。
に反応する第１の材料層２２と、高いエネルギーのＸ線
に反応する第２の材料層２４とを有する。材料層２２．
２４のそれぞれは蛍光体被覆層２６゜２８と、フォトタ
イオード３０．３２とをそれぞれ有し、各々蛍光体層２
６．２８に光学的に結合されている。
蛍光体層２８．２８の材料の選枳が重要である。例えば
、第１の蛍光体層２６の好ましい蛍光体材料はインドリ
ウムオキシサルファイド、およびジンクカドミウムサル
ファイドを含む。別な蛍光体はバリウムサルフェート、
バリウムカドミウムサルフェート、ランタンオキシサル
ファイドおよびバリウムフルオロクロライドである。
、第１の蛍光体層２６の好ましい蛍光体材料はインドリ
ウムオキシサルファイド、およびジンクカドミウムサル
ファイドを含む。別な蛍光体はバリウムサルフェート、
バリウムカドミウムサルフェート、ランタンオキシサル
ファイドおよびバリウムフルオロクロライドである。
第２の蛍光体層２８として好ましい蛍光体は、カドリニ
ウムオキシサルファイドおよびカドミウムタングステー
トである。蛍光体層２８の別な蛍光体材料はカルシウム
タングステートおよびバリウム鉛サルフェートを含む。
ウムオキシサルファイドおよびカドミウムタングステー
トである。蛍光体層２８の別な蛍光体材料はカルシウム
タングステートおよびバリウム鉛サルフェートを含む。
第１の蛍光体層２６として好ましい蛍光体被覆重量は単
位平方センナメートル（ｃｍ２）当り約２０ないし１０
０ ミリグラム（ｍｇ）である。
位平方センナメートル（ｃｍ２）当り約２０ないし１０
０ ミリグラム（ｍｇ）である。
第２の蛍光体層として好ましい蛍光体被覆重量は約５０
から１，０００ ｍｇ／ｃｒｎ２まテノ範囲にある。
から１，０００ ｍｇ／ｃｒｎ２まテノ範囲にある。
本発明を実施するものとして前述した蛍光体セグメント
は、例えば走査またはスリット照射放射線写真に使用さ
れる線形検出器素子配列ばかりでなく、発散する「エリ
アＪＸ線ビームを使用するディジタル放射線写真システ
ムに使用される大きな面検出スクリーンにも使用するこ
とができる。
は、例えば走査またはスリット照射放射線写真に使用さ
れる線形検出器素子配列ばかりでなく、発散する「エリ
アＪＸ線ビームを使用するディジタル放射線写真システ
ムに使用される大きな面検出スクリーンにも使用するこ
とができる。
後者の場合、検出器を構成する蛍光体マトリクスｔｔ
単、−の−・体化されたＸ線増倍スクリーン、セル状増
倍スクリーン、またはセル状マトリクスの個別蛍光体結
晶で構成することができる。
単、−の−・体化されたＸ線増倍スクリーン、セル状増
倍スクリーン、またはセル状マトリクスの個別蛍光体結
晶で構成することができる。
これらのセグメントは各層において等しい面積寸法を有
する。
する。
セル状構体を使用する場合、個々のセルセグメントの寸
法はタイオートマトリクス配列の間隔に等しくし、それ
ぞれの個々のフォトダイオードはそのセルセグメントと
一致するようにする。
法はタイオートマトリクス配列の間隔に等しくし、それ
ぞれの個々のフォトダイオードはそのセルセグメントと
一致するようにする。
セルセグメンＩ・の寸法は第２の層の検出器で第１の層
より大きい。第１および第２の層のセルセグメントの各
寸法の関係は次の式で表わされる。
より大きい。第１および第２の層のセルセグメントの各
寸法の関係は次の式で表わされる。
０２／ＤＩ ＝Ｆ２／Ｆｌ
ただし、Ｄ２＝第２の検出器フォトタイオードの一、Ｊ
法、 ＤＩ＝ＩｒＯ２出器フォトダイオードの寸法、Ｆ２＝Ｘ
線源の焦点から第２の検出器層２４までの距離、 Ｆ Ｉ ＝’ Ｘ線源の焦点から第１の検出器層２２ま
での距離である。
法、 ＤＩ＝ＩｒＯ２出器フォトダイオードの寸法、Ｆ２＝Ｘ
線源の焦点から第２の検出器層２４までの距離、 Ｆ Ｉ ＝’ Ｘ線源の焦点から第１の検出器層２２ま
での距離である。
この式は、スリット照射を使用するか面スクリーンを使
用するかにがかわらず適用される。
用するかにがかわらず適用される。
好ましくは、第１の蛍光体層２６として選択された蛍光
体材料は、原子番号が３８から５７の範囲にある主吸収
体を有する。第２の層２８として選択される蛍光体材料
の主吸収体の対応する好ましい原子番号は、５６から８
３の範囲にある。
体材料は、原子番号が３８から５７の範囲にある主吸収
体を有する。第２の層２８として選択される蛍光体材料
の主吸収体の対応する好ましい原子番号は、５６から８
３の範囲にある。
本発明の検出器構造のエネルギー範囲の異なる入射Ｘ線
を識別する機能は、第１の層２２と第２の層２４の間に
フィルタ層３６を介在させることによって高めることが
できる。好ましいフィルタ材料は銅を含むもの、例えば
黄銅である。黄銅を使用した場合好ましいフィルタの厚
さは約０．５ ミリメートル（ｍｍ）である。実際的な
黄銅フィルタの厚さの範囲は約０．２ ｍｍから約０．
１ ｍｍである。これに代わるフィルタとしては、原子
番号が約２４から５８の範囲にある材おＩからなる単一
、または多重のフィルタ素子を含むことができる。
を識別する機能は、第１の層２２と第２の層２４の間に
フィルタ層３６を介在させることによって高めることが
できる。好ましいフィルタ材料は銅を含むもの、例えば
黄銅である。黄銅を使用した場合好ましいフィルタの厚
さは約０．５ ミリメートル（ｍｍ）である。実際的な
黄銅フィルタの厚さの範囲は約０．２ ｍｍから約０．
１ ｍｍである。これに代わるフィルタとしては、原子
番号が約２４から５８の範囲にある材おＩからなる単一
、または多重のフィルタ素子を含むことができる。
ここに示した好ましい実施例に従って構成された検出器
素子を使用する場合、Ｘ線源に望ましいエネルギースペ
クトルは約８０ｋＶ ｐから１５０ｋＶＰであり、Ｘ線
管技術が許す限りこれより高くてもよい。
素子を使用する場合、Ｘ線源に望ましいエネルギースペ
クトルは約８０ｋＶ ｐから１５０ｋＶＰであり、Ｘ線
管技術が許す限りこれより高くてもよい。
検出器セグメントの第１の層２２と第２の層２４の間の
間隔の大きさは特に重要ではない。第１および第２の層
間の間隔は、はとんど物理的に接触する状態から約３セ
ンチメートル（ｃｍ）以上まで適当に変化させることが
できる。第１の層３６と第１および第２の層２２．２４
との間の間隔も重要ではない。
間隔の大きさは特に重要ではない。第１および第２の層
間の間隔は、はとんど物理的に接触する状態から約３セ
ンチメートル（ｃｍ）以上まで適当に変化させることが
できる。第１の層３６と第１および第２の層２２．２４
との間の間隔も重要ではない。
前述したように第１Ｃ図などの図は検出器配列りの側面
を簡単のために単純化した形で示している。第１Ｃ図は
、それぞれダイオード１２の寸法によって規定されるよ
うな複数の検出器セグメントを含む２つの検出器素子ま
たは層のうちの一方のみを示す点で単純化されている。
を簡単のために単純化した形で示している。第１Ｃ図は
、それぞれダイオード１２の寸法によって規定されるよ
うな複数の検出器セグメントを含む２つの検出器素子ま
たは層のうちの一方のみを示す点で単純化されている。
第２Ａ図は問題としている２重検出器素子（層）を示す
ものである。第２Ａ図は、線形検出器配列りに組み込ま
れた場合第２図の詳細な構体がとのようになるかを示し
ている。第２Ａ図はそのような配列の側面を示す。
ものである。第２Ａ図は、線形検出器配列りに組み込ま
れた場合第２図の詳細な構体がとのようになるかを示し
ている。第２Ａ図はそのような配列の側面を示す。
第２Ａ図は２つの検出器素子または層２２．２４を示し
、その一方はＸ線源から入射する放射線に対して他方の
後に位置している。各素子はそれぞれ、蛍光体被覆層２
８．２８と、それぞれ３０．３２で示される１組のフォ
トダイオードとを有する。各素子の間にはフィルタ素子
３６が配置されている。
、その一方はＸ線源から入射する放射線に対して他方の
後に位置している。各素子はそれぞれ、蛍光体被覆層２
８．２８と、それぞれ３０．３２で示される１組のフォ
トダイオードとを有する。各素子の間にはフィルタ素子
３６が配置されている。
各フォトダイオードはそれに接続されたリードを有し、
前に一般的に説明したようにそのアナログ放射表示信号
をリード群０１，０２の該当するものに転送する。説明
を簡潔にするために、第２Ａ図では代表的なリードだけ
が示されている。
前に一般的に説明したようにそのアナログ放射表示信号
をリード群０１，０２の該当するものに転送する。説明
を簡潔にするために、第２Ａ図では代表的なリードだけ
が示されている。
本発明のスプリントエネルギー放射線検出器の適用は、
スリット照射ディジタル放射線写真に使用される検出器
の線形配列に限定されるものではなく、それらの状況は
前に詳細に説明した。木発明はまた、いわゆる「エリア
」検出器、すなわち患者の体の比較的広い部分をカバー
する比較的大きな矩形の放射線検出器にも適用すること
ができる。これは、いわゆる「エリア」ビームを使用し
、このビームはＸ線源から発散してその全体の而を同時
に放射線検出器に露呈する。そのようなエリア検出器の
１つの層が第３図に示されている。このようなエリア検
出器は２つのそのような層を有し、その一方が他方の後
にあることがわかる。
スリット照射ディジタル放射線写真に使用される検出器
の線形配列に限定されるものではなく、それらの状況は
前に詳細に説明した。木発明はまた、いわゆる「エリア
」検出器、すなわち患者の体の比較的広い部分をカバー
する比較的大きな矩形の放射線検出器にも適用すること
ができる。これは、いわゆる「エリア」ビームを使用し
、このビームはＸ線源から発散してその全体の而を同時
に放射線検出器に露呈する。そのようなエリア検出器の
１つの層が第３図に示されている。このようなエリア検
出器は２つのそのような層を有し、その一方が他方の後
にあることがわかる。
本発明を有利に適用することができる他の方式のエリア
検出器がある。そのようなエリア検出器の１つは、前述
のように比較的低い原子番号の第１の蛍光体層を有し、
これは放射線写真フィルム層に結合され、その後に第２
のフィルムに結合された高い原子番号の第２の蛍光体ス
クリーンがある。またこれらのフィルム部分の代わりに
、光導電性プレートまたは熱発光性プレートを使用して
もよい。
検出器がある。そのようなエリア検出器の１つは、前述
のように比較的低い原子番号の第１の蛍光体層を有し、
これは放射線写真フィルム層に結合され、その後に第２
のフィルムに結合された高い原子番号の第２の蛍光体ス
クリーンがある。またこれらのフィルム部分の代わりに
、光導電性プレートまたは熱発光性プレートを使用して
もよい。
第１八図ないし第１Ｅ図について前述したセル状検出器
および非セル状検出器の構成に類似した原理はまた、エ
リア検出器にも同様に適用することがでＳる。
および非セル状検出器の構成に類似した原理はまた、エ
リア検出器にも同様に適用することがでＳる。
そのようなエリア検出器を使用する場合、エリア検出器
の面にわたって放射線が照射された部分の位置を検出す
るデコード回路は、前述した線形検出器配列の場合より
も複雑になる。これな行なうためのシステムで本発明を
実施するエリア検出器に同様に適用することができるも
のの詳細は、次の文献、すなわち、１９７４年２月版の
ｒＥＥＥ＋−ランザクジョン オン こニークリア ソ
サエティで１１１行され、ナショナル インスティテユ
ート オン ヘルス コントラクトの協賛のもとにオハ
イオ ステート ユニバーシティ デパートメントオン
ニュークリア エンジニアリングで編集された［ア
プラクティカル ガンマ レイ カメラ システム ユ
ーシング ハイ ピュアリティゲルマニウム」と題する
文献に記載されている。
の面にわたって放射線が照射された部分の位置を検出す
るデコード回路は、前述した線形検出器配列の場合より
も複雑になる。これな行なうためのシステムで本発明を
実施するエリア検出器に同様に適用することができるも
のの詳細は、次の文献、すなわち、１９７４年２月版の
ｒＥＥＥ＋−ランザクジョン オン こニークリア ソ
サエティで１１１行され、ナショナル インスティテユ
ート オン ヘルス コントラクトの協賛のもとにオハ
イオ ステート ユニバーシティ デパートメントオン
ニュークリア エンジニアリングで編集された［ア
プラクティカル ガンマ レイ カメラ システム ユ
ーシング ハイ ピュアリティゲルマニウム」と題する
文献に記載されている。
この文献をここで参考のために明確に引用する。
前述の文献から示唆されるかも１２れないが、本発明は
、放射線照射を光のエネルギーに変換するイレ°光体材
料以外のものを使用する放射線検出技術にも適用可能で
ある。本発明の原理はまた、そのようなエネルギーを光
の形に変換する必要なく、入射光を材料に入用する放射
線を表わす電気信号に変換する例えば半導体材料などの
他の方式の感放射線材料を用いた放射線検出技術にも同
様に適用することができる。
、放射線照射を光のエネルギーに変換するイレ°光体材
料以外のものを使用する放射線検出技術にも適用可能で
ある。本発明の原理はまた、そのようなエネルギーを光
の形に変換する必要なく、入射光を材料に入用する放射
線を表わす電気信号に変換する例えば半導体材料などの
他の方式の感放射線材料を用いた放射線検出技術にも同
様に適用することができる。
エネルギー 七 よび 。
この実験において用いた第１および第２の検出器層の配
列は実際上第２図に示すものであった。
列は実際上第２図に示すものであった。
ルーサイト−アルミニウムファントム３８を使用して軟
組織および骨をシミュレートした。典型的な１２０ｋＶ
ｐ放射線レベルの実験結果を第１表に示し、グラフを第
４図に示す。黄銅フィルタを第１の検出層と第２の検出
層の間に挿入した場合、イソルーサイトの線とイソアル
ミニウムの線が明瞭に区別できることは注目すべきであ
る。第１表のデータから、ルーサイ）−アルミニウムの
厚さを決める場合の相対的な不確定性を算出することが
でき、これらの結果が第２表に示されている。。なお、
第１の検出器と第２の検出器の間に黄銅フィＪレタを挿
入した場合、ルーサイト・アルミニウムを識別する機能
が向上する。
組織および骨をシミュレートした。典型的な１２０ｋＶ
ｐ放射線レベルの実験結果を第１表に示し、グラフを第
４図に示す。黄銅フィルタを第１の検出層と第２の検出
層の間に挿入した場合、イソルーサイトの線とイソアル
ミニウムの線が明瞭に区別できることは注目すべきであ
る。第１表のデータから、ルーサイ）−アルミニウムの
厚さを決める場合の相対的な不確定性を算出することが
でき、これらの結果が第２表に示されている。。なお、
第１の検出器と第２の検出器の間に黄銅フィＪレタを挿
入した場合、ルーサイト・アルミニウムを識別する機能
が向上する。
第１の蛍光体層は４３ｍｇ／ａｍ２のインドリウムオキ
シサルファイドの被覆であった。第２の蛍光体層は１１
０ｍｇ／ｃｍ２のガドリニウムオキシサルファイドの被
覆であった。
シサルファイドの被覆であった。第２の蛍光体層は１１
０ｍｇ／ｃｍ２のガドリニウムオキシサルファイドの被
覆であった。
１ ＝＋−”’−Ｆ ＪｊレベルによるＩｔ １
！ ルーサイト アルミニウム（Ｃｍ） （
ｃｍ） （ｃｍ） ’ （Ｒ１）
（Ｒ２）０ ０ ０
３１６７ ３８Ｈ２，５４０
１８６２２４８６ ５，０８０８１７’１４５１ ８．８９ ０ ３９８
ｆｔ７９１０．１８ ０ ３
０９ ２．５８ ５２！１ ３．１８１１．４
３ ０ ２３５
４１５１０．１８ ０．１ ２７５
４９１１０．１１（０，２２４９４
５５ ＋０．１８ ０．４ ２０９ ２．２２
４００ ２．４０１０．１６ ０．８
１５０ ３０８０．０
５５８ ０ ０ ３１９８
２２９３２．５４ ０
１８９７ １３！１０５．０Ｂ
、 ０ θ４５
３３８８．８９ ０ ４０Ｅｌ
４００］０．Ｉ［１０３１２２，
４７３１ｆｌ ３．０Ｂ１１．４３ ０
２４２ ２４９１０．１８
０．１ ２８２
２９８１０、ｌｅ 、 ０．２
２５５ ２７８１０．１６ ０
．４ ２１１ ２．２１ ２４８ ２
．２９１０．１Ｇ Ｏ，８１５４１９７第２表
： ｉｏ、２ｃｍのルーサイトと４關のアルミニウムの
ルーサイト・アルミニウム＋１ ｆｔ銅フィルタ ルーサイト アルミ
％ルーサイト ％アルミ０．５８ｆｆｌＩＩＯ８Ｉ
ｔ（ｃ＋ｎ Ｏ，０５ｃ＋ｏ １
．ｆｉ １２．５例えば第２図に詳細に
示すようなスブリフトエネルギーレベル放射線検出器は
また、フォトタイマなどの従来の放射線写真システムに
も適用可能である。第５図はそのようなシステムを示す
。Ｘ線源５０はＸ線のビーム５１を患者Ｐの体を通して
通常の放射線スクリーン５２に照射する。第２図に詳細
に示した構造に従って構成されたスプリットレベル放射
線検出器５４がスクリーンの後にフォトタイマとして配
置され、ビーム５１からのＸ線エネルギーのうちスクリ
ーン５２を通過した部分を受ける。
！ ルーサイト アルミニウム（Ｃｍ） （
ｃｍ） （ｃｍ） ’ （Ｒ１）
（Ｒ２）０ ０ ０
３１６７ ３８Ｈ２，５４０
１８６２２４８６ ５，０８０８１７’１４５１ ８．８９ ０ ３９８
ｆｔ７９１０．１８ ０ ３
０９ ２．５８ ５２！１ ３．１８１１．４
３ ０ ２３５
４１５１０．１８ ０．１ ２７５
４９１１０．１１（０，２２４９４
５５ ＋０．１８ ０．４ ２０９ ２．２２
４００ ２．４０１０．１６ ０．８
１５０ ３０８０．０
５５８ ０ ０ ３１９８
２２９３２．５４ ０
１８９７ １３！１０５．０Ｂ
、 ０ θ４５
３３８８．８９ ０ ４０Ｅｌ
４００］０．Ｉ［１０３１２２，
４７３１ｆｌ ３．０Ｂ１１．４３ ０
２４２ ２４９１０．１８
０．１ ２８２
２９８１０、ｌｅ 、 ０．２
２５５ ２７８１０．１６ ０
．４ ２１１ ２．２１ ２４８ ２
．２９１０．１Ｇ Ｏ，８１５４１９７第２表
： ｉｏ、２ｃｍのルーサイトと４關のアルミニウムの
ルーサイト・アルミニウム＋１ ｆｔ銅フィルタ ルーサイト アルミ
％ルーサイト ％アルミ０．５８ｆｆｌＩＩＯ８Ｉ
ｔ（ｃ＋ｎ Ｏ，０５ｃ＋ｏ １
．ｆｉ １２．５例えば第２図に詳細に
示すようなスブリフトエネルギーレベル放射線検出器は
また、フォトタイマなどの従来の放射線写真システムに
も適用可能である。第５図はそのようなシステムを示す
。Ｘ線源５０はＸ線のビーム５１を患者Ｐの体を通して
通常の放射線スクリーン５２に照射する。第２図に詳細
に示した構造に従って構成されたスプリットレベル放射
線検出器５４がスクリーンの後にフォトタイマとして配
置され、ビーム５１からのＸ線エネルギーのうちスクリ
ーン５２を通過した部分を受ける。
フォトタイマ５４はリード５３．５５にそれぞれ、別個
の低いエネルギー範囲および高いエネルギー範囲におい
て受は取ったエネルギーの量を示す信号を発生する。こ
れらの別々のエネルギーを示す信号は２０レベル工ネル
ギー積分器５６に供給される。
の低いエネルギー範囲および高いエネルギー範囲におい
て受は取ったエネルギーの量を示す信号を発生する。こ
れらの別々のエネルギーを示す信号は２０レベル工ネル
ギー積分器５６に供給される。
エネルギーレベル５Ｂはリード５３．５５の出力で表わ
されるエネルギーの量を時間について別々に積分する回
路を有する。
されるエネルギーの量を時間について別々に積分する回
路を有する。
積分器５６から出方される積分されたエネルギーの値が
所定の基準値に達すると、積分器５６はＸ線管制御回路
５８に信号を出方し、特定の所定の積分エネルギー基準
値に達するとＸ線源５ｏの動作を停止にさせる。
所定の基準値に達すると、積分器５６はＸ線管制御回路
５８に信号を出方し、特定の所定の積分エネルギー基準
値に達するとＸ線源５ｏの動作を停止にさせる。
このＸ＠露出時間を決めるエネルギー基準値は、当業者
に周知の原理に従って選択することができる。この基準
−値は、検出されたエネルギー範囲のいずれかにおける
所定の量のエネルギーに達するものとして規定すること
ができ、または、両方の検出されたエネルギーレベルの
関数テあってもよい。
に周知の原理に従って選択することができる。この基準
−値は、検出されたエネルギー範囲のいずれかにおける
所定の量のエネルギーに達するものとして規定すること
ができ、または、両方の検出されたエネルギーレベルの
関数テあってもよい。
なお、本発明の１つの実施例のこのような説明は、本発
明を例示するためのものであり、その全部を＃ｉｌｉす
ることを意図してはいない。また、当業者は、特許請求
の範囲に記載された本発明の範囲と精神を逸脱すること
なく、これまでに説明した本発明の実施例に何らかの付
加、削除および修正を加えてもよいことは明らかである
。
明を例示するためのものであり、その全部を＃ｉｌｉす
ることを意図してはいない。また、当業者は、特許請求
の範囲に記載された本発明の範囲と精神を逸脱すること
なく、これまでに説明した本発明の実施例に何らかの付
加、削除および修正を加えてもよいことは明らかである
。
要約すると、本発明はディジタル放射線写真および蛍光
透視法に使用されるエネルギー識別装置および方法に関
する。この検出システムおよび方法を使用する場合、Ｘ
線源を駆動してＸ線を患者の体に照射し、このＸ線は高
低両方のエネルギー放射線を含む。複数のセグメントか
らなる第１の検出器素子をに線源に対向して配置し、こ
れはおもに低いエネルギー範囲のＸ線を受けてこれを検
出する。残りのＸ線は全体的に高いエネルギーを有し、
第１の検出器素子を通過する。やはり複数のセグメント
からなる第２の検出器素子を配置し、各セグメントは蛍
光体被覆層およびセンサを有し、第１の素子を通過した
高いエネルギー放射線を受けてこれを検出する。これら
のセンサはそれぞれ各検出器素子セグメントに結合され
、各検出器素子がそれぞれ検出する放射線の検出器素子
に対する検出量および空間的な位置を実質的に同時に検
出する。第１の検出器と第２の検出器の間にはフィルタ
素子を介在させ、各検出器素子のエネルギー検出におけ
る識別性を向上きせる。特定の好ましい検出器蛍光体材
料が明記されている。
透視法に使用されるエネルギー識別装置および方法に関
する。この検出システムおよび方法を使用する場合、Ｘ
線源を駆動してＸ線を患者の体に照射し、このＸ線は高
低両方のエネルギー放射線を含む。複数のセグメントか
らなる第１の検出器素子をに線源に対向して配置し、こ
れはおもに低いエネルギー範囲のＸ線を受けてこれを検
出する。残りのＸ線は全体的に高いエネルギーを有し、
第１の検出器素子を通過する。やはり複数のセグメント
からなる第２の検出器素子を配置し、各セグメントは蛍
光体被覆層およびセンサを有し、第１の素子を通過した
高いエネルギー放射線を受けてこれを検出する。これら
のセンサはそれぞれ各検出器素子セグメントに結合され
、各検出器素子がそれぞれ検出する放射線の検出器素子
に対する検出量および空間的な位置を実質的に同時に検
出する。第１の検出器と第２の検出器の間にはフィルタ
素子を介在させ、各検出器素子のエネルギー検出におけ
る識別性を向上きせる。特定の好ましい検出器蛍光体材
料が明記されている。
これらのセンサは、患者の体から出る相対的に低いエネ
ルギーおよび高いエネルギーのパターンを示す情報を独
立して同時に出力する。ディジタルデータ処理および変
換装置がこれらのセンサに応動して各映像を示すディジ
タル情報を出力し、これをディジタル的に処理して映像
特性を向上させることができる。
ルギーおよび高いエネルギーのパターンを示す情報を独
立して同時に出力する。ディジタルデータ処理および変
換装置がこれらのセンサに応動して各映像を示すディジ
タル情報を出力し、これをディジタル的に処理して映像
特性を向上させることができる。
第１図は本発明を実施するシステムの概略ブロック図。
第１八図ないし第１Ｅ図は第１図のシステムの一部を示
す詳細図、 第２図は第１図に示すシステムの一部を示す側面図、 第２Ａ図は第１図のシステムの一部を示す詳細な側面図
、 第３図は第１図のシステムの一部の別な実施例を示す斜
視図、 第４図は第２図に示されたシステムの一部の動作特性を
示すグラフ、 第５図は本発明の実施例を適用した別なシステムを示す
ブロック図である。 −の 昇の８ １０、、、、スクリーンストリンプ １２．３０，３２ 、フォトダイオード１４、、、、溝 １８、 、 、 、結晶部 ２８．２８．、 、蛍光体被覆層 ３Ｂ、、、、フィルタ層 ５０、Ｘ、 、 、 Ｘｇ源 ５２、 、 、 、スクリーン ５４、、、、フォトタイマ ５８、 、 、 、積分器 ５８、、、、制御回路 り、、、、線形配列 Ｅ、、、、検出器セグメント Ｊ、、、、後方スリット に、、、、前方スリット Ｍ、、、、装着構体 Ｐ、、、、患 者 Ｓ、、、、ディジタル放射線写真システム特許出願人
す詳細図、 第２図は第１図に示すシステムの一部を示す側面図、 第２Ａ図は第１図のシステムの一部を示す詳細な側面図
、 第３図は第１図のシステムの一部の別な実施例を示す斜
視図、 第４図は第２図に示されたシステムの一部の動作特性を
示すグラフ、 第５図は本発明の実施例を適用した別なシステムを示す
ブロック図である。 −の 昇の８ １０、、、、スクリーンストリンプ １２．３０，３２ 、フォトダイオード１４、、、、溝 １８、 、 、 、結晶部 ２８．２８．、 、蛍光体被覆層 ３Ｂ、、、、フィルタ層 ５０、Ｘ、 、 、 Ｘｇ源 ５２、 、 、 、スクリーン ５４、、、、フォトタイマ ５８、 、 、 、積分器 ５８、、、、制御回路 り、、、、線形配列 Ｅ、、、、検出器セグメント Ｊ、、、、後方スリット に、、、、前方スリット Ｍ、、、、装着構体 Ｐ、、、、患 者 Ｓ、、、、ディジタル放射線写真システム特許出願人
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １（ａ）第１のエネルギー範囲の放射線をおもに検出す
る第１の要素と、 （ｂ）第１のエネルギー範囲より高い範囲に展開する第
２のエネルギー範囲の放射線を検出し、第１の要素の一
部を透過した放射線を受ける第２の要素とを含むことを
特徴とするエネルギー識別放射線検出襞間。 ２、特許請求の範囲第１項記載の装置において、該装置
は、 第１の要素と第２の要素の間に介在する放射線フィルタ
を含むことを持掛とする検出装置。 ３ 特許請求の範囲第２項記載の装置において、前記フ
ィルタは銅を含むことを特徴とする検出装置。 ４、特許請求の範囲第２項記載の装置において、ｉｉｊ
記フィルタは黄銅を含むことを特徴とする検出装置。 ５、特許請求の範囲第３項または第４項に記載の装置に
おいて、前記フィルタは約Ｑ、５ｍｍの厚さであること
を特徴とする検出装置。 ６、特許請求の範囲第２項記載の装置において、各要素
は、 （ａ）イ１ｆ光体層と、 （ｂ）該蛍光体に光学的に結合されたフォトタイオード
とを含むことを特徴とする検出装置。 ７ 特８′１請求の範囲第６項記載の装置において、 （ａ） １ｉｉｊ記蛍光体層のうちの一方は、インドリ
ウムオキシサルファイド、シンクカドミウムサルファイ
ド、パリウ１、サルファイド、バリウムカドミウムサル
ファイ）パ、ランタンオキシサルファイＩ・およびパリ
ウ１、フルオロクロライドのうちの１つを含み、 （ｂ）他方の蛍光体層は、ガＩ・リニウムオキシサルフ
ァイド、カドミウムクンゲステート、カルシウムタング
ステートおよびバリウム鉛サルフェートのうちの１つを
含むことを特徴とする検出装置。 ８（ａ）インドリウムオキシサルファイドおよびジンク
カドミウムサルファイドのうちの一方を含む蛍光体材料
層を含む第１のエネルギー検出要素と （ｂ）第１の要素を透過したエネルギーを受けるように
配置された第２のエネルギー検出要素とを含み、第２の
要素は、ガドリニウムオキシサルファイドおよびカー・
ミウムタングステー）・のうちの一方を含む第２の蛍光
体層を含むことを特徴とするスプリ、、 ｌ−エネルキ
ー放射検出装４置。 ９ 特許請求の範囲第８項記載の装置において、該装置
は、 第１の要素と第２の要素の間に介在する銅を含むフィル
タ要素を含むことを特徴とする検出装置。 １０、特ル′Ｉ請求の範囲第８項記載の装置におい（ａ
）第１の蛍光体層は約２０ないしｌｏｏｍｇ／ａｍ
の重量の被覆を有し、 （ｂ）第２の蛍光体層は約５０ｍｇ／ｃｍから１ 、０
００ｍｇ／ｃｍ２までの重量の被覆を含むことを特徴と
する検出装置。 ＋１．（ａ）患者にＸ線を照射するＸ線源と、（ｂ）該
Ｘ線源から離隔し、患者を通過したＸ線を受けるスプリ
ンＩ・エネルギー放射線検出器とを含み、該検出器は、 （ｉ）おもに第１のエネルギー範囲の放射線を検出する
第１の蛍光体層と、 （１１）第１の蛍光体層で検出された放射線を読み取る
第１のセンサと、 （ｉｉｉ）第１の蛍光体層を通過したＸ線源放射線を受
けるように少なくとも部分的に配置された第２の蛍光体
層とを含み、第２の蛍光体層は前記第１の範囲より高い
範囲で展開する第２のエネルキーレベルの放射線をおも
に検出し、前記検出器は、 （１ｖ）第２の層で検出された放射線を読み取る第２の
センサを含み、 （ｃ ） １ｉｉｊ記各センサに結合され、前記配列か
らの前記信号を少なくとも部分的にディジタル化し、該
ディジタル化した信号から、壱者の内部身体構造の表示
を発生する解析回路を含むことを特徴とするティジタル
放用線写真システム。 １２、特許請求の範囲第１１項記載のシステムにおいて
、第１の層の蛍光体は、インドリウムオキシサルファイ
ドおよびジンクカドミウムサルファイドのうちの−・方
を含むことを特徴とする放射線写真システム。 １３ 特許請求の範囲第１１項記載のシステトにおい
て、第２の層の蛍光体は、ガドリニウムオキシサルファ
イドおよびカルシウムクンゲスチー１・のうちの−・方
を含むことを特徴とする放射線写真システ１＼す １４ 特許請求の範囲第１１項記載のシステムにおい
て、該システムは、前記第１の層と第２の層の間にフィ
ルタ層を含むことを特徴とする放射線写真システム。 １５ 特許請求の範囲第１４項記載のシステムにおい
て、前記フィルタ層は銅を含むことを特徴とする放射線
写真システム。 １６、特許請求の範囲第１１項記載のシステムにおいて
、前記センサそれぞれフォトタイオードを含むことを特
徴とする放射線写真システム。 １７、特許請求の範囲第１１項記載のシステムにおいて
、前記Ｘ線ＴＡは前記エネルギー範囲の両方においてＸ
線を同時に発生することができることを特徴とする放射
線写真システム。 １８ 特許請求の範囲第１１項記載のシステムにおい
て、前記層のそれぞれは実質的に平面であり、該層の一
方は実質的に他方の後にあることを＃４ｊ徴とする放射
線写真システム。 １９ 少なくとも部分的に互いに重なるように積層さ
れた少なくとも２つの別個の検出器要素を含み、各要素
は、−それに入射する放射線を検出し、該要素に入用す
る放射線の位置を２つの次元で空間的に識別する情報を
発生することができることを特徴とするスプリットエネ
ルギー放射線検出装置。 ２０．７７’いに近接して実質的に重なった状態で配置
された複数の別個の放射線検出要素を含み、各層が該検
出器要素に入射する放射線に応じた情報を出力すること
ができ、該情報は該要素についてＯ１ｊ記人用する放射
線の位置を空間的に識別する情報を含むことを特徴とす
る放射線検出要素。 ２＋、 （ａ）高いエネルギーの放射線および低いエネ
ルギーの放射線を含むＸ線を被写体に透過させる■稈と
、 （ｂ）被写体から出た高いエネルギーのＸ線放射線およ
び低いエネルギーのＸ線放射線を別々に検出する工程と
、 （ｃ）前記検出工程において抽出された情報を少なくと
も部分的にディジタール化する工程と、（ｄ）該ディジ
タル化した情報を処理する工程と、 （ｅ）該処理したディジタル情報を用いて前記被写体の
内部構造の表示を出力する工程とを含むことを特徴とす
る撮像方法。 ２、特許請求の範囲第２１項記載の方法において、４１
ｆ記ディジタル処理−「程は、前記低いエネルギーの検
出１゛程で得られた情報を前記高いエネルギーの検出工
程で得られた情報から引算する段階を含むことを特徴と
する撮像方法。 ２、特許請求の範囲第２１項記載の方法において、１１
１ｉ記検出Ｊ−程は、複数の別個の検出要素に入射する
放射線に応じた情報を出力する段階を含み、該情報は前
記入射放射線の前記検出要素の１つにおける空間位置表
示を含むことを特徴とする撮像方法。 ２４、第１および第２の検出器要素を使用し、該要素の
うちの第１のものが主として第１のエネルギー範囲の放
射線を検出し、該要素のうちの第２のものがおもに第１
のエネルギー範囲より高い範囲に展開する第２の範囲の
エネルギーを検出するエネルギー識別放射線検出方法に
おいて、該方法（ａ）被検体を通り第１および第２のエ
ネルギー範囲の両方に及ぶ放射線を検出するり、程と、
（ｂ）該被検体から出た入射放射線を受けてこれを検出
するように第１の要素を配置する」［程と、（Ｃ）第１
の要素を通過した放Ｑ４線源からの放射線を受けるよう
に第２の要素を配置する工程と、（ｄ）第２の要素に前
記エネルギーが入射するまえに第１の要素を通過する放
射線をｌ膚波する工程とを含むことを特徴とするエネル
ギー識別放射線検出方法。 ２５、異なるエネルギーレベルの放射線を検出する方法
において、該方法は、 （ａ）複数のセグメンＩ・を含む第１の検出器要素に低
いエネルギーの放射線を通過させることによっておもに
これを検出する工程と、 （ｂ） ｆｆｆｌの検出器から出た放射線を透過させて
複数のセグメントを含む第２の検出器要素に入射させる
一１程と、 （ｃ）第１および第２の検出工程において前記検出器要
素の少なくとも一方について放射線の空間的な位置を示
す情報を出力する工程とを含むことを特徴とする放射線
エネルギーレベル検出方法。 ２、特許請求の範囲第２５項記載の方法において、該方
法は 第２の検出「程のまえに前記第１の検出器から出た放射
線を７膚波する工程を含むことを特徴とする検出方法。 ２７、 （ａ） Ｘ線源と、 （ｂ）該Ｘ線源からのＸ線を受けるように配置された放
射線検出器と、 （ｃ） フォトタイマとを含み、該フォトタイマは、 （１）前記Ｘ線源からのＸ線を受け、２つのエネルギー
範囲のそれぞれにおいて受けたＸ線のエネルギーを示す
信号を出力するように配置されたエネルギー識別検出器
と、 （１１）該エネルギー識別検出器とＸ線源との間に結合
され、該２つのエネルギー範囲において検出されたＸ線
の関数として前記Ｘ線源を制御する回路とを含むことを
特徴とする放射線写真システム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US06/444,605 US4626688A (en) | 1982-11-26 | 1982-11-26 | Split energy level radiation detection |
| US444605 | 1982-11-26 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS59145983A true JPS59145983A (ja) | 1984-08-21 |
Family
ID=23765594
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP58221353A Pending JPS59145983A (ja) | 1982-11-26 | 1983-11-24 | エネルギ−識別放射線検出装置およびその方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US4626688A (ja) |
| EP (4) | EP0270761A3 (ja) |
| JP (1) | JPS59145983A (ja) |
| CA (1) | CA1217883A (ja) |
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