JPS60100947A - 医療診断用写像方法ならびに写像装置およびそのｘ線検出アツセンブリ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （１）発明の技術分野 本発明は、一般に、医療用診断写像方法と装置に関する
ものであり、更に詳細に述べれば、デジタル走査投影Ｘ
線撮影装置の雑音特性、ならびにデータ生成速度処理の
容易性、を改善する方法ならびに装置およびＸ線検出ア
ッセンブリに関するものである。

（２）従来技術と問題点 Ｘ線撮影装置およびその技術は、長い間医療診断に使用
されてきた。典型的な従来のＸ線撮影装置では、患者は
、Ｘ線源と、および放射線検出器として働くＸ線撮影ス
クリーン、との間に位置決めされる。前記Ｘ線源からの
Ｘ線は、患者の身体を貫通し、前記スクリーンに入射す
るパターンで現われるが、このことによって前記パター
ンを説明する画像が生成される。前記画像は、患者の身
体の内部的構造、または状態に関する情報をＸ線区（技
師）に提供する。

通常のＸ線撮影において、前記スクリーンは、スペクト
ルの可視部分および非可視部分双方の電磁放射線を感知
する一層のＸ線撮影フィルムから構成されている。前記
フィルム層は、Ｘ線倍増スクリーン間に挿入されている
。Ｘ線の露出後、前記フィルムを処理することによって
画像が生成される。

従来のＸ線撮影装置は、簡素で経済的なうえに、良好な
る空間的および時間的解像度特性を有しているが、また
いくつかの欠点も有している。従来のＸ線撮影装置では
、画像の低コントラストレベルを検出するパワーが非常
に限られていた。表示はあまり融通性がなく、画像の記
憶および読出しは、不経済な上に面倒である。

また、従来のＸ線撮影は、陰影像を発生するだけであり
、時には、写像したい身体部分が対象外の身体部分によ
っておおい隠されてしまうことがある。

最近、品質および融通性の面で、従来のＸ線撮影による
写像で生成される画像情報よりもいくつかの点で優れた
画像情報を生成するデジタルＸ線撮影装置が提案された
。デジタルＸ線撮影装置は、使用するＸ線ビームの形状
寸法によって分類されることがよくある。最も有望とみ
なされている装置には、いわゆる「エリアビーム」によ
る装置と、および［走査投影Ｘ線撮影（ＳＰＲ）Ｊによ
る装置とがある。

通常のエリアビームデジタルＸ線撮影装−において、Ｘ
線の発散円錐形は、患者の身体内を通り画像倍増管の入
力面へと向けられている。

前記画像倍増管は、その入力面に入射するＸ線のパター
ンに応答して、前記パターンに対応する小さな明るい可
視光像を出力面で発生する。

コンピュータ化されたＸ線透視法として知られるそのよ
うな装置では、高品質のビデオカメラによって倍増管の
出力面が投影され、光像に対応するビデオ信号を生ずる
。これらのビデオ信号は、次いで、デジタル化される。

それらのデジタル形式において、前記信号は、コントラ
スト増大のような多型式の有用なデジタル処理を受ける
。更に、デジタル信号は、テープまたはディスクのよう
な非常に便利な形式による記憶および読出しを受け、離
れた場所にたやすく伝送することができる。

更に、デジタル装置は、時間的およびエネルギー的な減
算技術に非常に有用性があり、前記装置を使用した場合
、画像から身体の不所望部分を実際に除去することによ
シ従来の陰影写像の欠点を低減、または除去することが
できる。

別の提案によれば、エリアビームデジタルＸ線撮影は、
離散検出素子配列から成る半導体検出器を用いることに
よって実現することができる。各検出素子は、入射エネ
ルギーに応答してアナログ電気信号を発生するが、前記
アナログ電気信号はそれを発生させた入射エネルギーを
表わす。各電気信号は、患者の身体から出現するＸ線の
パターンを集合的に表わしている。この点については、
１９８１年ゼネラル・エレクトリック社発行の「最新技
術：デジタルＸ線透視法」６ページを参照されたい。

夫々の検出素子に結合された回路によって、これらのア
ナログ電気信号が増幅され、デジタル化される。デジタ
ル処理回路装置は、デジタル化された信号に応答して診
断用画像のデジタル表示出力を発生する。

デジタルＸ線撮影は幾つかの点で著しい進歩を示すと共
に問題も内布している。例えば、スクリーン全体が同時
に励起されてＸ線を検出するため、常時発生する伺らか
の放射線散乱がスクリーン全体で検出され、実際には画
像をぼんやシさせてしまう。散乱放射線は、かなり発散
した態様で検出器に入射する。このことによって、患者
の身体から現われる主要な放射エネルギーの画像パター
ンを示さない擬似信号が発生される。

また、ベールのようにおおっているまぶしい光は、画像
を劣化させうる。

各検出素子は画像の小さな画素、すなわち部分を表わす
ので、各離散検出素子の大きさを減少すると写像解像度
が改善されることは明らかである。しかしながら、各検
出素子は別個の電気回路と関連していなければならない
ので、検出器の価格、および複雑性は、使用される各検
出素子数によって急騰する。最大解像度の限界値は、検
出素子があまりにも小型化されたため、電子回路が各検
出素子に結合されるにはもはやコンパクト性が十分でな
くなった場合に達成される。

この型式のデジタルＸ線撮影に伴なうもう一つの問題は
、大フィールド全体が同・時に照射されるという事実か
ら生ずる。この結果検出された全画像に対して同時にデ
ータが発生される。

この高速度のデータ発生は、データが低速度で発生され
る場合よりも高価で、しかも精巧なデジタル処理装置を
必要とする。

データ転送速度は、ディスク転送速度、およびデータ圧
縮ハードウェアの利用度によって制限される。データ速
度を改善するための努力がなされてきたが、この問題は
まだ解決されていない。

走査投影Ｘ線撮影によって、エリアビームＸ線撮影に特
有の諸問題のいくつかが除去、または低減される。走査
投影Ｘ線撮影（ＳＰＲ）は、エリアビームＸ線撮影より
も小さな検出器アレーを使用し、患者に対して放射線源
および検出器アレーを同期走査移動させることによって
広範囲の写像用データを得る。

提案されたあるＳＰＲ型式では、放射線源からのＸ線ビ
ームは、適当なスリット形成物によって規準され、はぼ
平面状の薄い拡散ビームになる。検出器のアセンブリは
、離散検出素子のほぼ細長−アレーから構成されている
。各検出素子は、例えば、放射線源に面す受光感知面に
光学的に結合された螢光体層を有するホトダイオードに
よって適切に構成することができる。

放射線源−検出器配列および患者間の相対的移動を行な
う機構が設けられている。そのような移動には、円弧ま
たは線のいずれかに沿う検出器の対応する同期移動と組
み合わされてＸ線ビーム発生焦点を通って延びる軸の回
りに放射線源を回動させる形式が用いられ、この移動中
、全検出素子が患者を貫くよう方向づけられた規準拡散
ビームと一致し続けるようになっている。

この移動中に前記拡散ビームは患者の一連の身体面を貫
通する。同時に、身体から出現し、前記検出器では横に
移動する線として８識される前記拡散ビームの放射線パ
ターンに関する情報が前記検出器によって発生される。

前記拡散ビームは、細長い検出器アレーの検出素子全て
を同時に照射する。

検出器の出力は、繰り返して読み出され、一連の対の信
号を生ずる。各対の信号は、検出器による読み出しの時
点で、拡散ビームの位置により定められた線に沿って患
者の身体から出現する放射線を表わしている。同時に、
これらの個々の「線走査」によって全画像が作り出され
る。

走査投影Ｘ線撮影は、エリアビームデジタルＸ線撮影に
いくつかの利点を与えるが、このことによって、ｂ〈つ
かの欠点が犠牲にされる。

例えば、線走査投影Ｘ線撮影装置は、散乱放射線による
影響全低減することによって、改良された低コントラス
ト被挟物検出を提供しうることかよく知られている。こ
の利点は、ＳＰＲに使用される放射線の拡散ビームおよ
び検出器アレーがいずれも比較的に薄く、瞬間的に検出
されている線以外の患者の身体領域から生ずる散乱放射
線は検出器によって検出されないという事実による。従
って、散乱により擬似信号が発生される条件は、エリア
ビームＸ線撮影におけるよりも少ない。

散乱グリッドによって、更にある程度まで、散乱を低減
できるが、出力信号強度は犠牲となる。

しかしながら、走査投影Ｘ線撮影は、いくつかの重大な
欠点を有している。検出器アレーによる検出が可能な放
射線源からの放射線束は、規準された拡散ビームの薄さ
と、もちろんＸ線源からの出力とによって制限される。

検出素子に入射する一層少ない放射線によって、これら
の素子は、その結果生ずる画像の必然的なコントラスト
劣化により制限されたＸ線量子となううる。

上記の如く、現在の技術では、各検出素子に対して前置
増幅器の電子回路チャンネルが一つ必要とされる。解像
度全増大するためには、更に小さな検出素子がより多く
必要とされる。この電子構成要素の数を増加させる費用
は、不経済である。ある最大値以上の解像度は、まだ開
発されていない電子装置のコンパクトなレベル（高さ）
を必要としうるため達成できない。

他の提案によれば、デジタルＸ線撮影装量は、固定Ｘ線
源および検出器を利用して提供される。

前記固定Ｘ線源からの規準された７アンビームは、画像
倍増器に向けられる。画像倍増器の出力は、別個の検出
素子から成る矩形マ）　ＩＪラックス有する検出器に伝
送される。走査に際し、患者は固定Ｘ線源および画像倍
増器間の線状経路に沿って移動される。電荷結合装置（
ＣＣＤ）から構成された遅延積分回路が設けられており
、検出器のＳＮ比を増大する。

しかしながら、この提案はいくつかの欠点を有している
。前記の遅延積分機能で非常に重要なことは、一つの素
子から別の素子に電荷をシフトする際、電荷が殆んど失
なわれない、すなわち電荷の転送が非常に効率的に行な
われなければならないことである。同時に、十分なダイ
ナミックレンジを与えるために、該装置の各素子は、比
較的大量の電荷を処理しなければならない。

この提案された走査装置のＣＣＤ回路は、比較的大量の
電荷がシフトされた場合、電荷シフト効率を損失させる
。結果として、データは前記遅延積分機能の多数のシフ
ティング動作で減衰されることになる。このことは、情
報のＳＮ比を増大しようとする遅延積分回路の利点に直
接反することになる。

患者をＸ線源および検出器間の直線経路に沿って移動す
る前記の使用された走査方法は、解像度の損失を生ずる
。何故ならば、そのような移動では、隣接するＸ線の経
路が一致しないためである。

（３）発明の目的 本発明の目的は、走査され、た投影Ｘ線撮影の散乱を低
減すると共に放射線源から得られる放射線をより効率的
に何度も利用して、改良されたＳＮ特性により画像デー
タを生成し、かつ適当な価格のデジタル処理装置で操作
できるよう十分低い速度でのデータ生成も行なう高解像
度の効率的デジタルＸ線撮影の方法および装置を提供す
ることである。

（４）発明の構成 透過性放射線源と、および前記透過性放射線に応答して
電気信号を発生する複数のエネルギー感知検出累子全有
する検出器とから構成された医療用写像装置によって、
先行技術の欠点が低減、または克服される。本発明によ
る装置は、また、前記放射線源を作動し、被検物を貫く
ように放射線を方向づけで前記検出器に入射するパター
ンで前記放射線をそこから出現させる手段も備えている
。前記被検物に対して検出器を移動すると同時に、前記
被検物から出現する放射線に複数の検出素子を露出させ
る手段も備えられている。遅延積分回路は、検出器から
のデータを表わす画像のＳＮ比を増大するため検出素子
と関連している。写像回路は、これらの増大された信号
に応答し、出現した放射線パターンに対応する被検物の
内部構造の表示出力を発生する。

本発明の特徴の一つは、遅延積分回路がパケット編成レ
ジスタ回路から構成されていることである。前記パケッ
ト編成回路は、ＣＣＤ回路がしばしば古いパケット編成
型回路より進んだ技術と見々されるにも拘らず、前記Ｃ
ＣＤ回路より優れた雑音特性を有している。更に、パケ
ット編成回路はＣＣＤ回路よりも犬なる容量を有し、一
つの素子から次の素子へ比較的大量の電荷を効率的にシ
フトし、従って電荷の損失を最小にする。高速度の電荷
シフトが非効率的に行なわれた場合、画像の品質が著し
く劣化されるような状況では、この特徴は非常に重要で
ある。

本発明の別の特徴は、透過性放射線源が軸の回りを回動
し、患者の身体を横切る放射線を走査することである。

同時に、検出器のアセンブリも回動するエネルギービー
ムとの一致を維持するように移動される。この技術によ
って、一対の固定放射線源／検出器間の直線経路に沿っ
て患者を通過させる先行技術よりも高い解像度が得られ
る。

本発明の更に別の特徴は、画像倍増器の使用が避けられ
るので、患者から現われる放射線が直接検出器に入射す
ることである。従って、前記倍増器の使用に伴う画像劣
化が除去される。

本発明のもう一つの特徴は、検出器がホトダイオードの
ような多数の光感知素子から構成されていることである
。被検物は、検出素子の受信面に密接して挿入されるが
、前記検出素子は、検出器によって感知されうる光エネ
ルギーにＸ線を変換する。光変換手段を検出素子に結合
するのに光フアイバ構造体を利用することにより、信号
の損失および他の光学上の問題をできるだけ少なくする
こともできる。

しかしながら、光変換手段を検出素子へ直接結合するの
が望ましい。検出器アレー間の隣接部における検出器消
失による影響は、最小限にする必要がある。

Ｘ線源と、および別個の検出素子から成る少くとも一つ
の細長いアレーを有するＸ線検出器アセンブリとを備え
た本発明を具体化する医療用診断写像装置によって、先
行接触の欠点が低減、または除去され、かつ本発明の目
的が達成される。各検出素子は、−領域のＸ線エネルギ
ー発生に応答して対応する検出領域に入射するＸ線エネ
ルギーを表わす電気信号を発生し、かつ維持する。

本発明による装置は、また、検査しようとする被検物に
対して所定の速度で検出器アレーの弧状移動を行なう走
査装置も備えている。回路装置は、Ｘ線源を作動してＸ
線エネルギーが被検物を貫通するように方向づけ、複数
の検出素子が検出器アレー〇縦の移動中同時にＸ線に応
答するようにさせる。

検出素子に結合された回路は、別個の検出素子によって
保持された電気信号を繰り返しシフトシ、かつ積分する
。この電気信号のシフティングは、縦に検出器が移動す
る所定の速度と等しく反対の速度で連続する検出素子に
沿って縦方向で行なわれる。

出力回路によって、一連にシフトされ、かつ積分された
電気信号の各信号が検出素子の一つに到着するごとに、
一連の前記電気信号が前記検出素子の一つから伝送ネれ
る。

写像回路は、伝送され、シフトされ、かつ積分された電
気信号に応答して、被検物の内部構造の可視表示出力を
発生する。

本発明を上記の如く具体化する装置は、一つには検出器
アレーの細長い構成、およびその比較的小さいサイズに
より、良好なる解像度を維持し、かつ走査投影デジタル
Ｘ線撮影装置の特色をなす散乱による影響を受けにくく
する。前記検出器アレーは、散乱による影響を増大化す
る全フィールドの同時写像ではなく、Ｘ線露出中の身体
の移動によって被検物を比較的広範囲に渡って写像する
。

本発明による装置は、このＳＰＨの利点を組み込むと同
時にこのような装置の先に上げた欠点、すなわち、個々
の検出素子に対して得られる比較的低レベルのＸ線束を
克服する。この改良は、シフト積分回路と結合して検出
器移動中多数の検出素子を同時露出することによって可
能である。検出素子利金ての同時露出は、前記検出素子
列の単一素子のみを露出させるよりも多くの等しい走査
速度に対するデータを収集する。シフト積分回路は、検
出器の移動速度と等しく反対の速度で電気信号を繰り返
しシフトし、かっ集積することによって、さもなければ
検出器の移動中多数の素子の同時露出によって生じたで
あろう信号の重要性における空間的あいまいさを取ｐ除
く。いずれかの所定の検出素子でいずれかの時点で存在
する。シフトされ、積分（集積）された信号は、被検物
の身体の一箇所のみを貫通するＸ線を表わしている。

多数の比較的長時間の同時検出素子露出とシフトおよび
集積（積分）回路の動作（他の場合ならば検出装置の運
動によって生じる曖昧さに対して補償する）とを組合わ
せることによって、検出装置アレーによって生成され出
力回路によって伝送される写像データの信号対雑音比が
極めて著しく改良される。

本発明の装置はエリアビームＸ線撮影装置の前述の欠点
すなわち過度に高速での写像データの生成をも克服する
。本発明の装置は低速でより処理しやすい速度でデジタ
ルデータを生成する。出力回路は個々の検出素子の各々
からほぼ同時にデータを受けるように設計されている必
要は無い。それどころか出力回路はただ１つの検出素子
で何度もシフトされ集積された後データが到来する際そ
れを受けさえすれば良い。

本発明のより特定的な特徴によれば、Ｘ線源はＸ線管を
備えており、該Ｘ線管の構造は作動された際Ｘ線管によ
って発生されるＸ線のビームに対する焦点を定めている
。複数の個々の検出素子を同時に露出する装置はＸ線管
をその焦点のまわりで回動させ該Ｘ線管の回動と同期し
て検出装置アレーを運動させて検出装置アレーの少なく
とも一部がＸ線によって連続して照光されるように保持
する機構を備えている。

別の特徴はＸ線管と被写体の間に置かれてＸ線管から発
生するＸ線エネルギーを比較的濃い拡散ビームに規準す
る前スリットを定めている構造を含んで込る。別の特徴
は被写体と検出装置アレーの間に童かれてＸ線拡散ビー
ムをさらに規準し散乱全遮断する後スリットを定めてい
る構造の使用を含んでいる。装置はさらにＸ線管の回動
運動および検出装置アレーの運動と同期してスリットを
定めている構造体を運動させる機械的装量を備えている
。この運動の同期性によってスリットを定めている構造
体および検出装置アレーは相互に整列しＸ線管から発生
するビーム中に位置決めされるように保持される。

前述のＳＰＲ装置にお−て、拡散ビームは通常走査運動
方向に関して個々の検出素子のただ１行のみを照光する
ようが薄さの程度に規準された。薄いビームは検出装置
の運動の方向で複数の検出素子を同時に照光しなかった
ので、このような装置はシフトおよび集積回路を利用し
て検出装置アレーからの写像データの信号対雑音比を高
めることができなかった。

本発明の実施例のさらに別の特徴は可動検出装置アレー
の位置を瞬時に感知する符号化装置を備えている。符号
化装置はサーボ装量と結合されてＸ線管の回動運動を検
出装置アレーの運動と同期させる。

好適な実施例において、検出装置アレーは隣接して配置
された写像チップの垂直な行を含んでいる。各写像チッ
プはより一般的な実施例と関連して述べた１つの列と同
様に個々の検出素子の多数の平行列を共に構成する個々
の検出素子の矩形マ）　ＩＪラックス含んでいる。検出
素子の各列にはシフトおよび集積回路が設けられており
、該回路は検出素子の１つの水平列を有する検出装置ア
レーを備えているより一般的々実施例と関連して上述し
た回路に設計および動作が類似している。

各々検出素子の多数の平行列を含んでいるこれらの写像
チップの集合全使用することによって、患者の身体の一
部を幅数インチだけ走査することができる検出装置アレ
ーがもたらされる。

より特定的な実施例によれば、各個の検出素子はその受
け面上に入射する可視光に応答して検出素子上に入射す
る光の特性を表わすアナログ電気信号を発生するホトダ
イオードを備えている。

別の特徴によれば、シフトおよび集積回路は各検出素子
と関連した異なる記憶コンデンサ、および隣接する検出
素子の記憶コンデンサを検出装置の各列に沿って延長す
る並列連鎖に接続する回路を備えている。シフトおよび
集積回路はコンデンサ上に記憶された電荷パケットのシ
フトおよび集積をタイミングするクロック回路も備えて
いる。

さらにこの特徴によれば回路はパケット編成回路を備え
ている。パケット編成回路は、該回路が今日しばしば先
行技術としてより一般的であると考えられているより高
価な電荷結合デバイス（ＣＯＤ）回路よシ効率良く電荷
をシフトすることができるという点で、この状況におい
て特に有用である。

それにもかかわらずＣＯＤ回路は成る条件の下では電荷
シフト回路の実施例として使用することができる。

ＣＯＤ回路をそのように使用する場合、形状が矩形でお
るが列に沿った電荷シフトの方向の寸法がその直交寸法
より実質的に小さい検出素子を使用するのが時には好ま
しい。辺の寸法が等しくない矩形検出素子を使用してい
るこのような構成によって、電荷シフトの方向に沿って
単位長さ当りでより多数の検出素子を使用することが可
能になる。

電荷シフトの方向で多数の検出素子を使用することによ
って、ＣＯＤ回路のより制限された電荷処理能力に対し
て補償するのが補助される。

実施例のより特定的な％徴にお−て、各写像チップはパ
ケット編成回路全使用した場合個々の検出素子の６４×
６４マトリツクスを備えるのが適当である。

ＣＯＤ回路全使用した場合、各写像チップは個個の検出
素子の６４　Ｘ　２５６アレー全備えるのが有利である
。この実施例において、各検出素子は形状が矩形であり
電荷シフトの方向の狭い寸法はその直交寸法の約％であ
る。この態様で６４×２５６マトリツクスは検出素子の
矩形アレー全体を有する写像チップを備えることができ
る。

本発明の実施例の他のいくつかの特徴は検出素子がＸ線
の発生に応答するようにさせる装置および方法にある。

このような１つの実施例において、検出素子は単に入射
Ｘ線を可視光に変換する単体螢光層によって被覆されて
いる。直接放射の影響からホトダイオード等の検出素子
をよシ良く体膜する必要がある場合、螢光スクリーンの
代りに厚い結晶のモザイクを使用してもよい。

直接Ｘ線放射から写像チップを物理的に除去することが
有利であると考えられる場合、コヒーレント光ファイバ
結合装置を使用することができる。薄い空乏層を有する
固体装置はイオン化放射線に対して比較的鈍感である。

電荷転送の用途のため設計された薄い空乏層を有する装
置は光変換装置に直接結合することができる。

光フアイバ結合装置の入力はＸ線を光に変換する螢光層
を備えることができる。光は続いて光フアイバ結合によ
って写像チップに導通され、該チップは遠隔的に設ける
かあるいは放射線がその作動受は面上に入射しないよう
に方向付けることができる。

実施例 本発明の好適な実施例を添付図面を参照して以下説明す
る。

デジタル走査投影Ｘ線撮影（ＳＰＲ）を行なう装置Ｓを
第１図に概略的に示す。装置Ｓは患者Ｐを介してＸ線の
パターンを方向付は患者の身体から出現したＸ線パター
ンによって生じた情報から通常可視像の形式の有形表示
を発生して患者の身体の内部構造や状態を描写する。

装置Ｓは患者Ｐを介して検出装置組立体１４上にＸ線１
２の集合として示したＸ線エネルギーのビームを方向付
けるＸ線源１０を組込んでいる。

第１規準器構造体１６はＸ線源から発生するＸ線を通常
垂直面内にある拡散ビームに規準するほぼ垂直な前スリ
ット１８を定めている。第２規準器構造体２０は患者と
検出装置組立体の間に設けられてこの規準をさらに増強
する後スリット２２を定めている。

ガン）　ＩＪ−構造体（図示せず）は規準装置１８．２
０を検出装置組立体１４に接続して規準装置と検出装置
の間で相互に一定した整列を保持する。

機械的走査装置２４は検出装置組立体１４に結合されて
矢印２６．２８で定めた弧状経路に沿って検出装置を運
動させる。ガントリー構遺体は検出装置の運動中視準器
構造体１６．２０と検出装置の間で整列を保持する。

回動装置３０はＸ線源に結合されている。該装置５０は
検出装置の弧状運動と同期してＸ線源全回動させて検出
装置１４および相互に整列した規準装置１６．２０を連
続して追尾する。

Ｘ線源１０はＸ線管および該Ｘ線管を電気的に作動して
Ｘ線管の構造によって定められる焦点３２から発生する
（パルスまたは連続モードの）ＸｆｌＪを発生する関連
した電源回路（図示せず）を備えている。回動装置３０
によって行なわれる回動運動によってＸ＠管は焦点３２
を介して延長する垂直軸３４のまわりで回動される。

検出装置位置決めはＸ線管位置より重要でおるため検出
装置を走査装置の主駆動に結合しＸ線管が追従するよう
に制御するのが好ましいと思われる。

符号化装置５６は走査装置２４に結合され矢印２６．２
８で描かれるその弧状経路に沿った検出装置１４の瞬時
位置を示す信号を発生する。

符号化装置５６の出力は回動装置５０に向けられてＸ線
管１０の回動運動を検出装置１４および規準装置１６．
２０の弧状運動と同期させ、走査運動中Ｘ線ビーム、規
準装置および検出装置組立体の間で連続した整列を保持
する。

走査装置はＥＣＧ等の生理学的信号によって、あるいは
コントラスト剤の投与のタイｉングを指示する信号で適
当にゲートすることができる（第１図参照）。時間的減
算研究も走査量の十分に迅速な帰線で行なうことができ
、これは下達のようにこの装置で可能である。

符号化装置のタイプの例は１９７７年５　月２９日発行
のＭａｎｒｉｎｇ他による米国特許第４，０１５，１２
９号に記載されている。

符号化装置３６はＸ線管１０のミリアンペア（電流）制
御装置６５に結合してもよい。符号化装置はその走査経
路に沿った検出装置の位置の関数としてＸ線管のミリア
ンペア、従ってＸ線出力の強さを調節することができる
。ここに述べた実施例において、Ｘ線管ミリアンペアは
その走査経路に沿った中間位置からの検出装置の変位の
程度の関数として低減するように制御することができる
。従って、患者の身体があまり厚（ない場合、すなわち
その右側および左側に近い場合、Ｘ線出力は低減されて
その走査全体を通して検出装置でより均一なＸ線束を保
持する。

検出装置１４は通常検出装置組立体１４の細長い溝穴５
８の領域に配設された個々の検出素子のアレーを備えて
いる。検出素子の構造および配置は下記に詳述する。各
検出素子はその受け面上に入射する（下達のようにＸ線
によって発生される）光エネルギーに応答して、電気信
号の発生を生じたＸ線の特性を表わす電気信号を発生す
る。

動作中、検出装置、規準装置およびＸ線管は矢印２６で
示した方向で左に運動して走査の準備をする。走査を行
なう際Ｘ線管１０は作動されてＸ線エネルギーを発生す
る。走査装置２４および回動装置３０は患者の身体を介
して第１図で左から右へＸ線の垂直拡散ビームを同期走
査するように作動される。この走査運動中検出装置組立
体１４の検出素子はアナログ電気信号を発生する。検出
素子のアレーによって発生された電気信号は迅速にかつ
繰返してサンプリングされて、走査の経過に渡って患者
の身体を介して近接して離隔された垂直線に対応する写
像データの逐次表示出力を発生する。

電気信号は次いでデジタル化され処理されて所望の患者
の写像を発生する。

第２図は第１図の装置の概略ブロック図である。第２図
において、Ｘ線源１０はＸ線を検出装置組立体１４に方
向付ける。検出装置１４からの信号は電気信号をデジタ
ル化し処理するデータ処理装置４４に送られる。操作者
のコンソール４６からの命令に応答してデータ処理装置
４４は検査された患者の内部身体構造の種々のタイプの
有形表示を発生する。１つのモードにおいて、データ処
理装置は診断用可視コンソール４８を作動して放射線専
門医が医療診断の目的ですぐ使用することができる患者
の内部身体構造の可視像を直接発生する。

別のモードにおいて、データ処理装置４４は１つ以上の
周辺記憶装置５０に患者の写像データを表わすデジタル
情報を記憶する。選択的にカメラ５２をデータ処理装置
に結合してもよい。

デジタル走査投影Ｘ線撮影装置は下記の刊行物およびそ
れらの文献目録に記載されている。

すなわちＭａｔｔｓｏｎ・Ｒ，Ａ他者「デジタルチェス
ト装量の設計および物理的特性（Ｄｅｓｉｇｎ　ａｎｄ
Ｐｈ７ｓｉａａｌ　Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ　
ｏｆ　ａ　Ｄｉｇｉｔａｌ　ＣｈｅｓｔＥｌｅｃｔｒｉ
ｃ　社、１９８１゜ 本発明を実現している検出装置組立体１４の動作は最初
に極めて簡単な例によって最も良く説明されると思われ
る。この例は主に第３図および第４図Ａ、Ｂ、Ｃ，Ｄを
参照して説明する。

検出装置組立体１４の動作は時には［時間遅延および集
積（ＴＤＩ）Ｊと称する技術に従っている。第３図は検
出装置組立体１４に組込まれた検出素子の配置の極めて
簡単な形式を示す。

第３図は３個の個々の検出素子５．２．１の列を示す。

検出素子５．２．１は第１図に関して検出装置組立体１
４の溝穴３８の一部を介して水平に延長する隣接直線構
成で配置されている。実際にはこのような各列には３個
よりはるかに多い検出素子があシ、また溝穴３８の高さ
全体に沿って垂直に分配されたこのような検出装置の多
数の水平列がある。しかしながら説明のためこの１列の
検出装置のみを最初に考察する。

各検出素子３，２．１はその上に当たる放射線の強さの
関数である信号を発生するようになつてｂる。各検出素
子は関連した記憶コンデンサＣａｒ　Ｃｘ＋　Ｃｔ　ｋ
介して並列入力直列出力シフトレジスタＳＲの異なる素
子Ｘ３．Ｘｌ、Ｘｌに結合されている。シフトレジスタ
ＳＲはこうして検出素子３，２．１から並列入力データ
を受ける。検出素子からの各信号はレジスタＳＲの各記
憶素子に記憶される。

シフトレジスタＳＲはクロック回路５６からのクロック
信号によって制御される。各クロックパルスに応答して
レジスタ素子Ｘ３・Ｘｚ、Ｘｌ中のデータは第３−に関
して左へ１素子だけシフトされる。

適当なりロック信号が存在する際例えば記憶素子系に記
憶された信号は記憶素子力にシフトされる。為に記憶さ
れた信号はムにシフトされる。んに記憶された信号はレ
ジスタからシフトアウトされて下記に詳述する態様で処
理される。

所与の信号がレジスタを介してシフトされる際、該信号
は各検出素子ｉ２，１に対応する記憶素子を通過する。

信号がこれらの各記憶素子に存在する間該信号は関連し
た検出素子から次いで受けられる任意の信号によって増
加される。

例えば検出素子１に対応しＸｓに保持された電荷信号饋
を考察されたい。クロック信号に応答して信号Ｑ１は素
子Ｘ！にシフトされる。そこでの間該信号は検出素子２
に入射した放射線に応答して発生された信号Ｑ１によっ
て増加される口従ってレジスタ素子Ｘｓに存在する信号
はＱｔ＋Ｑｉである〇 次のクロックパルスに応答してＱ１＋Ｑｌはレジスタ素
子Ｘｓにシフトされる。そこでの間該信号は検出素子３
によって発生された信号Ｑ３によって増加されてＱｉ＋
Ｑｉ＋Ｑｓになる・次に第４図Ａにおいて、Ｘ線源１０
を簡単に示すｕＸ線源１０は患者Ｐを介して検出装置組
立体１４に向かってＸ放射線全放出する０この簡単な図
においてＸ線源１０は第４図Ａで示した下向きの方向で
同時に放出されるＸ線の平行線の源として考えることが
できるＯＸ線源１０の横方向寸法は簡明にするため患者
に対して極めて誇張されている。しかしながら実際には
患者に向けられるＸ線の横方向寸法は規準装置１６によ
る規準後患者を貫通する拡散ビームの濃さによって定め
られる。

各検出素子３．２．１は上述のようにレジスタＳＲの各
素子Ｘｓ　、　Ｘｓ　、　Ｘｌに結合されている。電荷
信号は検出素子によって発生され、該検出素子はホトダ
イオードを備えているのが適尚である。各電荷信号の振
幅は、電荷の発生を生じた検出素子に当たるＸ線の強さ
を表わす。

クロック回路５６は符号化装置５６からの信号に応答し
てシフトレジスタにクロック信号を与えて、それに応答
して電荷信号が第４図Ａの矢印５８で示したようにシフ
トレジスタ素子に沿って左へ反復してシフトされるよう
にする。

さらに電荷が左へ１素子だけシフトされる毎に、該電荷
はそこでの間電荷がちょうどシフトされたレジスタ素子
に対応する検出素子によって次いで発生された任意の電
荷で加算または集積される。

素子３．２．１および関連したクロック、コンデンサお
よびレジスタ回路の設計および構成は下記に詳述する。

第４図Ａ−Ｄは４つの等間隔の時間点すなわち、　Ｔｌ
ｌ　Ｔ！、　Ｔ１１およびＴ４でＸ線源−検出装置の動
作を説明している０この動作の進行中、Ｘ線源１０およ
び検出装置１４は所定速度で第４図Ａで示（７たように
右へ同期して運動する。この運動は連続的であってもよ
く、あるいは段階的な態様でもよい。

クロック回路によって作動される電荷シフトは検出装置
の運動の速度と大きさが等しく、方向が反対の速度を有
している。

この例では患者の身体中の３つの点での、すなわち、第
４図Ａ中のＡ、　Ｂ、　Ｃで示した線に沿った写像を考
察する。

時間ｔ　＝　Ｔ　！で検出装置はＸ線エネルギーが線Ａ
に沿って愚者を貫通し検出素子１上に入射するように位
置している。この発生によってレジスタ素子Ｘｌで電荷
信号ＱＩＡが発生される。

ＱＩＡで示した信号は患者Ｐの線Ａｉ通過するＸ線の結
果側々の検出素子１によって発生されるその信号である
。患者の身体を介した他の線を通過するＸ線のため他の
検出素子によって発生される信号は類似の表記で参照す
る。

レジスタ素子Ｘｌでの電荷ＱＩＡの獲得に続いて検出装
置は第４図Ｂで示したように時間ｔ　＝　Ｔ　２の、患
者の線Ｂを通過するＸ線が検出素子１上に入射し患者の
線Ａ’に通過するＸ線が検出素子２上に入射する位置に
運動する。

各々第４図ＡおよびＢに示した位置の間の運動の時間中
、クロック回路５６は信号ＱＩＡを素子Ｘ１から素子Ｘ
２にシフトするように動作した。

第４図Ｂに示した位置に到来した際素子Ｘｓ（もう信号
を有しておらず、その信号ＱＩＡは素子Ｘ２にシフトさ
れた）は新しい電荷ＱＩＢを獲得し。

素子Ｘ２もＱ２ムと称する付加電荷信号を獲得する。

しかしながら、電荷パケットＱＩＡはクロック回路によ
って素子Ｘ２に既にシフトされたので、素子Ｘｓでの全
電荷信号はＱＩＡ　＋ＱｍＡである。

プロセスは続行し、検出装置はさらに右に運動して時間
ｔ　＝　Ｔ　ｓで位置が第４図Ｃに示し友ようになるよ
うにする。さらにＴ鵞およびＴ３の間の運動中り四ツク
回路５６は再度信号を左へ１素子だけシフトした。

Ｘ線源１０からのＸ線は各々線Ａ、　Ｂ、　Ｃに沿って
各検出素子３．２．１に入射することがわかる。

前に保持された電荷ＱＩＢは素子Ｘ１から素子Ｘ！ヘシ
７トされ友ので、素子Ｘ！は時間ｔ＝Ｔｓのすぐ前には
電荷を有していない。しかしながら。

ｔ　＝　Ｔｓで素子Ｘ！は電荷Ｑｓｃｋ獲得する・素子
Ｘ３は電荷ＱｔＢと加算される付加電荷Ｑ２Ｂを獲得す
る。電荷信号Ｑ１ム＋Ｑ＋＋ムが既にシフトされた素子
Ｘｓは新しい付加電荷Ｑ３ムを獲得する。

時間ｔ　＝　Ｔｓおよび時間ｔ＝Ｔ４の間でクロック回
路５６は再度左へ１素子だけ電荷の反復および集積シフ
トラ生じる。しかしながら今度は素子Ｘトすなわち１列
の最後に到達する電荷はさらに処理回路４４に送られる
。シフトされ次電荷の量、Ｑｌム＋ＱｔＡ＋Ｑｍムは３
つの集積電荷パケットを表わし、その各々は患者の身体
の同じ線Ａを通過するＸ線エネルギーに対する素子３゜
２．１の異なる１つの応答の結果である。３つの素子３
．２．１の各々に対する露出によって処理装置４４にシ
フトされる電荷の発生が生じたので、その電荷は等しい
検出装置走査速度を仮定して１つの素子に対するただ１
つの露出を使用して線Ａに沿って患者を貫通する放射線
に関するデータを生成した場合に生じたよりも大きさが
約３倍大きい・従って電荷信号の信号対雑音比は相当に
改良される。

時間ｔ　＝　Ｔ　４で素子Ｘ３上に存在する電荷はＱＩ
Ｂ十Ｑｇｎ　＋Ｑ３Ｂであり、従って患者の身体の同じ
線Ｂを通過する放射線に応答して３つの異なる素子の３
つの露出で発生される電荷の値’ｋｆｆわすことに注意
されたい。続いて時間ｔ　＝　Ｔ　４で素子ＸＳに存在
する電荷もデータ処理装置４４に送られて写像表示デー
タに集積される。

第４図Ａ−Ｄに示したように左から右へＸ線源検出装置
対の完全な移行が完了した後、運動は停止しＸ線源は不
動作にされる。全素子は初期化される。別のこのような
走査を開始しようとする際、Ｘ線源検出装置対は左へ運
動し適当な初期位置で停止する。Ｘ線源は再作動され、
Ｘ線源−検出装置運動が再開される。

この例から、水平列中の素子の数を何倍もにし次場合、
データ処理装置に実際に伝送される電荷信号の信号対雑
音比に対する効果はさらに改良されることがわかる。

処理回路４４は全素子から同時にデータを受ける必要は
無いことに注意され危い。むしろデータは素子Ｘ３から
のみシフト回路のクロック周波数程度にのみ迅速に伝送
される・この比較的遅いデータ伝送速度によって比較的
簡単で経済的な処理回路を使用することが可能になる。

好適な実施例において、検出装置組立体は複数の比較的
大きな写像チップを備えておりその各々は個々の検出素
子の矩形マトリックスを備えている。７０，７２．７４
で示したこのような写像チップの組立体を第５図に簡単
に示す。

写像チップは第１図の装置に関して垂直な行に配設され
、それとして第５図の矢印７８で示した方向で走査する
開運動する。

各写像チップ中の個々の検出素子の各水平列は回路に結
合されて第４図Ａ−Ｄと関連して述べたシーケンスと類
似したシーケンスでそれらの共動動作を生じる・ 第５図では、各写像チップは、簡素化のために、３×３
個別検出素子アレーとして図示されている。実際には、
そして以下でより詳細に述べるように、各写像チップは
一辺が８ミリの長さを有する正方彫金しており、かつ、
６４×６４の個別検出素子アレーあるいは６４×２５６
の個別検出素子アレーを備えている。

上述のように、該良好な実施例では、それぞれの個別検
出素子は光ダイオードから成る。該光ダイオードは受信
面に当たる可視光線に応答して、信号発生の原因となっ
ている可視光線の特性を表わす電荷信号全発生する。

第６図〜第８図は、可視光線高感度光ダイオードを患者
の身体から出現する太祖Ｘ線エネルギーとインタフェイ
スする各種の構成を示している。

第６図は光ダイオード８２を有する５×３写像チツプ８
０の側面図を示す。該光ダイオード８２の上には、入射
Ｘ線を可視光線に変換する周知の材料の１つから作られ
る螢光体層がある。

第６図に示されるように、Ｘ線が左から浩る場合、該螢
光体層８４は冷光を発し、さらに該結果の可視光線パタ
ーンは個別検出素子光ダイオード８２によって検出され
る。

時々、シリコン光ダイオードおよび関連する回路の直接
的Ｘ線照射に対する過度の露出から防護することが望ま
しい。そのような目的に適した構成が第７図に示されて
いる。

第７図は、３つの光ダイオード８６を表わす写像チップ
の別の側面図である０この実施例では、第６図の螢光体
層は参照符号８８で示されるモザイク状の個別シンチレ
ーション結晶体で置換される・該結晶体は、適切な機構
的かつ化学的な特性と共に、Ｘｌ１ｉ！全可視光線に変
換する特性を有するものとして通常の技術者に周知の。

多くの適切な材料の１つから成っている。該結晶体８８
は、第６図の螢光体層８４よｐ幾分厚いものでもよい。

該厚めの結晶体は螢光体層より放射線の吸収性があり、
よって光ダイオードに対して幾らかの遮蔽効果を与える
が、一方ではその動作を容易にする。

第８図に示される別の構成は、写像チップにとってより
大きい放射線防護となっている。第８図に見られる主要
な特徴は、参照符号９０で例示されている一連のコヒレ
ント光フアイバ結合素子である０各光学的結合素子は参
照符号９２のような入力面ならびに９４のような出力面
を有している０該入力面および出力面９２と９４は、各
写像チップの平方面と幾何学的に合同であるように構成
されている。適切な光フアイバ体には石英、ガラスおよ
びプラスチックが含まれる。

９６のような螢光体層は、結合素子９０の各入力面の上
に位置している。

各結合素子の出力面は、参照符号９Ｂで示されるような
写像チップの受信面に光学的に結合されている。

コヒレント光フアイバ結合を利用することによって、Ｘ
線源１０からのＸ線照射の通路内ではない場所、あるい
は該源から入る放射線が該表面に当らないような方向に
その受信面が向いている場所に５該写像チツプ全配置す
ることができる。

第６図の実施例は価格が優先する場合に良好であり、か
つ、空港手荷物検査装置のような利用にとって好適であ
る。

第９図および第１０図は、移動性拡散ビーム全達成する
ためのハードウェア実行を図示するものである。例えば
第９図では、Ｘ線源１０および検出アセンブリの両方は
、該図における矢印１００ならびに１０２で指示される
平行する直線通路に沿って移動する。好ましいことに。

拡散ビームは該検出素子の入力面では厚さ８ミリメート
ルとなっている。この厚さは第９図では矢印１０４で示
される。

第１０図にはまた別のハードウェア実施例が示される。

この実施例では７通常、検出装置は第１０図で矢印１０
８により示される弧状通路に沿って移動するＯＸ線源１
０はそのＸ線焦点の周りを回動することができ、Ｘ線ビ
ームに検出装置全追尾させる。Ｘ線管で発生したＸ線の
光錐が十分発散する場合には、交替的に、Ｘ線管は静止
配置に維持されることができて、検出装置に当る実際の
Ｘ線エネルギーは、第９図ならびに第１０図で示される
ように、規準スリット画定構成１６．２０−ｉ弧状通路
沿いに移動することによって規準される。

本発明を具体化する装置に特有の要件は、１Ｘ線の拡散
ビーム走査方向にのみ、データが取得されるということ
である。この方向は、第１図で示されるように左から右
となっている。機械走査装置は、逐次的に写像を発生す
る間に急速に帰線することができなければならない。走
査速度よりはるかに高い速度で帰線を発生することは機
械的に実行可能である。

検出装置光面での適切な走査速度は、１秒につき約１０
インチ（１インチは２．５４０センチ）までの近傍とな
っていることがテストにより明らかになっている。

さらに１両方向に走査することによってデータを読出す
ことも可能である。そのような実施例においては、走査
動作を反転させることによって、それと同時にシフトレ
ジスタのクロッキング方向を反転させることによって、
さらに該レジスタの反対側の末端からデータを読出すこ
とによって、前記のことが達成されるのであるＯＸ線の
移動性拡散ビームを利用する実施例において、検出装置
自体が主走査駆動機構に結合された方が望ましいとされ
ているＯＸ線源およびスリット画定規準器は従素子であ
って、その理由は、それらの瞬間的な位置は検出装置の
それより１重大ではないからである。第１図マ示される
ように検出装置に結合された符号器は。

タイン／グパルスを発生してＸ線源および／または規準
スリット画定構成の位置を制御する。

該符号器から出力したパルスもまたクロック回路５６に
結合されて、電荷シフト／蓄積回路の電荷歩進のタイミ
ングを制御する。そのような構成によって、同じ平均速
度での１方向への検出装置運動と反対方向への電荷運動
の間における良好な同期を保証するのである。電荷と検
出装置運動の非常に正確な同期が可能となっているのは
、検出装置の可動電荷は慣性を備えておらず、良好な周
波数応答によって電荷シフトが実行され得るからである
。

帰線ならびに走査速度、従ってフレーム繰返し度は１機
械上の考慮によってだけ実質的に限定されるのであって
、光学上のあるいは電子工学上の考慮によるものではな
い。２０インチＸ２０インチのフレームの大きさを利用
して、１分につき最低的３０のフレーム繰返し度が可能
で奈ることが、テストによって判明している。より小さ
い走査弧によってより高速度を得ることもできる〇 第１１図では、参照符号１５０で示される写像チップの
実施例がより詳細に見られる。第１１図の実施例におい
て、該写像チップは、それぞれが光ダイオードから成る
６４×６４の個別検出素子直線アレーを備えている。該
検出素子は６４列および６４行に構成されている。

例えば、そのような列の１つは個別検出素子Ｄ１．１〜
ＤＩ、６４までを有する。該写像チップには６４列の検
出素子があるのであって、Ｄ６４．１〜ｆ）６４．６４
までの個別検出素子を備える列に至るまで下方に延長し
ているのである。

セル０１〜０６４を備えるシフトレジスタは。

検出素子Ｄ１，１〜Ｄ６４．１の行に並列で結合される
。

実際には、写像チップおよび全体としての検出装置は、
第１１図の矢印で示されるように右方向に移動する。走
査運動中に、シフトならびに積分（集積）回路によって
、第１１図に示されるように左方向に１反対方向への検
出装置運動と同期して、蓄積電荷運動音生じさせる。そ
れぞれが患者の身体の同じ部分についての投射を表わす
蓄積された電荷パケットが、そのように集積され転送さ
れ、かつ１行［）１．１−　Ｄ６４゜１のそれぞれの個
別検出素子に達する場合、核電荷パケットはシフトレジ
スタに、すなわちセル０１〜０６４の各々に、並列で転
送される。このように蓄積されたデータはクロックアウ
トされ、数値化されさらに処理されて、商業者には周知
の態様で写像表示を発生する。光ダイオードアレーから
発生された逐次発生ライン表示データセットから写像デ
ータを発生する装置は。

１９８０年５月１３日発行のグル（Ｇｕｒ）他への米国
特許第４．２０４０５７号に述べられているが、これは
特に該特許の６欄と７欄に関するものである・上記特許
第４．２０４０３７号ならびにその他の特許の関連部分
は本明細書に記載されている。

第１１図の写像チップ１５０についての６４×６４個別
検出素子アレーは、−辺が８ミリの長さを有する正方形
を集合的に表わす。上述したように、検出装置１４は、
各々が８ミリの幅となっている写像チップの垂直柱から
成っており、該検出装置上に投じた拡散ビームは垂直に
方向づけられ、写像チップの垂直柱全体を発光させるの
に丁度十分な８ミリの厚さとなっている０ 第１２図は参照符号１７０で示される写像チップの別の
実施例である。該写像チップ１７０は６４　Ｘ２５６矩
形個別検出素子アレーから成っている０該アレーは、そ
れぞれが２５６素子を有する６４水平方向列から成って
いる。各個別素子は垂直の高さの約１７４の水平幅を有
する。

それらが−緒になって６４×２５６検出装置アレーは、
１辺が約８ミリの正方形を表わす。

第１１図の実施例におけるように、＃検出装置は、走査
中、第１２図でも示されるように右へ移動し、一方、電
荷パケットは、検出装置運動の速度と同期した速度で左
へシフトされ集積される。

第１２図の実施例は、ＣＯＤ素子から成る遅延積分回路
を利用する念めには特に適切であると考えられている。

第１１図の６４×６４アレーはパケット編成回路を利用
するためには好適と考えられているが、該回路は広い電
荷「ビン」を取扱うことができ、従って、ＣＯＤより大
きい可能出力を有して電荷パケットを有効にシフトする
０最低でも約α９９９９５の効率が望ましい。

第１１図で示されるように１作動中、電荷は検出装置の
走査運動に同期して左方ヘシフトされる。同じ写像ライ
ンの投射にそれぞれ対応するデータは各素子に沿って集
積され転送され、最後に電荷は最も左側の検出素子の行
、すなわちＤｌ、１〜Ｄ６４．１における最も左側の検
出素子に達する。その点において、該電荷パケットは一
連の並列シフトレジスタ８１〜Ｓ８を介して後続的に転
送されクロックされる。Ｓｌから８８までのレジスタを
介する該クロッキングは、さまざまな検出素子に沿って
のクロッキングと同じ速度になっている０しかし、シフ
トレジスタ内では集積は行なわれない。

第１２図の実施例の場合におけるように、個別検出素子
の幅がその高さの１／４シかない場合。

都合のよいことに、シフトレジスタ８１〜Ｓ８と連絡し
て該シフトレジスタ内で出力データを周期的に合計する
、周知の型の回路が設けられている。それぞれの連続す
る４シフトの後に、それぞれ別の素子列に対応する８１
〜Ｓ４のデータは、適切な出力レジスタ回路において別
々に合計され１次いで、第１１図に関して述べたような
ディジタル化回路および写像処理回路にクロックアウト
される。

第１３図は、写像チップのマトリックスアレーの回路を
より詳細に示すブロック図である・図示されている写像
チップは、６４Ｘ６４素子のパケット編成マトリックス
アレーを備え、第１１図におけると同様に、Ｘ線が光線
に変換された後、Ｘ線を検出する。該マトリックスアレ
ーは。

時間遅延積分モードで作動する・行と列の両方向におけ
る個別検出素子の中心対中心の間隔は５ミルとなってい
る◎該アレーは、二重ポリシリコンゲー）ＮＭＯ８プロ
セスを利用して集積される。核写像チップアレーに関す
る設計詳細図ならびにダイナミックレンジの考察は以下
で詳細に説明する。

該写像チップには６４の水平方向パケット編成（ＢＢＤ
）シフトレジスタ２０１〜２６４が含まれる。さらにま
た、１２８素子ＢＢＤシフトレジスタ２６５も含まれて
いる。

レジスタ２０１〜２６５の各々は、多数ゼロ大刀ボート
（通常、参照符号２７０．２７２で指示）を備えており
、レジスタにおける電荷転送効率を高める。

レジスタ２０１〜２６４は時間遅延ならびに集積（ＴＤ
Ｉ）動作を行なうが、レジスタ２６５は信号電荷バゲー
ジを出力感知増幅器２７４に転送する・該出力感知増幅
器は、該電荷ヲリード２７６に現われる信号電圧に変換
するのであるが、該信号電圧は前記増幅器への電荷大刀
の関数となっている。リード２７６における該信号はビ
デオ出力を発生する。

レジスタ２０１〜２６４の中心対中心の間隔は５ミルと
なっている。レジスタ２０１〜２６４の各々は６４のＢ
ＢＤ素子（３２段）を備え、かつ。

参照符号２８０，２８２で示される大刀を有する２相相
補形クロツクによって駆動される。

各ＢＢＤ素子は、拡散光１ダイ、オードおよびポリシリ
コン対ポリシリコン蓄積コンデンサによって構成される
０各光ダイオードの感知範囲は。

個別検出素子受信面についての全範囲の約５０チとなっ
ている＠各個別検出素子のキャパシタンスは、約１．２
ピコフアラド（ｐＦ）となっている。

光が各光ダイオードに当る場合、光電子が発生する。こ
の光電荷は蓄積コンデンサに蓄積される。リード２８０
，２８２における２相クロツクは・該電荷バゲージをシ
フトレジスタ２０１〜２６４の各々を通ってレジスタ２
６５ヘシフトする。該ＴＤＩ動作において、写像チップ
にがかる写像速度は、電荷バヶージのシフト速度（集積
地点）に同期化される。リード２８ｏ。

２８２における信号のクロックする速度は、約０．５キ
ロヘルツ（ｋＨｚ）となっている。各画素の全積分時間
は約６４ミリ秒（ｍｓ）である。

この比較的低速の積分時間によって、Ｘ線管回転子およ
び電圧、リプルに対する許容範囲を可能にし、それらの
付随的影響を実質的に低減する。

電荷バゲージがレジスタ２６５に隣接するレジスタ２０
１．２６４の終端部に達する場合、転送パルスは転送ゲ
ート２９５に与えられる。これによって、参照符号２９
０で例示されている転送スイッチを作動する・従って信
号電荷は、レジスタ２０１〜２６４の各々からレジスタ
２６５へ並列で転送される。

該レジスタ２６５は、２９２，２９４の大刀を有する２
相クロツクによって駆動される。このクロック信号は、
リード２８０，２８２におけるクロック信号の周波数よ
り６４倍速い周波数で伝わる。

レジスタ２６５の出方感知増幅器はゲートヲ有する電荷
集積装置となっておシ、信号電荷を出力電圧に変換する
。

第１４図にはクロックのタイミング図が示されている。

クロック波形２８０．２８２および２９２．２９４は５
０チクロスオーバー、相補形クロックとなっている・周
波数ｆｘ＝６４　Ｘ　ｆｙ＝５２　ｋＨｚである。

波形２９２の立上がり先端部は、波形２９５のそれを約
３０ナノ秒（ｎ８）だけリードし、波形２９５は波形２
８０全約２０ｎｇだけリードする。

波形２９５の立下がり末端部は波形２９２のそれを少な
くとも５０ｎｓだけリードする０ＢＢＤ素子の電荷処理
容量は、蓄積コンデンサおよびクロック電圧の大きさに
依存するＱ各ＢＢＤ蓄積装置接続点（ノード）において
５ボルトの最大電圧の揺れを仮定するならば、各ＢＢＤ
素子の飽和電荷は、約６ピコクーロン（ｐｃ）。

すなわち１．２ｐＦＸ５ｖとな、っている。この飽和電
荷は、に７５×１０’　エレクトロンの信号電荷と同等
である。

感知増幅器から出力した信号には２つの雑音成分がある
。１つは、２０１〜２６４のレジスタ内の入力、多数ゼ
ロの非均一性によって生じた固定パターン雑音である。

この雑音成分は外部的信号処理によって除去することが
できる。従って、それは該装置の性能における限定要因
ではない。

もう１つの雑音成分は熱力学的雑音である。

この雑音は、入力ｋＴ雑音、ＢＢＤ転送雑音、暗電流散
弾雑音、光信号散弾雑音および出力増幅器雑音から成る
。しかし、基本熱力学的雑音はＢＢＤ転送雑音である・ 室温では、この成分による雑音電子電荷は約６０００エ
レクトロンとなっている。この雑音指数は、該装置に対
して約ｔｓ２５０（！ｔ、７５×１０７／１０″）のダ
イナンツクレンジとなっている。

マトリックスアレーの計算された目的明細が表１に記さ
れている。

表　１ マトリックスアレーの計算された対象明細素子数　６４
　Ｘ　６４ 中心対中心の間隔 Ｘ方向　５ミル Ｙ方向　５ミル 素子蓄積キャパシタンス　ｔ　２　ｐＦ素子感知範囲　
全素子範囲の５０チ 飽和電荷　６ｐｅ 熱力学的雑音 電　子　６×１０　エレクトロン 熱力学的雑音による ダイナギツクレンジ　６０００ 飽和出力　約４ｖ 次に挙げる記事に、写像に利用される遅延積分回路の一
例について説明されているので参考のために記載する０
ずルトン（Ｍｉｄｆｔｏｎ）、　Ａ、Ｆ、による「赤外
線写像の次めの電荷転送装置」の１９７ページから２２
８ページであるが、これはケイズ（Ｋｅｙｓ　）、　Ｒ
，Ｊ、により１９７７年に編集された「光学的ならびに
赤外線検出装置」と称する本の一部である。

上述の本発明についての記述は１本発明を網羅しようと
するものではなく、説明しようとするものであることを
理解されたい。関連技術分野の通常の技術者であれば、
特許請求の範囲で定められるように１本発明の精神およ
び範囲から逸脱するととなく、記載の実施例に対して付
加、削除ならびに変更等がなされ得ることを認識された
い。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明が適当に使用されているデジタル走査投
影Ｘ線撮影装置の主要構成要素を示す絵図、第２図は第
１図の装置の概略ブロック図、第３図は第１図の装置の
一部の立面図、第４図Ａ−Ｄは本発明を組込んでいる第
１図の装置の動作シーケンスを簡単に例示している一部
は絵、一部はブロックで示した図、第５図は第１図の装
置の一部を示す詳細な立面図、第６図および第７図は第
５図に示した装置の部分の実施例全示す側面図、第８図
は第１図の装置の一部の別の実施例の絵図、第９図およ
び第１０図は第１図の装置の一部の幾何学的な構成要素
の関係および動作モードを示す絵図、第１１図および第
１２図は第１図に示し友装置の一部を示す詳細な平面図
、第１３図は第１図の装置の回路の一部を示す詳細なブ
ロック図、第１４図は第１図の装置の一部の動作を示す
タイぐング図である。 図中、１０・・・Ｘ線源、１２・・・Ｘ線、１４・・・
検出装置組立体、１６・・・第１規準装置、１Ｂ・・・
前スリット、２０・・・第２規準装置、２２・・・後ス
リット、２４・・・走査装置、３０・・・回動装置、３
２・・・焦点、Ｓ３・・・ミリアンペア制御装置、３６
・・・符号化装置、３８・・・溝穴・ 特許出願人　ピカー　インターナショナルインコーホレ
イテッド 図面の浄魯（内容に変更なし） Ｆ７θ１ ＦＩＧ、　２ ＦＩＧθ 手続補正書（自発） 昭和５９年１１月１牛日 特許庁長官　志　賀　学殴 ２　発明の名称 医療診断用写像方法ならびに写像装置 およびそのＸ線検出アッセンブリ ３、補正をする者 事件との関係　特許出願人 名称　ビカー　インターナショナル　インコーホレイテ
ッド４、代　理　人 住所　〒１００東京都千代田区丸の内２丁目４番１号丸
ノ内ビルヂング　７５２区 補正の内容 本願の特許請求の範囲を下記のように補正する。 「特許請求の範囲 １、Ｘ線源（至）および、各素子が異なる領域における
Ｘ線の入射に応答して該Ｘ線を表わす醒気伯号を発生し
かつ保持する岡別検出素子から成る線形アレーを備えた
Ｘ線検出装置０４）を有する医療診断用写像装置を利用
する方法であって、該方法は Ｘ線焦点の周りで該Ｘ線源αＱを回動させ、かつＸ線源
の該回動に同期して前記検出装置アレーα荀を移動し、
該検出装置アレーの少なくとも一部分を前記Ｘ線源によ
って放射されるＸ線ビーム内に継続的に保持することに
よって、検査しようとする対象に対して所定の速度を有
する縦方向の検出運動を実行する段階と、 前記運動中に複数の検出素子に対応する前記検出装置の
領域に対してＸ線を同時に開けて、前記電気信号を発生
させる段階と、 該対象に対する検出運動の前記所定の速度に（２） 等しくかつ反対方向の速度で、前記検出装置に沿って前
記電気信号をシフトし集積する段階と、前記シフトされ
集積された各信号の所定の場所への到着に応答して、該
シフトされ集積された信号を、前記検出装置から送信す
る段階と、および 前記送信された信号を処理して対象の内部状況の表示を
発生する段階、 とから成ることを特徴とする前記医療診断用写像方法。 ２、特許請求の範囲第１項記載の、Ｘ線源０１と対象（
Ｐ）の間に挿入された前スリット（至）を画定する規準
構成（至）および対象刀と検出装置ａ菊の間に位置ぎめ
された後スリット（イ）を画定する構成（１）を利用す
る医療診断用写像方法において、該方法はさらに 前記Ｘ線源の前記回動に同期して前記スリット画定構成
を移動し、前記スリットをＸ線源からのＸＩＩ！エネル
ギービーム内に継続的に保持し、かつ該スリットの相互
的整列を保持する段階、から成ることを特徴とする前記
医療診断用写像方法。 五　透過性放射線源００、前記放射線に応答して電気信
号を発生する複数のエネルギー感応検出素子を有する検
出装置（Ｌ４、および該Ｘ線源を付勢して放射線が対象
（Ｐ）を通ってその一部分が検出装置αΦ上に投射する
パターンで核対象から出現するようにさせる装置とを備
える医療診断用写像装置であって、 対象促）に関して検出装置Ｑ４１　ｆ動かし、一方間時
に該対象（１））から出現する前記放射線に前記複数の
検出素子を露出する装置■と、 電気信号に作動してその信号対雑音比を増大する、検出
素子に関連する遅延積分回路と、および 前記増大された信号に応答して前記出現放射線のパター
ンに対応する内部的対象構成を表示する写像回路−１ とを備えていることを特徴とする前記医療診断用写像装
置。 ４　特許請求の範囲第３項記載の医療診断用写像装置に
おいて、前記検出装置を動かす装置は放射線源Ｏｎを回
動させ、かつ、該回動運動に同期して検出装置０４）を
動かして同時に複数の前記検出素子を対象（Ｐｉから出
現する前記放射線に露出する装置を備えていることを特
徴とする前記医療診断用写像装置。 ５、　前述の特許請求の範囲のいすｎか１項に記載の医
療診断用写像装置において、前記検出装置は入射光エネ
ルギーに応答して電気信号を発生する複数の光感応検出
素子■を有し、さらに該検出装置は、透過性放射線を光
エネルギーに変換する装置（ホ）、および該変換装置を
前記検出素子−に光学的に結合する装置−とを備えてお
り、対象（Ｐ）に関して検出装置０荀を動かす前記装置
は同時に、複数の検出素子を対象ＩＰ）から出現する透
過性放射線のパターンに対応する前記変換された元エネ
ルギーに露出することケ特徴とする前記医療診断用写像
装置。 ６、　％許請求の範囲第５項記載の医療診断用写像装置
において、前記光感応検出素子婿ｊは前記透過性放射線
源（至）に面していないことを特徴とする前記医療診断
用写像装置。 Ｚ　％許請求の範囲第５項あるいは第６項記載の医療診
断用写像装置において、光学的に結合する前記装置は光
ファイバーを備えていることを特徴とする前記医療診断
用写像装置。 ａ　前述の特許請求の範囲のいずれか１項に記載の医療
診断用写像装置において、Ｘ線源（至）を付勢して透過
性放射線が対象（ＰＪを通って、あるパターンでそこか
ら出現するようにさせている前記装置によってそのよう
な出現パターンの一部分が中間的処理あるいは変換され
ることなく検出装置０４）に直接投射されることを特徴
とする前記医療診断用写像装置。 ９　特許請求の範囲第３項記載の医療診断用写像装置に
おいて、前記透過性放射線源はＸ線源（至）であり、前
記検出装置は各素子が異なる検出領域に入射するＸ線エ
ネルギーの発生に応答して該入射Ｘ線エネルギーを表わ
す電気信号を発生し、かつ保持する検出素子から成る第
一の縦長アレーを有するＸ線検出装置ａ＜となっており
、さらに該検出装置を動かす装置は、 検査しようとする対Ｍ　（Ｐ）に関して所定の速度で前
記検出素子アレーの縦方向の運動を実行する装置と、 Ｘｌｓエネルギーを対象（Ｐ）を通って出現させ、同時
に、前記縦方向の相対運動中に複数の前記検出素子をＸ
線に露出する、Ｘ線源（ト）に関連する装置、とを備え
た走査装置（ハ）を備えており、さらに 前記遅延積分回路は、検出素子に結合されて前記縦方向
の検出運動の所定の速度と等しくかつ反対方向の速度で
該検出素子に沿って縦方向において反後的に前記電気信
号をシフトし集積する回路−ならびに、シフトされ集積
された各信号の前記回路場所への到着に同期して前記検
出素子の１つに関連する回路場所から前記シフトされ集
積された電気信号を送信する出力回路−から成ることを
特徴とする前記医療診断用写像装置。 １０、特許請求の範囲第９項記載の医療診断用写像装置
であって、さらにＸ線管（６）と対象ア）の間に挿入さ
れて肢管から放射するＸ線エネルギーを規準する前スリ
ット（至）を画定する構成（至）および、対象ｔｐ＋と
前記検出装置アレーの間に位置ぎめされて前記Ｘ線エネ
ルギーをさらに規準する後スリット（財）を画定する構
成翰を備えており、かつ、前記走査装置（ハ）はさらに
、前記Ｘ線管（６）の前記回動運動に同期して前記前ス
リット（至）および後スリット翰を画定する前記構成を
動かして、肢管から放射するＸ線エネルギービーム内に
前記両スリットを継続的に保持し、該スリットの検出装
置α→との相互整列を維持する装置から成ることを特徴
とする前記医療診断用写像装置。 １１、特許請求の範囲第９項あるいは第１０項記載の医
療診断用写像装置であって、さらに可動な検出装置アレ
ーの場所を感知し、前記Ｘ線管の回動運動を該検出装置
アレーの運動に同期させるよう結合された符号器−を備
えていることを特徴とする前記医療診断用写像装置。 １２、特許請求の範囲第９項から第１１項までのいずれ
か１項に記載の医療診断用写像装置において、前記検出
装置アレーは、各写像チップが前記第一の検出素子アレ
ーに平行な別の検出素子列を有する長方形の個別検出素
子マ）　ＩＪラックス備え、かつ、その縦方向の長さは
前記第一の検出素子アレーの縦方向の長さに対して実質
的に垂直となっている行に配置されている複数の写像チ
ップ（７０，７２，７４）および、前記第一の検出素子
アレーの前記縦方向の長さに平行に延長する別の各検出
素子列に関連する別のシフトおよび積分（集積）回路を
備えていることを特徴とする前記医療診断用写像装置。 仏特許請求の範囲第９項から第１２項までのいずれか１
項に記載の医療診断用写像装置において、前記シフトお
よび積分（集積）回路は前記検出素子の各々（Ｘｓ、Ｘ
２　、Ｘｓ　）に関連する別々のＮｅ記憶コンデンサ　
Ｃｓ、Ｃｚ、Ｃ＋　）と、前記第１アレーの縦方向の長
さに沿って隣接の記憶コンデンサを接続するシフトレジ
スタを画定する回路（ｓｎ、）と、および前記記憶コン
デンサに記憶された電荷パケットを反復的にステップシ
フトし積分（集積）するクロック回路□□□とを備えて
いることを特徴とする前記医療診断用写像装置。 １４、特許請求の範囲第９項から第１３項までのいずれ
か１項に記載の医療診断用写像装置において、前記シフ
トおよび積分（集積）回路はパケット方式回路から成る
ことを特徴とする前記医療診断用写像装置。 １５、前述の特許請求の範囲のいずれか１項に記載の医
療診断用写像装置において、前記遅延積分回路はシフト
レジスタ（２０１〜２６５）および、電気信号に作動し
てその信号対雑音比を増大する、検出素子に関連するク
ロック回路に）から成り、さらに前記遅延積分回路は、
咳シフトレジスタ回路を介して電荷信号のクロッキング
方向を周期的に反転するクロック回路に関連する装置（
２９５）と、前記反転クロッキングに同期して前記検出
運動の方向を反転する装置（２９０）および、前記クロ
ッキングならびに前記検出運動の方向に依存して、前記
シフトレジスタのいずれかの端部からデータを読出すよ
う結合された回路とを備えていることを特徴とする前記
医療診断用写像装置。 １６、医療診断用写像装置であって、透過性エネルギー
に対象を貫通させるエネルギー源と、各検出素子が前記
エネルギー源の方に向いている長方形の受信面を有し、
該検出素子面の幅の寸法はその直交する長さの寸法より
実質的に小さく、かつ該谷検出素子は入射する放射線の
発生に応答して前記放射線を表わす電気信号を発生する
個別検出素子アレーを有する検出装置と、および前記検
出素子に結合されて前記電気信号を処理し、該処理され
た信号から内部的対象構成の実体的表示を発生する写像
回路とを備えていることを特徴とする前記医療診断用写
像装置。 １Ｚ　その上に入射するＸ線エネルギーに応答して可視
光を発生する物質輸の一部分、および各素子が前記材料
に光学的に結合された受信面を有しかつ各素子はその受
信面に入射する可視光に応答してそのような光を表わす
電気信号を発生する個別検出素子アレー（９ａｌを備え
るＸ線検出アセンブリであって、各素子はその受信面が
Ｘ線エネルギーに直面しないような場所に配置されてい
ることを特徴とする前記Ｘ線検出アセンブリ。 １ａ　特許請求の範囲第１７項記載のＸ線検出アセンブ
リにおいて、各素子ｔま光ファイバーによって前記物質
に光学的に結合されていることを特徴とする前記Ｘ線検
出アセンブリ。」

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、Ｘ線源および、個別検出素子から成る線形アレーを
   有するＸ線検出装置を利用する医療診断用の写像方法で
   あって、各素子は異なる領域におけるＸ線の投射に応答
   して該Ｘ線を表わす電気的信号を発生し、かつ維持する
   前記検出素子からなる前記写像方法は、 ａ）検査しようとする対象に対して、 １）　ＸＡＩ源をＸ線の焦点の周９で回動させることに
   よって、および ｌＩ）前記検出装置アレーを前記Ｘ線源の回動に同期し
   て移動させ、前記Ｘ線源により放出されたＸ線ビームの
   中に検出装置アレーの少なくとも一部分を保持すること
   によって、所定速度を有する縦方向の検出装置運動を実
   行する段階と、 ｂ）前記運動中に複数の検出素子に対応する前記検出装
   置の領域に、Ｘ線全同時に向けて前記電気的信号を発生
   させる段階と、 Ｃ）前記対象に対する検出装置運動の前記所定の速度に
   等しくかつ反対方向の速度で前記検出装置沿いに前記電
   気的信号をシフトし集積する段階と、 ｄ）所定の場所におけるそれぞれシフトされ集積された
   信号の到着に応答して前記検出装置から前記シフトされ
   集積された信号を送信する段階と、および ｅ）前記送信された信号を処理して内部的な対象の状態
   の表示を発生する段階、 とから成ることを特徴とする前記写像方法。 ２、特許請求の範囲第１項記載の、Ｘ線源と対象との間
   に置かれた前スリットを画定する規準構成および、対象
   と検出装置の間に位置ぎめされた後方スリットヲ画定す
   る構成を利用する前記方法において、 前記スリット画定構成を前記Ｘ線源の前記回動と同期し
   て移動させ、前記スリットをＸ線源からのＸ線エネルギ
   ービーム内に継続的に保持し、かつ、スリットの相互調
   整を保持する段階、とを有することを特徴とする前記写
   像方法。 工　医療診断用写像装置であって、 ａ）透過性放射線源と、 ｂ）前記放射線に応答して電気的信号を発生する複数の
   エネルギー高感度検出素子を有する検出装置と、 Ｃ）該放射線源を付勢して放射線が対象を通して、その
   一部分が検出装置上に投射しているパターンで該対象か
   ら出現するようにさせる装置と、 ｄ）該対象に関して検出装置を動かし、一方では同時に
   複数の前記検出素子を対象から出現する前記放射線に曝
   す装置と、 ｅ）検出素子に関連するパケット編成回路を備え、電気
   的信号に作動して雑音比に対するその信号を強める遅延
   積分回路と、およびｆ）前記強められた信号に応答して
   前記出現放射線のパターンに対応する内部的対象構成の
   表示を発生する写像回路、 と全備えていることを特徴とする前記写像装置。 ４、　医療診断用写像装置であって、 ａ）透過性放射線源と、 ｂ）複数のエネルギー高感度検出素子を有し、前記放射
   線に応答して電気的信号を発生する検出装置と、 Ｃ）該放射線源を付勢して、放射線が対象を通して、そ
   の一部分が検出装置上に投射しているパターンで該対象
   から出現するようにさせる装置と、 ｄ）放射線源を回動させ、かつ、前記回動運動に同期し
   て検出装置を動かして、同時に複数の前記検出素子を対
   象から出現ｆる前記放射線に曝す装置と、 ｅ）電気的信号に作用して雑音比に対するその信号を強
   める、検出装置に関連する遅延積分回路と、 ｆ）前記強められた信号に応答し発生放射線の前記パタ
   ーンに対応する内部的な対象構成の表示を発生する写像
   回路、 と全備えていることを特徴とする前記写像装置０ ５、　医療診断用写像装置であって、 ａ）不可視性透過性放射線源と、 ｂ）複数の元高感度検出素子を有し、前記光エネルギー
   に応答して電気的信号を発生し、かつ、 １）該不可視性透過性放射線を光エネルギーに変換する
   装置と ＩＩ）　前記変換装置を前記検出素子に光学的に結合す
   るコヒレント光フアイバ構成、とを備える検出装置と、 Ｃ）該放射線源を付勢して透過性放射線が対象を通して
   、その一部分が検出装置上に投射しているパターンで、
   該対象から出現するようにさせる装置と、 ｄ）該対象に関して検出装置を動かし、同時に複数の検
   出素子を、該対象から発生する見えｅ）電気的信号に作
   用して雑音比に対するその信号を強める、検出装置に関
   連する遅延積分回路と、および ｆ）前記強められた信号に応答して、該対象から出現す
   る不可視性放射線の前記パターンに対応する内部的な対
   象構成の表示を発生する写像回路、 とを備えていることを特徴とする前記写像装置０ ＆　医療診断用写像装置であって、 ａ）透過性放射線源と、 ｂ）複数のエネルギー高感度検出素子を有して投射放射
   線のパターンを画定する前記放射線に応答して電気的信
   号を発生する検出装置と、Ｃ）核放射線源を付勢しで、
   透過性放射線を対象を通して、そのような発生パターン
   の一部分が中間的処理あるいは変換なしに検出装置上に
   直接投射しているパターンで、該対象から出現するよう
   にさせる装置と、 ｄ）該対象に関して検出装置全移動し、一方ｅ）検出素
   子に関連し、電気的信号に作用して雑音比に対するその
   信号を強める遅延積分回路と、および ｆ）前記強められた信号に応答して、該対象から出現す
   る前記放射線パターンに対応する内部的対象構成の表示
   を発生する写像回路、とを備えていることを特徴とする
   前記写像装置。 Ｚ　医療診断用写像装置であって、 ａ）　Ｘ線源と、 ｂ）各素子が異なる検出装置領域に投射するＸ線エネル
   ギーの発生に応答して投射Ｘ線エネルギーを表わす電気
   的信号を発生しかつ保持する、検出素子から成る第１の
   縦長アレーを有するＸ線検出装置と、 Ｃ’）　ｌ）　検査しようとする対象に対して所定の速
   度で該検出素子アレーの縦方向の運動を実行する装置と
   、および １１）該対象を通してＸ線エネルギーを出現させ、同時
   に、前記縦方向の相対運動の間、複数の前記検出素子を
   Ｘ線に露出するＸ線源に関連する装置、 から成る走査装置と、 ｄ）検出素子に結合されて、検出素子に沿って縦方向に
   、縦方向の検出装置運動の前記所定速度に等しくかつ反
   対方向の速度で、反復的に前記電気信号をシフトし集積
   する回路と、ｅ）前記検出素子の１つに関連する回路場
   所から、前記シフトされ集積された電気的信号を、前記
   回路場所への該シフトされ集積された信号の各到着に同
   期して送信する出力回路と、ｆ）前記送信された電気的
   信号に応答して、内部的な対象構成の表示を発生する写
   像回路と、ｇ）その構成によってビームの焦点を定める
   Ｘ線管を備える前記Ｘ線源と、および ｈ）１）該Ｘ線管をその焦点の周シに回動させる装置と
   、 ＋＋）　前記Ｘ線管の前記回動に同期して前記検出装置
   アレーを移動し、少なくとも該検出装置アレーの一部分
   を前記Ｘ線管によって放出されたＸ線ビーム内に継続的
   に保持する装置、とから成る前記走査装置、 とを備えていることを特徴とする前記写像装置Ｏ ａ　特許請求の範囲第７項記載の写像装置であって、さ
   らに ａ）　Ｘ線管と対象の間に挿入された前スリットを画定
   して肢管から放射するＸ線エネルギーを規準する構成と
   、 ｂ）対象と前記検出装置アレー０間に位置ぎめされた後
   スリットを画定して、さらに前記Ｘ線エネルギーを規準
   する構成と、およびＣ）さらに、前記前スリットと後ス
   リットを画定する前記構成を、前記Ｘ線管の前記回動運
   動に同期して動かし、肢管から放射するＸ線エネルギー
   ビーム内に前記スリットを継続的に保持し、かつ、該ス
   リットの検出装置との相互調整を保持する装置から成る
   前記走査装置、と全備えていることを特徴とする前記写
   像装置０ ９、　特許請求の範囲第７項記載の写像装置であって、
   さらに 該可動検出装置アレーの場所を感知し、かつ、前記Ｘ線
   管の回動運動を該検出装置アレーの運動に同期化させる
   よう結合された符合器を備えていることを特徴とする前
   記写像装置。 １０、特許請求の範囲第７項記載の装置において、前記
   検出装置アレーは、 ａ）各々が個別検出素子の矩形マ）　ＩＪラックス有す
   る複数の写像チップであって、前記マトリックスは前記
   第１の検出素子アレーに対して平行なさらに数列の検出
   素子を有しており、その縦方向の長さが前記第１の検出
   素子アレーの縦方向の長さに対して実質的に垂直に女っ
   ている行に構成されている前記写像チップと、およｂ）
   前記第１の検出素子アレーの前記縦方向の長さに対して
   平行に延長している検出素子の別の各列に関連する別の
   シフトならびに積分回路、 とを備えていることを特徴とする前記写像装置０ １１、特許請求の範囲第７項記載の写像装置において、 前記検出素子の各々は光ダイオードから成ることを特徴
   とする前記写像装置。 １２、特許請求の範囲第１１項記載の装置において、前
   記シフトならびに集積回路は、 ａ）前記検出素子の各々に関連する別々の蓄積コンデン
   サと、 ｂ）前記第１アレーの縦方向の長さに沿って隣接する蓄
   積コンデンサを結合するシフトレジスタを画定する回路
   と、および Ｃ）前記蓄積コンデンサに蓄積された電荷パテシトを反
   復的に歩進シフトしかつ集積するクロック回路、 と金備えていることを特徴とする前記写像装置。 １６、特許請求の範囲第７項記載の写像装置において、
   前記シフトし集積する回路はパテット編成回路から成る
   ことを特徴とする前記写像装置。 １４、特許請求の範囲第１０項記載の写像装置において
   、 ａ）前記写像チップの各々は６４×６４の個別検出素子
   マトリックスから成っており、ｂ）前記シフトし蓄積す
   る回路はパテシト編成回路から成っている、 ことを特徴とする前記写像装置。 １５、特許請求の範囲第１０項記載の写像装置において
   、 ａ）各写像チップは６４×２５６個別検出素子アレーか
   ら成り、 ｂ）前記各個別素子は矩形をしており、かつ、１辺の長
   さが前述の形の垂線の長さの実質的に４倍となっている
   、 ことを特徴とする前記写像装置。 １６、特許請求の範囲第１０項記載の写像装置において
   、前記各写像チップはさらに、 ａ）それぞれが可視光線に応答して、信号を生じさせる
   光に対応する電気信号を発生する個別検出素子の矩形マ
   トリックスと、 ｂ）前記個別検出素子の上に置かれ、かつＸ線源に而し
   て、入射Ｘ線エネルギーを可視光線に変換するＸ線高感
   度螢光体層、 と全備えていることを特徴とする前記写像装置０ １７　特許請求の範囲第１０項記載の写像装置において
   、 ａ）前記写像チップの各々は可視光高感度検出素子マト
   リックスを有し、および ｂ）前記装置は、前記検出装置マトリックス上に置かれ
   、前記Ｘ線源に面してＸ線エネルギーを可視光線に変換
   する結晶モザイクから成る、ことを特徴とする前記写像
   装置。 １ａ特許請求の範囲第１０項記載の写像装置において、 ａ）前記各写像チップは、検出素子がＸ線源に直面しな
   いような場所に配置された元高感度個別検出素子マトリ
   ックスから成っており、ｂ）前記装置はさらに、 １）前記Ｘ線源に直面し、かつそこに投射するＸ線を可
   視光線に変換できる性能を有する材料の一部分と、 ■）前記材料の部分からの光を前記写像チップに結合す
   るために配置されたコヒレント光ファイバ、 とを備えている、 ことを特徴とする前記写像装置。 １９　医療診断用写像装置であって、 ａ）透過性エネルギーを対象を通してあてる源と、 ｂ）個別検出素子アレー會有する検出装置において、各
   個別検出素子は前記エネルギー源の方に面した矩形受信
   面を有し、前記検出素子の各面の幅の広さは前記検出素
   子の直交する長さよ９実質的に少なく、かつ、前記各検
   出素子は投射する放射線の発生に応答して前記放射線を
   表わす電気的信号を発生する前記検出装置と、および Ｃ）前記検出素子に結合されて前記電気的信号を処理し
   、かつ、該処理された信号から内部的な対象構成の明確
   な表示を発生する写像回路、とを備えていることを特徴
   とする前記写像装置。 ２０、Ｘ線検出装置アセンブリであって、ａ）投射され
   るＸ線エネルギーに応答して可視光線を発生する材料の
   一部分と、 ｂ）個別検出素子のアレーにおいて、 １）各素子は前記材料に光学的に結合された受信面を有
   し、 ｌｌ）各素子はその受信面に投射する可視光線に応答し
   てそのような光を表わす電気的信号を発生し、 １１１）各受信面は矩形であり、等しくない長さの辺を
   有する前記個別検出素子アレー、と金備えていることを
   特徴とする前記Ｘ線検出装置アセンブリ。 ２、特許請求の範囲第２０項記載の検出装置において、 前記検出素子の各々は光ダイオードから成ることを特徴
   とする前記検出装置。 ２、特許請求の範囲第２０項記載の検出装置において、 Ｘ線エネルギーを可視光線に変換する前記材料は螢光体
   スクリーンから成ることを特徴とする前記検出装置。 ２、特許請求の範囲第２０項記載の検出装置において、 Ｘ線エネルギーを可視光線に変換する前記材料は結晶モ
   ザイクから成ることを特徴とする前記検出装置。 ２４、４１ｉ！、許請求の範囲第２０項記載の検出装置
   であって、さらに ａ）受信面が入射するＸ線エネルギーに直接面しないよ
   うな場所に配置されている前記個別検出素子と、 ｂ）前記材料の部分と前記受信面を光学的に共に結合す
   るコヒレント光フアイバ結合構成、とを備えていること
   を特徴とする前記検出装置。 ２５、医療診断用写像装置であって、 ａ）透過性放射線源と、 ｂ）複数の写像チップから成る放射線検出装置アセンブ
   リにおいて、各写像チップは個別検出素子の矩形マトリ
   ックスを有し、該素子は実質的に平行な受信表面を有し
   、各検出素子はその受信表面に入射する光エネルギーに
   応答して、それに応答して信号が発生する光エネルギー
   を表わす電荷信号を発生し、かつ保持し、前記各チップ
   の検出素子の前記受信面は前記放射線源から入射する放
   射線に直面しない場所に配置されている前記放射線検出
   装置アセンブリと、Ｃ）前記放射線源からの放射線エネ
   ルギーの通路に位置ぎめされて前記放射線を可視光線エ
   ネルギーに変換する装置と、 ｄ）前記放射線変換装置と前記検出装置の間におって、
   エネルギー変換装置からの光線エネルギーを検出素子の
   受信面に光学的に結合する光学装置と、および ｅ）検出素子に結合されて前記電気的信号を処理し、前
   記放射線源と前記変換装置の間に位置ぎめされた対象の
   内部的構成についての明確な表示を発生する処理回路、 とを備えていることを特徴とする前記写像装置。 ２６、医療診断用写像装置であって、 ａ）透過性放射線源と、 ｂ）複数のエネルギー高感度検出素子を有して、前記放
   射線に応答して電気的信号を発生する検出装置と。 Ｃ）放射線が対象を通して一部分が検出装置に投射して
   いるパターンで該対象から出現するようにさせる放射線
   源を付勢する装置と、ｄ）該対象に関して検出装置を移
   動し、一方では同時に複数の前記検出素子を対象から出
   現する前記放射線に露出する装置と、 ｅ）検出素子に関連するシフトレジスタとクロック回路
   金偏え、電気信号に作用して雑音比に対するその信号を
   強める時間遅延ならびに積分回路であって、 １）シフトレジスタ回路を介する電荷信号のクロッキン
   グの方向を周期的に反転するクロッキング回路に関連す
   る装置と、 １１）前記反転クロッキングと同期して前記検出装置運
   動の方向を反転する装置と、および１１１）前記クロッ
   キングと前記検出装置運動の方向に依存する前記シフト
   レジスタの何れかの末端からデータを読出すために結合
   された回路、とから成る、 前記時間遅延ならびに積分回路と、およびｆ）前記強め
   られた信号に応答し、前記発生放射線パターンに対応す
   る内部的な対象構成の表示を発生する写像回路、 と全備えていることを特徴とする前記写像装置０