JPH08508431A

JPH08508431A - 低照射量走査ビーム型デジタルｘ線撮影システム用ｘ線検出器

Info

Publication number: JPH08508431A
Application number: JP6522473A
Authority: JP
Inventors: ウィレント、ジョン・ウィリアム; ムーアマン、ジャック・ウィルソン; スキリコーン、ブライアン; フィエコウスキー、ピーター・ジョゼフ
Original assignee: カーディアク・マリナーズ・インコーポレイテッド
Priority date: 1993-04-05
Filing date: 1994-04-05
Publication date: 1996-09-10
Anticipated expiration: 2019-09-22
Also published as: JP4229859B2; IL109143A; WO1994023458A3; AU6700694A; CN1041237C; IL109143A0; EP0693225A1; JP2003265457A; CN1127553A; WO1994023458A2; JP2004261605A; JP3569526B2; EP0693225A4

Abstract

(57)【要約】本発明による走査ビームデジタルｘ線撮影システムは、電子ビーム源（１６１）とターゲットアノード（５０）を備えるｘ線管（１０）を含む。回路は、ビーム（１６４）のピントを合わせ、ターゲットアノード（５０）を蛇行パターンなどのあらかじめ定めたパターンでビーム（２０、３０）で走査するために用いられる。コリメータ素子（９０）は、好ましくは開口１４０）のアレーを含む穴をあけたグリッドの形状でありＸ線源（５０）と照射されるべき対象物（８０）との間に配置される。開口（１４０）は、照準素子（９０）からの選択された距離に位置する面（２７０）上の検出器アレー（１１０）に収斂する複数のｘ線ビーム（１００）を形成するように方向づけられる。この距離は、照準素子（９０）と検出器アレー（５０）との間にｘ線照射されるべき対象物を位置できるように選択される。検出器素子の矩形マトリックスを含む分割されたｘ線検出器アレー（１１０）は、検出器面（２７０）に位置される。焦点面（２８０）は、ｘ線源（５０）からのある選択可能な距離で最適な解像度を与えるように作られる。

Description

【発明の詳細な説明】発明の名称低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用Ｘ線検出器１．発明の技術分野本発明は、診断用Ｘ線撮影装置に関する。さらに詳しくは、本発明は、多数の開口付コリメーショングリッドと分割（ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ）Ｘ線検出器アレーを組み込むことにより、解像度を改善しＸ線放射量を減少したリアルタイム走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムに関する。２．背景技術治療技術が発達するにつれて、医療処置におけるリアルタイムＸ線撮影はますます要望されている。例えば、心臓学における多くの電子生理学的処置、末梢血管処置、泌尿器処置、整形外科処置はリアルタイムＸ線撮影に依存している。不幸にも、現在の臨床的リアルタイムＸ線装置は高レベルのＸ線を患者と参加スタッフの両方に照射している。米国食品薬品局（Ｆ.Ｄ.Ａ.）は、患者の急性放射線病の逸話的証拠および職業上過剰に被爆した医者の問題を報告している（ＲａｄｉｏｌｏｇｉｃａｌＨｅａｌｔｈＢｕｌｌｅｔｉｎ，第２６巻第８号，１９９２年８月）。従来、多数のリアルタイムＸ線撮影システムが知られている。これらはＸ線蛍光透視鏡を基にしたシステムを備えており、Ｘ線が検査対象物に照射され、対象物内のＸ線不透明体により生じた影は、対象物に対しＸ線源の反対側に位置するＸ線蛍光透視鏡に表示される。少なくとも１９５０年代初期より、透視検査技術と関連して走査Ｘ線管は知られている。ムーン（Moon）の「走査Ｘ線管による蛍光透視図の増幅および増強」、Ｓｃｉｅｎｃｅ、１９５０年１０月６日号、３８９〜３９５ページ参照。走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムもまた、この分野でよく知られている。このシステムにおいては、Ｘ線管を使用してＸ線を発生させている。Ｘ線管の内部で電子ビームを発生させ、管の比較的大きなアノード（透過ターゲット）上の小さなスポットに集光させることにより、このスポットよりＸ線を発生させている。電子ビームは、アノード全体にわたってラスター走査パターンに（電磁的にあるいは静電気的に）偏向せしめられる。小型Ｘ線検出器がＸ線管のアノードから所定の距離を置いて配設されている。検出器は、これに衝突するＸ線を検出されたＸ線束に比例した電気信号に変換する。対象物がＸ線管と検出器との間に配置されると、Ｘ線は、対象物のＸ線密度に応じて対象物により減衰および分散せしめられる。Ｘ線管が走査モードであれば、検出器からの信号は、対象物のＸ線密度に比例して変調される。従来の走査ビーム型デジタルＸ線システムの例としては、アルバート（Albert ）の米国特許第3,949,229号、アルバートの米国特許第4,032,787号、アルバートの米国特許第4,057,745号、アルバートの米国特許第4,144,457号、アルバートの米国特許第4,149,076号、アルバートの米国特許第4,196,351号、アルバートの米国特許第4,259,582号、アルバートの米国特許第4,259,583号、アルバートの米国特許第4,288,697号、アルバートの米国特許第4,321,473号、アルバートの米国特許第4,323,779号、アルバートの米国特許第4,465,540号、アルバートの米国特許第4,519,092号、アルバートの米国特許第4,730,350号がある。走査ビーム型デジタルＸ線システムの典型的な従来例においては、検出器からの出力信号は、ビデオモニタのＺ軸（輝度）入力に印加される。この信号はスクリーンの明るさを調整する。ビデオモニタへのｘ入力およびｙ入力は、Ｘ線管のＸ線信号を偏向させる同じ信号から得られる。それゆえ、スクリーン上の点の輝度は、Ｘ線源から対象物を介して検出器に到達するＸ線の吸収に逆比例する。医療用Ｘ線システムは、処置に適した解像度条件に合致したＸ線量の最低レベルで操作される。したがって、放射線量と解像度は、信号対雑音比により制限される。ここで使用する用語「低放射線量」とは、操作中に患者に到達する約２.０Ｒ／分以下のＸ線被暴レベルを意味する。Ｘ線光子の時間および領域分布は、ポアソン分布に従うとともに、避けることのできないランダム性をそれぞれ有している。ランダム性は、平均放射線束の標準偏差として表され、その平方根に等しい。このような条件下におけるＸ線画像の信号対雑音比は、それゆえ、平均放射線束の平方根で除した平均放射線束に等しく、１００光子の平均放射線束に対し、ノイズは±１０光子で、信号対雑音比は１０である。したがって、走査Ｘ線撮影システムにより形成されたＸ線画像の空間解像度と信号対雑音比は、検出器の感度領域のサイズにかなり左右される。検出器の開口面積を増大するにつれて、発散光がより多く検出されるとともに、有効感度が増大し、信号対雑音比は改善される。しかしながら、同時に、（画像化される対象物の面で測定した）「画素」サイズが大きくなるにつれて、大きな検出器開口は調整可能な空間解像度を減少させる。医療分野（例えば、人体の内部構造）において撮影されるほとんどの対象物はＸ線源からある程度離間しているので、このことには必然性がある。それ故、従来技術では、検出器の開口サイズは、解像度と感度とのバランスを図るように選択する必要があり、解像度と感度の両方を同時に最大化することはできなかった。医療用撮影化技術において、患者への照射量と、フレームレート（frame rate ）（対象物を走査して画像を更新する１秒間あたりの回数）と、対象物の画像の解像度はキーとなるパラメータである。高Ｘ線束は高解像度および高フレームレートを容易にもたらすが、患者と参加スタッフに許容できないほどの高Ｘ線を照射することになる。同様に、画像が目視できず、更新（ｒｅｆｒｅｓｈ）レートが不十分であっても、それを許容すれば、照射量を低減することができる。好ましい医療用撮影システムは、低照射量、高解像度、１秒間あたり少なくとも約１５画像の十分な更新レートのすべてを同時に達成する必要がある。それゆえ、上述の走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムのようなシステムは、照射時間が比較的長く、実際の患者に対していつも同じことが言えるが、患者が受けるＸ線量を最低値に維持しなければならない診断医療処置には適していない。それゆえ、本発明の目的は、患者が安心して受けられる医療診断処置において使用可能な走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムを提供することである。本発明の別の目的は、十分なフレームレートで解像度の高い画像を提供するとともに、検査対象物へのＸ線の照射量を最小化する走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムを提供することである。本発明のさらに別の目的は、Ｘ線束のレベルを減少したまま、Ｘ線源の面から離間した部位における解像度を改善した走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムを提供することである。本発明の上記および多くの他の目的および利点は、図面と本発明の以下の記載を考慮すれば当業者には明らかである。発明の開示本発明に係る走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム（ＳＢＤＸ）は、電子ビーム源とターゲットとなるアノードとを有するＸ線管を備えている。ビームのピントを合わせターゲットアノードを介して所定のパターンにビームを方向づけあるいは走査する回路が設けられている。例えば、所定のパターンは、ラスター走査パターンや、曲がったあるいはＳ字状のパターンや、螺旋状のパターンや、ランダムパターンや、ターゲットアノードの所定の点に中心をもつガウス分布パターンや、手短な仕事に有効な他のパターンであってもよい。視準（ｃｏｌｌｉｍａｔｉｎｇ）素子（グリッド状に形成するのが好ましい）を、Ｘ線源とＸ線を照射すべき対象物との間に介装してもよい。視準素子は例えば、約２５.４センチメートル（１０インチ）の直径と、視準素子の中央に５００行５００列の開口アレーを有する円形金属板を備えている。視準素子は、Ｘ線管の発光面の直前に配置するのがよい。他の形状の視準素子も使用することができる。本発明の一つの好ましい実施形態では、視準素子の開口の各々は、視準素子から任意の距離に位置する面上の検出点に向かって方向づけられる（あるいはその点に向く）ように構成されている。その距離は、Ｘ線を照射すべき対象物が視準素子と検出点との間に配置されるように選択される。視準素子の機能は、Ｘ線管のアノード上の一点から検出器に向かって全て方向づけられたＸ線の薄いビーム（複数）（画素のように配列される）を形成することである。検出器素子のアレー（好ましくはＤＥＴ_x×ＤＥＴ_Yの矩形あるいは正方形のような領域のアレー、さらに好ましくは比較的丸いアレー）を有する分割された検出器アレーの中心は、検出点に位置している。検出器アレーは、好ましくは、密に詰め込まれた複数のＸ線検出器を備えている。このようなアレーは、本発明に基づいて、解像度を損なうことなく高感度を提供しうるように設計され、位置決めされ、使用されるので、従来のＸ線装置と同等かそれ以上の解像度を有し、従来のＸ線システムの照射量より少なくとも一桁少ない照射量のＸ線システムが実現できる。本発明のこの特徴は、医療および他の分野において重要な意味を持っている。現在の処置における患者あるいは参加医療スタッフへの照射量は減少する。被暴の危険により現在不可能な処置が可能となる。検出器アレーの出力は、Ｘ線ビームがグリッド内の開口を介して放出される時における検出器アレーの各要素毎の強度値である。各開口は、検査対象物および検出器アレーに対し空間的に異なる点に位置しているので、検出器アレーからは、Ｘ線ビームが通過する各開口毎に異なる出力が得られる。検出器アレーの出力は、様々な方法で画像に変換することができる。一つの方法は、アレー出力に対し単純合成する、すなわち、走査された各開口に対応するアレー要素の強度値を合計し、さらに正規化することである。出力アレーは次に、ビデオあるいは他のディスプレイを駆動するのに使用することができる。さらに好ましいのは、後述する多重画像合成法や多出力合成法であり、改良した可視出力を提供する。ＳＢＤＸ撮影システムは、２群の開口を有するコリメーショングリッドが使用される立体撮影化も可能である。この場合、開口の第１群は、分割された第１の検出器が位置する第１の検出点に方向づけられる一方、開口の第２群は、分割された第２の検出器が位置する第２の検出点に方向づけられる。二つの画像を二つの分割された検出器で形成し、従来の立体表示法を使用することにより、立体画像が作り出される。ＳＢＤＸ撮影システムは、異なるＸ線光子エネルギで異なるＸ線透過率を示す材料の強調した画像を作ることもできる。したがって、例えば、乳癌の前駆体である微細石灰化を画像化することができる。グリッドおよび／またはアノードが異なるＸ線エネルギスペクトルをそれぞれ有する２群あるいはそれ以上のＸ線ビームを発するように構成し、各群を検出器アレーに方向づけることにより（複数の検出器アレーも使用可能）、検査対象物の透過率が様々なＸ線光子エネルギで異なることを画像化できるので、検査対象物の内部において異なるＸ線透過率を示す部位のみを強調することができる。例えば、カルシウムの検出に最適化すれば、この撮影システムは、乳癌や他の異常を早期に検出しうる強力な道具である。平行光化された全Ｘ線ビームを遮断する分割アレーを利用するとともに、アレー出力を画像処理することにより、表面積の小さい検出器を使用して得られた解像度を犠牲にすることなく最大の感度を提供することができる。分割アレーと同じサイズの非分割検出器は感度は同じでも解像度は低い。さらに、サブサンプリング法を、アレー検出器からのデータの処理に使用してもよく、実質的に同じ画質を提供しつつ、システムの複雑さ、必要な処理速度およびエネルギ消費量を低減する。ここに記載したシステムは、１９９３年１月２５日に出願された米国特許出願第０８／００８，４５５号（ＣＡＭ−００３）に記載されている「Ｘ線感応型光センサ検出装置を備えたカテーテル」とともに使用することができ、その内容は引用によりここに組み込まれる。この米国特許出願第０８／００８，４５５号は本願の譲受人により所有される。図面の簡単な説明図１は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムの基本要素を示す図である。図２は、コリメーショングリッドのないＳＢＤＸシステムからのＸ線の分布を示す図である。図３は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用のＸ線管のグリッドとアノードの拡大図である。図３Ａ，３Ｂ，３Ｃは、本発明装置に有効なコリメーショングリッドの部分断面図である。図４は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用Ｘ線管の図である。図５は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用Ｘ線管の構造を示す断面図である。図６は、立体走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムの図である。図７Ａは、非分割簡易検出器と協働する開口付Ｘ線源の図である。図７Ｂは、分割検出器アレーと協働する開口付Ｘ線源の一つの開口からのＸ線の図である。図７Ｃは、分割検出器アレーと協働する開口付Ｘ線源の多数の開口からのＸ線の図である。図７Ｄは、検査対象物と分割検出器アレーと協働するＸ線コリメーショングリッドの二つの開口からのＸ線の図である。図８は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用の５×５検出器アレーの露出面の図である。図９は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用の５×５検出器アレーの図である。図９Ａは、本発明の一つの好ましい実施形態に係るシンチレータ素子を示す図である。図１０は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用の検出器素子の図である。図１１は、非平面状検出器アレー用の鉛筆型検出器素子のアレーを示す図である。図１２は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用の３×３検出器アレーの図である。図１３は、Ｘ線束を制御するために負のフィードバックを利用した低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムの基本要素を示す図である。図１４は、グリッドシール装置を示す斜視図である。図１５は、本発明の好ましい実施形態に係る９６素子検出器アレーの配置の図である。図１６は、コリメーショングリッドと検出器アレーの相互作用を示す図である。図１７は、検出器装置の好ましい実施形態を示す図である。本発明の実施形態当業者によれば、本発明の以下の説明は例をあげたものであり限定するものでないことは理解できよう。本発明の他の実施形態は当業者が容易に思いつくであろう。装置のあらまし図１には、本発明の好ましい実施形態による走査ビームデジタルＸ線撮影装置が示されている。走査Ｘ線管１０はＸ線源として使用される。当該分野にて周知のように、ほぼ１００ＫＶから１２０ＫＶの電源がＸ線管１０を作動させるために使用される。１００ＫＶの電源は１００ＫｅＶにおよぶＸ線スペクトルを提供する。ここで１００ＫＶＸ線とはこのスペクトルをいう。Ｘ線管１０は、当該分野で周知のようにスキャンジェネレータ３０の制御を受ける偏向コイル２０を含んでいる。Ｘ線管１０内で発生された電子ビーム４０は、Ｘ線管１０内で所定のパターンにて、接地されたアノード５０の一方から他方へ走査する。例えば所定のパターンは、ラスタースキャンパターンや、蛇行又はＳ字型パターンや、螺旋状パターンや、ランダムなパターンや、ターゲットの上記アノードの所定点を中心としたガウス分布パターンや、又は、近い将来のタスクに便利なような他のパターンである。現在好ましいのは、ラスタースキャンにおける「帰線」に関する必要を除去する蛇行又はＳ字型パターンである。電子ビーム４０は、点６０にてアノード５０に衝突し、Ｘ線７０のカスケードが放出され、そしてＸ線にて調べられる対象物８０の方へＸ線管１０の外部へ進む。装置の動作を最高に活用するため、検出器アレイ１１０を丁度カバーするように放射状に広がる円錐形のＸ線光子が発生される。このことは、好ましくは、走査Ｘ線管のアノードと上記検出器との間にコリメーショングリッドを配置することにより達成される。それゆえにコリメーショングリッド９０は対象物８０とＸ線管１０との間に配置される。コリメーショングリッド９０は検出器１１０の方向へ向けられたＸ線１００のみがそれを通過するように設計される。コリメーショングリッド９０は、装置が動作している間、検出器アレイ１１０に関して移動しない。よって、電子ビーム４０がアノード５０を走査するときはいつでも、アノード５０から検出器アレイ１１０へ通過する単一のＸ線ビーム１００のみが存在する。図２は、コリメーショングリッドがない場合のＸ線の分布を示している。検出器アレイ１１０の出力が処理され、アノード５０のｘ，ｙ位置に対応するモニタ１２０上のｘ，ｙ位置における輝度値としてモニタ１２０上に表示される。このことは、電子ビーム４０及びビデオモニタ１２０内の電子ビームのｘ，ｙ位置を駆動する同じスキャンジェネレータを使用することにより達成される。また、画像処理技術が適宜なディスプレイ上又は写真媒体上でコンピュータ操作画像を製作するために使用可能である。ここに開示される独創的な装置は、一般的に、患者に入射する部分で測定され、１５フレーム／秒の更新率で約０．１５Ｒ／分から、３０フレーム／秒の更新率で約０．３３Ｒ／分までの線量を患者に与える低放射線量の装置である。この装置にて、３０フレーム／秒の更新率では全身で約０．５０Ｒ／分となるであろう。ここに開示される発明の動作に関する患者表面における放射線量の実際の範囲は０．１５Ｒ／分から２．００Ｒ／分までである。Ｘ線管図３は、グリッドとアノードの構造を拡大したものを示している。アノード５０は、ベリリウムのアノード支持体１３０上に形成され、真空特性がよく、高温及び電子の衝撃に抵抗する能力を有する物質のターゲット層で組み立てられるのが好ましい。さらにＸ線が比較的透過するアルミニウム又は他の物質がアノード支持体１３０に使用可能である。現在好ましいターゲット層は、好ましい順に、（１）アノード支持体上にほぼ１ミクロン厚にてスパッタ溶着されたニオブの第１層にほぼ５ミクロン厚にてスパッタ溶着されたタンタルの第２層（この構造は、ニオブがベリリウム（アノード支持体１３０）とタンタルの熱膨張係数の中間の熱膨張係数を有し、よって上記管のオン、オフ状態間でのターゲットアノードの熱サイクルによるマイクロクラックを抑制又は減少させることから、好ましい。）、（２）ほぼ５ミクロン厚のタンタルのスパッタ溶着層、（３）ほぼ５ミクロン厚のタングステン−レニウムのスパッタ溶着層、および、（４）ほぼ５〜７ミクロン厚のタングステンのスパッタ溶着層である。タンタル、タングステン及びタングステン−レニウムは、比較的高い原子番号と密度を有し、電子ビームが照射されたとき容易にＸ線を放出するので、アノード５０に好ましい。タングステンの３３７０℃という高融点及び真空特性がよいことは、上記Ｘ線管内の高温及び超高真空状態に適している。タンタル及びタングステン−レニウムは、当業者に公知のように類似した特性を有する。アノード層の厚さは、アノード層が１００ＫＶ電子をＸ線に有効に変換するのに必要な距離にほぼ等しいように選択される。ベリリウムは、強固でありアノード５０から放出されるＸ線を大きく減じたり散逸させたりしないことから、アノード支持体１３０に好ましい。ベリリウムのアノード支持体１３０の厚さは約０．５ｃｍであるのが好ましい。アノード支持体１３０は、外部の１気圧との圧力勾配に抵抗するのに十分強くなければならないという物理的制約を受けるが、できるだけ薄くなければならない。コリメーショングリッド９０は、本発明の好ましい一形態によれば、検出器アレイ１１０の方向へそれぞれが配向され又は向けられた開口１４０のアレイからなる。即ち、コリメーショングリッド９０内の上記孔部は、互いに平行ではなく、例えば胸部Ｘ線用途のような使用において、コリメーショングリッド９０の前面２６０に対して、コリメーショングリッド９０の中央部における０°からグリッド９０の端部における２０°程度の間の角度をなすことができる。乳房検査用途での本発明の使用において、グリッド９０は、上記開口がグリッドの端部にて上記前面と４５°の範囲で角度をなすように組み立てることができる。コリメーショングリッド９０における開口１４０の数は、丸いコリメーショングリッド９０の中央部にて例えば５００×５００から１０２４×１０２４の画素数に相当することができ、当該装置の解像度を決定することができる。又、画素数よりも少ない開口が後述するサブサンプリングの技術に関連して使用することができる。グリッド９０の厚さ及び開口１４０の寸法は、Ｘ線管１０から検出器アレイ１１０までの距離（ここでは、好ましくは９１．４ｃｍ（３６インチ））と、上記検出器へ向けられていない全てのＸ線を減じる必要から、検出器アレイ１１０の検出器素子１６０（この図には示していない）の寸法とによって決定される。本発明において重要なことではないが、前面２６０から見た開口１４０は、直径２５．４ｃｍ（１０インチ）の円形の境界を有する長四角形の列及び行のパターンにて設計されるのが好ましい。開口アレイは、対象物８０の画像を解析するため以下に概説する検出及びたたみこみ技術を使用する互いに関連する便利なレイアウトとすることができる。この開口アレイは、「円形アクティブエリア」と呼ばれる。円形アクティブエリアの中央にて、開口の総数は、本発明の好ましい一実施形態によれば、好ましくは５００×５００である。コリメーショングリッド９０の開口のない部分１５０は、ずれたＸ線が対象物８０を照射しないようにずれたＸ線を吸収するように設計される。このことは非開口部分１５０に衝突するＸ線が「１／２値」（この装置のエネルギー、ここでは１００ＫｅＶにて、それに衝突するＸ線を１／２に減じるのに必要な物質量）の少なくとも１０倍を示すように上記グリッドを組み立てることでなされる。ずれたＸ線は、対象物とスタッフにＸ線を照射するが、画像に有益な情報を与えることはない。図３Ａ及び図３Ｂに示されるように、コリメーショングリッド９０は、Ｘ線ビーム１００を検出器へ通過させるようにそこを通過する開口１４０を有するＸ線吸収物質の多数のシート１４３，１４４から形成することができる。コリメーショングリッド９０は、０．０２５４ｃｍ（０．０１０インチ）厚のモリブデンの薄いシートを５０枚積層し互いに保持して組み立てるのが好ましい。モリブデンは、Ｘ線管１０にて発生し検出器１１０へ向けられていないＸ線が、人間の患者をもちろん含む対象物８０に、無益でかつ有害に衝突する前に停止させることから好ましい。鉛または類似のＸ線稠密物質も使用することができる。コリメーショングリッド９０の開口１４０は、最大充填密度を得るため、及び、検出器アレイ素子１６０の好ましい正方形形状に一致するために、断面において正方形であるのが好ましい。他の形状、特に六角形もまた使用可能である。正方形の開口１４０は、Ｘ線透視法にて使用される従来のコリメータの断面積の約１／１００の断面積をもたらす、０．０３８１ｃｍ（０．０１５インチ）×０．０３８１ｃｍの寸法のものが好ましい。このより密なコリメーションにより、Ｘ線ビーム１００のためのより小さなビーム幅が達成される。このことは検出器の表面の断面積は相応じて従来の装置よりもより小さくすることができることを意味する。結果として、対象物にて散乱されるＸ線は検出器に検出されず、比較的大きな表面積の検出器を使用する従来の装置において上記散乱Ｘ線が作用したように、画像をくもらせることはない。コリメーショングリッド９０の好ましい組み立て方法は、光化学ミリング又はエッチングによるものである。光化学ミリングは、コスト効率及び正確であることから好ましい。この方法によれば、０．０２５４ｃｍ（０．０１０インチ）厚の薄いシート物質の５０枚に穴や隙間をエッチングするため、５０枚の一組のフォトマスクが作製される。エッチングされたシートは、積み重ねられ、配列され、互いに保持されて、各シートに関しそれぞれ所定の角度を有する多数の段付き開口を有するグリッドアッセンブリを形成する。図３Ａは独創的なコリメーショングリッド９０の変形例を示している。この変形例は一定の断面（しかし、断面は一定であることを必要としない）の個々の開口を有する多数のＸ線吸収シート１４３を含む。結果として生じる開口１４は、図示するように、段付きであるが、Ｘ線ビーム１００を検出器アレイ１１０へ通過させる。図３Ｂに示される変形例は、Ｘ線吸収シート１４４において形成される個々の開口がそれ自身段付きであることを除き図３Ａに示されるものと全く類似する。これらの段付き開口は、当業者に明白であるように、示された形状となるように、わずかな食違いの状態でシート１４４のそれぞれの側面からミリング又は化学エッチングによって作製することができる。図３Ｂの形状は、コリメーショングリッド９０の段付き開口１４０内で、より少ないＸ線エネルギの吸収となり、その結果、Ｘ線ビーム１００の端部でのＸ線束が図３Ａに示される変形例と同じ程度に減じられないことから、さらに好ましい。グリッド９０を形成するエッチングされたシート（複数）を保持するひとつの好ましい方法が図１４に示されている。エッチングされたシート９１（好ましくは５０）はそれぞれアライメント穴又はアライメント開口９４が設けられている。アライメントペッグ９５はエッチングされたシート９１を整列するためにそれぞれのアライメント開口９４内に配置される。シート９１とペッグ９５のアッセンブリはアルミニウムリング３５９内に配置される。アルミニウムリング３５９は、ピンチオフ３７５にて密閉可能な真空ポート３７０を設ける。そして０．１ｃｍ厚のアルミニウムシート３６５は、リング３５９の上部表面３８０に真空接着剤にて接着及び密閉される。アルミニウムシート３６０も同様にリング３５９の下部表面３８５に接着される。ポート３７０を介して部分的に真空引きされ、そして当該分野にて周知のようにピンチオフ３７５にてポート３７０は密閉される。この方法において、比較的Ｘ線が透過するアルミニウムシート３６０，３６５は、グリッドアッセンブリ９０としてエッチングされたシート９１を互いに保持し配向するのに役立つ締め付け動作を提供する。グリッド９０の中心から最も遠い開口１４０は段付き表面を有し、好ましくは断面が正方形である。段付き表面による通路の凹凸によりＸ線は一般的に影響を受けず、たとえＸ線が散乱しても、それらが合成ビームに測定できる程に影響を与えることはないであろう。上述したようにコリメーショングリッド９０に使用される物質は、現在、モリブデン、真ちゅう、鉛、又はモリブデンを加えた銅が好ましい。上記穴の位置についての好ましい誤差は、累積誤差を除いて中心から中心にて±０．００１２７ｃｍ（０．０００５インチ）であり、穴の大きさの誤差は±０．００２５４ｃｍ（０．００１インチ）である。使用可能なコリメーショングリッド９０を製作する他の方法は、電子ビーム機械加工、穴あけ、ミニ機械加工、レーザ穴あけを含む。穴あけ及びレーザ穴あけは、正方形の穴よりも丸い穴を生成する欠点を有する。円形の開口は良好に作用するけれども現在好ましくない。好ましい走査Ｘ線管１０のより詳細なものが図４及び図５に示されている。電子銃１６１はＸ線管１０の正面とは反対側に位置し、約−１００ＫＶから−１２０ＫＶまでの電位にて動作する。接地されたアノード５０は管の正面に位置し電子ビーム４０が電子銃１６１とアノード５０との間を移動する。接地された電子開口板１６２は電子銃１６１の近傍に位置し電子ビーム４０が通過する中央部にて開口１６３を有する。磁界集束レンズ1６４及び偏向コイル２０は、当該分野に周知の自動集束を使用するアノード５０上にビームスポットの位置を定める。上記管は、円形アクティブエリアの末端にて電子ビームが約３０°まで偏向された状態で電子ビーム４０がアノード５０と交差する２５．４ｃｍ（１０インチ）の直径の円形アクティブエリアを有するように組み立てられる。上記ビームがある開口を通過して「輝いて（fired）」いないとき、ビームの生成をやめるのが好ましく、その結果約２５％まで電力を節約することになる。図５は、適切なＸ線管１０の前面部分の断面図を示す。真空に維持されるＸ線管３４０の内部はアノード５０の後側である。アノード５０は上述したようなアノード物質のコーティングである。アノード５０の前部は、０．５ｃｍ厚のベリリウムのアノード支持体１３０である。ベリリウムアノード支持体１３０の前部は、好ましくは０．４ｃｍ厚であり水又は強制空気を流すように応用可能な冷却ジャケット３５０である。アルミニウムのグリッド支持体３６０，３６５は、０．１ｃｍ厚にエッチングされ、好ましくは１．２７ｃｍ（０．５インチ）厚のコリメーショングリッド９０を支持するのを助ける。Ｘ線管３４０が使用されるとき、コリメーショングリッド９０のわずか一つの開口１４０がいずれの一定の瞬間にて相当量のＸ線を通過させるであろう。好ましい実施形態によれば、電子ビーム４０は、電子ビーム４０が開口１４０の前に直接に位置しないとき電子ビーム４０は止めることができる。このようにＸ線管は電力消費を減じ、ターゲットアノード５０上の摩損や裂け目を減じるように走査パルスモードにおいて効果的に動作可能である。立体的なＸ線撮影図６において、本発明の好ましい他の実施形態によれば、立体的なＸ線撮影を得ることができるような複数の焦点を有するグリッドを設けることができる。例えば、もしグリッド９０における他のすべての開口の列が焦点Ｆ１（９２）に向けられ、残りの開口が焦点Ｆ２（９３）に向けられたならば、Ｆ１（９２）に第１センサアレイを配置しＦ２（９３）に第２センサアレイを配置することで、ラスタ又は蛇行パターンにて開口を走査することが可能であり、それによって、第１センサアレイに関するデータの「線」と、第２センサアレイに関するデータの「線」を作成することができる。これを繰り返し、空間において２つの異なった点Ｆ１、Ｆ２から見られるように、２つの完成した画像を組み立てることができ、それにより、立体的なＸ線画像を提供する従来の立体撮影表示装置でそれらを表示することができる。図３Ｃは、Ｘ線吸収物質の層１４４の内から立体的コリメーショングリッドをどのように構成するかを示している。この場合、開口１４０Ａ、１４０Ｂは、図示されるように、Ｘ線ビーム１００Ａ、１００Ｂ用に“Ｖ ”の「脚」に沿って分離した通路を提供する、実際には“Ｖ”のような形状とすることができる。しかしながら、図示されるように開口１４０Ａ、１４０Ｂは連結されることは必要条件ではないが、上記“Ｖ”の頂点にてＸ線が入射する“Ｖ ”形状開口の有利な点は、両方の検出器が同時に照射され、“Ｖ”はＦ１へ行くＸ線とＦ２へ行くＸ線との信号分離器として動作することである。これはビーム及び偏向電流に必要な電力を半減する。価格は安くなるが、散乱及びそれによる画像のくもりが増加する。アレイ検出器対象物面にて数ライン／ｍｍの解像度を達成するため、いくつかの医療用途にて要求されるように、空間的解像度の限界は、主に検出器の大きさによって決定される。これは、今日のＸ線管技術では、非常に良く方向付けされたＸ線放射を十分に得るために要求されるであろう非常に高いパワーレベルを発生することや、組合わされたＸ線方向付け手段を開発することのどちらも不可能であるからである。放射されたＸ線の円錐と交差する領域よりも検出器が小さく作られる場合、図７Ａに示すように、線源５０により放射されたＸ線の多くの割合のＸ線は検出器２５０に検出されない。実際には、このように工業上のビーム走査デジタルＸ線検査装置は設計されており、ここで照射線量は普通であり問題ではない。結果として、照射線量は所望の解像度を維持するために増加する。したがって、解像度はより小さな検出器の使用にて改善されるが、検出器の領域が検出器面２７０に交差する放射Ｘ線の円錐によって規定される領域に等しいか又はそれを超えるとき、Ｘ照射線量は最小化される。走査Ｘ線撮影装置の解像度は、対象物面２８０（アノード５０の中心と対象物８０が位置する検出器１１０の中心との間の線に垂直な面）に投影される検出器素子の断面積によって決定される。よって、図８にて検出器アレイの正面図にて示されるように、もし大きな領域の検出器がより小さなアレイ素子に分けられるならば、検出器集合体の大きな捕獲領域は維持され、一方同時に、個々の小さな検出器素子１６０のサイズに比例した画像解像度を保つ。個々の検出器素子１６０によって規定される解像度は、上記個々の素子から、各アドレス即ち各画素が、対象物面２８０における特定位置に対応するメモリバッファへ読み取り値を分配し、総計することによって維持される。Ｘ線ビーム１００は、アノード５０に放射するＸ線の前に位置するコリメーショングリッド９０を横切り個別的に移動するので、与えられた検出器素子の出力が加算されるアドレスが変化する。撮影の幾何学的形状は図７Ｂ及び図７Ｃに示されている。図７Ｂには、単一のビーム位置がどのように５つの画素に分割されるかを示している。図７Ｃには、連続的なビーム位置が単一の画素内でどのようにビームが互いに加えられるかを示している。換言すると、各検出器素子に関する信号は、対象物面２８０における非常に小さい特定領域、即ち、単一の画素に対応したメモリアドレスで、画像バッファに格納される。したがって、各検出器素子用のメモリ格納アドレスは、メモリの各画素が対象物面２８０における特定スポットを通過した放射線の合計を含むように配列された形態において走査Ｘ線ビームの位置へ変化する。この方法において装置の解像度は単一の検出器素子のサイズによって決定され、一方、検出器面２７０に到達する実質的にすべてのＸ線が記録されるので、装置の感度は最高となる。このアレイ検出器の画像化幾何学的形状のさらに有利な点は、対象物面２８０は狭く規定されることである。それの前又は後ろに存在する構造物はかすんでしまう（焦点から外れる）。第１開口１４１及び第２開口１４２からのＸ線で、開口１４１，１４２から距離ＳＯの対象物面２８０を通過し、及び、開口１４１，１４２から距離ＳＯの２倍の面２８１を通過したＸ線は図７Ｄに示されている。見て容易に分かるように、２倍のＳＯにて得られる解像度はＳＯにて得られる解像度の約１／２に落ちる。この特徴は、関心のある面２８０における詳しい構造物の改善された配置及び視覚化を提供し、一方、装置の幾何学的形状により変更可能なフィールドの十分な深さを提供する。現在の好ましい実施形態のアレイは、約１．９３ｃｍ（０．７２インチ）の直径の円内に配置された一辺が０．１３５ｃｍの正方形の検出器素子の９６素子疑似円アレイである。このように大きい必要はなく、一つの検出器の辺の長さ、ここでは０．１３５ｃｍに等しい半径の円内ですべてが一列にならないように配置された３以上の検出器とすることもできる。Ｘ線検出器従来のイメージ増倍管技術は、基本的にシステムの感度の限界という束縛を有している。この使用可能なシンチレータ材料の厚みはその光透過特性によって限定される。典型的にはそれは、入射Ｘ線光子の約５０パーセントが捕捉されるのに十分な厚さに作られる。放射光子の半分だけがフォトカソードに達する。フォトカソードにおいて、入射光子のただ約１０パーセントが光電子を生じる。このように、ただ入射Ｘ線光子エネルギーの２．５パーセント（０．５×０．５×０．１）がイメージ増倍管システムに維持される。この限定された変換係数に加えて、光子はシンチレータ材料により縦方向に散乱され、与えられた照射量レベルでのシステムの分解能を減ずるボケを生じる。本発明の根本の目的の１つは、行なわれる処置に必要な適当なイメージ品質を達成しつつ、最も低い可能なＸ線レベルに、検査用の物体がさらされることを確実にするＳＢＤＸ撮影システムを提供することである。このことは、物体から出てくるＸ線光子の検知に用いられるシステムがもっとも高い光子−電気信号変換効率を有さなければならないことを意味する。これを達成するために、検出器に用いられる材料は、光子が飛ぶ方向の長さが、入射Ｘ線からずっと離れた端からの光子が入らないことを十分確実にするように長くしなければならない。例えば、検出器の出力を最大にするために、光子エネルギーは材料中で適当に浪費されなければならない。ここで述べるＳＢＤＸシステムで用いることができる検出器には、多くのタイプがある。好ましいのは、Ｘ線光子エネルギーが可視エネルギーに変換され、光強度が、光電子倍増管、フォトダイオード、ＣＣＤまたはそのような装置手段で電気信号に変換されるシンチレータである。ＳＢＤＸ像の各画素が、約１４０ナノ秒の大変短時間で生じなければならないので、シンチレータ材料は高い応答性および最小アフターグロー時間を有しなければならない。アフターグローとは、励起入射Ｘ線放射が終了した後に、シンチレータが光を放射し続ける現象をいう。有機物を混ぜたポリスチレンのようなプラスチックシンチレータは、必要な高い応答性を有している点で適しているが、比較的小さなＸ線光子相互作用断面を有し、線型Ｘ線吸収係数もまた小さい値である。その結果、相当の厚みがＸ線光子を止めるのに必要となる。１００ｋＶのＸ線に対し、典型的なプラスチックシンチレータでは、入力Ｘ線の９９％を捕捉するために２８ｃｍ（１１インチ）の厚みが必要となる。ここでより好ましくは（好ましい選択においては）、（１）セリウムをドープしたＹＳＯ（イットリウム・オキシ−オルソシリケイト、ニューヨーク州シャーロットのエアトロン（リットン）から入手可能）、（２）セリウムをドープしたＬＳＯ（リチウム・オキシ−オルソシリケイト、シュルンベルジェ社から入手可能）、（３）ＢＧＯ（ビスマス・ゲルマネイト、オハイオ州ビーチウッドのレキシントン・コンポーネントから入手可能）、である。ＹＳＯおよびＬＳＯは室温で用いることができる点で優れている。ＢＧＯは、５０ナノ秒オーダの適当な光出力減衰時間を達成するためには約１００℃に加熱しなければならない。これらのシンチレータ材料は、プラスチックシンチレータと同じ程度の長さを必要とせず、０．１０ｃｍの長さで有効である。本発明の現状での好ましい具体例によれば、ＳＢＤＸアレー検出器１１０は、Ｘ線源５０から９１．４ｃｍ（３６インチ）の距離をおいて配置された、９６個の密集して束ねられた個々のＸ線検出器１６０の１２×１２の疑似円のアレイからなる。（５×５、３×３アレイ用も、四角い検出器を有する四角でないアレイ（Ｘ線ターゲットの回りの円を満たす）のように考えられる。例えば表１の下部参照。）コリメーショングリッドのアスペクト比の形状、Ｘ線源５０からの距離およびＸ線源５０の大きさは、検出器アレイ１１０の入口において、直径約２．２３ｃｍ（０．９インチ）の、総夾角が１．４６°である四角錐を与える。各シンチレータ１７０は、それゆえに検出器の面内で中心から中心までが、約０．１５２ｃｍ（０．０６インチ）でなければならない。もしシンチレータ１７０が平行な側面を有していれば、端部近くに入射したＸ線は、シンチレータの壁に当たることなく必要とされる距離を移動することができないだろう。それゆえに、これらのＸ線が近隣のシンチレータに通り、もしそれらがシールドされていなければ、間違った空間の場所からの見かけの出力が生じ、物体のイメージの質の結果的な劣化を生じる。図９Ａに示したように、この影響を避けるために、本発明の好ましい具体例に係る各シンチレータは、好ましくはテーパ状になっており、境界面１７３は、入射Ｘ線１００’の最も末端の角度に等しい夾角を有する。これは特に長いプラスチックシンチレータで有用である。上で引用した好ましい例では、各シンチレータ１７０は、直径０．２８５ｃｍの入口面１７２、直径０．３７ｃｍの光検出器端面１７４を有する、長さ２８ｃｍの好ましい４角錐台である。８１個の検出器の束のそれぞれが、それゆえに多面体の端部を有し、各面はＸ線源５０の中心に置かれた球の表面に接している。シンチレータの検出効率のさらなる改良が、入射Ｘ線ビーム１００の角度より大きな角度のシンチレータのテーパにより達成される。シンチレータの端部近くで、入射Ｘ線とシンチレータ原子の間の相互作用により発生する光電子および散乱Ｘ線を、隣接するシンチレータを好ましく隔てるシールド材料に失われることができる。かかる失った光電子はいかなる光も生成せず、シンチレータから出た光として振舞うこともない。それゆえに、かかる消滅はシンチレータの効率を減少させる。光電子が移動する最大距離は、そのエネルギーおよび、移動する材料に依存する。プラスチックシンチレータ中の、電子と１００ｋＶのＸ線との相互作用では、約０．０１ｃｍより長い距離を移動できる光電子は無い。もし、シンチレータの４角錐台が、Ｘ線ビーム１００より大きい夾角を有して作製されれば、その大きさは、検出器の長さ（２８ｃｍ）に比較して短い距離、２×０．０１ｃｍで囲まれたビームより大きくなり、失われた光電子による効率の減少が、最小となる。この場合、面に接する球の中心は、もはやＸ線源５０と一致せず、検出器アレイ１１０により近くなる。散乱された光子は光電子より長い距離を移動する。隣接したシンチレータへの逃げからこれらを防ぐために、シンチレータピラミッドのテーパの値を、散乱された光子の捕捉を最大にするために、完全な光電子の捕捉に必要なものより大きく設定する。ここで図９を参照すると、本発明の好ましい具体例によれば、各シンチレータ素子１７０に接触して、各シンチレータ素子１７０を対応する光電子倍増管１９０または固体検出器に光学的に結合する光パイプまたはファイバー光ケーブル１８０が設けられる。代わりのシンチレータ１７０は、特定の光検出器に、物理的に近接して配置されてもよい。図１０は、検出器素子１６０の好ましい形状を示す。各検出器１６０に対応した開口２１０を有する、Ｘ線を通さないシート２００が、検出器アレイ１１０の前に配置される。各検出器素子１６０は光の漏れない、かつＸ線も通さない囲い２２０により囲まれる。好ましくはアルミニウム板で形成される光遮断窓２３０は、光の漏れない囲い２２０の前に配置される。光遮断窓２３０はＸ線を透過する。光の漏れない囲い２２０の中では、シンチレータ素子１７０が、前置増幅器２４０に電気的に接続した光電子倍増管１９０に近く位置している。好ましくは、前置増幅器２４０からのアナログ信号は、さらなる処理により、従来の方法で、デジタル信号に変換される。別の方法として、シンチレータはもっと粗野で、コンパクトな検出器を得るために、フォトダイオードのアレイ、フォトトランジスタ、または固体撮像素子（ＣＣＤ）にじかにまたは近くに配置することができる。特にＣＣＤのような固体素子が用いられた時、ペルチエ冷却器を用いた冷却などが、素子の信号雑音比を増加するために用いることができる。別の方法として、その大きさ同様、光源と対等な位置を特定する、出力信号を提供する１またはそれ以上の位置を検出する光電子倍増管とじかにまたは近くに、シンチレータアレイを配置することができる。他の好ましい具体例では、センサアレイが、例えば、図１１に示したような、整列した鉛筆型検出器２８５の集合からなっても良い。図１１では、テーパを設けたシンチレータ２９０がＸ線ビーム１００のパスに整列し、ビーム１００の特別な断面領域に対応するシンチレータは、その断面領域内でＸ線をすべて吸収する。光増幅管３００は、シンチレータ２９０に物理的に近接して設けられ、電気信号は、シンチレータ２９０によるＸ線の吸収に対応して発生される。固体素子も光増幅管３００の代わりに用いられることができる。本発明の、この好ましい具体例によれば、シンチレータは、長手方向に沿っておよび入射面で、光が逃げる（あるいは入る）のを防ぎ、シンチレータ内の内部反射を助けるために二酸化シリコンのような光を反射する材料により覆われる。本発明の他の好ましい具体例によれば、各シンチレータ素子１７９は例えば金や鉛のような高いＸ線非透過性材料の薄膜１７１により、隣接したシンチレータ素子から分離される。膜１７１は好ましくは、約０．０１０２ｃｍ（０．００４インチ）から０．０１２７ｃｍ（０．００５インチ）の厚みである。シンチレータ１７０の間の膜１７１の位置は、図１２に示される。ここで示されたように、コリメーショングリッド９０の円形のアクティブ領域は検出器アレイの１１０の領域より広い。このように、コリメーショングリッド９０のそれぞれの開口１４０から放射されたＸ線鉛筆ビームは、すべて検出器アレイ１１０に集まる。一方、独立した各Ｘ線ビーム１００は、閃光ビームのように分岐し、広がる。イメージ処理本発明の重要な点は、必要な照射線量をより低減するためのイメージ処理システムの応用に関する。実際問題として検出器からの信号は、通常は直接ビデオモニタの“Ｚ”すなわちルミナンス入力に用いられない。代わりに、各画素のデジタル化された強度が、「フレーム・ストア・バッファ」の個別のアドレスに蓄えられる。バッファ中の画素アドレスは、ランダムにアクセスでき、数値の強度値は数学的に取り扱われる。この機能は、応用できる多くのイメージ拡張アルゴリズムの応用を有し、検出器アレイの独立した部分からのデータの画素の割り当てを許容する。本発明の好ましい具体例によれば、ＳＢＤＸイメージは５００列、５００行からなる約２５０，０００以上の画素（コリメーショングリッド９０の中心の開口の５００列、５００行に対応する）からなる。以下の説明の例のために、走査Ｘ線源は、ある瞬間に、コリメーショングリッド９０の１００列、１００行にある画素上の中心Ｐにあると仮定する。さらに、この具体例に関しては、検出器アレイ１１０は９セグメント１７９（図１２）を含む３×３アレイからなり、各セグメント１７９は、単体の画素と組みあわされた総てのＸ線放射をさえぎるようなサイズと仮定する。明らかに、他のアレイ形状は、ここで詳述されたように用いてもよい。検出器アレイ１１０の個々のセグメントからデジタル化された数値には、以下の画素アドレスが割り当てられる。セグメント１−９９列、９９行セグメント２−９９列、１００行セグメント３−９９列、１０１行セグメント４−１００列、９９行セグメントＰ−１００列、１００行セグメント６−１００列、１０１行セグメント７−１０１列、９９行セグメント８−１０１列、１００行セグメント９−１０１列、１０１行走査Ｘ線ビームが全画素を通ることにより、同じデータ割り当てのパターンが、繰り返される。表示されたイメージ中で、各画素の数値は、“ｎ”個の部分の合計に等しい。ここで“ｎ”は、アレイ１１０のセグメント１７９の数（この例ではｎ＝９）である。ここで示されたように構成すると、検出器アレイ１１０は、最適の焦点が得られる操作距離を固定し、従来の非分割（分割の無い）検出器アレイＳＢＤＸイメージシステムでは手に入れられなかった最適焦点の平面を提供する効果を有する。以下のパラメータは、検出器の設計において、考慮に入れなければならない。１．Ｘ線源（アノードターゲット）５０からの平行ビームの大きさおよび形状。２．Ｘ線源５０および検出器アレイ１１０の間の距離；”ＳＤ” ３．Ｘ線源５０および関心のある物体８０の中心との間の距離；”ＳＯ” ４．関心のある物体８０の希望する解像度、または画素サイズ５．医学的応用において、アレイの全領域は、コリメーショングリッド９０からのＸ線の遮断に十分な大きさでなければならない。本発明の好ましい具体例についてのＳＢＤＸシステムにおいて、Ｘ線源５０とコリメーショングリッド９０の出口２６０の間の距離は約２．２７１ｃｍ（０．８９４インチ）である（図３、図５参照）。開口１４０は、０．０３８１ｃｍ（０．０１５インチ）×０．０３８１ｃｍの四角形である。陽極５０上の電子ビーム４０のスポットサイズは、直径約０．０２５４ｃｍ（０．０１０インチ）である。検出器アレイ１１０は、陽極５０から９１．４ｃｍ（３６インチ）である。このように、Ｘ線ビーム１００のビーム幅は、２＊ＡＲＣＴＡＮ（（スポット直径／２）／（（開口幅／２）＋（スポット直径／２））＊２．２７１ｃｍ（０．８９４インチ）、すなわち１．６°である。アノード５０から９１．４ｃｍ（３６インチ）の距離において、照射されるＸ線ビーム直径は、９１．４＊ＴＡＮ（１．６°）ｃｍである。それゆえに、検出器アレイ１１０は、この好ましい具体例の側面において、約２．５４ｃｍ（１インチ）であるべきである。例えば、撮影されるべき物体が陽極から２２．８６ｃｍ（９インチ）の位置にあり、希望の画素サイズが物体で０．０５０８ｃｍ（０．０２０インチ）であり、Ｘ線源から検出器までの距離が９１．４ｃｍ（３６インチ）であり、光学的検出器アレイのサイズは２．５４ｃｍ（１インチ）角である場合、検出器平面２７０での照射された画素のサイズは、単に物体での（ＳＤ／ＳＯ）＊画素サイズ、または０．２０３２ｃｍ（０．０８０インチ）である。２．５４ｃｍ（１インチ）を０．２０３２ｃｍ（０．０８０インチ）で割ることにより、面上に１２個から１３個のセグメントを有する四角に区切られた検出器を用いて希望の解像度が得られる。明らかに、ＳＢＤＸシステムが用いられる状況に応じて、多くの他の形状が用いられるであろう。最適解像度の面ＳＯ（図７Ｄの２８０）の外側では、０．５×ＳＯ、２×ＳＯ（図７Ｄの２８１）において、解像度が２分の１に劣化する。これは、多くの応用に対する合理的な焦点深さを許容する。人の心臓の像のような、いくつかの応用例において、この深さの範囲の外での劣化した焦点は、利点と見られる。興味ある領域外の細部のぼけは、興味ある領域内での細部の認知を増加させる。上述のようにして得られたデータから使える像を得るために、多くの方法を用いることができる。上述のように、単純な回旋を用いることもできるが、しかし、この場合、解像度は全てで最適化されていない。２つの追加する方法は、得られたデータから最大の解像度および感応性を得るために好ましい。これらはマルチイメージ回旋法およびマルチ出力回旋法と呼ばれる。両ケースにおいて、以下のことが仮定される。コリメーショングリッド９０に開口のＡＰ_x列、開口のＡ_Y行がある。行と列の各々の交叉部分が「画素」である。コリメーショングリッド９０の円形のアクティブ領域の外のそれらの画素は、あたかも像の測定強度が無いとして、例えば「暗い」として、取り扱われる。走査中に、Ｘ線ビームにより光らされない画素は、同様に、あたかも像の測定強度が無いように、これらもあたかも「暗い」として、取り扱われる。図１５について説明すると、疑似円形センサーアレイ１１０に、検出器アレイのセンサー素子１６０のＤＥＴ_x列の最大値と、検出器アレイ１１０のセンサー素子１６０のＤＥＴ_Y行の最大値がある。ＺＲＡＴＩＯは、０と１の間の実数である。もしＺＲＡＴＩＯ＝１であれば、焦点がセンサ面に設定される。もし、ＺＲＡＴＩＯ＝０．５であれば、焦点がＸ線源とセンサ面の中間点に設定される。ＰＩＸＥＬＲＡＴＩＯは、列または行の近隣のセンサの間の物理的距離に対する画素の数である。例えば、もし物体面２８０における画素中心間の距離が０．０１ｃｍならば、検出器面２７０でのセンサの間の距離は１．０ｃｍとなり、ＰＩＸＥＬＲＡＴＩＯ＝１０、ＦＯＣＵＳ＝ＺＲＡＴＩＯ＊ＰＩＸＥＬＲＡＴＩＯとなる。ＩＭＡＧＥは、特別な走査のための、および特別な画素に対応した強度情報を含む、ＤＥＴ_x×ＤＥＴ_Yの次元のデータ列である。ＰＩＸＥＬは、開口の全て（または一部）の走査により得られたＤＥＴ_x×ＤＥＴ_YＩＭＡＧＥデータ列を含むＡＰ_x×ＡＰ_Y×ＤＥＴ_x×ＤＥＴ_Yの次元の４次元アレイである。ＰＩＸＥＬは、本発明の一の好ましい具体例による各走査後にリフレッシュされる。ビームはアノード表面を横切って走査されるので、事実上、選択された開口１４０の中心より前に設置され、「照射（ｆｉｒｅｄ）」され、それから再設定される。このように、各照射において、データのＩＭＡＧＥ列が得られる。これらの像が、いくらかの直接的な利用ができる表示できる像に組み立てられる一方、高解像度、高強度がそれらを結合することで得られる。第１の像を結合させる好ましい方法は、マルチイメージ旋回法と呼ばれる。このマルチイメージ旋回法では、ＣＲＴや似た表示手段に表示できるＡＰ_x×ＡＰ_Y次元の強度のＯＵＴＩＭＡＧＥ列は、ＯＵＴＩＭＡＧＥ（ｙ，ｘ）に割り当てることにより形成される。ＡＰ_x×ＡＰ_YＩＭＡＧＥデータ列を有用な画像に結合させる第２の現在好ましい方法は、マルチアウトプット旋回法と呼ばれる。この場合、ＤＥＴ_x×ＤＥＴ_Y センサのセンサアレイとともに、ＤＥＴ_x×ＤＥＴ_Yのデジタイザ（または同等なものや、多重のもの）および同数の画素合算回路が有る。各センサからデジタル化された値は、ＳＥＮＳＯＲ（ｊ，ｉ）と呼ばれる。最後のＯＵＴＩＭＡＧＥ列は、以下のように計算される。出力イメージ列ＯＵＴＩＭＡＧＥ（ｙ，ｘ）［ｙ＝１〜ＡＰ_Y、ｘ＝１〜ＡＰ_x］の各画素について、ＤＥＴ_x×ＤＥＴ_YソースイメージＳＥＮＳＯＲ（ｊ，ｉ）の各々からの１つの画素は、合計されて［ｊ＝１〜ＤＥＴ_Y、ｉ＝１〜ＤＥＴ_x］、目的のイメージ画素ＯＵＴＩＭＡＧＥ（ｙ−ｊ＊ＦＯＣＵＳ，ｘ−ｉ＊ＦＯＣＵＳ）となる。それから、各素子がＤＥＴ_x＊ＤＥＴ_Yで割られることにより、ＯＵＴＩＭＡＧＥ列の規格化が行なわれる。これらの技術のさらなる改良が、ＦＯＣＵＳ要素の分数部分にもとずく線形補間を行うことにより得ることができる。マルチイメージ旋回法のマルチアウトプット旋回法に対する利点は、前者では、データを取った後にソフトウエアで最適焦点の面を選択できるのに対し、後者ではできないことである。しかし、後者は時間が限界となる場合に、より素早い操作が可能である。ＳＤＢＸデータからの３次元像の再構築ここで述べられたＳＢＤＸシステムは、物体８０の断層写真３次元像を形成するために用いられる１組の連続的平面像を作るのに用いることができる。種々のＦＯＣＵＳ値でセットされたデータを再分析することによる、種々の深さの一連の像からなる３次元で像を作るために、１組の像は解析できる。用いられる、自然のＦＯＣＵＳ値は、ｎ／ＤＥＴ_xまたはｎ／ＤＥＴ_Yであり、ここに、ｎはそれぞれ０からＤＥＴ_xまたはＤＥＴ_Yまでの整数である。通常、焦点の値は、物体８０内の関心のある平面に一致するように分析される。例えば、下記の表１に現されたＳＢＤＸシステムにおいて、焦点の平面は、２２．８６ｃｍ（９インチ）（最適焦点面）の普通の焦点面の近くで、約２．５４ｃｍ（１インチ）の間隔で置かれる。次の数式は、一連の平面像が、アノード５０からの距離に換算して位置されることを示す。ここに、Ｆ_t（ＦＯＣＵＳ）＝アノードから関心のある特定の焦点面までの距離Ｆ_d＝検出器から焦点面までの距離（アノードから検出器機までの距離、Ｆ_tより小さい） λ_t＝コリメーショングリッドの隣接した開口の中心と中心の距離 λ_d＝検出器アレイ１１０内の隣接した検出器１６０の中心の間の距離である。サブ（ｓｕｂ）−サンプリング技術を用いる時も、計算は変わらず、「はねない（ｎｏｔｓｋｉｐｐｅｄ）」コリメーショングリッドの開口からのデータが扱われる。しかし、たとえ間にはいるコリメーショングリッドの穴がなくても、 λ_tは同じである。ネガティブフィードバックｘ線束制御図１３に示されるＢＤＸ撮影システムは、ｘ線ビーム１００のｘ線束を制御するネガティブフィードバック経路３０５を用いる。好ましくは、センサアレイからのネガティブフィードバックは、センサアレイが常にほぼ同じｘ線束レベルを見るようにｘ線束を制御する。このように、（ｘ線に対し比較的透明な）軟らかい組織がスキャンされるとき、ｘ線束が落ち、患者（対象物）に対する全体の照射量を低下する。ネガティブフィードバック線束制御を用いることにより、コントラストとダイナミックレンジが改善される。本実施形態により、差動増幅器３１０は、ユーザにより設定可能な、調節可能参照レベル３２０を有する。ネガティブフィードバックループ３０５は、ｘ線管に対しｘ線束のネガティブフィードバックをする。時間ドメインスキャンモードまた、時間ドメイン撮影システムは、また、ここに説明される原理を用いて、実行できる。そのようなシステムにおいて、種々の画素からあらかじめ測定されたｘ線束に達する時間は、計算でき、マップにできる。次に、ネガティブフィードバック制御は、取り扱うスキャン期間のためのあらかじめ決定した線束レベルに達した画素に対応する開口からｘ線束を除きまたは減少するために使用できる。この場合、集められた情報は、線束レベルへの時間であり、マップされ撮影された情報は、強度よりはむしろ時間に対応する。そのようなシステムの能力は、ずっと大きな信号雑音比を与え、コントラストを改善し、検査中の目的物へのｘ線照射量を劇的に減少し、ダイナミックレンジを改善することを可能にする。多重エネルギーｘ線映像モード本発明の１実施形態によれば、２以上のグループのｘ線ビーム１００が、１以上の検出器アレイの方に進む。第１グループのｘ線ビームは、第１の特性ｘ線エネルギースペクトルを有する。第２グループのｘ線ビームは、異なった第２の特性ｘ線エネルギースペクトルを有する。第１グループと第２グループのｘ線ビームの測定された透過率を比較することにより、検査中の対象物における物体の存在が検出できる。微分ｘ線撮影の基本的概念は、従来より知られていて、米国特許第５,１８５,７７３号（「金属の非破壊的選択的決定のための方法と装置」）に開示され、この引用により本明細書に組み込まれる。この２グループのｘ線は、多数の方法で発生できる。１つの方法では、第１グループの開口の近くの材料の第１材料または第１厚さ、および、第２グループの開口の近くの材料の第２材料または第２厚さを備える特別なアノードの製造をおこなう。このように、第１グループに関連する開口は、第１特性エネルギースペクトルを有するｘ線を放出し、第２グループに関連する開口は、第２特性エネルギースペクトルを有するｘ線を放出する。他の方法では、Ｋ−フィルタリング（Ｋ端フィルタリング）は、同様な効果を生じる開口１４０の一部の中に、フィルタ材料（モリブデンなど）を配置することにより使用できる。この場合、開口の第１グループは、その中に挿入された第１フィルタを備え、開口の第２グループは、その中に挿入された第２フィルタを備える。第２フィルタは、フィルタでなくてもよい。前の場合におけるように、異なった特性エネルギースペクトルを有する２グループのｘ線は、２グループの開口と関連する。少なくとも２グループの開口が異なった特性エネルギースペクトルと関連づけられると、広帯域ｘ線で通常見ることができない微細石灰化（乳癌）や他の異常を検知することが可能になる。たとえば、第１像を形成する第１グループの開口のスキャンを行ない、第２像を形成する第２グループの開口のスキャンを行ない、次に、像の除算によりそれらの比を強調することにより、微小石灰化や他の異常を低照射量スキャンｘ線撮影システムを用いてリアルタイムに検出できる。同様に、多重検出器アレイ装置は、第１検出器アレイの方に向けた第１グループの開口と第２検出器アレイの方に向けた第２グループの開口と共に使用できる。多重エネルギー撮影の他の実施形態が次に説明される。検出されたｘ線光子からの電気パルスの大きさが、光子のエネルギー（ｋＶ）に比例するので、２以上のエネルギーバンドにおける光子からくるパルスを別々に計数することが可能である。パルスは、強度により分離され、次に計数され、別々に処理され、２以上の別々の像を作る。これらの像は、比として表示できる。また、対象物における異なった密度領域を区別するため、フライ（fly）における選択されたエネルギーレベルを変えることが可能である。本実施形態の効果は、上述の実施形態よりも柔軟であることであり、特別なコリメーショングリッド、アノード材料または２重検出器を必要としないことである。多数の好ましい実施形態が本発明の種々の構成についてさきに説明されたが、以下の説明は、本発明による好ましいＳＢＤＸ撮影システムを説明するものである。したがって、セグメントに分割された検出器アレイを利用するこのＳＢＤＸ撮影システムは、高分解能で高感度であると同時に、検査中の対象物への照射線量が低い。また、このシステムは、線源５０と検出器アレイ１１０との間の任意の点に最適焦点を設定することができ、視野の有効作用深さを与えることができる。ビームサブスキャン技法以下の説明は、本発明の特に好ましい実施形態に関連し、この実施形態は、計算機の処理のオーバーヘッドを減少するために、ビームのサブサンプリングの技法を用いる。標準のビデオイメージは、６４０×４８０の画素を用い、３０Ｈｚで更新される。これは、約１２ＭＨｚの画素サンプル速度を必要とする。この速度でｘ線管の高電圧電子ビームを正確に２５０,０００個の連続的な異なる開口の背後に位置することは、高精度と比較的大きな電力消費を必要とする。１２ＭＨｚの速度でのｘ線検出器の大きなアレイからの信号のデジタル化は、同様に、効果的であり、電力を消費する。したがって、ＳＢＤＸの空間的分解能または時間的分解能の大きな減少なしに、画素サンプル速度の１２ＭＨｚより下への減少は、初期のユニットのコスト、電力消費による操業コスト、および、ｘ線管によるむだな熱のための冷却要求を減少するのに有用である。したがって、画素サンプル速度を減少しつつ実質的に同じ空間的分解能と時間的分解能を与える機構が発展された。この機構は、サブサンプリングといわれ、ＳＢＤＸの他の構成でも明らかに適用できるが、ここに説明するＳＢＤＸの実施形態において最もよく実行される。本実施形態の効果は、電力消費の減少、ｘ線管内での電子ビームの偏向のより簡単な回路、平行化グリット９０の作成コストの低下、対象物８０の像を分解するのに必要な計算の複雑さの減少、および、当業者にとって明らかなその他の効果である。本実施形態において、コリメーショングリッド９０は、５００個よりは少なくした数の開口、好ましくはＡＰ_x＝ＡＰ_y＝１６６（他の数も明らかに用いることができるが）を備えるように作成される。計算の観点からのこの減少の効果は、以下で明らかになる。しかし、製造の観点からの効果は、製造に必要な開口の数の約１／９の、ずっと簡単な構造である。開口の数が減少するので、より高い偏向角（すなわち、開口がコリメーショングリッドの前面２６０に対してなす角）でグリッドを製造することは、近接する開口と交差する開口を有するという問題を生じることなく、より容易である。このことは、立体グリッドが製造されるとき、立体グリットにおける近接する開口が異なった検出器アレイの方に向き、したがって、開口交差を防ぐため非立体グリッドよりも広い物理的分離を必要とするので、特に有用である。コリメーショングリッドの開口（複数）は、最大寸法の円の中にＡＰ_x行とＡＰ_y列の円で配置される。計算の目的のために、これは、情報に寄与しない円の外側にある、すなわち、常に「暗い」すなわちｘ線により照射されない素子（複数）を備えたＡＰ_x行とＡＰ_y列の寸法の矩形として取り扱える。ｘ線検出器アレイ１１０のセンサ１６０は、図１５に示すように、最大寸法でＤＥＴ_x行とＤＥＴ_y列の円状アレイの中に配置される。画素のサンプル速度は、コリメーショングリッドの全部より少ない開口の照射、すなわち、サブサンプリングにより低下できる。好ましくは、照射されない開口がないコリメーショングリッドが使用される。この検出器アレイを用いて像を作るために、各行におけるてすべてのＤＥＴ_x番目のコリメータの穴と各行におけるＤＥＴ_y番目のコリメータの穴とのみが照射される必要があり、したがって、像は、各々ＤＥＴ_x画素とＤＥＴ_y画素の寸法の、画素の像タイルから組み立てできる。これは、ＤＥＴ_x× ＤＥＴ_yのサブサンプリング比に対応するが、サブサンプリングは、１×１のサンプリング速度には対応しない。したがって、このサブサンプリング比は、ｘ方向（行）に１からＤＥＴ_xまで、ｙ方向（列）に１からＤＥＴ_yまで調節できる。この好ましい実施形態によれば、図１５に示すように、ＤＥＴ_x＝ＤＥＴ_y＝１２である。１２×１２の検出器が用いられ、サブサンプリング比は１２であるとき、像は、デイビッド・ホックニー（David Hockney）の光モザイクにずっと似て、実質的に共に貼り付けられる複数の重複しない像から作成される。実際のシンチレータと検出器とは、全く完全というわけでなく、また、全く同一に応答するというわけでもないので、ｘ線鉛筆ビームは、完全には一様ではなく、コリメーショングリッドの開口は、理想的な面積と全く正確に同一というわけではない。そして、正方形の検出器でなく円の検出器が使用されるので、ある程度の重なりは、検出器の非線形性と雑音とを平均することを可能にするために、非常に好ましい。もしサブサンプリング比が、画素中の検出器の寸法より小さければ（すなわち、この好ましい実施形態では１２より小さければ）、像は、重複した「タイル」から組み立てられ、これらは合計されまたは平均されねばならない。もしサブサンプリング比（複数）が（画素中の）検出器の寸法の複数倍でないとき、または、もし検出器のアレイが直方体でないとき、異なった数のサンプルが各画素に追加され、異なった除算器が各画素を平均化するために必要である。理想の環境より少ない数を扱う技法は当業者によく知られていて、説明を複雑にしすぎないためにここでは説明しない。以下の計算では、ＳＳＸは、Ｘ方向（行）でのサブサンプリング寸法を表し、ＳＳＹは、Ｙ方向（列）でのサブサンプリング寸法を表す。たとえば、もしＳＳＸ＝ＳＳＹ＝１であるならば、サブサンプリングはなく、処理は、上述の本発明の他の実施形態におけるのと全く同じである。同様に、もし本実施形態におけるようにＳＳＸ＝ＳＳＹ＝１であるならば、画素平均を用いない「光モザイク」に戻る。もしＳＳＸとＳＳＹが３であり、円のアクティブ領域が５００×５００であるならば、１６６×１６６の開口がスキャンされ、ｘ方向に１／３、ｙ方向に１／３であり、得られるデータの数が因子９だけ減少する。もし１／９の開口を全時間使用するならば、これらの計算の必要はなく、コリメーショングリッドが含まれる必要がない。したがって、像を作成するために、元のコリメーショングリッドにおける１／（ＳＳＸ＊ＳＳＹ）のみの開口（５００×５００の開口）が使用される必要があり、すなわち、ｘ線照射のための電子ビームにより照射される必要がある。もしフレーム速度が一定に、すなわち、３０Ｈｚに保たれるならば、電子ビームを駆動する回路の周波数応答のように、電子ビームの運動の数は、ＳＳＸ＊ＳＳＹだけ減少される。電子ビームが動く全体の距離（およびスキャン線の数）は、１／ＳＳＹだけ減少され、このため、ターゲットアノードを通る平均ビーム速度は、１／ＳＳＹだけ減少される。像を再構成する画素速度は、コリメーション開口速度（開口がスキャンまたは照射される速度）と同じであり、同様に、１／（ＳＳＸ＊ＳＳＹ）により減少される。この方式によれば、各表示画素へと平均化されるサンプルの数は、（ＤＤＴ_x ／ＳＳＸ）＊（ＤＤＴ_y／ＳＳＹ）である。最大のサンプリング速度を用いると（ＳＳＸ＝ＤＤＴ_xおよびＳＳＹ＝ＤＤＴ_y）、１つのみのデジタイザサンプルが各表示画素に平均される（「光モザイク」モード）。サンプルの平均化は、ビーム、シンチレータ、検出器および増幅器における非一様性を滑らかにするために重要である。サブサンプリングの大きさ（ＳＳＸとＳＳＹ）は、許容可能な像の質を確保するために提示される条件のために、適当なレベルに設定されねばならない。これは、像の質と特定の１組の環境により提出される条件とについてのユーザの好みによりフライについてユーザにより設定できる。図１５に示す検出器アレイ１１０は、好ましくは、約１インチの直径を有する円状面積においてほぼ配置される９６個の個々の検出器素子１６０のアレイである。アレイの中心で、縦の列に１２個の検出器（ＤＤＴ_x）があり、アレイの中心で、水平の行の列に１２個の検出器（ＤＤＴ_y）がある。シンチレータ結晶は、好ましくは、４角の水平断面に切断され、０.００５インチの厚さのステンレス鋼のストリップからなる「玉子クレート」構造により支持される。全シンチレータ結晶（ハッチされている）が中に位置された図１５の円４００は、好ましくは、約０.８００インチの直径である。検出器アレイ１１０におけるシンチレーション結晶の長さは、好ましくは、０ .１０ｃｍであり、その前の入力面は、好ましくは、０.１３５ｃｍ×０.１３５ｃｍである。シンチレーション結晶は、好ましくは、ＹＳＯ、ＬＳＯまたはＢＧＯであるが、上述のように、他の材料も使用できる。ＢＧＯは、この用途におけるその光出力のための適当に減少したデケイ時間（５０ｎＳ）のために、約１００℃に加熱されねばならない。したがって、抵抗加熱素子が備えていてもよい。図１７は、本発明の好ましい実施形態による検出器アッセンブリ４０２を示す。ｘ線は、上から、ｘ線窓４０４を通り、鉛シールド４０６の中に入る。散乱ｘ線を減衰しつつｘ線がコリメーショングリッド９０の開口から出て検出器アレイ１１０に当たることを可能にするために、ｘ線窓４０４は、好ましくは、円であり、直径が１.９１ｃｍである。光シールド４０８は、検出器を迷った光から遮断するために備えられる。光シールド４０８は、実質的にｘ線を減衰することなく光を減衰するように選択されたアルミニウムまたはベリリウムの薄板から製造できる。検出器アレイ１１０は、ＢＧＯシンチレータとともに使用するため、適当な加熱素子４１０の近くに位置される。加熱素子４１０は、約１００℃の作動温度で検出器アレイ１１０を維持するように設計された抵抗加熱素子であってもよい。ファイバ光学的撮影テーパー４１２を検出器アレイ１１０の底４１４から現れる光子を、９６チャンネルの光電子倍増管（ＰＭＴ）４１６に向ける。検出器アッセンブリ４０２は、迷う光が雑音を発生するのを防止するために、光を漏らさない外側ハウジング４１８の中に囲まれている。３個の肩ねじ４２０と３個のセンタリングねじ４２２は、当業者に周知であるように、面状と線状の配列のために備えられる。回転配列は、外側ハウジング４１８をＰＭＴ取付台４２６に対して回転することにより達成される。ファイバ光学的撮影テーパー４１２は、米国カリフォルニア州キャンベルのコリメーテッド・ホールズ社から市販されていて、直径２.０３ｃｍの円状入力開口と、直径３.３８ｃｍの円状出力開口を備える。テーパー４１２は、ＰＭＴ４１６の寸法（０.１０インチ）に対し、各シンチレータ結晶のピッチ寸法（０.０６インチ）を適合する。すなわち、テーパーは、１.６６７倍の倍率を有する。ダウコーニング社から市販されている高粘性の光結合液体（型２００）は、ガラスの屈折率にほぼ等しい屈折率を有し、シンチレータ結晶１６０からテーパー４１２へ、テーパー４１２からＰＭＴ入力面４２４への光移送効率を最大にするために、光結合媒体としてテーパーの２面で使用される。光電子倍増管４１６は、フィリップス社からの型ＸＰ１７２４Ａとして市販されている９６チャンネルの管（１チャンネルが各シンチレーション結晶に対応する）である。この光電子倍増管４１６は、シンチレーションアレイの空間的配置が、光学面板の他方の面上でのＰＭＴに位置されるＰＭＴ光カソードへ正確に実行されるように、ファイバ光学面板を備える。１つのシンチレーション１６０に当たるｘ線光子は、ＰＭＴ光カソードに結合される光パルスを生じる。これは、光カソード上で、対応する電子パルスを生じ、このパルスは、ＰＭＴダイオード構造の１チャンネルで、１,０００,０００倍まで増幅される。このＰＭＴ出力パルスは、３０ＭＨｚ帯域の増幅器の入力に結合され、増幅器の出力は、パルスが微分されるように、０.５〜５.０ボルトの範囲にあり、約３０ｎｓｅｃの長さである。これにより、パルス速度が変わるにつれベースライン参照電圧を保つＤＣ復元（restorer）回路の必要性をなくす。増幅器の出力は、比較器に入力され、比較器は、その入力の大きさにかかわらず、一定の大きさの出力パルスを出力する。比較器のための参照電圧は、増幅器が雑音出力レベルでトリガーされないように、雑音出力レベルよりわずかに大きな値に設定される。増幅器のチェーンは、検出器アレイにおける各シンチレーション結晶について一度で、９６回反復される。比較器の出力パルスは、データ収集・像再構成システムについての新しいデータとなる。試験が示したように、プロトタイプシステムは、約１０ＭＨｚの速度までｘ線光子をランダムに計数できる。本発明の実施形態と用途が以上に説明されたが、当業者には、上に説明したよりも多くの変形が、本発明の概念から離れることなく可能であることが明らかである。したがって、本発明は、添付した請求の範囲の精神の中を除いて、制限されない。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＨＵ，ＪＰ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＵ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＮＬ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＫ，ＵＡ，ＵＳ，ＶＮ (72)発明者スキリコーン、ブライアンアメリカ合衆国 94087 カリフォルニア、サニーヴェイル、ザ・ダラス・アベニュー 898番 (72)発明者フィエコウスキー、ピーター・ジョゼフアメリカ合衆国 94024 カリフォルニア、ロス・アルトス、スプリンガー・ロード 952番

Claims

【特許請求の範囲】１．走査ビームのデジタルＸ線撮影システムのためのＸ線検出装置であって、少なくとも３個の別々のＸ線検出器を有する検出器アレイを備え、各Ｘ線検出器は検出入力面を含み、上記検出入力面はすべてが１直線に設けられていず、別々の上記のＸ線検出器のそれぞれは、別々のシンチレータ部と光検出器部とを備え、上記シンチレータ部はＸ線のシンチレータの材料から構成されたＸ線検出装置。