JPS61122847A

JPS61122847A - 放射線撮影装置

Info

Publication number: JPS61122847A
Application number: JP60208582A
Authority: JP
Inventors: リチヤード　エイ．ソウネイス; マイク　エム．テイシツク
Original assignee: Picker International Inc
Current assignee: Philips Nuclear Medicine Inc
Priority date: 1984-09-21
Filing date: 1985-09-20
Publication date: 1986-06-10
Anticipated expiration: 2009-08-17
Also published as: JPH0661324B2; CA1240074A; DE3586192T2; DE3586192D1; EP0176314B1; EP0176314A3; EP0176314A2

Abstract

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

Description

【発明の詳細な説明】（イ）産業上の利用分舒本発明は放射線撮影装置に関するものである０放射線撮
影法は古くから周知の医療診断用写像技術である。

（ロ）従来の技術域ビームを患者に照射する。ｘＩｓ感応螢光１体スクリ
ーンならびに光とｘｓに感応するフィルムを有するカセ
ットは、該ｘ、ｉｌｌ源と反対の患者側におけるｘ＠通
路に位置ぎめされている。患者の体を通過するＸ線は減
衰され、ｘｌＪが通過する患者の１部分についての陰影
を発生する。

ごく最近になって、ディジタルＸ線撮影技術ならびに装
置が開発されて来ている。ディジタルＸ線撮影において
、ｘ＠源は、患者の身体を通って、患者の向う個のビー
ム通路に置かれている検出器アセンブリに対してｘｌｌ
を当てる。

該検出器は、患者から出現する放射線パターンを定める
電気信号を発生する。次いで、これらの信号は処理され
て、像についての視覚的な表示を発生する。

該検出器アセンブリには個別の検出器素子からなる細長
いアレーが含まれている。各検出器素子は入射するｘｉ
ｌに応答して、そのような放射ＩＩｉを表わすアナログ
電荷信号を発生する。これらのアナログ電気信号は、患
者の体から出現し、検出器アレー上に入射する放射線パ
ターンすなわち画像を表示する。

該アナログ信号は写像回路によってサンプルされ、処理
されて、先ずその信号対雑音比？改良し、そして後続的
にディジタル化される。

該ディジタル信号は、ディジタルデータ処理装置（ＤＰ
Ｕ）に与えられる。データ処理装置は、ディジタルデー
タを記載しおよび／ｌたは処理し、さらにそれを増強す
る。

表示装置は画像を表わす適切なディジタルデータに応答
して、該ディジタル情報を再びアナログ形式に変換し、
そして放射線によシ取得した像のパターンに由来する患
者の内部的身体構造についての視覚的表示を発生する。

該表示装置は、実質的に実時間写像を行なうディジタル
データ処理装置に直接結合することもできるし、あるい
は以前の研究によシ生じた患者の像を表わすテープやデ
ィスクなどのようなディジタル記憶手段から、記憶され
たディジタルデータを供給されることもできる。

ディジタルＸ線撮影法には、細いｘｇＡの拡散ビームを
利用する技術も含まれている。「走査（スリット）投射
ｘＩＩ撮影法Ｊ　　（８ＰＲ）と通常称されるこの技術
を実行する場合、拡散ビームは患者を横切って走査され
る、すなわち、患者は拡散ビームｘｓ源と検出器アセン
ブリの間に可動的に位置ぎめされ、検出器は該ビームと
絶えず一直線になるよう保持される。ｘＩＩ源検出器構
成と患者の体との間で行なわれる相対運動によって患者
の大部分にわたって走査するのである。

個別の検出器は一行の検出器素子を備えているように提
案されてきている。その他の提案として、正方形検出器
素子から成る矩形の検出器アレーがある。

ここで説明されているようなディジタルＸ線撮影装置の
幾つかの様相についての詳細は、下記の出版物の中で明
らかにされているが、参照のためにここに記載すると、（１）　ＭａｔｔｓＯｎ　Ｎ　Ｂ。人、他による「ディ
ジタルチェスト装置に関する設計ならびに物理的特徴」
８、Ｐ。１．　Ｅ、　３１４巻、ディジｐルｘｍ撮影法
（１９８１年）、（’ｌ）　　Ａｒｎｏｌｄ、　Ｂ、　Ａ、他による［デ
ィジタルｘｌｌ撮影法：概観Ｊ　８．　Ｐ、　Ｉ。Ｅ、
会報第２７５巻、１９８１年３月、（３）Ｋｒｕｇｅｒ　、　Ｒ，Ａ、他による「実時間Ｘ
線減算写像のためのディジタル映像処理装置、光学エン
ジニャリング第１７巻、Ａ６　　（１９７８年）、（４
）　　１９８２年１１月２６日、Ｇａｒｙ　ＬＸＢａｒ
ｎｅｓによシ出願された「分離エネルギーレベル放射線
検出」と題する米国特許出願第４４４，６０５号、（５
）「ディジタル走査投射ｘＩｓ撮影における信号特性の
改良方法」と題する、Ｍａｔｔｓｏｎ他に二り、１９８
３年１０月１７日出願の米国特許出願第５４２，３８４
号などがある。

上述の検出器素子アレーに対するまた別の提案として、
正方形の検出器素子からなる２列の並んだ縦の列から成
る検出器アレーがある０しかし、数列の１つは、他方に
関して、単一検出器素子の高さの２分の１に等しい距離
だけ僅かく、垂直方向に変位され、すなわちオフセット
されている。そのような構成はＢａｒｎｅｓによる前記
出願に述べられている。

検出器アレーが正方形検出器素子からなる矩形アレーを
備えている場合、遅延集積（ＴＤＩ）回路を利用するこ
とによって、該検出器によシ発生される情報の信号対雑
音比を改良することもまた提案されている。そのような
提案装置の実施例が、参照のために記載するが、１９８
３年５月１０日、Ｋｒｕｇｅｒに付与された米国特許第
４．５８３，５２７号において、説明されている。提案
されているそのようなＴＤＩ装置は、検出運動の規則的
間隔でのサンプリングおよび、個別の検出器により発生
されたアナログ電荷信号を同期的にシフトし加算する段
階を利用している。そのような装置において、ＴＤＩ回
路は検出器素子と統合されることができる。

走査スリン）ｘＭ撮影法の重要な利点は、すぐれた散乱
阻止性ならびにディジタル像感知器との両立性である。

そのような装置の重要な欠点は、Ｘ線出力を非能率的に
利用することから生ずる重いＸ線管を装備するという要
件である。

この非能率性は、Ｘ線管の焦点におけるごく小さい立体
角を示す拡散ビームを定めている開口の幅によって生ず
る。

・　この欠点を軽減するために、細いビームを利用する
そのような装置の固有の良好な散乱阻止性を不当に危う
くすることなしに、できるだけ太い拡散ビームを利用す
ることが提案されている。Ｍａｔｔｓｏｎ他による前記
特許出願を参照されたい。しかし、拡散ビームが広げら
れる場合、矩形検出器アレーを利用することはさらに困
難となる。それは、拡散ビームが太くなるにつれて、よ
シ多くの検出器素子が必要となるし、データ率は高く従
って処理しにくくなるためにそのような困難が生ずるの
であって、そこでＴＤＩ技術が、走査運動と同期してデ
ータをシフトし加算するために利用されねばならず、そ
の結果、各画像部分すなわち「画素」に関するデータは
適切に重畳されて像のぼけを回避する。

遅延積分およびシフトと加算回路が利用される場合、検
出器素子出力信号は、単一検出器素子の一辺の長さに等
しい検出器運動の連続する増分でサンプルされる。以下
でよシ詳細に説明する理由のために、上述の’Ｉ’ＤＩ
で利用される場合の矩形検出器アレーの空間的解像度は
固有に得られる解像度の最大値よシ小さくなっている。

従来技術ならびに本発明の両方を容易に理解するには、
写像光学装置に関する若干の情報および定義が有用であ
る。

いずれの光学素子あるいは装置についての解像能力でも
、その［変調伝達関数Ｊ　　（ＭＴＦ）によって説明さ
れることが多い。通常、像の一部分を解像するための光
学装置の性能は、像部分の詳細についての精細度（単位
距離らたりのライン数）が増加するにつれて減少する。

単位距１ＩＩｉあたシのライン＠は「ミリメータあたシ
のライン組」として、しばしば表わされ、問題となって
いる像部分の「空間周波数」として周知である。詳細の
増加につれての解像度の劣化は像部分の明暗領域間にお
けるコントラストの低減として現われる。ＭＴＦはコン
トラスト比対空間周波数の関数となっている。

矩形検出器素子は、そのエネルギー受容面のｘｙｌＩ様
の各々におけるＭＴＦｔ−有する。正方形検出器素子に
おいてＭＴＦｘ：　ＭＴＦア、さらに両開数は、式ｔｈ
ｅ（ｐｆ）で表わされるように示すことができるが、但
し、ｐは正方形素子受信面の一辺の長さであり、ｆは写
像しようと求められている空間周波数であり、さらにｉ
Ｃ関数は５ｉｎＯ（＝ｓｉｎ（πＸ）／（πＸ）として
定義される。

上記の関係により、ＸとｙのＭＴＦの各々は、空間周波
数がｆ＝１／ｐに増加する場合、先ず０に低減される。

この最初のゼロは、一般に、正方形検出器素子が確実に
写像することができる最大空間周波数（詳細）を表わす
ものと考えられる。

この現象はいずれの正方形検出器素子の解像性能におい
ても１つの限定要因であって、その大きさ、すなわち「
開口」に依存する。こめパラメータは「開口カットオフ
周波数」として参照される。

検出器素子は、「ナイキスト周波数」として周知の別の
解像度制約によってもまた限定される◇ナイキスト周波
数は、それ以上検出器素子が個別ラインを解像すること
ができない空間周波数である。しかし、検出器の大きさ
の関数であるよシはむしろ、ナイキスト周波数は、検出
器素子出力信号の連続するサンプリングが生ずる、増分
的な距離に関連する。ＴＤＩ回路を利用することによっ
て反復する検出器出力サンプリングを必要とするので、
ナイキストカットオフ周波数が関連する。

矩形アレー（おいてＸ座標で延長する、正方形検出器の
１行が、各連続素子の幅の増分ごとに１回サンプルされ
る場合、（サンプリング距離）（従来技術におけるよう
に）、以下で参照する出版物に訃いて示されるように、
ナイキスト周波数は、両座振軸に沿って、僅かに１／　
（２ｐ）となっていることが述べられている。従って、
そのような矩形アレーにおいて説明されるようにサンプ
ルすると、ナイキスト周波数は、開ロカットオ７の２倍
も解像度に制限を与えることになる。従って、解像性能
がナイキスト規準の下で失なわれる空間周波数は、解像
性能が開口カットオ７周波数規準の下で失なわれる周波
数の半分だけとなっている。

この事は、正方形素子から成る移動性矩形アレーが利用
され、そして素子の行が１検出器幅の連続的増分でだけ
サンプルされる場合、そのような検出器の空間解像度は
、開口カットオフ規準の下に、検出器素子の大きさ、す
なわち開口、によって指定されるような、取得できる最
大値より少ないということを意味する。また、そのよう
な検出器から発生される像には付随的要因も存在するこ
ともある。

ナイキスト規準はまた、矩形アレーのｙ座標（も利用す
ることができる。ｙ方向では、正方形素子の隣接行の間
における等しいサンプリング距離は１素子の１辺の長さ
ｐとなっている。

以下の出版物は、本技術に精通していない者の補助手段
として記載するが、それらは前記結論に関する理論につ
いて説明している。

５ｏｎｅｓ　、Ｒ，Ａ、他による「ディジタＡ／Ｘ１ｍ
１装置のＭＴＦの測定方法」医用物理学１１（２）、１
９８４年３月／り月、１６６〜１７１ページ、Ｇｉ　ｇ
ｅ　ｒ　。

Ｍ、　Ｌ、他による「ディジタル１Ｍ撮影法における基
本的写像特性についての研究：変調伝達関数」医用物理
学１１　（５）　、１９８４年５月／り月、２８７〜２
９５ページ。

正方形素子から成る矩形アレーが、各連続する素子の運
動の幅に対して１回だけテンプルされる場合、装置は、
該素子の大きさによって指定されるような素子の解像力
を十分利用することができない、ということが明らかに
されているＯ矩形アレーのｙ座標における解像度にも同じ結論が適用
される。これは、該アレーのｒｌｓｔｉ！行の間の有効
サンプリング距離が、Ｘ方向においてと同様に、ｐと定
められているからである。

従って、増分距離ｐです／プルされる矩形アレーは、Ｘ
座標、ｙ座標のいずれにおいても、その固有の解像力を
十分に利用することができないのである。

２列だけを有するオフセットアレーを利用することによ
って、ｙ方向での有効す／プリング距離増分を改良（減
少）することも提案されている。しかし、これも、Ｘ座
標におけるサンプリング距離には何らの減少ももたらさ
ないので、部分的改良にすぎない。

さらに、そのような検出器は２列の素子だけであシ、検
出器アレーは数列に対して垂直に走査するので、そのよ
うなアレーはＴＤＩ写像回路と共には利用されていない
。従って、そのような回路の口舌強化利益は、いずれの
屑知のスタガーアレー、すなわちオフセットアレー、に
関しても有用ではないのである。

（ハ）問題点を解決するための手段本発明の目的は、開口カットオ７規準によって定められ
ている、検出器アレーの個々の検出器素子の解像性能を
、Ｘとｙの両座様におけるナイキスト周波数制限を取除
くことによって最大限に利用し、一方、遅延積分回路の
十分な利益を保持して、該検出器アレーによって捕捉さ
れるデータの信号対雑音比を増大することである０上述の従来技術についての欠点は、改良検出器アレー配
列ならびにそれに関連する新規遅延積分回路を組み込み
、さらに該新規検出器配列で利用されるよう特に適応さ
れた改良動作シーケンスを利用する、ｘ＠撮影装置およ
び方法によって、低減されあるいは除去されるのである
。

に）作用本発明を具体化するｘｌｉｌ撮影装置は、放射線源なら
びに該放射線源から十分に間隔を置かれた検出器アレー
を有しており、放射線源と検出器の間に身体が位置ぎめ
できるようになっている。放射線源と一直線になって、
身体に対して検出器アレーを走査する機構が設けられて
いる。

走査中、身体を通って検出器アレーに向って放射線を当
てるよう放射線源を作動する電力装置が利用される。該
アレーは、各々が入射する放射線に応答して、該放射線
を表わす電気信号を発生する、多くの検出器素子から成
っている。

検出器アレーに結合される回路はこれらの信号に応答し
て、身体から出現して検出器アレーに入射する放射線ハ
ターンによって表わされる、身体の内部構造を説明する
像を発生する。

検出器アレーは、ずらした列の形式で配置された、複数
の個別検出器素子から成っており、該アレーは列に対し
て実質的に垂直な方向に走査される。

検出器素子列についてのずらした特性によって、検出器
素子の隣接行の間における有効サンプリング距離を、列
に沿った方向で計られた単一検出器素子の寸法の１／２
に等しいｉｔで、幾何学的に低減する。素子の各ずらし
た列は、単一検出器素子の大きさの１／２に等しい量だ
け、隣接列から、列に沿って変位されるという本発明の
特定の様相のために、この現象が生ずるのである。この
構成は、検出器素子の隣接行が部分的に相互に散在する
という結果になる。

この配列によって、ｙ方向における（列に平行な）検出
器アレーの解像性能上、素子の寸法によって判定される
開口カットオフ周波数により指示されるその解像力の限
界にまで改良する０該配列によって、ｙ方向における検
出器のナイキスト周波数を、ナイキスト周波数に開口カ
ットオ７規準より以上の制限を解像度に加えさせるので
なく、開口カットオフ周波数に実質的に一致する値にま
で変調する。

Ｘ方向における（列に垂直な）検出器の解像度は、新規
の遅延積分回路を利用することによって、そして新規シ
ーケンスでのその動作を準備することによって改良され
る。よシ特定的には、ＴＤ■回路は、列に対して垂直な
方向、すなわち、検出器素子行に平行な方向に、単一検
出器素子の幅の１７２に等しい検出器運動の連続的増分
で、検出器素子出力をサンプルする。サンプリング距離
におけるこの実際の低減によって、Ｘ方向におけるナイ
キスト周波数を改良して、それを実質的に開口カットオ
フ周波数に等しくし、その結果、ナイキスト周波数は、
開口カットオフ制限によって可能であったそれより少な
いレベルにまで解像度を限定することはない。

本発明のより特定的特徴は、実質的に均一な正方形断面
を有する個別検出器素子を利用することに存する。その
ような正方形素子（例えば、円形素子に対して）を利用
することによって、与えられた全検出器アセンブリの大
きさに関して、最大の放射線感応表面積を容易に得るこ
とができる。

本発明のＴＤＩ回路の１様相は、該回路が個別検出器素
子と一体になっているのではなく、それから分離されね
ばならない、という点にある。

この様相によって、別の遅延回路を、個々の検出器素子
のそれぞれの出力に挿入することを可能にしている。

若干の検出器素子からの出力に個々のそれぞれの遅延装
置を与えることによって、アレー配列のずらした特性な
らびに連続する検出器素子幅の２分の１増分でのサンプ
リングの利用の両方の利益を容易に得ることができる。

これらの利益は本発明のよシ特定的特徴によって実行さ
れるのであって、すなわち、本発明において、検出器素
子行の各素子からの出力信号が、すぐ前の検出器素子の
それに関して、Ｘ方向サンプリング距離の関数として、
かつ、隣接行の散在から生ずる膝行の素子の分離の程度
だけ、遅延されるように遅延回路が備えられている。こ
の技術によってＴＤＩ回路は、特定の像画素に関する全
検出素子信号を、出力に、同時に送信することができる
。

本発明についてのこれらのそしてまた他の特徴ならびに
様相は、以下の特定の説明および図面により、明らかに
なるであろう。

（ホ）実施例第１図および第２図は、本発明が組込まれている、スリ
ット投射タイプのディジタルＸ線撮影装置Ｓｆ：示す。

該装置Ｓは、患者の胸部を横切る垂直軸の周囲で、太さ
が約１〜２センチメートルのｘｌｌ拡散ビームを走査し
、該患者の身体から出現するＸ線のパターンを検出する
。該検出Ｘｉｓによって表わされる情報は処理され、表
示されて患者の内部的身体構造、すなわち状態について
の像の表示を説明する。

よ）特定すれば、装置Ｓは取付は構成Ｍに取付けられた
ｘｌｉ源Ｘを有して、患者ｐの体を通ってＸ線の拡散ビ
ームＢを投射し、複数の検出器素子から成る整列した検
出器アセンプＩＪ　ｌ）を照射する。該拡散ビームＢは
、前方スリン）Ｋによって、実質的に垂直な面に限定さ
れる。検重器アセンプＩＪ　Ｄは、個別検出素子Ｅから
成る一般に垂直に延長したスタガーアレーを備えておシ
（以下でより詳細に述べるが）、さらに拡散ビームＢに
よって定められる垂直面と一直線になっている。検出器
アセンプ゛すＤに付随する後方スリットＪは、拡散ビー
ムＢをさらに画定する働きをする。

Ｘ線源Ｘは構成Ｍに取付けられて、第２図では紙面上で
延長しているように示される、垂直軸の周りを回転する
。機械的連結部りはＸ線管Ｘｔ−検出器アレーＤおよび
スリットにとＪに結合し、そして該検出器アレーを、矢
印Ａ、にで定められる弧状通路沿いに患者の背後で走査
させ、検出器アセンブリＤが、ビームの走査回転連動の
間中、ビームＢと一直線になるよう保持する。

走査機構の具体例は、移動されるべき素子を接続する固
定のあるいは剛性の機械的連結部に限定されるわけでは
ない。サーボ制御および関連するパワー駆動装置による
実施例もまた当業者により適応されて、所望の走査運動
を達成することができる。

この実施例のまた別の様相によると、Ｘ線管Ｘはまたそ
の焦点の周シで回動することもできて、ビームＢｔ−走
査検出器と一直線になるように保持する。

ｘ！！ｉ源Ｘは電力装置によって制御されて、拡散ビー
ムＢを、連続するＸ線ビームとしであるいは急速に連続
するＸ線パルスとして発散する。

Ｘ線管Ｘおよび検出器アセンブリＤは、垂直軸の周シで
、患者の身体の一方から他方へ横切って、同期的に走査
する。検出器素子の各々からのアナログ検出器出力は定
期的にサンプルされる。各サンプルごとに画像情報の一
部分を表わすアナログ信号を発生する。一方から他方へ
の走査の過程において、複数の像ラインを描く信号が発
生され、該ラインは一緒になって、患者の内部的身体構
造についての領域画像を構成する。

検出器アセンブリによって発生されるアナログ信号は、
アナログ／ディジタル変換器Ｃに与えられ、該変換ＮＣ
は出力をディジタル化し、それをディジタル処理受信装
置ＤＰＵに与える０ＤＰＵはこれらのディジタル化出力
信号を処理して、ｘｍビームＢによって走査された患者
の内部的身体構造の画像についてのディジタル表示を、
１画素づつのベースで、構成する。ＤＰＵからのディジ
タル信号は、ディジタル／アナログ変換器ＤＡＣによっ
て、アナログ形式に変換され、そして表示装置Ｔに与え
られるが、それに応答して、該表示装置は、ＤＰＵから
の画像表示信号に対応する画像を可視形式で発生する。

ＤＰＵに連絡して、選択的に、ディジタル記憶装置を備
えることもでき将来の利用のために、原像の表示をディ
ジタル的に記憶する。そのような場合、該ディジタル記
憶された信号は、後にＤＰＵによって利用され、アナロ
グ形式に変換され、次いでその対応する画像が表示され
る。

遅延積分回路ＴＤＩは検出器アセンブリＤの各素子Ｅ（
第３図参照）に結合されている。該遅延積分回路は作動
して、検出器素子Ｅからのアナログ信号をシフトし、加
算して、改良された信号対雑音比を有する、検出器素子
Ｅからのデータを表わす他のアナログ信号を発生する。

すでに指摘したように、ディジタルＸ線撮影法で利用さ
れる従来技術のＴＤＩ回路の一形式は、前記のＫｒｕｇ
ｅｒ特許で説明されている。

本発明の顕著な様相には、検出器素子のアレーの構成な
らびに、それに関連するＴＤＩ回路の構成および動作モ
ードにおける改良装置が含まれている。しかし、従来技
術による検出器構成および対応する従来技術によるサン
プリング回路動作を説明することによって、本発明に対
する理解も容易となるのである。

従来技術による正方形検出器素子から成る矩形マトリッ
クス（第３図）にとって必要なシフトならびに加算の動
作が第４図で示されている。

患者の基準わくから、第３図で示されるように右へ、Ｘ
方向に向って一定速度Ｙで、検出器アレーは移動する。

患者は、検出器アレーＤの基準わくから、−Ｘ方向に、
速度−■で、移動することになる。

各検出器素子（例えば、第５図のＥで示されるような）
は、集積された電荷として表わされる、受信したＸ線信
号を、それがサンプルされるまで、積分する。検出器素
子が、患者に関連して、を秒ごとにサンプルされる場合
、サンプリング距離ｄ　（Ｘ方向における）は、式ｄ　
＝　ｖ　ｔによって定義される。

第４図に示されるように、Ｘ方向に延長する１０の検出
器素子から成る１行を考慮されたい。

式Ｓ（ｊ、ｋ）はｊ番目の検出器素子のに番目のサンプ
リングで集積された電荷を表わすものとするが、但し、
該素子は右から左へ番号を付され、かつ、ｊは０から９
までの範囲とする。ｄが検出器素子の中心から中心への
間隔ｐ（「ピッチ」）と同じになるように、サンプリン
グが調整されると仮定してみる。

患者の「画素」がサンプル０において素子０と一直線に
位置ぎめされていると考えられたい。

この画素はサンプル１では素子１に、サンプル２では素
子２に直面するというように、順次続く。従って、問題
となっている画素のＸ線値を表わす、素子９から最終的
にシフトされる電荷信号の最終値Ｑは、下記の式によっ
て与えられる０Ｑ＝Ｓ　（０，０）　＋　３　（１ｔ　１）＋・・・　
＋ｓ　（９，９）　　（式１）この式はシフトと加算シ
ーケンスを説明するものであることは、当業者にとって
認められるであろう。Ｃ（Ｄ　（電荷結合デバイス）ア
ナログシフトレジスタを利用する遅延積分回路は、前記
Ｋｒｕｇｅｒの特許で述べられているように、アナログ
領域においてこのシフトと加算シーケンスを実行するの
に好適であるとして周知である。

第５図に示される従来技術の検出器は、長さｐの辺を有
する正方形検出器素子から成る矩形マトリックスを備え
ている。この検出器の空間周波数応答はＸとｙの応答の
積であって、すなわちＭＴＦ＝（ＭＴＦｘ）（ＭＴＦ、）　　　　　（式２）
さらに、ＭＴＦｘ＝ＭＴＦ、　＝ｓｉｎｃ（ｐｆ）　　
　（式３）但し、ｆは空間周波数であるらＸとｙの変調
伝達関数は、それぞれ、ｆ＝１／ｐにおいて最初に０と
なる。これは、ここでは、開口カットオ７周波数として
引用される。

ｙ方向では、サンプリング距離は単に検出器素子ピッチ
ｐとなっている。

Ｘ方向では、サンプリング距離ｄはサンプル区間ｔに依
存する。そのような従来技術のＴＤＩ利用法では、上側
のように、ｄイコールｐであるようにｔが選定されねば
ならない。サンプリングによるナイキスト周波数は、そ
こで、両方向において１／（２ｐ）となっている。従っ
て、ナイキスト周波数は、検出器間ロカットオ７周波数
の半分〆けとなる。このことは、この従来技術の例では
、検出器の空間解像度が検出器素子開口によって指定さ
れたそれよシ少なく、さらに、前に説明したような検出
器から発生される像には、付随的要因が存在するであろ
うということを意味する。画素ピッチ（サンプリングピ
ッチ）は検出器素子ピッチｐと同じであることに注目さ
れたい。

前述の従来技術に関連して説明した事象ならびに理論は
、通常の当業者の知識の範囲内である。しかし、関連技
術に精通していないかも知れない人々の利益のために、
前述の分析に含まれる原理は、下記の出版物で説明され
ており、参照のためとこにその各々を記載する。

（）ｉｇｅｒ　ＳＭ、　Ｌ、他による「ディジタルｘＩ
Ｉ撮影法における基礎写像特性の研究：変調伝達関数Ｊ
医用物理学１１　（３）　１９８４年５月／り月、２８
７〜２９５ページ。

５ｏｎｅｓ、　Ｒ，Ａ、　他による「ディジタ、Ｉｔ／
　ｘ　ｐ装置のＭＴＦの測定方法」、医用物理学１１　
（２）１９８４年３月／り月、１６６〜１７２ページ。

Ｑｏｏｄｍａｎ　、　Ｊ、　Ｗ、　ｒフーリエ光学回路
入門」マグロウヒル、１９６８年、２１〜２５ページ。

Ｎｅｗｔｏｎ　、　Ｊ、　Ｈ，他ニヨル「頭骨オヨヒ脳
ノＸ線学」コンピュータ断層撮影法についての技術面、
第５巻、３９５１ページ、３９５８ページ。

本発明は、固有の検出器素子開口カットオフおよびナイ
キスト周波数による制約の間での検出器の解像力におけ
る不一致を除去するものである。本発明によって、解像
度に関する開口カットオ７制限内で固有に可能な最大の
理論的解像度を得ることができるのである。この利点は
、遅延積分回路を十分に利用することと一致して得られ
るのである。

第５図では、本発明の検出器マトリックス１０が、１２
で示される水平行および１４で示される垂直列に構成さ
れた、正方形検出器素子から成るスタガーアレーとして
表わされている。

各列１４は、ｐの２分の１に等しい距離、すなわち各正
方形検出器素子の１辺の長さの半分、たけ隣接列から変
位、すなわちオフセットされている。

この構成において、変調伝達関数（ＭＴＦ）は、やは９
、上述の式２と３で表わされる関係によって、与えられ
る。

良好な実施例において、検出器素子の放射線感応正方形
面は、１辺が約Ｑ、３５ミｌ、ｊメートルとなっている
。該スタガー検出器アレーには、約１０．５　Ｘ　３５
２．８ミリメートルの全面積を有する３０列、２０１６
行が含まれる。

各検出器は、Ｘ線シンチレータに結合された光ダイオー
ドのような、周知のタイプであって、その感応面に入射
する放射線の受信に応答して、アナログ電荷信号を発生
する。この電荷は、素子の放射線感応面が放射線に対し
て語呂している時間中、積分される。

遅延積分回路は検出器素子の各行に結合される。患者に
対して第５図の矢印で与え゛られる方向に、検出器が移
動するにつれて、ＴＤ工回路は独自のシーケンスで、電
荷をサンプルし、遅延させ、かつ、加算して、検出器素
子のスタガーアレーと連絡して解像度を大きく改良する
ことができる。各蓄積ステップはサンプルステップに先
導される。

ナイキスト周波数はＸ方向では、検出器素子をずらすこ
とによって２倍になる。ナイキスト周波数は、スタガー
アレーを利用して、各検出器の幅の半分の増分ごとにサ
ンプルすることによって、Ｘ方向で２倍となる。

本実施例において、ｐ／２の距離による検出器の連続す
る増分的相対運動ごとにサンプリングが生ずるような周
波数で、サンプリングが行われるのである。すなわち、
遅延積分回路は、行に沿った検出器素子の出力に存在す
る電荷パケットを、検出器アレーが、正方形検出器素子
の１つの１辺の長さの半分に等しい距離を移動する度毎
に、サンプルするのである。

ＴＤＩ回路の特定動作は、第６図に関連して説明される
。

第５図に示される検出器の「行」の意味を定めることは
重要である。第５図におけるように、Ｘ方向に延長する
検出器素子の「行Ｊは、腰回において示されるように、
素子１６．１８．２０゜２２．２４からなるセットで例
示される。従って、Ｘ方向に延長する与えられた行にお
ける素子の中心から中心の間隔は２ｐ％すなわち均一の
検出器素子の単一のものの１辺の横方向の長さの２倍と
なっている◇ 第４図に示されるＸ方向では、スタガーアレー配列によ
って指定されるサンプリング距離はｐ／２であるが、そ
れは行が部分的に散在するからである。このサンプリン
グ距離のために、ｆ＝１／ｐにおいて、ナイキストサン
プリングカットオフｔ＝生じ、それは開口カットオ７周
波数に等しくなっている。従って、この良好な実施例で
は、Ｘ方向において得られる実解像度は、開口カットオ
７周波数によってだけ限定されるものとなっており、そ
れは、上述のように、従来技術の矩形アレー装置におい
て得られる、ナイキスト空間周波数によって指定される
ものの２倍も有利になっている。

ナイキスト周波数の限定解像度と開口カットオ７のそれ
との間の同じ一致は、Ｘ方向でサンプリング区間ｔを選
定することによって、Ｘ方向において達成され、その結
果、検出器相対運動のサンプリング増分距離はｐ／２と
なる。

ナイキスト周波数は、サンプリング距離が半減する場合
、倍加するので、このような改良が生ずるのである。サ
ンプリング距ｍｐに対してナイキスト周波数ｆｎ＝１／
（２９）となっている。

ｐにｐ／２ｔ−代入すると、式は次のようになる。

ｆｎ＝１／（２（ｐ／２））、すなわちｆ、＝１／ｐ従
って、所定の検出器素子の寸法に対して、本実施例の構
成では両方向において、従来技術のそれの２倍の解像度
を与えるのである。本実施例の画素寸法は、１検出器素
子の面積の僅かに４分の１となっている。

さらに、本発明の実施例によって、標準的な従来技術に
よる矩形アレーのそれに比較して、付随的要因を実質的
に低減する。

これらの改良を達成するために、スタガー検出器アレー
は、その動作が式１で例示された回路とは異なる、関連
する遅延積分回路を必要とするＯＸ方向に延長し、５素
子を備える、第６図における検出素子の１行を考察して
みる。

ｓ＜ｊ、ｋ＞はｊ番目の素子のに番目のサンプルを表わ
すものとするが、この場合、素子は右から左へ番号を付
けられ、ｊは０から４までの範囲とする（第６図参照）
。さらにまた、参照符号２６を与えられ、サンプルＯに
おける素子０と一直線になっている画像部分すなわち画
素全考察してみる。この実施例におけるサンプリング距
離はｐ／２であるので、この特定画素は４番目のサンプ
リングにおいてだけ素子１と１直線になシ、サンプル８
では素子２と、サンプル１２では素子３と、というよう
に順次続くのである。

従って、遅延積分回路によって発生され、この画素に対
応する最終値は下記のようになる。

８０＝ｓ（０，０）＋ｓ（１，４）＋　＋＋　＋Ｂ４，
１７）　　（４ａ）サンプル時間１，２および３におけ
る素子０と１直線に並ぶ他の画素に対しても類似式が与
えられる。

５１＝ｓ（ｏ、１）＋ｓ（１，５）＋　・”　＋ｓ（４
，１７）　　（４ｂ）Ｓ２＝ｓ（０，２）＋８（１，ｄ
）＋　−−１−ｓ（４，１８）　　（４ｃ）Ｓ　５　”
”　Ｓ　（Ｏｒ　３　）　＋　＄　（１＋　７　）　＋
　”’　＋　６　（４，１９）　　（４ｄ）式４ａ〜４
ｄによって表わされた関係を一般化することによって、
発生される全体像の、ｉ番目の行のｊ番目の画素、すな
わちＰ（ｉ、ｊ）に対応する全集積電荷は下記の式によ
って与えられる。

ｋ＝０但し、ｄ　（ｍ、　ｎ、　ｋ）　　はに番目のサンプリ
ング期間中のｍ行のｎ検出素子において集積された電荷
である。

そしてＮは１行あたシの検出素子の数である。

式５の表示について図示したものとして第７図を参照さ
れたい。

第７図は、移動検出器アセンブリが検出器素子群に細分
されかつｍ、ｎがｍ番目の行のｎ番目の検出器素子を示
すと共に、静止画像面もｉ。

１画素に細分される様子を示す。

式４および５によって表わされるシフトと加算シーケン
スは様々な方法で実行されることができる。良好な実行
方法には、遅延積分構成においてＣＯＤアナログシフト
レジスタの利用が考えられる。しかし、このシーケンス
で作動する場合、ＴＤＩ　ＣＯＤセルはそれ自体で検出
器素子の一部を構成することはできないということに注
目すべきである。むしろ、検出器素子はＴＤＩ回路に結
合されるのでなく、分離されねばならない。

第８図は、式４および５によって表わされる遅延と積分
のシーケンスを実行する回路の構成ならびに動作を示す
。第８図は、患者に対する相対的な検出器運動の１１の
異なる段階における検出器アレーの一部分を示しており
、これらの段階は０〜１０まで番号をつけられている。

段階０に対応する図例に見られるように、２行の検出器
素子が図示されていて、゛各行にはその中心から中心の
間隔が２ｐとなっている２つの検出器素子があるが、こ
の場合、ｐは各正方形素子の１辺の長さとなっている。

段階０の図例では、そのような素子の１行は３０．３２
と称され、もう１行は５４．５６と称される。

検出器素子３２は、リード（線）３８によって、２セル
シフトレジスタ４０に結合されも検出器素子３０は、リ
ード４２によって、６素子シフトレジスタ４４に結合さ
れる。レジスタ４０．４４の出力は出力ライン４６に並
列で接続される。問題となっている検出器素子行におけ
る検出器素子′５０と３２の両方によって「読み出され
た」特定画素すなわち画像部分に対応する全電荷値を表
わす、レジスタ４０と４２からのアナログ信号を、出力
ライン４６が受信する。

出力リード４６は入力としてＡＤＣに結合される。

検出器素子３４のアナログ出力は、リード５０によって
、４セルシフトレジスタ５２に結合される◇検出器素子
３６の出力は、リード５４によって、シフトレジスタ５
２の出力と並列に、直接結合され、該合成出力は合計さ
れて出力リード５６に現われる。リード５６に現われる
アナログ信号はＤＰＵに送信され、周知の技法によりさ
らに処理される。リード５６に現われる各出力は、関連
する行の雨検出素子、すなわち素子３４と３６によって
読み出された画像部分の全画素値を表わすアナログ信号
となっている。

素子５０，３２，３４．５６に直接接続される各リード
は、半透明ポリシリコン導線から成る。

リード４６と５６における信号は、全体の画像における
データについての異なる行を表わす信号であって、素子
３４と３６は上行を、そして素子３０と３２は下行を表
わしているので、該信号は装置によって混合されない、
ということの理解は重要である第８図にはまた、放射Ｉ！６０のハツチング領域が示さ
れている。放射線領域６０は、いずれらの放射線は、患
者を通り、すべての検出器素子に向って同時に、連続的
に向けられ、該放射線は、患者の内部的身体構造に依存
して、多量にまた少量に個々の検出器素子上に落下する
。

しかし、図を明確にするために、患者から出現する放射
線パターンは、第８図に示される放射線領域６０の幅に
等しい幅を有するスリットであると考えられる。

明確さのためには、また、段階０に対応する図例に連絡
して示される参照符号は、図面の不用な混乱を避けるた
めに、他の段階に対しては省略しである。段階０の図例
に関連する参照符号は、後続の段階１〜１０の図例の対
応部分にもまた適用され得るものと考えられるべきであ
る。

第８図の回路と装置の動作は下記の通りである。

段階０において、放射線領域６０はいずれの検出器素子
のいずれの部分にも入射していない従って、いずれの検
出器素子も、入射放射線を表わすアナログ信号を構成す
る電荷パケットを発生していないのである。

周知のタイプではあるが、第８図では特定して図示され
ていない、クロッキング回路が備えられていることは理
解できる。各段階が増分すると、該クロッキング回路は
、リード３８，４２゜５４セして５０において信号をサ
ンプルさせる。

それぞれ、シフトレジスタ４０．４４．５２に結合され
ている、リード３８．４２および５０に関して、クロッ
キング回路は、関連する素子からの各自の電荷パケット
を表わす信号を、対応するシフトレジスタの第１セルに
記憶させるのである。クロッキング信号もまた、各シフ
トレジスタにすでに記憶されていた電荷関連信号を、該
レジスタの次に続くセルにシフトさせる。クロッキング
信号はシフトレジスタの最後のセルに記憶されているい
ずれの信号でも、出力４６と５６のうちの関連するもの
へ進行させるのである。

クロッキング回路は、上述のように、一連の動作を、検
出器の走行の１／２の連続的増分で素子がサンプルされ
るような周波数で実行する。

段＃１と称する第８図の部分において、検出器は、患者
に対して右方向へ、ｐ／２の距離、すなわち検出器素子
の幅の半分だけ、移動したことになっている。この点に
おいて、検出器素子３０は、検出器素子の半分がスリッ
ト放射線パターン６０からの入射放射ＩＭを受けるよう
に位置ぎめされている。素子５ｏは、該素子の中心に位
置するドツトで示される電荷「パケット」を発生する。

放射線スリン）６０内に入っていない他の素子は、電荷
パケットを発生しない。

検出器部分がその増分運動の段階２に達する時間までに
、段階１０図例におけるドツトで表わされる電荷パケッ
トは、レジスタ４４の第１セル内にクロックされている
。そこで素子３０はスリットパターン６０からの入射放
射線によって完全に照明される。検出器素子は受信する
放射線の量に従って電荷パケットを発生するので、この
素子は、その出力において、段階１におけるドツトで表
わされるパケットの２つに等しい電荷ｆｆｉを発生する
。この発生された電荷は、段階２に関連して示されるよ
うに素子３ｏ内の２つのドツトで表わされる。

段階３に関連して示される位置に到着する場合、素子３
０によって発生される２倍の電荷パケットは、レジスタ
４４め第１セル内にクロックされる。レジスタ４４の第
１セルに以前に位置ぎめされた単一電荷パケットは、該
レジスタの第２のセル内にクロックされる。その間、上
述のそれに類似した態様で、３０と３４の画素子は単一
電荷パケットを発生する。

電荷パケットの発生と記憶についてのこの進行は継続す
る。段＠６において初めて、素子３０と同じ行にある素
子３２からの電荷が２セルレジスタ４０内にクロックさ
れる、ことに注目されたい。この図例において、電荷は
、段階２におけるレジスタ４４内に最初にクロックされ
、それはレジスタ４０に電荷信号が最初に現われるより
４段階前となっていることを想起されたい。従って、レ
ジスタ４４内にクロックされる電荷は、レジスタ４０に
おける電荷に関して、相対的な検出器運動の４つのｐ／
２増分だけ遅延される。

式４と５を再吟味することから、第８図の回路構成なら
びに動作シーケンスによって、これらの式で述べられる
動作を実行することもまた明らかになる。よシ特定すれ
ば、第８図の構成により前述の式で述べられた動作を実
行するが、そこでは検出器素子行の各素子からの信号は
、４サンプリング段階の遅延の後にだけ、数行において
すぐ次に続く素子からの信号に結合されるのである。

従って、式４と５で述べられる動作は、行における各検
出器素子に、数行における他のセルの出力に課せられる
遅延とは異なシかつ独立している遅延を与えることによ
って実行されるのである。この方法で、式４と５を実行
するために指定された遅延シーケンスが、それぞれの素
子に結合されるＴＤＩ回路内で構成され得る。

第８図の段階８ｔ−再び参照するに、この時点で適切な
段階が講じられ、ＤＰＵに対するデータの出力が開始し
たことが判る。段階８は、線４６で二つの電荷パケット
を表わす出力に対応している。二つの電荷パケットに対
応する前記信号は、シフトレジスタ４４．４０夫々の最
後のセルに存在する信号を表わす二つの単一電荷の加算
によって発生される。

段階９では、前記クロック回路によって四つの電荷パケ
ットを表わす出力が発生され、前記二つの信号を加算し
た結果は、夫々、段階８の前記レジスタ４４．４０の最
後のセルに存在する二つの電荷パケットを表わしている
。

前記素子５０．３２によって読取られた画素を表わす信
号が出力４６で発生される際、素子３４．３６の上部の
行に対応する出力５６にも、同様に生成された信号が発
生される。

前記素子３６からの出力信号に対する前記素子３４から
の出力信号の相対的遅延は、線５０に四つのセルから成
るシフトレジスタ５２が設置されていることと、および
前記素子６６からの出力が線５４を通って直接出力５６
に与えられるという事実とによって達成される。

第８図で既に説明したＴＤＩ回路を使用することによっ
て各画素を表示する出力信号のＳＮ比が増大されること
が判る。第８図に図示の前記ＴＤＩ回路が使用されなか
った場合、例えば素子３０の出力は、前記放射線スリッ
ト６０中を通る際段階１，２ならびに３で放出される１
、２および１ｍ荷パケットを夫々表わす一連の三つの信
号となりうる。ＴＤＩ回路を使用することによって、画
素を読取る各素子の応答の和によシ該画素が区室される
と共に、対応する出力が、段階８，９および１０で生じ
る２、４および２電荷パケットヲ表わす信号となる。

ここで生成されるようなフォトダイオードアレーからの
逐次発生線表示データ対から写像データを生ずる技術構
成は、米国特許第４，２０３，０３７号等の刊行物、お
よびそこに記載されたいくつかの特許ならびに刊行物に
よって既に明らかＫされている通常の先行技術の範囲に
含まれるものであるが、前記先行技術は、参考のため、
全てことに組み込まれている。

第８図は、環境を単純化して、すなわち二つの検出素子
夫々の二行のみを考慮に入れて、前記ＴＤＩ回路の動作
および該回路の構成素子を図示したものである。先行技
術におけるこれらの技術は、各行における更に多数の素
子の使用・および更に多数の行の使用に対し同様の態様
でこの図を容易に拡大して利用することができる。

例えば、三つの素子が各行に使用される場合は、第８図
における右側の素子の出力１ｆｔ１０個のセルから成る
シフトレジスタに結合させてもよい。

−中の素子は６個のセルから成るレジスタに結合させ、
左側すなわち第３の素子は２個のセルから成るレジスタ
に結合させてもよい。この構成によって、上式４および
５で表わされた各素子からの信号を総和する際の各遅延
関係が維持されることになる。

本発明のこの実施例に関する説明は、本発明を説明して
はいるが完全なものではなく、関連する先行技術のこれ
ら通常の技術によって、特許請求の範囲に記載された本
発明の精神およびその範囲から逸脱せずに多少の追加、
削除ならびに改変がなされうろことが判る。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明を組込んでいるディジタルＸ線撮影装置
の斜視図、第２図は本発明を組込んでいるディジタルＸ
線撮影装置についての、一部は線図で一部は概略図で表
わした、平面図、第３図は従来技術によるディジタルＸ
線撮影装置の構成要素を示す、部分的に切離された正面
図、第４図は第３図に示され念構成要素の利用に関連す
る動作シーケンスの実例図、第５図は第１図と第２図に
示された装置の構成要素の一部を示す、部分的に切離さ
れた正面図、第６図は第５図に示された構成要素の利用
に関連する動作シーケンスの実例図、第７図は第１図と
第２図の装置の構成要素の実例図であって、本明細書の
一部を説明する数学的記号の特定形式全指わし、そして
第８図は、第５図の構成要素も含めて、第１図と第２図
の装置の構成要素の動作のシーケンスを示す実例図であ
る。図中、Ｂは拡散ビーム、Ｄは検出器アセンブリ、Ｅは検
出器素子、ＫとＪはスリット、Ｘはｘｌｓ源をそれぞれ
示す。

Claims

【特許請求の範囲】

（１）放射線撮影装置において、放射線源（Ｘ）と、前
記放射線源（Ｘ）および検出器アレー（Ｄ）間の空部へ
の身体の挿入に適合するよう前記放射線源（Ｘ）から十
分に間隔を置いて並べられた検出素子（Ｅ）の二列（１
４）以上のパターンから成る前記検出アレー（Ｄ）と、
前記検出素子（Ｅ）の列にほぼ垂直な方向に前記検出器
アレー（Ｄ）および前記空間に位置決めされた身体間の
相対的走査運動を行なう走査手段（Ｌ、Ｍ）と、前記放
射線源（Ｘ）を作動して、前記空間を通り前記検出器ア
レー（Ｄ）に向かうよう放射させる手段と、および前記
検出器アレー（Ｄ）に結合され、前記身体から出現する
と共に前記検出器アレー（Ｄ）に入射する放射線によっ
て明示された前記身体の内部構造に関する像を生成する
回路（ＴＤＩ、Ｃ、Ｔ）とによって構成されていると共
に、前記列（１４）は段違いパターンで配列されている
ことを特徴とする上記放射線撮影装置。
（２）特許請求の範囲第１項記載の装置において、前記
検出素子（Ｅ）は、夫々が前記放射線源（Ｘ）に向けて
配置されたほぼ正方形の放射線を感知する受信面によっ
て構成されていることを特徴とする上記放射線撮影装置
。
（３）特許請求の範囲第１項または第２項記載の装置に
おいて、前記検出素子（Ｅ）の前記各列（１４）は該列
（１４）に平行に延びる前記素子（Ｅ）の一つの素子の
大きさのほぼ半分に等しい、該列（１４）に平行なオフ
セットによって隣接する列（１４）から変位されている
ことを特徴とする上記放射線撮影装置。
（４）特許請求の範囲の前記いずれか一項に記載の装置
において、前記回路は前記検出素子（Ｅ）によって発生
された電気信号に応答して身体の内部構造を表わす像を
生成すると共に前記走査方向に延びる前記検出素子（Ｅ
）のうちの一つの検出素子の大きさに等しい距離以下の
検出アレー走査運動の連続的増分で前記検出素子の電気
信号をサンプリングするサンプリング回路によって構成
された時間遅延集積回路（ＴＤＩ）によって構成されて
いることを特徴とする上記放射線撮影装置。
（５）放射線撮影装置において、前記装置は放射線源（
Ｘ）と、夫々がそこに入射する放射線に応答して前記入
射する放射線を示す電気出力信号を発生する均一な検出
素子（Ｅ）の少なくとも一行（１２）によって構成され
た検出アレー（Ｄ）と、前記放射線源（Ｘ）および前記
検出アレー（Ｄ）とを互いに十分な間隔を有するように
取り付け、その間の空間に身体を収容すると共に前記空
間内に位置決めされた身体に対して前記行（１２）にほ
ぼ平行な方向に前記検出アレー（Ｄ）を走査する手段（
Ｌ、Ｍ）と、前記放射線源（Ｘ）を作動して前記空間に
位置決めされた身体の一部を通り前記放射線源（Ｘ）か
ら前記検出アレー（Ｄ）に向かう放射線を伝播する手段
と、および前記検出素子（Ｅ）に結合され、該検出素子
（Ｅ）によって発生される前記電気信号に応答して身体
の内部構造に関する像を生成する時間遅延積分回路であ
って、検出アレー走査運動の連続的増分で前記検出素子
の電気信号をサンプリングするサンプリング回路によっ
て構成された前記時間遅延積分回路（ＴＤＩ）とによっ
て構成されていると共に、前記連続的増分は前記走査方
向に延びる前記の均一な検出素子（Ｅ）のうちの一つの
検出素子の大きさに等しい距離以下であることを特徴と
する上記放射線撮影装置。
（６）特許請求の範囲第５項記載の前記装置において、
前記検出アレー（Ｄ）は前記行（１２）に垂直な、かつ
食い違いパターンで配列された、複数の列（１４）を定
めるように挿入される素子（Ｅ）の複数の前記行（１２
）によって構成されていることを特徴とする上記放射線
撮影装置。
（７）特許請求の範囲第６項記載の装置において、前記
検出アレー（Ｄ）は前記検出素子（Ｅ）の少なくとも三
つの前記列（１４）によって構成されていることを特徴
とする上記放射線撮影装置。
（８）特許請求の範囲第５項から第７項いずれか一項に
記載の装置において、各前記行（１２）に沿う連続的素
子（Ｅ）間の中心間の間隔はほぼ前記大きさの２倍であ
ることを特徴とする上記放射線撮影装置。
（９）特許請求の範囲第８項記載の装置において、前記
連続的増分とは前記大きさの約半分の走査運動増分のこ
とであることを特徴とする上記放射線撮影装置。
（１０）特許請求の範囲第８項または第９項いずれか一
項に記載の装置において、前記時間遅延積分回路（ＴＤ
Ｉ）によって以下の如く定められる時間遅延積分関数、
すなわちＰ＿（＿ｉ＿、＿ｊ＿）＝Σ＾Ｎ＾−＾１＿ｋ＿＝＿０
ｄ（ｉ、ｋ、４ｋ＋ｊ）（但し、Ｐ＿（＿ｉ＿、＿ｊ＿
）は前記像のｉ行目のｊ番目の画素の総累算電荷であり
、ｄ（ｍ、ｎ、ｋ）はｋ番目のサンプリング期間のｍ行
目のｎ番目の検出素子で累算された電荷であり、かつＮ
は１行当りの素子数である）が実現されることを特徴と
する上記放射線撮影装置。
（１１）特許請求の範囲第５項から第１０項いずれか一
項に記載の装置において、前記時間遅延積分回路（ＴＤ
Ｉ）は所与の画素に関する所与の素子（Ｅ）の出力信号
が単一の検出素子（Ｅ）の幅の２倍に等しい距離に渡る
検出運動に等しい検出運動の連続的増分においてのみサ
ンプリングされるようなモードで作動することを特徴と
する上記放射線撮影装置。
（１２）特許請求の範囲第１１項または第９項記載の装
置において、前記時間遅延積分回路（ＴＤＩ）は前記検
出アレー（Ｄ）が単一の検出素子（Ｅ）の幅の２倍に等
しい距離を移動するのに必要とする時間に等しい遅延を
すぐ前の前記素子（Ｅ）の出力に対し各前記素子（Ｅ）
の出力信号上に挿入する回路によって構成されているこ
とを特徴とする上記放射線撮影装置。
（１３）特許請求の範囲第５項から第１２項いずれか一
項に記載の装置において、前記時間遅延積分回路（ＴＤ
Ｉ）は前記行のうちの１行に対して平行にとられた個々
の検出素子の幅のほぼ半分に等しい検出運動の連続的増
分における前記検出素子の出力信号をサンプリングする
手段と、単一の画素に関して前記行の前記素子の前記出
力信号を一つの出力で同時に表示するために前記行のう
ちの１行の検出素子からの各出力信号を異なる量だけ遅
延させる手段と、前記同時に表示された出力信号を加算
する手段と、および前記加算された信号を処理して被検
物の内部構造の画像表示を行なう手段とによって構成さ
れていることを特徴とする上記放射線撮影装置。
（１４）特許請求の範囲第１３項記載の前記装置におい
て、前記検出アレーは２ｐ（ｐは素子の一片の大きさ）
だけ間隔の置かれた中心を有する一行の均一な方形検出
素子と、各Ｐ／２の連続走査運動増分によって検出素子
出力をサンプリングする前記時間遅延積分回路（ＴＤＩ
）と、所与の像の部分に対する表示として各検出出力の
各４回目のサンプリングセットのみを累算する手段と、
および別の所与の像の部分に対する表示として前記セッ
トから時間でオフセットされた別の４回目のサンプリン
グセットを累算する手段とによって構成されていること
を特徴とする上記放射線撮影装置。
（１５）特許請求の範囲の前記いずれか一項に記載の装
置において、前記走査手段（Ｌ、Ｍ）は検出運動と同期
して前記Ｘ線源の回動運動を行ない前記検出器および前
記放射線源から放出する放射線間の定整合を維持する手
段によって構成されていることを特徴とする上記放射線
撮影装置。
（１６）特許請求の範囲の前記いずれか一項に記載の装
置において、前記走査手段（Ｌ、Ｍ）は弧状経路に沿っ
て前記検出アレーを移動させる手段によって構成されて
いることを特徴とする上記放射線撮影装置。
（１７）特許請求の範囲の前記いずれか一項に記載の装
置において、前記放射とはＸ線放射のことであることを
特徴とする上記放射線撮影装置。