(57)【要約】      （修正有）【課題】医療処置の間に人間の患者内の操作自在の位置決め装置の座標を正確に決定する装置と方法を提供する。【解決手段】本発明に係るＸ線画像システムは、ステップ式走査ビームＸ線源（１０）及び多重検出器アレー（１１０）を備える。多重検出器アレーの出力は、画像再構成エンジンに入力され、画像再構成エンジンは、選択されたステップのＸ線ビームに対する多重検出器の出力を合成して、物体（８０）のＸ線画像を形成する。好ましくは、アパーチャ（１４０）のアレーを有する有孔グリッドの形式であるコリメータ素子（９０）は、Ｘ線源（１０）とＸ線撮影すべき物体（８０）との間に挿入される。多重検出器アレーアセンブリ（１１０）は、アラインメント（素子の調整）構成要素を備える。Ｘ線検知マーカを含む操作可能なポジショナは、操作可能なポジショナの正確な位置座標を決定することができる。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線源、Ｘ線検出器アレー、モニタ、及び走査発生器を備えた画像システムであって、
上記Ｘ線源は電子ビーム発生器及びアノードを備え、
上記アノードは電子ビームによって誘導されたときにＸ線光子を放出するターゲット層を備え、
上記走査発生器は上記電子ビーム発生器によって発生される電子ビームを制御する回路を備え、
上記Ｘ線検出器アレーは複数の検出器素子を備え、上記検出器素子は中心を有する略平面形状の検出器表面を形成するアレー状で配列され、
上記アノード及び上記Ｘ線検出器アレーは、上記電子ビームが上記ターゲット層を第１のスポットで誘導されたときに放出されるＸ線光子が上記Ｘ線検出器の複数の上記検出器素子に衝突し、かつ上記電子ビームが上記ターゲット層を第２のスポットで誘導したときに放出されるＸ線光子が上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突するように位置決めされ、
上記走査ビーム発生器は、上記電子ビームを選択されたスポットに位置決めし、かつ上記電子ビームを予め決められたステップパターンで上記選択されたスポットに予め決められた時間だけ停留させる回路を備え、
上記検出器素子の各々は、上記検出器素子に衝突する上記Ｘ線光子の強度を測定し、上記検出器素子に衝突する上記Ｘ線光子の各々の上記強度を表わす電気信号を発生する手段を備え、上記検出器素子の各々からの上記電気信号は上記Ｘ線検出器アレーから離散的に出力され、離散的電気出力の１群は上記検出器素子の各々から、上記ターゲット層上の上記選択されたスポットで上記電子ビームを選択的に位置決めするように出力され、
上記モニタは、上記離散的電気出力の群の非連続な合成に基づいて可視画像を生成する処理回路を備えた画像システム。
【請求項２】
上記Ｘ線検出器アレーの上記検出器素子は、擬似円形アレーで配列された請求項１記載の画像システム。
【請求項３】
上記画像システムはさらに上記ターゲット層と上記検出器アレーとの間に、上記ターゲット層に近接して配置されたコリメータを備え、
上記コリメータは複数のＸ線透過領域を備え、上記複数のＸ線透過領域の少なくとも幾つかは、実質的に上記選択されたスポットの少なくとも幾つかに整列された請求項１記載の画像システム。
【請求項４】
上記Ｘ線透過領域の各々は縦軸を備え、
上記縦軸の各々は、実質的に上記検出器アレーの上記中心位置で上記検出器アレーと交差する請求項３記載の画像システム。
【請求項５】
上記Ｘ線検出器アレーはＮ個の検出器を備え、上記処理回路はＮ個のカウンタを有する画像再構成エンジンを備え、上記Ｎ個の検出器は各々その電気出力を上記Ｎ個のカウンタのうちの１個に供給し、
上記電子ビームが上記選択されたスポットのうちの第１のスポットに位置決めされたときに、任意の１つの画素に関する情報を含み第１の検出器に衝突する上記Ｘ線光子の各々の上記強度を表わす上記離散電気信号が第１のカウンタに入力され、上記電子ビームが上記選択されたスポットのうちの第２のスポットに位置決めされる間に、上記第１のカウンタの内容が第２のカウンタに入力され、上記電子ビームが上記第２のスポットでの停留する時間中において、上記同一の１つの画素に関する情報を含み上記複数の検出器のうちの第２の検出器に衝突する上記Ｘ線光子の各々の上記強度を示す上記離散電気信号が上記第２のカウンタをインクリメントさせ、上記電子ビームが上記選択されたスポットのうちの第３のスポットへの位置決めの間に、上記第２のカウンタの内容が第３のカウンタに入力され、上記電子ビームが上記第３のスポットに停留する間に、上記同一の１つの画素に関する情報を含み上記複数の検出器のうちの第３の検出器に衝突する上記Ｘ線光子の各々の上記強度を表わす上記離散電気信号が上記第３のカウンタをインクリメントさせ、以下同様の処理が、上記同一の画素に関する情報を含む全ての電気信号が上記画像再構成エンジンから出力された１つの画素値として合成されるまで繰り返されるように、上記複数のカウンタが相互接続された請求項１記載の画像システム。
【請求項６】
上記画像再構成エンジンは第１のカウンタ列及び第２のカウンタ列を備え、上記第１のカウンタ列は上記同一の１つの画素に関する情報を含む上記電気信号の全部を非連続的に合成するように相互接続され、上記第２のカウンタ列は、上記第１の列の上記電気信号の非連続的な合成と実質的に同時に、上記第２の画素に関する情報を含む上記電気信号の全部を非連続的に合成するように相互接続された請求項５記載の画像システム。
【請求項７】
Ｘ線源、Ｘ線検出器アレー、モニタ、及び走査発生器を備えたＸ線画像システムであって、
上記Ｘ線源は電子ビーム発生器、アノード、及びコリメータを備え、
上記アノードは電子ビームによって誘導されたときにＸ線光子を放出するターゲット層を備え、
上記走査発生器は上記電子ビーム発生器から発生される電子ビームを制御する回路を備え、
上記コリメータは上記アノードと上記Ｘ線検出器アレーとの間に上記アノードに近接して配置され、
上記Ｘ線検出器アレーは複数の検出器素子を備え、上記複数の検出器素子は中心を有する略平面的な検出器表面を形成するアレーで配置され、
上記コリメータはＸ線吸収材料により構成され、上記Ｘ線吸収材料は複数のアパーチャを備え、上記複数のアパーチャの各々は軸を備え、上記アパーチャの各々の上記軸は実質的に上記Ｘ線検出器アレーの上記中心で上記検出器表面と交差しかつ上記ターゲット層と交差し、
上記アノード、上記コリメータ、及び上記Ｘ線検出器アレーは、上記電子ビームが上記アパーチャの上記軸のうちの第１の軸と上記ターゲット層との第１の交点で上記ターゲット層を誘導するときに、上記放出されたＸ線光子が上記第１のアパーチャを通過して上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突し、上記電子ビームが上記アパーチャの上記軸のうちの第２の軸と上記ターゲット層との第２の交点で上記ターゲット層を誘導するときに、上記放出されたＸ線光子が上記第２のアパーチャを通過して上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突するように配置され、
上記走査ビーム発生器は、上記電子ビームを予め決められたパターンで上記軸と上記ターゲット層との上記交点に位置決めし、かつ上記電子ビームを上記軸と上記ターゲット層との上記交点を直接的に取り囲む領域に予め決められた時間だけ停留させる回路を備え、
上記検出器素子の各々は、上記検出器素子に衝突する上記Ｘ線光子の各々からのエネルギーを電気信号に変換する手段を備え、上記検出器素子の各々からの上記電気信号は上記Ｘ線検出器アレーから離散的に出力され、上記電子ビームを上記軸と上記ターゲット層との選択された交点に位置決めするために、離散電気出力の１群が出力され、
上記モニタは、上記離散的な電気出力群の非連続な合成に基づいて可視画像を生成する処理回路を備えた画像システム。
【請求項８】
上記複数のアパーチャは、擬似円形アレーで配置された請求項７記載の画像システム。
【請求項９】
Ｘ線源、Ｘ線検出器アレー、モニタ、及び走査発生器を備えた画像システムであって、
上記Ｘ線源は電子ビーム発生器及びアノードを備え、上記アノードは電子ビームによって誘導されたときにＸ線光子を放出するターゲット層を備え、
上記走査発生器は上記電子ビームをＡＰｘ×ＡＰｙのステップのパターンで位置決めするための回路を備え、
上記Ｘ線検出器アレーは複数の検出器素子を備え、上記複数の検出器素子はＤＥＴｘ×ＤＥＴｙのアレーで配列され、
上記アノード及び上記Ｘ線検出器アレーは、上記ターゲット層が上記Ｘ線検出器アレーの複数の検出器素子に衝突するＸ線光子を放出するように位置決めされ、  上記検出器素子の各々が、上記検出器素子に衝突する上記Ｘ線光子の各々の強度を測定しかつ上記強度を表わす電気信号を生成する手段を備え、上記検出器素子の各々からの上記電気信号は上記Ｘ線検出器アレーから離散的に出力され、
上記モニタは、上記離散電気出力群に基づいて画像アレーを生成する複数のカウンタ列を有する処理回路を備え、上記処理回路は、上記電子ビームの各ステップのデータを含む、ＤＥＴｘ×ＤＥＴｙ×ＡＰｘ×ＡＰｙの大きさを有する４次元アレー（ＰＩＸＥＬ）の等しい値を格納するメモリを備え、
上記画像アレーは、次の値を有する２次元アレーの等しい値を備え、
j=DETｙ  j=DETｘ
Σ      Σ  ＰＩＸＥＬ（ｊ,ｉ,ｙ＋ｊ＊ＦＯＣＵＳ,ｘ＋ｉ＊ＦＯＣＵＳ）
ｊ＝１  ｉ＝１
ここで、ＦＯＣＵＳは０．１と１０．０との間の数である画像システム。
【請求項１０】
上記複数のカウンタ列は、ＦＩＦＯレジスタに接続された列を備えた請求項９記載の画像システム。
【請求項１１】
焦点面に沿ってＸ線画像を再構成する方法であって、
放射スポットの間隔λｓが知られているときに、ＳＯＵＲＣＥｘ×ＳＯＵＲＣＥｙの放射スポットＳＯＵＲＣＥ（ｋ，ｌ）のアレーから放射されるＸ線ビームのアレーを生成するステップと、
上記検出器の間隔λｄが知られているときに、上記Ｘ線ビームを画像生成すべき物体を介して、ＤＥＴｘ×ＤＥＴｙの検出器ＤＥＴ（ｉ，ｊ）のアレーまで通過させるステップと、
上記検出器アレーを備えた上記検出器の各々によって検出されたＸ線の強度を測定するステップと、
各々の放射スポットについて上記各検出器によって検出された強度を表わす情報を含むデータアレーＩＮＴＥＮＳＩＴＹ（ｉ，ｊ，ｋ，ｌ）の等しい値をメモリに格納するステップと、
焦点面Ｚｆｐ（ｍ，ｎ）を、次式によって定義するステップと、
Ｚｆｐ（ｍ，ｎ）＝Ｚｄ（ｎ＊λｓ）／（ｎ＊λｓ＋ｍ＊λｄ）
ここで、ｍ及びｎは自然数（整数≧１）であり、
ＩＮＴＥＮＳＩＴＹ（ｉ，ｊ，ｋ，ｌ）の各値を加算してＩＭＡＧＥｍ,ｎ（ｉ＊ｎ＋ｋ＊ｍ，ｊ＊ｎ＋ｌ＊ｍ）とすることにより、２次元マトリックスＩＭＡＧＥｍ,ｎの等しい値として定義された平面に対する出力画像値を得るステップと、  分析のために上記出力画像値を出力するステップとを含む方法。
【請求項１２】
Ｘ線源上の異なった複数の点から放射する複数のＸ線ビームを生成するステップと、
物体を通過した上記生成されたＸ線ビームから、検出器のアレーを用いて、Ｘ線光子を受け取るステップと、
上記各Ｘ線ビームから上記各検出器によって受け取られた光子の数を表わす情報を決定するステップと、
上記線源の各点と、画像情報が必要な画素とによって定義される複数の線の１つと交差する全ての検出器に対して、これらの検出器の各々が受け取ったＸ線光子の数を表わす情報を合成することによって、物体の平面上の画素に関する画像情報を得るステップと、
各Ｘ線ビームについて物体内に配置した操作可能なポジショナに取り付けられたＸ線センサによって検出されたＸ線光子の数を表わす情報を受け取るステップと、
各Ｘ線ビームについてＸ線センサで検出したＸ線光子の数を表わす情報を分析して、データのセントロイド及び当該セントロイドに対応するＸ線ビームを決定するステップと、
モニタ上に表示するための上記セントロイドを出力するステップとを含む画像形成方法。
【請求項１３】
物体内の操作可能なポジショナの位置を決定する方法であって、
Ｘ線源上の異なった複数の点から放出する複数のＸ線ビームを生成するステップと、
各Ｘ線ビームに対して、物体内に配置した操作可能なポジショナに取り付けられたＸ線センサによって検出されたＸ線光子の数を表わす情報を受け取るステップと、
各Ｘ線ビームに対して、上記Ｘ線センサで検出されたＸ線光子の数を表わす情報を分析して、データのセントロイド及び当該セントロイドに対応するＸ線ビームを決定するステップと、
この情報を上記検出器から得られた物体の画像と共にモニタ上に表示するために出力するステップとを含む方法。
【請求項１４】
上記受け取るステップは、
上記Ｘ線センサに衝突するＸ線光子を検出し、検出信号を出力するステップと、  上記検出信号を信号しきい値レベルと比較し、信号パルスを出力するステップとを含む請求項１３記載の方法。
【請求項１５】
時間フレーム毎に検出されたパルスの数を計数することにより、上記操作可能なポジショナのｚ軸の位置を決定するステップをさらに含む請求項１３記載の方法。
【請求項１６】
Ｘ線源上の異なった複数のスポットから放出する複数のＸ線ビームを生成するステップと、
上記生成されたＸ線ビームの各々から物体を通過したＸ線を、検出器のアレーを用いて受け取るステップと、
各Ｘ線ビームから各検出器が受け取ったＸ線の強度を表わす検出器情報を決定するステップと、
Ｘ線源上の異なったスポットと、画像情報が要求される画素とによって定義される線と交差する少なくとも２つの検出器によって受け取られたＸ線の強度を表わす検出器情報を合成するステップとを含み、
上記合成するステップは、上記少なくとも２つの検出器の各々の上記検出器情報を、カウンタ列において累積加算することを含む画像形成方法。
【請求項１７】
上記合成するステップは、上記検出器情報を上記カウンタ列から少なくとも１つのＦＩＦＯにシフトさせるステップをさらに含む請求項１６記載の方法。
【請求項１８】
物体内の操作可能なポジショナの位置を決定する方法であって、
Ｘ線源上の異なった複数の原点から放射する複数のＸ線ビームを生成するステップと、
物体内に配置した操作可能なポジショナに取り付けられたＸ線センサに衝突するＸ線ビームを検出し、対応する検出信号を出力するステップと、
上記Ｘ線センサで検出された上記Ｘ線ビームの各々に対する検出信号の原点を決定するステップと、
上記検出信号の各々の原点に対して、上記検出信号を、ｘ座標及びｙ座標と相関させて相関値を演算し、操作可能なポジショナのｘ座標及び操作可能なポジショナのｙ座標を生成するステップとを含む方法。
【請求項１９】
上記検出するステップは、上記Ｘ線センサで検出された上記Ｘ線ビームの強度レベルを測定するステップを含む請求項１８記載の方法。
【請求項２０】
上記検出するステップは、上記Ｘ線センサで検出された光子の数を計数するステップを含む請求項１８記載の方法。
【請求項２１】
上記相関値を演算するステップは、上記検出信号の各々の原点に対して、上記ｘ座標及び上記ｙ座標の各々において上記検出信号を分析するステップを含む請求項１８記載の方法。
【請求項２２】
物体内の操作可能なポジショナの位置を決定する方法であって、
Ｘ線源上の異なった複数の原点から放射する複数のＸ線ビームを生成するステップと、
物体内に配置した操作可能なポジショナに取り付けられたＸ線センサに衝突する上記Ｘ線ビームを検出し、対応する検出信号を出力するステップと、
上記検出信号を処理して、操作可能なポジショナのｚ座標を生成するステップとを含む方法。
【請求項２３】
上記検出するステップは、上記Ｘ線センサで検出される重畳するＸ線ビームの数を計数するステップを含む請求項２２記載の方法。
【請求項２４】
上記検出するステップは、上記Ｘ線センサで検出されるパルスの数を計数するステップを含み、
上記処理するステップは、上記検出信号をルックアップテーブルと相関させて相関値を演算するステップを含む請求項２２記載の方法。
【請求項２５】
それぞれ規則的なパターンで配列された複数のＸ線透過領域を備え、高い原子番号を有する材料にてなる第１の複数のＸ線吸収性シートと、
それぞれ規則的なパターンで配列された複数のＸ線透過領域を備え、低い原子番号を有する材料にてなる第２の複数のＸ線吸収性シートとを備えたＸ線グリッドアセンブリであって、
上記第１の複数のＸ線吸収性シートと、上記第２の複数のＸ線吸収性シートとを互いに重ね合わせて実質的に平面的なスタックを形成し、各シートの上記Ｘ線透過領域と直接的に隣接するシートのＸ線透過領域とを整列させて、上記スタックを介する透過通路を形成し、上記Ｘ線透過通路の各々の軸が上記スタックの平面に対して４０゜から９０゜までの範囲の角度を形成し、実質的に単一のスポットに収束させ、
上記Ｘ線グリッドアセンブリは、
それぞれＸ線透過材料にてなる第１の端板及び第２の端板を備え、上記第１の端板は、上記スタックの第１の表面に隣接して配置され、上記第２の端板は、上記スタックの第２の表面に隣接して配置されたＸ線グリッドアセンブリ。
【請求項２６】
上記Ｘ線透過領域は、円筒形状を有する請求項２５記載のグリッドアセンブリ。
【請求項２７】
上記第１の複数のシートは、タングステン、鉛、及びモリブデンを含むグループから選択された複数の材料のうちの少なくとも１つにてなる請求項２５記載のグリッドアセンブリ。
【請求項２８】
上記第２の複数のシートの材料は、真鍮である請求項２５記載のグリッドアセンブリ。
【請求項２９】
それぞれ規則的なパターンで配列された複数のＸ線透過領域を備え、高い原子番号を有する材料にてなる第１の複数のＸ線吸収性シートと、
それぞれ規則的なパターンで配列された複数のＸ線透過領域を備え、低い原子番号を有する材料にてなる第２の複数のＸ線吸収性シートとを備え、
上記第１の複数のＸ線吸収性シートと、上記第２の複数のＸ線吸収性シートとを互いに重ね合わせて実質的に平面的なスタックを形成し、各シートの上記Ｘ線透過領域と直接的に隣接するシートのＸ線透過領域とを整列させて、上記スタックを通過する透過通路を形成し、上記Ｘ線透過通路の各々の軸が上記スタックの平面に対して４０゜から９０゜までの範囲の角度を形成し、実質的に単一のスポットに収束させ、
上記スタックの第１の表面に隣接して配置されたＸ線透過材料にてなる第１の端板及び上記スタックの第２の表面に隣接して配置されたＸ線透過材料にてなる第２の端板と、
ターゲット及び冷却剤チャンバを備え、
上記冷却剤チャンバは上記第１の端板と上記ターゲットとの間に配置され、上記ターゲットはターゲット支持層及びＸ線放出層を備え、上記第１の複数のシートは上記第１の端板に隣接して配置され、上記第２の複数のシートは上記第２の端板に隣接して配置されるＸ線グリッドアセンブリ。
【請求項３０】
上記ターゲット支持層の材料はベリリウムであり、上記Ｘ線放出層がタンタル又はタングステンにてなる請求項２９記載のグリッドアセンブリ。
【請求項３１】
弾性材料の中間層は、上記支持層と上記放出層の間の上記支持層上に配置された請求項３０記載のグリッドアセンブリ。
【請求項３２】
上部フレーム、下部フレーム、上部端板、下部端板、複数のワイヤ、及びスペーサを備えたシンチレータアレーアセンブリであって、
上記スペーサは中央開口部を有する平板を備え、上記上部フレーム及び上記下部フレームは上記フレームの周囲に形成された複数の切欠きを備え、かつアレー形状に対応する中央開口部を有し、
上記スペーサは上記上部端板と上記下部端板との間に配置され、上記複数のワイヤは上記上部フレーム及び上記下部フレームの各エッジ上の対応する切欠きから上記フレームを横切って延在してシンチレータ空間のアレーを形成し、上記シンチレータ空間の各々にシンチレータ素子が設けられ、隣接するシンチレータ素子間に隔壁が設けられ、上記上部端板は上記上部フレーム上に設けられ、上記下部端板は上記下部フレーム上に設けられたシンチレータアレーアセンブリ。
【請求項３３】
シンチレータアレーアセンブリ、光ファイバテーパ、マルチチャンネル光電子倍増管、多重検出器ハウジング、及び一体形アラインメント手段を備えた多重検出器アセンブリであって、
上記シンチレータアレーアセンブリは複数のシンチレータ素子を備え、上記シンチレータ素子は各々、Ｘ線光子が上記シンチレータ要素に衝突したときに、それに比例して光子を発生する材料を備え、
上記マルチチャンネル光電子倍増管は複数の光検出器素子を備え、上記光検出器素子は各々、光検出器及び電気信号発生器を備え、上記電気信号発生器は上記光検出器により検出される上記光子のレベルに比例して離散的な電気信号を出力し、
上記光ファイバテーパは複数の光ファイバケーブルを備え、上記光ファイバケーブルは各々入力面及び出力面を備え、上記入力面は上記シンチレータ素子に実質的に隣接し、上記出力面は上記光検出器素子に実質的に隣接し、
上記多重検出器ハウジングは、Ｘ線を透過しない外部ハウジング、及びＸ線透過領域、上記シンチレータアレーアセンブリを上記Ｘ線透過領域に隣接して装着し位置を調整する取付手段、上記光ファイバを装着して位置を調整するアラインメント手段、及び上記マルチチャンネル光電子倍増管を装着し位置を調整する手段を備えたシンチレータアレーアセンブリ。
【請求項３４】
上記シンチレータアレーアセンブリは、上記各シンチレータ素子と等しい深さのフレームを備え、上記フレームは一体形隔壁を備えた請求項３３記載の多重検出器アセンブリ。
【請求項３５】
上記取付手段は、ｘ位置決めねじ、ばねで付勢されたｘ戻りピン、ｙ位置決めねじ、及びばねで付勢されたｙ戻りピンを備え、
上記取付手段はさらに調整板及び複数の取付ねじを備え、上記シンチレータアレーアセンブリは上記取付ねじにより上記調整板に堅固に取り付けられ、
上記ｘ位置決めねじは、上記ばねで付勢されたｘ戻りピンに対抗して上記調整板にバイアス応力を印加し、上記調整板は上記ｘ位置決めねじの回転によりそのｘ方向の位置が調整され、
上記ｙ位置決めねじは、上記ばねで付勢されたｙ戻りピンに対抗して上記調整板にバイアス応力を印加し、上記調整板は上記ｙ位置決めねじの回転によりそのｙ方向の位置が調整され、上記ｙ位置決めねじは上記調整板に対して、上記ｘ位置決めねじが上記調整板にバイアス応力を印加する位置方向と直角の位置方向に沿ってバイアス応力を印加された請求項３３記載の多重検出器アセンブリ。
【請求項３６】
上記取付手段は回転位置決めねじ、ばねで付勢された回転戻りピン、及び回転ブラケットをさらに備え、
上記Ｘ線を透過しない外部ハウジングの舌部は、上記回転ブラケットの間に配置され、上記回転位置決めねじは、上記回転戻りピンに対抗して上記舌部に対してバイアス応力を印加し、上記Ｘ線を透過しない外部ハウジングは上記回転位置決めねじの回転によってその回転を調整する請求項３５記載の多重検出器アレーアセンブリ。
【請求項３７】
上記アラインメント手段は、調整つば及び複数の調整ねじを備え、上記調整つばは中心部に形成された開口部を有し、上記光ファイバテーパは上記中心部に形成された開口部に配置され、上記調整ねじは上記調整つばの周囲に等間隔に配置され、上記調整つばは、上記調整ねじの操作によってその位置が調整され、上記光ファイバテーパは、上記調整つばの位置調整によってその位置が調整された請求項３３記載の多重検出器アレーアセンブリ。
【発明の詳細な説明】
【背景技術】
【０００１】
発明の背景
１．発明の分野
本発明の分野は、診断用Ｘ線画像装置に関する。更に詳しくは、本発明は、リアルタイム走査ビームＸ線画像システムと他の物体内の装置の正確な位置を決定できる、Ｘ線センサーを組込んだ医療用カテーテルのように、マーカーを組込んだ装置に関する。
【０００２】
２．関連技術の説明
治療技術が進歩するにつれて、医療処置に対するリアルタイムＸ線撮像の必要性はますます増大している。例えば、多くの電気生理学的心臓処置、抹消血管処置、ＰＴＣＡ処置（経皮トランスルミナル・カテーテル血管形成術）、泌尿器科処置と整形外科処置はリアルタイムＸ線撮像に依存する。更に、現代の医療処置は、人体に挿入されるカテーテルのような器具の使用をしばしば必要とする。これらの医療処置は、Ｘ線撮像を使用することによる回りの身体の正確な画像としばしば関連して、人体に挿入される器具の正確な位置を認識することが可能であることを、しばしば必要とする。
【０００３】
現在の臨床リアルタイムＸ線装置は、患者と担当スタッフの両方に高レベルのＸ線被曝をもたらす。米国食料薬品監督局は、患者における急性放射能症の逸話のような証拠と医師の過度の職業上の被曝についての心配を報告した（放射線学健康会報、第２６巻、第８号、１９９２年８月）。
【０００４】
多くのリアルタイムＸ線撮像システムが知られている。これらは、Ｘ線を受ける物体にＸ線が投影されると共に、物体内の比較的にＸ線を通さない物質によって生じる影が、物体のＸ線源と反対側に配置した蛍光透視鏡に表示される蛍光透視鏡に基づくシステムを含む。少なくとも１９５０年代の初期以来、走査Ｘ線管が蛍光透視法と関連して知られている（「蛍光透視画像の走査Ｘ線管による増幅と増倍」、サイエンス、１９５０年１０月６日、ｐｐ．３８９−３９５）。
【０００５】
反転幾何学的走査ビームＸ線撮像システムも知られている。このシステムでは、Ｘ線放射を発生するためにＸ線管が用いられる。Ｘ線管内では、電子ビームが、発生されて、管の比較的大きな陽極上の小さい点（伝送ターゲット）に焦点合わせされて、その点からのＸ線放射放出を引起こす。電子ビームは陽極ターゲットに対してラスタ走査パターンで（電磁気的に又は静電気的に）偏倚させられる。小さいＸ線検出器がＸ線管の陽極ターゲットから距離をあけて配置される。検出器は、典型的に、それに当たるＸ線を電気信号に、検出したＸ線束に比例して変換する。物体がＸ線管と検出器の間に配置される時、Ｘ線は物体のＸ線密度に比例して物体によって減衰及び散乱させられる。Ｘ線管が走査モードにある間、検出器からの信号は物体のＸ線密度に反比例する。
【０００６】
公知の反転幾何学的走査ビームＸ線システムの例は、アルバートの米国特許第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号とアルバートの米国特許第４,７３０,３５０号を含む。
【０００７】
反転幾何学的走査ビームシステムの公知の典型的な実施形態では、検出器からの出力信号がビデオモニターのｚ軸（輝度）入力に印加される。この信号は観測スクリーンの輝度を調節する。ビデオモニターへのｘ及びｙ入力は、Ｘ線管の電子ビームの偏倚を生じる信号から典型的に引出される。従って、観測スクリーン上の点の輝度は、源から物体を通って検出器に到達するＸ線の吸収に反比例する。  医療Ｘ線システムは、処置とシステムのための画質条件（特に、コントラスト分解能と空間分解能条件）に調和した、患者の入口におけるできるだけ最低のＸ線被曝レベルで通常走査される。標準的な大人の胸部のＡＰ（前部後部）図において心臓処置で使用される従来の９インチ視野の画像増倍器における典型的な患者入口の被曝は、約２.０〜２.８Ｒ／分である。ここで使用する「低線量」という用語は、これより２〜２０だけ小さい率を指す。
【０００８】
Ｘ線束の時間と領域の分布は、ポワソン分布に従うと共に、避けることのできない関連したランダム性を有する。そのランダム性は、典型的に平均束の標準偏差として表されるとと共に、その平方根に等しい。これらの条件下のＸ線画像のＳ／Ｎ比は、平均束を平均束の平方根で割ったものに等しく、即ち、１００光子の平均束に対しては、雑音は＋／−１０光子であり、Ｓ／Ｎ比は１０である。
【０００９】
従って、公知の反転幾何学的走査Ｘ線撮像システムによって形成されるＸ線画像の空間分解能とＳ／Ｎ比は、検出器の検出領域の寸法に大いに依存する。もし検出器のアパーチュアの面積が増加すると、より多くの発散する線が検出されて、効果的に感度を上げると共にＳ／Ｎ比を改良する。しかしながら、同時に、検出器のより大きいアパーチュアは、（撮像される物体の平面において測定される）画素寸法が大きくなるにつれて、得られる空間分解能を減少させる。医療用途において撮像される殆どの物体（例えば、人体の内部組織）はＸ線源からいくらか距離をあけているので、これは必然的にそうである。従って、公知のシステムでは、検出器のアパーチュアの寸法は、分解能と感度の間で妥協するように選択されてきたので、以前は分解能と感度の両方を同時に最大にすることは可能でなかった。
【００１０】
医療分野では、患者の線量、フレーム速度（物体が走査されて画像がリフレッシュされる毎秒当たりの回数）と物体の画像の分解能等の幾つかの相反する要因が、しばしば、Ｘ線撮像システムの有用性を制限するように働く。例えば、高いＸ線束は、容易に高分解能と高フレーム速度を生じるが、患者と担当スタッフに対する許容できない程高いＸ線線量をもたらす。
【００１１】
同様に、公知のシステムでは、低い線量は低分解能画像と不適当なリフレッシュ速度を犠牲にして得られる。好ましい医療撮像システムは、低い患者線量、高分解能と適当なリフレッシュ速度を全て同時に提供するべきである。従って、上述した公知の反転幾何学的走査ビームＸ線撮像システムのようなシステムは、被曝時間が比較的長く、且つ、生きた患者の場合は常に、患者の受けるＸ線線量を最小に維持すべき医療診断処置には適しない。
【００１２】
医療における最低に侵略的な処置は、尿管等の既存の穴を使用した体内の領域へのアクセス又は大腿静脈の穿刺等の経皮導入によって特徴付けられる。このような処置では、各種の器具とカテーテルが、身体に挿入されて、案内のためにリアルタイムＸ線撮像システムを使用して操作される。１９９３年に、Ｘ線蛍光透視法の案内の下に、この型式の推定３００万件の医療処置が行われた。これらの処置の多くは、冠状動脈及び心臓へのカテーテルの導入と、コントラスト媒体がカテーテルの穴を介して導入される時の画像の検査に基づく心臓機能の評価とを伴う。このように挿入される器具のいくつかは、レーザ装置が身体の外部に配置されて、レーザ光がカテーテル内に配置された光ファイバー導波管で問題箇所に送出されるレーザと、正確に測定された量の特定の薬品又は放射性材料を問題箇所に送達するように構成された薬物送達システムと、問題箇所の画像をビデオシステムに送り、次に、ビデオシステムが問題箇所の画像を表示及び記録できることによって、先端上の変換器が問題箇所を観測するのに使用される超音波システムと、公知の他の器具を含む。アクセスが困難で、処置の価値が高い、例えば、エンジンの診断と修理等の非医療用途にこのような処置を適応させることも可能である。
【００１３】
ここで使用しているように、「操作自在の位置決め装置」という用語は、例えば、カテーテル、プローブ、内視鏡と他の操作自在の位置決め装置と器具をひとまとめに含むと共に指す。
【００１４】
公知の医療Ｘ線撮像装置は、患者の内部組織の正確な画像で、操作自在の位置決め装置の位置の高精度な決定をもたらさない。一般に、公知のシステムを使用する医師は、患者の身体的特徴部に対する操作自在の位置決め装置の位置を大まかに見分けることができるが、特にＸ線ビームに平行な軸心における全く同じ場所に戻す精度、反復性と能力が無い。このようにして、Ｘ線放出源と身体内の操作自在の位置決め装置の間の距離は、とりわけ、操作自在の位置決め装置で位置決定し、操作自在の位置決め装置を移動し、操作自在の位置決め装置を全く同じ場所に戻す能力を必要とする今日の進歩した医療処置で有用な精度で直ぐに又は正確に決定されない。
【００１５】
例えば、１９８２年以来、ある型式の不整脈を治療するために、カテーテル切除の使用が増大している。ウォルフ・パーキンソン・ホワイト症候群等のこれらの型式の不整脈では、刺激伝導性先天筋肉線維は、瘢痕組織を形成するのに十分な温度まで局所的に加熱することによって、非刺激伝導性にし得る。殆どのこれらの切除は無線周波数エネルギーでされるが、放出電極は筋肉線維位置から１〜３ｍｍ内に配置しなければならず、更に、それは多くの心拍と呼吸サイクルの間それと密接状態のままでなければならない。
【００１６】
カテーテル切除を介した不整脈の治療は幾つかの利点を有するけれども、幾つかの問題もある。その処置の利点は、それが非常に高い成功率を有すること、それが最低に侵略的であること、それが処置室内で数時間内で行うことができることと開胸手術又は薬品治療の有効期間よりもかなり安価であることである。その主な欠点は、処置の長さが不確実であり、典型的に長いことである。これは、医師及び設備の日程設定の困難、患者及び医師の両方の疲労と患者及び医師の高放射線被曝につながる。
【００１７】
これらの問題を解決する試みは、切除箇所の正確な位置を見つけると共に、典型的には５〜９０秒である切除時間の間は基質に当接維持されるようにカテーテルを位置決めする時間を減少するために、より操作し易いカテーテルを提供することに主に集中してきた。カテーテルの位置は、一般に、モニターに投影されたＸ線画像にロックすること及び心電図を分析することによって決定されている。これらの両方の操作は、カテーテルを動かすべきか及びそれをどの方向に動かすべきかを知るために、リアルタイムでされなければならない。動きの実際の方向は、軟らかい線維と血液のＸ線画像の性質、カテーテルのまずい制御及びフィードバックと心電図分析から方向を決定することの困難性により不確実である。
【００１８】
現在、米国では、心筋梗塞が原因である不整脈により、３０万〜５０万の人々が毎年死亡している。しかしながら、もし梗塞の回りの低刺激伝導性区域を電気的にマッピング及び選択的に切除できれば、治療ができると信じられている。動物及び数人の人間に対する試験はこのような処置の可能性を明らかにしたが、その成功率は低かった。低い成功の理由は、梗塞及び低刺激伝導性区域の全領域をマッピングして、次に、一旦切除が開始したら特性エレクトログラムを得ることに依存せずに、複数の箇所を切除できる必要性であると考えられている。ノードのカテーテルネットワークアレイを使用してその問題を解決しようとする現在の研究は、心臓の内部組織を傷つけることなく心臓の内側からカテーテルネットワークアレイを引出すという問題を抱えている。
【００１９】
色々の理由により、心臓の診断及び治療処置の間に解剖的マーカーを必要とする時、ＭＲＩ、ＣＴ及び超音波の撮像方式は通常は適当でない。更に、撮像のためにＸ線蛍光透視鏡を採用する公知の方法の使用は、心臓内の解剖的詳細を識別できないという重大な欠点を有する。医師は、生じた影、彼又は彼女の解剖についての詳しい知識、心臓サイクル及び呼吸サイクルに起因する画像とカテーテルの特性運動と精密位置決めのために心電図に依存する。
【００２０】
従って、医療処置の間に人間の患者内の操作自在の位置決め装置の座標を正確に決定する装置と方法への必要がある。同じ手法と装置は、Ｘ線を検知するように適応し得る操作自在の位置決め装置の位置のＸ、ＹとＺ座標の正確な決定を必要とするどんなＸ線処置においても有利に使用できる。
【００２１】
発明の概要
本発明にかかるＸ線撮像装置は、走査ビームＸ線源とマルチディテクタアレイを備える。マルチディテクタアレイの出力は、物体のリアルタイムＸ線画像を発生するようにＸ線ビームの選択された位置に対して複数の検出器の出力を組合せる画像再構築エンジンに入力される。
【００２２】
本発明のある局面の実施形態は、荷電粒子源と陽極ターゲットを含むＸ線管を備える。ビーム制御回路は、荷電粒子ビームを焦点合わせすると共に、所定パターンで陽極ターゲットを横切るようにビームを指向及び走査する。例えば、所定パターンは、ラスタ走査パターン、曲がりくねった、即ち、Ｓ字状パターン、陽極の所定の点に中心を有するガウス分布パターン又は手持ちの仕事に有用であるような他のパターンである。
【００２３】
好ましくはグリッドで形成されるコリメーティング部材が、Ｘ線管とＸ線を受ける物体の間に配置される。好ましい一実施形態において、コリメーティング部材は、約２５.４ｃｍ（１０インチ）の直径を有する丸い金属板から成ると共に、コリメーティング部材の中心に５００×５００の数の行列のアパーチュアの食い違わせたアレイを備える。コリメーティング部材は、好ましくは、Ｘ線管の放出面の直前に配置される。他のコリメーティング部材の構成を使用してもよい。好ましい一実施形態において、コリメーティング部材のアパーチュアの各々は、アパーチュアの各々の軸心が検出点、例えば、コリメーティング部材から選択された距離をあけて配置されたマルチディテクタアレイの中心の方に向けられる（に指向する）。その距離は、Ｘ線を受ける物体をコリメーティング部材とマルチディテクタアレイの間に配置できるように選択される。好ましい実施形態において、コリメーティング部材の機能は、全てがＸ線管の陽極ターゲット上の焦点からマルチディテクタアレイの方へ指向するＸ線の細いペンシルビームを形成することである。
【００２４】
好ましくはディテクタ部材のアレイ（好ましくはＤＥＴｘ×ＤＥＴｙの長方形又は正方形のエリアアレイ、又は、より好ましくは、疑似円形アレイ）を含むマルチディテクタアレイは、検出点に中心を設定される。マルチディテクタアレイは、好ましくは、密に充填されたＸ線検出器を備える。本発明によれば、マルチディテクタアレイは、分解能を損失することなく高感度を生じるように、設計、位置決め及び適用される。これにより、公知のＸ線システムよりも少なくとも小さいオーダの大きさの被曝において、公知の従来のＸ線システムと同等又はよりすぐれた分解能を有するＸ線システムが得られる。本発明のこの局面は、医療及び他の用途における重要な利点を提供する。現在の医療処置を行うのに本局面を使用する時、患者と担当スタッフに対するＸ線線量が減少される。高過ぎる放射線被曝の危険を有すると今思われている処置が、満足なものになる。
【００２５】
マルチディテクタアレイの出力は、好ましくは、コリメーティング部材のアパーチュアを通って放出される各Ｘ線ビームに対するマルチディテクタアレイの各検出器の強度値である。各アパーチュアは、マルチディテクタアレイと調査中の物体に対して空間内で異なる点に配置されているので、Ｘ線ビームが通過する各アパーチュアに対するマルチディテクタアレイの各デテクタから異なる出力が得られる。マルチディテクタアレイの出力は、多数の方法で画像に変換される。
【００２６】
本発明の撮像システムは、又、立体撮像に使用することもできる。一実施形態において、コリメーション部材は２群のアパーチュアを含む。立体撮像のために、１群のアパーチュアの軸心は第１マルチディテクタアレイ上の第１検出点に指向するように構成され、第２群のアパーチュアの軸心は第２マルチディテクタアレイ上の第２検出点に指向するように構成されている。マルチディテクタアレイの出力から２個の画像を形成すると共に、従来の立体鏡表示方法を使うことにより、立体画像が作成される。
【００２７】
コリメータ部材の各アパーチュアから放出される全Ｘ線ビームを遮断するマルチディテクタアレイと画像処理を使用して、アレイ出力は検出器の好ましい実施形態である。それは、単一の小面積検出器を使用することによって得られる分解能を犠牲にすることなく、最大の感度を提供する。マルチディテクタアレイと同じ面積の単一の検出器は同じ感度を提供するが、それは分解能の損失を犠牲にしてそのようにする。
【００２８】
更に、画素対アパーチュアの１：１よりも小さい比から情報を使用するサンプリング手法を、実際上同じ画質を提供しつつ、システムの複雑性、必要な処理速度とエネルギ消費を減少できるマルチディテクタアレイからデータを発生するのに使用してもよい。
【００２９】
本発明の１局面を、又、操作自在の位置決め装置によって別の物体内を搬送されるマーカーの単一の位置を識別するのに使用することもできる。その最も一般的な意味において、これは、身体内に配置されたＸ線検出マーカーによって達成されると共に、それが配置された身体の外部でのＸ線放射の存在の表示の伝送を含む。
【００３０】
医療用途に有用な本発明のこの局面の一実施形態によれば、カテーテルは、身体空洞、血管、消化管等に挿入される遠位端と医療処置を行う人が到達できる近位端を有する細長い本体を備える。カテーテルは、貫通する少なくとも１個の穴を有する。光ファイバーが、穴の中に配置されて、近位端から遠位端まで延在する。Ｘ線検出材料から成る小型化（ミニ）Ｘ線センサーが、カテーテルの遠位端に位置する光ファイバーの端部に配置される。カテーテルの近位端における光ファイバーの端部は光検出器に連結されている。コリメータを介して順に伝送されるＸ線ビームに対するミニＸ線センサーのセンサー材料の反応は、光検出器に対するその反応の伝送と共に、センサー材料の正確な位置の決定をもたらす。ミニＸ線センサー反応からこの正確な位置を決定する手法の実施形態は以下に詳細に述べる。
【００３１】
本発明の別の局面は、既知の基準面からの、ミニＸ線センサーを含む操作自在の位置決め装置の距離を決定できることである。本発明のコリメーショングリッドアパーチュアを介して放出される各Ｘ線ビームは発散する円錐の形状をしており、陽極ターゲットにおけるその頂点とその発散角度は、陽極ターゲット上の電子ビームスポット寸法と、陽極ターゲットに対するコリメーショングリッドアパーチュアの形状によって決定される。Ｘ線源から離隔するにつれて、発散ビームは互いにより重なり合うように構成されている。本局面におけるミニＸ線センサーは、操作自在の位置決め装置内に好ましくは配置されていると共に、コリメーショングリッドのアパーチュア間の間隔より小さい寸法を有してもよいが、有する必要な無い。このようなセンサーがＸ線場内に配置されると、それは、完全な操作サイクル中に、ある数のアパーチュアだけからＸ線を検出し、その数は、コリメーショングリッドの出力面からの、ミニＸ線センサーの距離に依存する。ミニＸ線センサーがコリメーショングリッドの出力面の近傍に配置されている時、それは、走査サイクル毎に第１の数のアパーチュアからのＸ線パルスに反応する。出力面からの距離が拡大すると、それは、第１の数よりも大きい第２の数のアパーチュアからのＸ線パルスに反応する。ミニＸ線センサーがＸ線マルチディテクタアレイに近接している時、それは、走査サイクル毎により大きい数のアパーチュアからのＸ線パルスに反応する。ミニＸ線センサーが既知の基準からのミニＸ線センサーの距離で反応する走査サイクル毎のアパーチュアの数を較正することによって、基準からのミニＸ線センサーの距離を、参照表を調べること及び／又は補間によって決定できる。
【００３２】
ここに記載するように使用される時、本発明の上記の実施形態は、心臓の診断治療処置中の解剖的マーカーへの長年感じられてきた必要性を満たす。心電図の典型的な基準位置は高右心房、ＨＩＳの束、右心室の頂点と冠状静脈洞であるから、心臓サイクルの間にＸ線画像内に配置される少なくとも３個の点を有する機会がある。これらの３個の点は切除カテーテルの座標を正確に定めることができる。これらの点の座標を知って、医師は次にカテーテルで領域をマッピングすると共に、それを心電図と相関付けることができる。彼は、次に、それから離れた後、同じ点に戻って、はね上がりや他の動きを測定でき、又、彼は、心臓マッピング点の内部寸法を測定し、壁厚を決定し、且つ、そのデータから３Ｄ画像を形成すると共に心臓動作ポテンシャルを重ねることもできる。更に、後の処置において、解剖と心臓ポテンシャルのマップを重ねることによって、同じ位置が見つけられる。
【００３３】
本発明のこの局面で行われる最初の仕事は、二重平面Ｘ線システムが心臓サイクルにゲート制御される時に二重平面Ｘ線システムからの画像を分析することだった。いくつかの場合に、画像分析を使用するこの位置決めは適当だが、Ｘ線マーカーをカテーテル内に設けると、その精度を大きく改善できる。従来の画像増倍技術では、全視野が同時に照射されるので、このような点センサーは有用でない。しかしながら、操作ビームＸ線システムでは、ビームは、所定時間において小さい視野だけを照射するので、各カテーテル内のセンサーの位置を一意的に識別できる。立体又は二重平面操作ビームシステムを使用することによって、２本のビームを同期させるならば、センサーを３次元で位置探知できる。本発明の上記の医療カテーテルの実施形態の利点は、ミニＸ線センサーを採用する時に、患者内の既存のカテーテルが、解剖マーカーとしても機能して、マッピング及び切除する時間を大幅に減少することである。別の利点は、心臓基質のより詳しいマッピング、心臓電極を解剖位置と相関付けること、心臓電極を心臓の画像上に３次元に表示すること、及び、異なる時間にした研究から得たエレクトログラムを重ねることにより比較することである。
【００３４】
本発明の一局面の目的は、生きている人間の患者に行われる医療診断処置に使用できる走査ビームＸ線撮像システムを提供することである。
【００３５】
本発明の別の局面の目的は、調査中の物体のＸ線放射の被爆を最小にする一方、適当なフレーム速度で高分解能画像を与える走査ビームＸ線撮像システムを提供することである。
【００３６】
本発明の別の局面の別の目的は、減少したＸ線束レベルを維持する一方、Ｘ線源の平面から離れた所で改良された分解能を有する走査ビームＸ線撮像システムを提供することである。
【００３７】
本発明の一局面の別の目的は、Ｘ線処置を受ける物体内の操作自在の位置決め装置の位置を正確に決定する方法及び装置を提供することである。
【００３８】
本発明の一局面の更に別の目的は、Ｘ線処置を受ける物体内の操作自在の位置決め装置のＸ、Ｙ及びＺ座標に関する情報を正確に、且つ、同時に決定と表示を行う方法及び装置を提供することである。
【００３９】
本発明の一局面の別の目的は、電子グローブと、ミニＸ線センサーから位置をフィードバックすることによる医療用途の安全性の他の改良を提供することである。
【００４０】
本発明の別の局面の目的は、問題領域を走査することにより改良された画質を提供することである。
【００４１】
本発明の一局面の別の目的は、例えば、ハニカム航空機構造、腐食、印刷回路板の撮像又は検査のように、ばらつきが画質を低下させる非医療用途用の走査ビームＸ線撮像システムを提供することである。
【００４２】
本発明の一局面の利点は、「道路マップ」を発生する方法及び装置を提供できることである。例えば、一旦、本発明にかかるミニＸ線センサーを組込んだ操作自在の位置決め装置を身体又は物体内の特定の問題位置に移送したならば、それを取外して、次に、例えば、最初の挿入中に通過した各種の位置のＸ、Ｙ及びＺ座標を決定することによって、ウェイポイントを発生して同じ径路に沿って再移送できる。これらのウェイポイントは、後の機会に同じ径路を再追跡するのを容易にするために、問題位置までの最初の径路に沿って望むだけしばしば得てもよい。本発明のこの局面は、血管内及び心内超音波処置に重要な用途を有するだろう。
【００４３】
本発明の一局面の別の利点は、ステントの形状又は位置を正確に位置探知及び監視する方法と装置を提供できることである。ステントの表面の正確な位置は、ステントの表面に沿う点を定義し、それらの点のＸ、Ｙ及びＺ座標を決定し、更に、それらを記録することによって、本発明にかかるＸ線検出する操作自在の位置決め装置を使用することによって得ることができる。その後、それらの定義された点のＸ、Ｙ及びＺ座標が、時間をかけて再決定及び記録され、又、ステントの形状又は位置の変化を観測及びプロットできる。
【００４４】
本発明の一局面の別の利点は、薬物、放射性及び同様の材料を身体内の特定の箇所に反復して送達する方法及び装置を提供できることである。
【００４５】
本発明のこれらの、及び、多くの他の目的と利点は、図面及びここに含まれる発明の説明を考慮することにより当業者には明らかであろう。本発明の原理は、医療や産業上のいかなる用途にも使用できる。本発明の原理又は局面は、例えば、物体の内部特徴の位置探知が望ましく、Ｘ線検出装置の挿入が実行可能な場合に適用できる。産業上の用途は、色々に呼ばれるＸ線検査、Ｘ線分析、破損分析、非破壊試験と現場試験である。
【００４６】
好ましい実施例の説明
本発明に関する以下の記述は、開示且つクレームされた発明の概念を説明するものであって、如何なる意味に於いてもそれらに限定されるものと解釈されるものではない。
【００４７】
システム概観
図１に、本発明の好ましい一実施例に係る走査ビームＸ線撮像システムが示されている。Ｘ線源は、好ましくは、Ｘ線管を約−７０ｋＶから−１００ｋＶで稼働できるおおよそ−１００ｋＶから−１２０ｋＶの出力が可能な電源を有する走査Ｘ線源１０である。この電圧レベルでは、Ｘ線源１０は、１００ＫｅＶに及ぶ範囲のＸ線スペクトラムを生成する。ここで述べられているように、１００ＫｅＶＸ線と言う用語は、このスペクトラムに関する。Ｘ線源１０は、走査発生器３０の制御下にある偏向ヨーク２０を含む。Ｘ線源１０内で発生された電子ビーム４０は、Ｘ線源１０内の接地陽極目標５０を所定のパターンで横切るように走査される。以降、簡便化の為に、陽極目標５０を目標５０と称する。例えば、所定のパターンとは、ラスター走査パターンであり、屈曲（つまりＳ字）状パターン、螺旋状パターン、ランダムパターン、目標の所定位置にその中心がある正規分布パターン、或いは目的に添ったその他手近なパターンを用いることができる。ラスター走査において必要な水平フライバックが不要であるので屈曲（Ｓ字）状パターンが好ましい。
【００４８】
電子ビーム４０は、焦点６０で目標５０に衝突する毎に、Ｘ線７０のカスケードが放出されて、Ｘ線源１０の外部を対象物８０に向かって移動して検査する。本実施例のシステム性能を最適化するには、マルチ検出器アレイ１１０を覆うように、Ｘ線光子のコーンを発生させねばならない。
【００４９】
これは、走査Ｘ線源１０の目標５０とマルチ検出器アレイ１１０の間、更に好ましくは目標５０と撮像される対象の間に、照準アッセンブリを置くことによって達成できる。照準アッセンブリは好ましくは、Ｘ線透過開口１４０のグリッドを有する照準グリッド９０である。照準グリッド９０は軸が直接マルチ検出器アレイ１１０を直接遮るパスに在るＸ線ペンシルビーム１００のみの通過を許すように設計されている。システムが稼働中は、照準グリッド９０はマルチ検出器アレイ１１０に対して移動しない。このように、電子ビーム４０は目標５０を横切って走査し、いつ如何なる瞬間にも対象物８０を経てマルチ検出器アレイ１１０に至るＸ線ペンシルビーム１００が一本だけ存在する。この好ましい結果は、図２に示す照準アッセンブリが無い場合のＸ線源から照射されてＸ線７０の分布結果と反対である。説明の目的の為にのみ、マルチ検出器アレイ１１０に衝突したＸ線７０からの散乱は図２に示されていない。
【００５０】
マルチ検出器アレイ１１０の出力は処理されて、輝度値としてモニタ１２０上に表示される。画像処理技術は、適当な表示装置、或いは写真やその他の媒体状にコンピュータ駆動画像を生成するのに用いることができる。
【００５１】
ここに開示された発明システムの実施例は、心臓病患者に対する低被曝システムであり、患者の体表面での測定被曝度は一般的に３０フレーム/secの再生率で約.０９から.３３Ｒ/minである。尚、従来のシステムでは同条件下に於いて、一般的に２.０から２.８Ｒ/min が測定されている。３０フレーム/secの再生率での前進被曝量も、本発明に係るシステムの方が従来のシステムよりも低い。
【００５２】
Ｘ線管
図３は、好ましい照準及び目標の構造の拡大図である。目標５０は、好ましくは、高真空特性、及び高耐温性と高耐電子衝撃（ボンバード）性を有する金属から成る目標層１２９を有し、そしてベリリウム目標指示台５３上に形成されている。アルミニュウム或いはその他の比較的Ｘ線透過性の素材を目標指示台５３の組み立てに使用できる。目標層１２９の好ましい構造は、ベリリウム目標指示台５３上にスパッタ法で形成された厚さ約１ミクロンのニオビウム製の第一層５１と、更にその上にスパッタ法で形成された厚さ約５ミクロンのタンタル製の第二層５２から成る。この構造は現時点では好ましい、なぜならばニオビウムの熱膨張率は、タンタルとベリリウムのそれぞれの熱膨張率の中間であるので、電子ビーム４０が目標を走査する度に生じる目標の熱サイクルに起因するマイクロクラックを低減或いは防止できるからである。他の実施例としては、スパッタ法により厚さ約５ミクロンのタンタル層を直接ベリリウム目標指示台５３上に形成するものがある。更なる実施例として、スパッタ法によりベリリウム目標指示台５３上に厚さ約５ミクロンのタングステン-レニウム層を形成するものがある。尚、更なる実施例としては、スパッタ法によりベリリウム目標指示台５３上に厚さ約５から７ミクロンのタングステン層を形成するものがある。電子ビームによるバンバード時に比較的高原子番号と高密度を有し、そして容易にＸ線を照射する目標層１２９には、現在ではタンタル、タングステン、及びタングステン-レニウムが好ましい。タングステンは３３７０℃の高融点と好真空性の故に、Ｘ線源内の高温及び過酷な真空状態での使用に適している。当業者に知られているようにタンタル及びタングステン-レニウムは同様な特性を有している。目標層の厚さは、１００ＫｅＶの電子をＸ線に効果的に変換するに必要な距離におおよそ相当するように、好ましく選択される。
【００５３】
ベリリウムは、目標層１２９から照射されたＸ線を著しく散乱或いは減衰しないと共に強度も有することにより、目標指示台５３として現在では好ましい。ベリリウム目標指示台５３の厚さは、好ましくは約０.５ｃｍである。現在の本発明の好ましい実施例としては、目標指示台５３は、１気圧の圧力勾配に抗するという物理的制約の許す限り薄く構成されなければならない。
【００５４】
冷却チャンバ５４は、好ましくは目標指示台５３と照準グリッド９０に間に位置する。
【００５５】
照準グリッド９０は、好ましくは開口アレイ１４０を有し、本発明の好ましい実施例によれば各開口の軸はマルチ検出器アレイ１１０の方向に向いて或いは、その方向を指し示している。つまり、照準グリッド９０内の開口軸は、互いに平行では無く、照準グリッド９０の出力面２６０に対する垂線に対して鋭角を形成する。例えば、胸部Ｘ線検査用の照準グリッドは、照準グリッド９０の出力面２６０に対する垂線に対して、照準グリッド９０の中心で０°、そしてグリッド９０端部で２０°迄の角度を成す開口を有する。一方、乳房Ｘ線検査用では、照準グリッド９０は、出力面２６０に対する垂線に対してグリッド端部で４５°迄の角度を成す開口を有する。このように、異なる医療用途に於いて、異なる照準グリッド９０が選択されて挿入される。
【００５６】
照準グリッド９０内の開口１４０の数は、モニタ上に生成される画像ピクセルの数に相当する。例えば、５００×５００から１０２４×１０２４迄である。以下に述べる「サブサンプリング」の技法と関連して二者択一的に、開口に対する画像ピクセルの比率は増やしても良いし、或いは画像ピクセルより少ない開口を用いても良い。システム空間解像度は、ある程度は、照準グリッド９０中の開口ピッチによって決まる。上述の開口の数は、説明の為にのみ挙げたのであって、如何なる場合に於いてもそれらに限定されるものでは無い。
【００５７】
照準グリッド９０の厚さと開口１４０の直径を決定するのに用いた好ましいファクタのあるものは、マルチ検出器アレイ１１０が目標５０から離れている距離であり、現在では９４.５ｃｍ（３７.２インチ）が好ましい。全てのＸ線７０を十分減衰させてマルチ検出器アレイ１１０に照準を合わさないようにし、マルチ検出器アレイ１１０（不図示）。開口１４０は好ましくは、出力面２６０から観察されるように、円形のアクティブアレイを形成する直径２５.４ｃｍ（１０インチ）の実質円形境界を含む矩形の行及び列のパターン上に位置される。開口アレイは、しかしながら、対象物８０の画像解析に都合の良いように配置すれば良い。更に、電子ビーム４０は、開口１４０の一部分のみを用いたパターンに走査しても良い。好ましい一実施例に係るサーキュラーアクティブ領域は、およそ５００開口の直径である。
【００５８】
好ましい照準グリッド９０のＸ線吸収部１５０は、対象物８０を照らさない逸脱Ｘ線を吸収するように設計されている。これは、開口１４０を通ってマルチ検出器アレイ１１０に向かうＸ線照射が、マルチ検出器アレイ１１０方向をのぞく全方位でＸ線吸収部１５０を通る蓄積Ｘ線照射より十分に大きくなるように、好ましい照準グリッド９０を十分な厚さに製造することによって実現できる。そのような逸脱Ｘ線は、対象物８０及び所属医員に放射線量を与えてしまうが、撮像に有意な情報をもたらさない。
【００５９】
図３Ａに示すように、準グリッド９０は好ましくは、Ｘ線が照準グリッドを通ってマルチ検出器アレイ１１０に到達するように、Ｘ線ペンシルビーム１００を形成する開口１４０を有するＸ線吸収部材製の多数のシート１４７から製造される。シート１４７用部材は、モリブデン、黄銅、鉛、銅、タングステン、タンタル、金、或いはそれらを組み合わせたＸ線不透過材質から形成出来る。照準グリッド９０は好ましくは、端板２５８及び２５９によって積み上げられて保持された厚さ０.０２５４ｃｍ（０．０１０インチ）のモリブデンの薄シート５０枚で製造される。モリブデンはシート１４７の材質として好ましい、なぜならば、モリブデンはＸ線を容易に吸収して、Ｘ線源１０で発生したＸ線でマルチ検出器アレイ１１０の方に向いていないＸ線を、対象物８０は勿論患者に到達する前に吸収してしまうからでからである。端板２５８及び２５９は、好ましくはアルミニウムのようなＸ線透過部材で構成される。アルミニウムは、モリブデン照準シート１４７中でのＸ線の発生を最小限に抑える為のプレート２５９の材質として好ましい。
【００６０】
照準グリッド９０は、患者に放射される蛍光ＫＸ線の量を最小に抑えるために、高原子番号材料及び低原子番号材料の何れかで製造されたシート１４７で形成することができる。目標５０から放射されたＸ線とコリメータシート１４７との相互作用により発生した蛍光ＫＸ線は、非常に好ましく無い。なぜなら、蛍光ＫＸ線は、Ｘ線画像生成に寄与しないで患者の被曝量を増大させるからである。ＫＸ線はプレート２５９によって減衰出来るが、プレート２５９はＸ線ペンシルビーム１００に対して透過性でなければならない。これは、好ましくは、シート１３７に、好ましくは黄銅のような低原子番号材料を用いることによって実現できる。なぜならば、低原子番号材料はプレート２５９によって著しく減衰することが出来るＫＸ線を発生させるからである。例えば、プレート２５９用の厚さ１ｍｍのシートは、 Ｘ線ペンシルビーム１００の高エネルギーに対して比較的透過性である一方、黄銅のＫＸ線強度を約９９.９％低減する。それ故にＫＸ線の遮断と言う観点からは、黄銅はシート１３７の材料としては優れているが、しかしコリメータ開口１４０を通らない目標５０から放射されたＸ線の減衰は不十分である。それ故に、コリメータシート１３７は好ましくは、タングステン、鉛、或いはモリブデンの様な高原子番号材料を目標５０に最も近接した照準グリッド９０の側部に、そして撮像する対象物８０に最も近接した側には黄銅の様な低原子番号をと言うように、材料を組み合わせて用いる。現在では、プレート２５９で著しく減衰される低エネルギーＫＸ線を発生させるが、高照準グリッド効率を与えるモリブデンと黄銅の組み合わせが好ましい。
【００６１】
照準グリッド９０の開口１４０は、好ましくは円形或いは矩形の断面形状を有する。開口アナの形状がマルチ検出器アレイの形状に好ましく合致すれば、その他の形状、特に六角形であっても使用できる。なぜならば、開口形状は、Ｘ線ビームの開散に影響を与えるからである。例えば、現在最も好ましい円形開口穴は、マルチ検出器アレイで円形ビームに開散するＸ線ビームを生成する傾向がある。それ故に、円形開口が用いられた場合には、露出を最大にすると共に円形Ｘ線ビームに収斂させる為に、マルチ検出器アレイは好ましくは円形状である。
【００６２】
矩形開口１４０が用いられた場合には、円形開口では好ましくは、直径０.０１５ｉｎインチ（０.０３８ｃｍ）であるのに対して、それらは好ましくは直径０.０３８１ｃｍ（０.０１５インチ）×０.０３８１ｃｍである。矩形及び円形開口の両方共マルチ検出器アレイ１１０での断面積の歩留まりは、既知のＸ線蛍光透視装置の検出器の断面積のおよそ１／１００である。マルチ検出器アレイ１１０のフェースの断面積は、既知の従来システムのそれに比べて非常に小さい。結果、目標での散乱Ｘ線はマルチ検出器アレイを補足出来しないので、一般に比較的大きなフェースエリア検出器を用いた従来のシステムに於いてみられるような画像の曇りがちな傾向もない。
【００６３】
現在好ましい照準グリッド９０の製造方法は、光化学ミリング或いはエッチングである。光化学ミリングは、費用及び精度で優れているので、現在では好ましい。この方法の一実施例に於いては、厚さ０.０２５４ｃｍ（０.０１０インチ）材よりなる５０の薄シートに穴或いは隙間を腐刻する為に、１組５０のフォトマスクが作られる。異なる実施例に於いては、厚さ０.０２５４ｃｍ（０.０１０インチ）材よりなる５０の薄シートに穴或いは隙間を腐刻する為に、１組１００のフォトマスクが作られる。腐刻されたシートは好ましくは積み重ねられて、位置決めされて、保持されて、そして多数の階段状開口を有するグリッドアッセンブリを形成する。尚、シート毎に所定の角度関係を有する。図３Ａは、好ましい照準グリッド９０の実施例を示している。この変化は、一定の断面を有する（しかし断面は一定である必要な無い）個々の開口を有する多数のＸ線吸収シート１４７を含む。結果、開口１４０は、図示の如く、階段状形状を有する。尚、Ｘ線ペンシルビーム１００は通り抜けてマルチ検出器アレイ１１０に到達できる。図３Ｂに示す変化は、Ｘ線吸収シート１４６に形成された個々の開口自体が階段状になっている点を除いて、図３Ａに示す変換と類似している。これら階段状開口は、若干オフセットさせたシート１４６の各側部からミリング或いは化学的腐刻することによって、図示した形状になるように作ることができる。図３Ｂ形状は非常に望ましい。なぜならば、照準グリッド９０の階段状開口１４０内でのＸ線エネルギー必要量が少ないので、結果的にＸ線ビーム１００の端部でのＸ線フラックスが図３Ａに示したようには減衰されないからである。Ｘ線は通常、チャンネルの荒さに影響されない、そして仮にＸ線が開口内で離散しても、生成されるビームに重大な影響を与えない。Bartow et al. に発行された米国特許２,６３８,５５４「Ｘ線の指向性制御」に述べているように、図３Ａ及び３Ｂに示す階段状開口はＫＸ線強度の制御に関して有利である。
【００６４】
図４は、腐刻されたシート９１から好ましい照準グリッドアッセンブリ９０を組み立てる望ましい方法を示している。好ましくは、５０の腐刻されたシート９１のそれぞれにアライメント穴或いはアライメント開口９４が施されている。腐刻されたシート９１の位置決めの為に、アライメントペグ９５が各アライメント開口９４中に据えられている。組み付けられたシート９１とペグ９５は、アルミニウムリング３５９の中に置かれる。アルミニウムリング３５９には、組立後にピンチオフ３７５によって密閉される真空ポート３７０が備えられている。好ましくは厚さ０.１ｃｍのアルミニウムシート３６５は、リング３５９の上面３８０に真空接着によって張り付け及び密閉される。同様に、アルミニウムシート３６０もリング３５９の下面３８５に張り付けられる。ポート３７０から部分真空が引かれて、ポート３７０はピンチオフ３７５で密閉される。部分真空は、比較的Ｘ線透過性のアルミニウムシート３６０及び３６５にクランピングアクションを引き起こして、腐刻されたシート９１を一体的にそろえて保持して照準グリッド９０を形成させる。開口の中心間距離の現在好ましい公差は、累積誤差を含まずに＋／−０.００１２７ｃｍ（０.０００５インチ）である。開口の大きさの現在好ましい公差は、＋／−０.００２５４ｃｍ（０.００１インチ）である。組立作業を容易にするために、一つおきのシートに設けられる開口の直径はコリメータの出力面での直径より大きくなるようにしても良い。このように、一つおきのシートについてのみ、注意深く位置決めすれば良い。シート９１に用いる素材は上述のように、モリブデン、黄銅、鉛、同、タングステン、タンタル、金、或いはそれらの組み合わせて用いても良い。シート９１の材質としてモリブデンは好ましいが、更に現在では、モリブデンと黄銅の組み合わせが更に好ましい。
【００６５】
照準グリッド９０を製造する別の方法としては、アラインメント穴９４を開口１４０に沿って腐刻するものがある。しかしながら、開口１４０とアラインメント穴９４の大きさの差がある為に、腐刻時間は腐刻する穴の大きさによってきまるので、開口１４０のアンダーカットが生じてしまう。現在好ましい別の方法は、アラインメントペグの最終サイズより小さなパイロットアラインメント穴をシート９１に腐刻しておくことである。そして、腐刻されたシート９１に、パイロットアラインメント穴を所望の直径に広げるリーミング等の追加処理を施す。前述のように、処理を終えたシートは位置決めされて、共にクランプされる。
【００６６】
好ましい走査Ｘ線源１０の詳細について、図５及び６に示す。グリッド制御された電子銃１８５は好ましくは、Ｘ線管１０のフェースに対抗して位置されて、−７０ｋＶから−１２０ｋＶの電位で操作される。電子銃１８５から放射された電子ビーム４０は、制御グリッド１８２に適当な電圧を印加することによって、振幅を急激に零に至るまで減ずるように制御することが出来る。接地された目標５０は好ましくは管のフェース上に位置される、そして電子ビーム４０は好ましくは電子銃１８５から目標５０に向かって射出される。接地陽極１８６は好ましくは電子銃１８５の近傍に置かれると共に、通過する電子を加速するために加速電子ビーム４０に対する中心に置かれた開口１８７を含む。開口電子ビーム４０は陽極１８６に対して加速されて、開口１８７を通り過ぎる。磁気焦点レンズ１８８は、好ましくは、固定の出力を有し、電子ビーム４０を収斂させて焦点６０で目標５０に衝突させる。焦点６０は好ましくは０.３ｍｍの直径を有する。磁気偏向ヨーク２０のコイルを流れる変動電流は、好ましくは電子ビーム４０を偏向させて、前述の好ましい屈曲パターン状に、焦点６０を目標５０の表面上を移動させる。ダイナミックフォーカスコイル１８３は、電子ビーム４０が目標５０の表面上を操作するように焦点６０に対して０.３ｍｍの好ましい直径を維持する為に偏向ヨーク２０を流れる変動電流に同期して変動する電流によって励起される。管は好ましくは、照準グリッド９０の円形アクティブ領域に対応する２５．４ｃｍ（１０インチ）直径の掃引領域を有するように製造される。電子ビーム４０は、円形アクティブ領域の末端で約３０°迄の角度で目標５０を横切る。Ｘ線源１０が使用中の場合は、照準グリッド９０の開口１４０（ステレオ用には二つ）の内一つだけを、Ｘ線ペンシルビーム１００が任意の瞬間に通過する。一実施例によると、焦点６０が開口１４０の前面に直接位置しない場合には、ショートライズ電圧パルスを制御グリッド１８２に印加することによって、電子ビーム４０を遮断できる。このように、操作パルスモードに置いて、Ｘ線管は電力消費を約２５％低減すると共に目標５０の発熱も低減するように効果的に操作できる。
【００６７】
図６に戻って、好ましいＸ線源１０の前面部の断面が図示されている。Ｘ線源１０の内部は真空に保たれている。上述のように、目標５０は、０.５ｃｍ厚さのベリリウム目標指示台５３上に形成された適当な目標部材で構成されている。目標指示台５３の前部は、好ましくは０.２ｃｍ厚さのクーリングジャケット５４であり、冷却水、強制空気或いは好ましくはフルオリナート（Fluorinert）に接続されている。アルミニウムグリッド指示台３６０及び３６５は、それぞれ、好ましくは０.１ｃｍ厚さであり、好ましくは１.２７ｃｍ（０.５インチ）厚さの照準グリッド９０の指示を補助する。目標指示台５３と一体のアルミニウムグリッド指示台３６０及び３６５は目標指示台５３とクーリングジャケット５４中のクーラントは、好ましくは、低エネルギーＸ線を取り除くＸ線フィルタを形成する。現在好ましいＸ線源については、同時出願米国特許出願番号・・・に詳細且つ完全に述べられている。
【００６８】
立体Ｘ線画像
図７において、１つ以上の焦点を有するコリメータ（視準）グリッドが備えられ、立体Ｘ線画像が得られるよう構成されている。もし、例えば、Ｘ線のペンシルビーム１００の軸１０１であって、グリッド９０における開口１４０ａの１つおきの開口軸に相当するものが、マルチ検出アレイ９２の中央における焦点Ｆ１を通過する。また、残りの開口の開口軸はマルチ検出アレイ９３の中央にある焦点Ｆ２を通過する。開口をラスタまたは蛇紋状にスキャンすることにより、第１マルチ検出アレイから「線状」のデータを生成し、第２マルチ検出アレイからも線状のデータを生成する。これを繰り返すことにより、２つの完成された画像であって、あるものを異なった角度から見たものを作ることができ、それを従来の立体画像表示システムにおいて表示させれば、立体Ｘ線画像を形成することができる。
【００６９】
図３Ｃは、立体コリメータグリッドをＸ線吸収材料の多層構造１４７から形成されたものを示す。この実施例においては、開口１４０Ａ，１４０Ｂは、共通の第１開口１４０から分岐されてＶ状に形成され、Ｖ字の２脚に沿ってそれぞれＸ線ペンシルビーム１００Ａ，１００Ｂの通路が構成される。開口１４０Ａ，１４０Ｂは必ずしも共通開口から分岐させる必要はないが、２つのＸ線の共通開口、すなわちＶ字の頂点部分における利点は、マルチ検出アレイ９２，９３が共に同時に照射されることであり、Ｖ字はちょうどＸ線の分離機として作用し、Ｘ線のいくらかはマルチ検出アレイ９２に送られると共に、他はマルチ検出アレイ９３に送られる。これにより、ビーム電流に必要とされるパワーを５０％に低減することができる。
【００７０】
さらに、このシステムは図３Ｄに示すように、第１シートの共通な隣接した開口は最後のシートにおける共通の開口と共用することも可能である。
【００７１】
マルチ検出アレイ
医療機器のいくつかにおいて要求されるように、目標面において、１mm当たり数個の線の対を識別できる程度の解像度を得るためには、逆幾何学システムで知られる空間解像度の限界は、１つの分離されていない検出器の大きさに依存する。一般的に言えば、小さいサイズの分離されていない検出器は、高い空間解像度をもたらすことができるが、大きいサイズの分離されていない検出器は、高い収集効率をもたらすことができる。この相入れない性質により、低いＸ線照射の画像システムを開発することが困難であった。他の問題点は、最適なコリメータを作ることができないことや、Ｘ線シンチレータの高い効率を得ることができないことや、崩壊時間が短いことである。
【００７２】
図８Ａに示すように、たとえコリメータグリッド９０が用いられたとしても、検出器を小さくして解像度を上げれば目標５０から放出されるＸ線の大部分は１つの検出器２５０に入射することはない。実際の工業用の逆幾何学操作ビーム式Ｘ線検査システムは、このようにして作られているが、１回の使用量が問題とされないからである。したがって、１つの検出器２５０の前に鉛製のワッシャーを設けて検出器のサイズを小さくし、空間解像度を上げることはできるが、Ｘ線の密度および／または照射時間を上げる必要がある。
【００７３】
多数の小さな検出器アレイ部材（例えば、図９に示すマルチ検出アレイ１１０）に分割して構成されるマルチ検出アレイを作ることにより、大きな検出面積を得ることができると共に、画像再構築技術を用いることにより、Ｘ線の密度および／または照射時間を上げることなく、１つの小さな検出部材によって得られる解像度と同等の解像度を得ることができる。
【００７４】
個々の検出部材１６０によって決められる解像度は、個々の検出部材１６０からの出力をメモリバッファに分配し、加算することにより維持され、メモリバッファにおいては各アドレス、すなわち各ピクセルは目標面２８０の特定位置に相当する。電子ビーム４０が目標５０に対して間欠的に走査され、コリメータグリッド９０の選択された開口の後ろを照射すれば、ある個別の検出エレメント１６０の出力が加えられるアドレスは変えられる。画像幾何学は図８Ｂ，８Ｃに示されている。図８Ｂにおいて、１つのＸ線１００から５つの画像ピクセルの情報が生成される様子が示されている。各開口１４１から照射される１本のＸ線ペンシルビーム１００は、複数のＸ線マイクロビームに分けられる。Ｘ線マイクロビームの数はマルチ検出アレイ１１０からなる各検出部材１６０の数に相当する。図８Ｂにおいては、５本のＸ線マイクロビーム１４１ａ，１４１ｂ，１４１ｃ，１４１ｄ，１４１ｅの軸線が示されている。図８においては、５つの連続した開口１４１〜１４５から照射されるＸ線ペンシルビーム１００からのＸ線マイクロビームの軸の位置が示されている。これにより、単一のイメージピクセル（ＩＰ）が表示される。５本のＸ線マイクロビーム１４５ａ，１４４ｂ，１４３ｃ，１４２ｄ，１４１ｅから、それぞれＸ線束を受ける５つの検出部材１６１，１６２，１６３，１６４，１６５の出力は互いに加算され、１つのピクセルＩＰの輝度を与える。
【００７５】
すなわち、検出部材１６０の各出力は、後で加算されるために、画像バッファにおいて保持される。保持される位置のメモリアドレスは、目標面２８０内の特定位置であって、１つの画像ピクセルに相当する位置に相当する。
【００７６】
したがって、ある実施の形態においては、各検出部材１６０の出力のメモリ記録アドレスはＸ線ビーム４０が走査される位置にしたがって変化する。この変化は所定の順列にしたがって変わるもので、各メモリアドレスは目標面２８０の特定の画像ピクセルまたはスポットを通過する照射線の和を含むものである。このようにして、システムの空間解像度は単一検出部材１６０の大きさによって決定され、システムのコントラストの解像度は、マルチ検出アレイ１１０からなる検出部材が占める全面積によって決定される。
【００７７】
このマルチ検出アレイ画像幾何学のさらなる利点は、目標面２８０の被写界深度が浅く構成されていることである。目標から前にあるものや後にあるものはボケ（焦点外れ）て見える。第１開口１４１および第２開口１４２からのＸ線ペンシルビームは、図８Ｄに示すように、開口１４１，１４２から距離Ｓ０離れた目標面２８０を通過し、開口１４１，１４２から距離Ｓ１離れた面２８１も通過する。ここで、Ｓ１＞Ｓ０である。図において、○は画像ピクセルＩＰ１〜ＩＰ１０を表す。図面からわかるように、Ｓ１における解像度はＳ２における解像度よりも低い。これにより、目標面２８０における局部的視覚化の構成の詳細が改善される。また、システムの幾何学的な変更を加えることにより、被写界深度を大きくすることも可能である。
【００７８】
マルチ検出アレイ１１０の好ましい実施の形態においては、９６個の検出部材１６０が、正方形のシンチレータ部材で０.１３５mm側部が約１.９３cmの直径の円に沿って配列され、大略円形アレイで構成される。ここで挙げた検出部材の数は一例に過ぎない。マルチ検出アレイ１３の好ましい実施の形態は、後で述べる「リアルタイムアイ」において詳述する。
【００７９】
検出部材
従来の画像改良技術は、システムの感度を制限し、拘束的なものであった。本願発明の目的の一つは、非検査物体に照射されるＸ線のレベルが低減されるような走査ビームＸ線画像システムであって、実行される走査に要求される精度が充分満たされるシステムを提供することである。すなわち、本願発明のシステムにおいては、非検査物体から放出されるＸ線光子を検出するシステムは、最大の量子の検出効率をもたらすものである。この目的を達成するため、各検出部材に用いられるシンチレータ材料は、Ｘ線光子が移動する方向に長さ成分をもち、入射Ｘ線の両端からいかなるＸ線光子が放出されないようにする。すなわち、Ｘ線光子のエネルギーは、材料内において充分に放出され、検出器の出力を最大限に大きくする。
【００８０】
ここで述べる走査ビーム式Ｘ線画像システムにおいて用いることができる検出部材は、数種類ある。その中でも好ましいものは、シンチレータで構成され、これによりＸ線光子のエネルギーが可視光線のエネルギーに変換され、その光強度が、フォトマルチプライヤ、フォトダイオード、ＣＣＤ等のデバイスにより電気信号に変換される。各開口からの情報は、非常に短い時間に受ける必要があるので、シンチレータ材料は早いリスポンスと短い残光特性を有する必要がある。ここで言う残光は、Ｘ線の入射が終わった後においても、シンチレータが光を放出する現象をいう。Ｘ線強度測定がＸ線光子の数をカウントする技術を用いるとすれば、より早いリスポンスと短い残光特性のものが必要となる。
【００８１】
有機材料を含むポリスチレンで構成されるプラスチック製のシンチレータは、早いリスポンスと短い残光特性を有するので、応答性については好ましい。しかしながら、プラスチック製のシンチレータは、Ｘ線光子が作用する断面部分が比較的小さいので、線形のＸ線吸収係数も同様に小さな値となっている。その結果、比較的厚みのあるものを用いてＸ線光子を吸収する必要がある。例えば、１００keＶのＸ線に対し、入射Ｘ線の９９％を捕えるためには、プラスチックシンチレータの厚みは約２８cm必要である。より好ましい材料としては、（１）ＹＳＯ（セリウムが注入されたイットリウム・オキシオルソシリケート）ノースキャロライナ州のシャーロットのエアトロン（リットン）（Ａirtron (Ｌitton) of Ｃharlotte，ＮＣ）の製品、（２）ＬＳＯ（セリウムが注入されたルテチウム・オキシオルソシリケート）シュランバーガ（Ｓchlumberger，Ｉnc.）社の製品、（３）ＢＧＯ（ビスマス・ジャーマネート）オハイオ州ビーチウッドのレクソンコンポーネンツ（Ｒexon Ｃomponents）社の製品等がある。ＹＳＯとＬＳＯは室温で用いることができる点において利点がある。ＢＧＯにあっては、約１００℃まで上げてあげないと約５０ナノ秒の短い残光時間を得ることができない。これらシンチレータの材料は、プラスチックシンチレータであればどのような材料であってもよく、典型的には量産性に適したもので、数mm長のものが好ましい。１００ＫeＶのＸ線に対しては、４５０の場合、好ましい長さは０.５cmである。
【００８２】
好ましい実施の形態においては、マルチ検出アレイ１１０はその入力面に大略円形に緻密に並んだ９６個のシンチレータを有する。Ｘ線ソース５０から、好ましくは９１.４cm（３６インチ）、より好ましくは９４.５cm（３７.２インチ）離れて１２個水平方向に並んだ行が２本と、１２個垂直方向に並んだ列が２本中央に配置される。（図１５）５×５の正方形、および３×３の正方形のアレイもまた可能であり、その他非正方形のシンチレータのアレイで正方形の断面を有するものも可能であり、これらはマルチ検出アレイの中央部に配置されるようにしてもよい。シンチレータ１７０が平行な側面を有する場合、その端部近傍に入射するＸ線は、シンチレータの壁に当たり、それを貫通し、隣接した検出部材のシンチレータに到達し、目的物の誤った空間位置から送られてきたかのような出力を生成し、画像の品質を下げることとなる。この問題は、隣接するシンチレータの間にシールド材を入れることにより対応することができる。採用する画像再生方法によっては、Ｘ線の光子のいくらかは、光の光子を生成することなく失われるが、最終的に得られる映像の品質には実質的な影響を与えるものではない。
【００８３】
図１０において、検出部材１６０の好ましい実施の形態では、各シンチレータ部材１７０は光導管または光ファイバーカプラ１８０につながれ、各シンチレータ部材１７０を光マルチプライヤチューブ１９０または固体検出素子に光学的に結合する。光ファイバーカプラの終端においては、結合オイルが用いられ、インターフェイスにおける伝達を確実なものとする。他方、シンチレータ１７０は対応する光検出器と位置的に接近した位置に配置し、光ファイバーカプラを用いないようにしてもよい。
【００８４】
図１１は光ファイバーカプラを用いない検出部材１６０の構成を示す。各検出部材１６０と対応する位置に開口２１０を設けたＸ線遮断シート２００が、マルチ検出アレイ１１０の前に配置されている。各検出部材１６０は、Ｘ線遮断機能があると共に、光遮断機能をも備えた筐体内に配置されている。窓２３０は、Ｘ線を通過させるが光は遮断する。光を遮断する筐体２２０内には、シンチレータ部材１７０と光マルチプライヤチューブ１９０とが近接して配置され、光マルチプライヤチューブは、更にプリアンプ２４０に電気的に接続されている。
【００８５】
変形例として、シンチレータはフォトダイオードまたはフォトトランジスタなどのアレイもしくはＣＣＤと接触または隣接して設けることも可能であり、これにより、丈夫で小型のディテクタを形成することが可能である。固体素子、特にＣＣＤが用いられる場合、冷却機、例えばヘルチエ型冷却機等を用いて装置のＳＮ比の改善を図るようにするのが好ましい。更に別の変形例として、シンチレータアレイは１つまたは複数の位置検出用の光マルチプライヤチューブとを直接または近接して設け、光マルチプライヤチューブからは光ソースの二次元的な位置や光強さに相当する信号を出力するようにしてもよい。
【００８６】
好ましい実施の形態においては、シンチレータは、その５面にアルミの真空蒸着の膜を施すようにしてもよい。蒸着がなされていない面からは、シンチレートされた光が光検出器に向かって照射される。他の実施の形態においては、シンチレータの５面を二酸化チタニウムで塗布して膜を形成するようにしてもよい。いずれの実施の形態においても、シンチレータ結晶内で、シンチレートされた光は膜で反射されるので、膜が施されていない面以外から光が漏れることを防ぎ、膜が施されていない面に光学的に接続された光検出器に効率良く光の伝達を行なうことが可能である。
【００８７】
いずれかのシンチレータ１７０に入射したＸ線の光子は、最終的なＸ線画像を作るため、そのシンチレータの固有の位置に関する情報をもたらすようにしなければならない。あるシンチレータに入射した光またはＸ線が他のシンチレータにも影響を及ぼすようであれば、画像の品質を落とすこととなる。このようなシンチレータ間におけるクロストークは、次の要因が原因となって生ずる。すなわち、光の直接伝達、入射したＸ線の乱反射、０度以上の入射角でシンチレータの端部に入射したＸ線、シンチレータ部材内で生成された蛍光性のＸ線等がある。この問題は、隣接するシンチレータ間に、光学的には不透明でＸ線を減衰する仕切材１７１を入れることにより解決することが可能である。仕切材１７１の好ましい配置の例を図１２に示す。仕切材１７１の厚みによりＸ線の光子をいくらかさえぎり、Ｘ線の収集能率は低下するが、最終的に得られるＸ線の画像の品質に影響を及ぼすほどのものではない。仕切材１７１の好ましい材料としては、原子番号の大きい材料、例えば金、プラチナ、タンタル、タングステンまたは鉛を用いるのが好ましい。後で詳述する好ましい実施の形態においては、仕切材はタングステンを含んだエポキシで構成される。仕切材１７１の厚みは、好ましくは０.００５cm（０.００２インチ）から０.０１３cm（０.００５インチ）の範囲とする。仕切材１７１の厚みや材料はシンチレータの材料を何にするかによって異なる。ＹＳＯから放出される目立った量の蛍光性のＸ線は、約１５keＶのエネルギーを有するが、これに対しては仕切材１７１の厚みは上述の範囲の下位に近い値をとればよい。他方、ＬＳＯから放出される目立ったＸ線は、約５４keＶのエネルギーを有し、これに対してはより厚い仕切材を設ける必要がある。
【００８８】
コリメータグリッド９０の丸い活動的な部分はマルチ検出アレイ１１０が占める部分よりも大きくすることが好ましい。したがって、コリメータグリッド９０の各開口１４０から射出されたＸ線のペンシルビーム１００の軸はマルチ検出アレイ１１０に向かって収束するが、各ペンシルビーム１００におけるＸ線は、懐中電灯のごとく広がり、マルチ検出アレイ１１０の面をカバーする。
【００８９】
画像再生
本願発明においては、画像再生システムを採用し、高品質のＸ線画像を得ることができる。マルチ検出アレイの出力は、ビデオモニタの画像輝度入力に直接接続すべきではない。各画像ピクセルのデジタル化された強度（輝度）データは、「フレーム記憶バッファ」内の所定のアドレスに記憶される。このようなバッファは必要に応じて複数個用いることも可能である。バッファ内のピクセルアドレスは任意にアクセスすることができ、強度値は数学的に処理することができる。この機能により、種々の画像強調処理を行なうことができ、検出アレイの個別的部分からのデータのピクセル割り当てを行なうことも可能である。
【００９０】
図１３は、開口１４０からマルチ検出アレイに送られる単一のＸ線のペンシルビーム１００の広がり、および目標面２８０における目標８０（図示せず）といかに交差するかを示す。画像ピクセル１２１は、目標面２８０におけるＸ線のペンシルビームが交差する面１２２からなる複数の画像ピクセルの１つに過ぎない。セグメント化されたアレイを有するＸ線のマイクロビームの軸１０２の代表例が示されている。図１３において、Ｘ線のペンシルビーム１００がコリメータグリッド９０の単一開口１４０を通って射出される様子が示されている。開口４０から放出されるＸ線ペンシルビーム１００はコーン状に広がる。開口から出る時点においては、その断面サイズは開口の大きさであるが、９６個のマルチ検出アレイ１１０に達する時点においては、その断面はマルチ検出アレイの検出部材のシンチレータをカバーする大きさとなっている。９６個のマルチ検出アレイ１１０は、所定の位置で所定の配列で並べられているので、Ｘ線ビーム１００のコーンにより、Ｘ線ペンシルビームがマルチ検出アレイの面を交差する際にちょうどマルチ検出アレイ１６０の表面をカバーする。
【００９１】
Ｘ線ペンシルビーム１００が目標物８０を通過すると、マルチ検出アレイ１１０によりＸ線の強度が検出され、目標物８０の情報が検出される。マルチ検出アレイ１１０は９６個の個別の検出部材で構成されるので、各検出部材１６０はＸ線ペンシルビーム１１０の一部であって、その検出部材１６０と交差する特定のＸ線マイクロビーム１１０の強度のみを検出する。Ｘ線マイクロビームの断面形状および面積は、検出部材の受光面の形状および面積に対応する。例えば、受光面が矩形であれば、Ｘ線マイクロビームも矩形の断面形状を有する。コリメータグリッド９０の各開口１４０から射出されるＸ線ペンシルビーム１１０は、Ｘ線ペンシルビーム１００の通路１２２にある目標物８０の９６の区画に関し、９６個の個別の情報（各検出部材の強度値）を一群として生成する。各Ｘ線マイクロビームからの強度の情報は、部分的な画像ピクセルの情報を与える。この情報を集めることにより、目標物８０の所定の面における各画像ピクセルについて完全な画像ピクセル情報を生成することができる。
【００９２】
図１４は、全開口１４０から出されるＸ線マイクロビームのすべての軸１０２を示し、これらはマルチ検出アレイ１１０に向かって放出される際に、目標面２８０において単一の画像ピクセル１２１と交差する。このＸ線マイクロビームの一群で構成される画像ピクセルは、ビデオモニタ上に１つの画像ピクセルを生成するように処理される。走査ビームＸ線システムの好ましい実施の形態においては、コリメータグリッド９０の開口１４０は所定のパターンを有するＸ線ペンシルビーム１００を生成する。Ｘ線ペンシルビーム１００が目標物を通過する際、近傍の開口からのＸ線マイクロビーム１０１、例えば目標物内のある点１２１（１つの画像ピクセル）と交差する。目標物を貫通したＸ線ペンシルビーム１００からのＸ線マイクロビーム１０１のそれぞれの強度は、交差点における目標物の情報を提供する。この実施の形態においては、目標物の各交差点は１つの画像ピクセル１２１と見なすことができる。本願で詳しく述べる技術により、各画像ピクセル１２１は、Ｘ線マイクロビーム１０１群の強度情報を数学的に処理して得ることができる。Ｘ線マイクロビーム１０１群は、目標物の画像ピクセル１２１における点を貫通するＸ線マイクロビームを放出する開口の画像ピクセル群から放出されたＸ線ペンシルビーム１００のそれぞれに対し、検出部材１６０により生成される。
【００９３】
本発明の好ましい実施の形態においては、出力画像は好ましくは、縦５００個、横５００個の合計で約２５０,０００個のピクセルで構成される。以下に説明する例においては、走査されるＸ線ソースはコリメータグリッド９０の１００行目、１００列目における点Ｐに一時的に合わされるものとする。さらにこの例においては、検出アレイ１１０は、９個の検出器１７９（図１２）が正方形に配置された３×３個のマルチ検出アレイ１１０で構成され、各検出器１７９は、単一の画像ピクセルに寄与するすべてのＸ線照射と交差するために必要な大きさを有する。他のアレイの構成も同様なものとしてもよい。
【００９４】
マルチ検出アレイ１１０の各検出器からデジタル化して得られた強度値は以下に示すピクセルバッファアドレスに記憶される。
【００９５】
検出器１……行９９，列９９
検出器２……行９９，列１００
検出器３……行９９，列１０１
検出器４……行１００，列９９
検出器５……行１００，列１００
検出器６……行１００，列１０１
検出器７……行１０１，列９９
検出器８……行１０１，列１００
検出器９……行１０１，列１０１
この例においては、データ割り当ての対応するパターンは、走査するＸ線ビームがすべてのピクセルの後ろを通過するにしたがって繰り返される。
【００９６】
表示される画像は、サブサンプリングの割合が１：１の場合、各画像ピクセルの数値的な値は「n」部分の和に等しく、ここでnマルチ検出アレイ１１０に存在する検出器１７９の個数を表す（上述の例ではn＝９）。
【００９７】
この例にしたがって構成すれば、マルチ検出アレイ１１０は、画像再構成方法と共に、最適な焦点が得られる実用的な距離を固定する効果を有し、従来例におけるセグメント化されない検出器を用いた走査ビーム画像システムにおいては得られることができなかった最適の焦点面を得ることができる。
【００９８】
マルチ検出アレイを構成する場合、次のパラメータを考慮する必要がある。
【００９９】
１．Ｘ線ソース（ターゲット５０）からのコリメータビームの大きさおよび形状；
２．ターゲット５０とマルチ検出アレイ１１０との距離「ＳＤ」（図８）；
３．ソース５０と着目した目標物２８０の中心との距離「ＳＯ」；
４．着目した目標物８０における望ましい解像度またはピクセルの大きさ；
５．医療用機器への適用の場合、マルチ検出アレイ１１０の全面積はコリメータグリッド９０から射出されるＸ線ペンシルビーム１００にあるすべてのＸ線と交差するのに十分な面積を有する必要があり、これにより、画像形成には寄与しないはみ出たＸ線が患者に照射されるのを防ぐ。
【０１００】
本発明の好ましい実施の形態においては、ターゲット５０とコリメータグリッド９０の出口側２６０との距離は約２.２７１cm（０.８９４インチ）であり、より好ましくは、２.５４cm（１.００インチ）である（図３および図６を参照）。開口１４０は好ましくは円形とし、その直径は０.０３８１cm（０.０１５インチ）とする。マルチ検出アレイ１１０は、好ましくはターゲット５０から約９１.４cm（３６インチ）離れており、より好ましくは約９４.５cm（３７.２インチ）離れている。Ｘ線ペンシルビーム１００の広がり角は次式で計算される。
【０１０１】
２＊ＡＲＣＴＡＮ（（スポット直径／２）／（（開口幅／２）＋（スポット直径／２））＊（スポット直径）
照射されたＸ線ペンシルビーム１００の直径は、ＳＤ＊ＴＡＮ（広がり角）で表される。マルチ検出アレイ１１０のより好ましい直径は約２.５４cm（１インチ）である。
【０１０２】
例えば、２.５４ｃｍ（１インチ）平方の複数検出器アレイサイズ（a multi-dector array size）で、もし、撮像されるべき物体平面がターゲット５０から２２.８６ｃｍであり、物体平面での所望の画像ピクセルサイズが０.０５０８ｃｍ（０.０２０インチ）であり、ターゲット５０から複数検出器アレイまでの距離が９１.４ｃｍ（３６インチ）であるとき、検出平面２７０での画素ピクセルの投影サイズは、（ＳＤ／ＳＯ）＊対象物でのピクセルサイズ、すなわち０.２０３２ｃｍ（０.０８０インチ）となる。所望の解像度は、１つの側面に１２から１３の検出素子を有する正方形の複数検出器アレイにより２.５４ｃｍ（１インチ）を０.２０３２ｃｍ（０.０８０インチ）毎に分割して得られる値であってもよい。他の構成は本発明が用いられる環境により変化してもよい。
【０１０３】
最適空間解像度平面（the plane of optimum spatial resolution）ＳＯ（図８Ｄ及び図１４の２８０）の外側では、空間解像度は低下する。人間の心臓の画像のようないくつかの応用において、システムの被写界深度の外側にある低下した空間解像度は有利な点であると考えてもよい。なぜならば、対象領域の詳細な外側をぼんやりさせることが対象領域内の詳細の認知を増加させる傾向にあるからである。
【０１０４】
上記のようにして得られるデータから、利用可能な画像を得るためにいくつかの方法が利用できる。前述したように、単純たたみ込み法（a simple convolution  method）を利用してもよい。ここでは、入力したデータから最大解像度及び感度を得るため２つのさらなる方法が好ましい。これらは、多重画像たたみ込み法（the multi-image conolution method）及び多重出力たたみ込み法（the multi-output convolution method）と呼ばれる。両法に対して、以下のことを仮定する：
視準グリッド（collimation grid）９０（図１４）において、アパーチャ（aperture）の行ＡＰxとアパーチャの列ＡＰyがあると仮定する。行と列が交差する各点が「アパーチャ点」である。視準グリッド９０の円形活動領域の外側にあるそれらのアパーチャ点は、画像に対する輝度（intensity）が測定されなかったように寄与し、すなわち、それらが「暗（dark）」であるかのように取り扱われる。走査中に電子ビーム４０により照射されないアパーチャ点も同様に、画像に対する輝度が測定されなかったように寄与し、すなわち、それらもまた「暗（dark）」であるように取り扱われる。
【０１０５】
今、図１４および図１５に目を転じて、疑似円形配列において、複数検出器アレイ１１０は検出素子１６０の行の最大値ＤＥＴxと検出素子１６０の列の最大値ＤＥＴyとがあると仮定する。
【０１０６】
ＺＲＡＴＩＯは０と１の間の実数である。もし、ＺＲＡＴＩＯ＝１であれば、焦点は検出器２７０平面上にあり、ＺＲＡＴＩＯ＝０であれば、焦点はターゲット５０平面上にある。ＺＲＡＴＩＯ＝０.５であれば、焦点は検出器２７０平面とターゲット５０平面との真ん中にある、等のようになる。ＰＩＸＥＬＲＡＴＩＯは、行または列において隣接する検出素子間の物理的距離中に存在する画像ピクセルの数である。例えば、もし、物体平面２８０上での画像ピクセルの中心間の間隔が０.０１ｃｍで、検出素子平面２７０上での検出素子の中心間の間隔が０.１ｃｍの場合、ＰＩＸＥＬＲＡＴＩＯ＝１０になる。ＦＯＣＵＳ＝ＺＲＡＴＩＯ＊ＰＩＸＥＬＲＡＴＩＯ。焦点は典型的には０.５から２.０の間にあり、通常、１.０である。
【０１０７】
ＩＭＡＧＥは、ＤＥＴx×ＤＥＴyのサイズのデータ配列であり、特定の走査に対する輝度情報を含んでおり、また、特定のアパーチャ点に対応している。ＰＩＸＥＬは、ＤＥＴx×ＤＥＴy×ＡＰx×ＡＰyのサイズの４次元配列であり、全て（あるいは一部分）のアパーチャを走査することにより得られるＩＭＡＧＥデータ配列を含んでいる。本発明に係る好ましい実施形態では、ＰＩＸＥＬは走査毎にリフレッシュされる。
【０１０８】
電子ビーム４０がターゲット５０平面を走査するとき、実際には、それは選択されたアパーチャ１４０の中心に位置付けられ、「発射され（fired）」、その後、再度位置づけられる。このように、各発射すなわちパルスに対して、ＩＭＡＧＥデータ配列が得られる。これらのデータ配列が、いくつかの用途を有する表示可能な画像に直接的に構成され、それらを結合することによってより低い照射量（dosage）でより高い解像度および感度が得られる。
【０１０９】
第１の好ましい画像を結合する方法は多重画像たたみ込み法と呼ばれている。多重画像たたみ込み法において、ＡＰx×ＡＰyのサイズのＯＵＴＩＭＡＧＥ輝度配列は、それらはＣＲＴすなわち表示手段等に表示され得る、ＯＵＴＩＭＡＧＥ（ｘ，ｙ）を以下の値に割り当てることにより構成される：
【０１１０】
【数１】
2005342514.tif 000003
ＡＰx×ＡＰyの数のＩＭＡＧＥデータ配列を結合し有益な画像にする第２の好ましい方法は、多重出力たたみ込み法と呼ばれる。この場合、ＤＥＴx×ＤＥＴyセンサのセンサ配列によって、ＤＥＴx×ＤＥＴyの二値化装置（すなわち、それらと等価な、多重化された）および同数のピクセル積算回路が生ずる。各センサからの二値化された値は、ＳＥＮＳＯＲ（ｊ，ｉ）と呼ばれる。最後のＯＵＴＩＭＡＧＥ配列は以下のようにして計算される−−出力画像配列ＯＵＴＩＭＡＧＥ（ｙ，ｘ）（ｙは１からＡＰyまで、ｘは１からＡＰxまで）における各ピクセルに対して、各ＤＥＴx×ＤＥＴyの原画像ＳＥＮＳＯＲ（ｊ，ｉ）（ｊは１からＡＰyまで、ｉは１からＡＰxまで）のそれぞれからの画素の１つは、目的画像ピクセルＯＵＴＩＭＡＧＥ（ｙ−ｊ＊ＦＯＣＵＳ，ｘ−ｉ＊ＦＯＣＵＳ）に積算される。その後、ＯＵＴＩＭＡＧＥ配列に対して、それらの各要素がＤＥＴx×ＤＥＴyにより除算されることにより正規化がなされる。
【０１１１】
これらの技術に対して、ＦＯＣＵＳ因子の分数部分（the fractional part）に基づいて線形補間が実行されることによりさらなる改善が行われてもよい。
【０１１２】
多重画像たたみ込み法の多重出力たたみ込み法に対する利点は、前者はデータが収集された後で最適な焦点平面がソフトウェアにおいて選択されることである。後者ではそうならない。しかしながら、後者の方法は、タイミングが限界である場合は、より速く実行されてもよい。
【０１１３】
本発明の種々の構成についていくつかの好ましい実施形態を説明してきたが、以下の仕様は本発明に係る好ましい走査ビーム撮像システムを例証する：
テーブルＩ
グリッド
形状：                            円型
直径：                            ２５.４ｃｍ（１０インチ）
アパーチャ間隔：                  ０.０５０８ｃｍ（０.０２０インチ）
０.１５２ｃｍ
（副サンプリングに対して０.０６０インチ）
アパーチャの行または列の最大数：  ５００（副サンプリングに対して１６６）グリッドの円形活動領域：          ５０６.４５  平方ｃｍ
（７８.５平方インチ）
アパーチャの数：                  約１９６,３５０
（副サンプリングに対しては約２１,６３０）アパーチャ断面：                  円型
アパーチャ直径：                  ０.０３８１ｃｍ（０.０１５インチ）
アパーチャ間の間隔：              ０.０１２７ｃｍ（０.００５インチ）
（副サンプリングに対して０.０４５インチ）グリッド出力面からターゲット表面
までの距離：                      ２.５４ｃｍ（１.０インチ）
一般的なシステム構成
ソース−検出器距離：              ９４.５ｃｍ（３７.２インチ）
物体平面の位置：                  ソースから２３.６ｃｍ（９.３インチ）
走査周波数：                      ３０Ｈｚまで調整可能
（もし対象領域が走査されなければ）
Ｘ線管に対する動作電圧：          ７０−１２０Ｋｖ
検出アレイ
全体形状：                        疑似円形（図１５）
検出素子の入力面の形状：          正方形
検出素子の入力面のサイズ：        ０.１４２ｃｍ×０.１４２ｃｍ
検出素子の数：                    ９６
アレイ直径：                      １.８３ｃｍ（０.７２インチ）
最適焦点面の視野：                １９.０５ｃｍ（７.５インチ）
最適焦点面のピクセルサイズ：      ０.０３８ｃｍ
検出間隔：                        ０.１５２ｃｍ
解像度：                          約２０線対／ｃｍ
したがって、複数検出器アレイを利用した走査ビーム撮像システムの１つの実施形態が示されるとともに説明された。これは、同時に高解像度、高感度および試験対象に対する少ないＸ線照射を実現する。このシステムはまた、最適焦点面がターゲット５０と複数検出器アレイ１１０との間で変化することを許容し、また、効果的に働く被写界深度を与える。
【０１１４】
副サンプリング技術
以下は、コンピュータ処理のオーバヘッド及び走査Ｘ線ビームシステムの電力消費を削減する副サンプリング技術を利用した本発明の特定の実施形態に関する。  標準的なビデオ品質の画像は典型的に６４０×４８０ピクセルを用い、３０Ｈｚで更新される。これにより、通常、約１２ＭＨｚのピクセルサンプリングレートが必要とされる。Ｘ線管の高電圧ビームを２５０,０００の異なるアパーチャに、そのレートで正確に配置することは、典型的には高精度で、かつ、高い電力消費を必要とする。Ｘ線検出器の大規模アレイからの１２ＭＨｚのレートでの信号の二値化は、同様に高価であり、大きな電力を消費する。このように、走査ビーム撮像システムの空間的あるいは時間的解像度の重大な削減範囲内の１２ＭＨｚ以下のピクセルサンプリングレートの削減は、初期ユニットコスト、電力消費による運用コストおよびＸ線管による廃熱に対して必要とされる冷却の削減において有効である。
【０１１５】
したがって、空間的または時間的解像度を実質的に与えながらピクセルサンプリングレートを低減する方法が開発されてきた。ここでは、この方法は、「副サンプリング」として参照され、ここで説明される走査ビーム撮像システムの実施形態によって最良の形で実施される。これは、他の構成に対する使用に適用することもできるが。この実施形態の利点は、Ｘ線管１０内の電子ビームの屈折に対する電力消費を低減すること及び単純な回路をより簡単にすること、視準グリッド９０の製造コストを低減すること、物体８０の画像を分解するために必要な計算の複雑さを低減することであり、また、当業者により他の利点等も明らかにされるであろう。
【０１１６】
この実施形態にしたがって、所望の画像ピクセルの数より少ない数のアパーチャを有する視準グリッド９０が製造される。言い換えれば、副サンプリングにおいて、画像ピクセル（「ＩＰ」）数に対するアパーチャ（「ＡＰ」）数の比は１より小さくなる（全ＡＰ／全ＩＰ＜１）。好ましくは、ＡＰx＝ＡＰy＝１６６（５００よりもむしろこの値が好ましい）となる。他の数でも本発明の範囲内である。計算される視点から低減することの利点は以下に明らかになる。製造の視点から、それは、製造に必要とされるアパーチャの数が近似的に１／９であるずっと単純な構造となる。この副サンプリングされたシステムは、全体的にサンプリングされたシステムよりもより少ないアパーチャを必要とするため、隣接するアパーチャを干渉するアパーチャ９０を有するという問題を生ずることなしに、より高い屈折角（すなわち、視準グリッドの全面２６０に対してアパーチャがなす角度）を有するグリッドを製造することがより簡単となる。このことは、ステレオグリッドにおける隣接するアパーチャが異なる検出アレイに向けられ、これにより、アパーチャ干渉を回避するために非ステレオグリッドよりも、より物理的な分離が必要とされるという理由から、ステレオグリッドが製造されるときに特に有効である。
【０１１７】
好ましい本実施形態において、視準グリッド９０のアパーチャ１４０は、好ましくは、最大次元がＡＰx行×ＡＰy列の円形配列を有する。好ましい本実施形態において、計算目的のために、この配列は、情報に寄与しないすなわちＸ線ペンシルビーム１００を通過させるために決して使用されない円形境界の外側のアパーチャに対するＡＰx行×ＡＰy列次元の長方形として取り扱われる。
【０１１８】
複数検出器アレイ１１０の検出素子１６０の入力面もまた、図１５に示すように、最大次元がＤＥＴx行×ＤＥＴy列となる円形配列に好ましく配列される。計算目的のために、好ましい本実施形態において、この配列は、情報に寄与しないすなわち常に「暗」またはＸ線照射のない円形境界の外側の検出器に対するＤＥＴx行×ＤＥＴy列次元の検出素子１６０の長方形として取り扱われる。
【０１１９】
もし、全アパーチャ数が画像ピクセルの数に等しければ、ピクセルサンプリングレートは、視準グリッドの全アパーチャ１４０よりも少ない照射、すなわち、副サンプリングにより低減される。好ましくは、照射されるべきでないアパーチャを持たない視準グリッドが使用される。例えば、視準グリッドは、所望のアパーチャ・画像ピクセル比に応じた数のアパーチャを有する。所望のアパーチャ・画像ピクセル比を達成するために必要な数よりも多いアパーチャを有する視準グリッド９０において、各行における視準孔のみ、及び、所望のアパーチャ・画像ピクセル比を達成するために照射される必要のある各列における視準孔のみを照射することにより、画像が複数検出器アレイ１１０を用いて形成される。
【０１２０】
従って、ターゲット５０を横切って電子線がスキャンされた場合、１つの画像ピクセル（VDETｘ）に情報を提供するマルチ検出アレイ１００の横行の検出エレメントの個数と、同じ１つの画像ピクセル（VDETｙ）に情報を提供するマルチ検出アレイ１００の縦行の検出エレメントの個数とに対応するピクセルの画像タイルの外側で、画像は形成される。このことは、(DETｘ×DETｙ／VDETｘ×VDETｙ)：１であるサブサンプリング比に対応するものであり、サブサンプリングがないので、１：１であるサブサンプリング比率に低減するものである。よって、Ｘ軸方向（横行方向）でDETｘからVDETｘへ、及びＹ方向（縦行方向）でDETｙからVDETｙへ仮想検出エレメントの個数を変化させることで、サブサンプリング比が調整されてもよい。図３６で示されてたようなVDETｘ＝VDETｙ＝４である好ましい実施例に従うと、（１２×１２／４×４）：１即ち９：１であるアパーチャーピクセル比で画像が形成される。
【０１２１】
１２×１２検出器が用いられ、サブサンプリング比が１４４：１である位置では、フォトモザイクのように互いに実質的に糊付けられた非オーバーラップ画像の多くから、画像が形成される。実在する多くのシンチレーター及び検出器は、通常全てが完全で個々に応答するのでなく、通常Ｘ線ペンシルビーム１００は完全に均一でなく、通常平行光線グリッドアパーチャーは個々の領域で全く完全に同一でないからであり、さらに好ましい実施例では正方形というよりむしろ円形検出器が用いられているからであり、検出器の非線形性とノイズとの平均化を可能にする為に幾分のオーバーラップが大いに望まれるからである。
【０１２２】
サブサンプリング比が、画像ピクセルの検出器サイズより小さい場合（即ち、本実施例では１４４：１よりも小さい場合）、総計され、平均化されたオーバーラップされたタイルから、画像は形成される。サブサンプリング比が、検出器サイズ（画像ピクセルでの）と同じマルチプルでない場合、又は好ましい実施例のようにマルチプル検出器アレイ１１０が方形でない場合、各画像ピクセルに付加された異なる数のサンプルが存在するだろう。より均一な写真を得るために、各仮想検出器からの数値は、標準化され、異なる約数を用いて合計値を平均し、各画像ピクセルを発生させる。
【０１２３】
以下の計算では、VDETｘは、Ｘ方向（横行方向）のサブサンプリング値を示し、さらにVDETｙは、Ｙ方向（縦行方向）のサブサンプリング値を示す。例えば、VDETｘ＝VDETｙ＝１２の場合、サブサンプリングは無い。同様に、本実施例でＶDETｘ＝VDETｙ＝１の場合、ピクセルはタイル化される。５００×５００アパーチャーであるアレイを有するコリメーターグリッド９０の各第３アパーチャーが照射されると、１６６×１６６アパーチャー、即ちＸ方向の１／３、Ｙ方向の１／３がスキャンされ、１２×１２検出器とともに９の約数によって得られるデーターを低減し、このことで、（１２×１２／４×４）：１又は９：１であるサブサンプリング比を提供する。何人かが終日１６６×１６６のアパーチャーを利用しようとする場合は、５００×５００のアパーチャの必要はなく、必要とされる１６６×１６６アパーチャーは平行光線グリッドに含まれるであろうことに注目せよ。  １実施例によると、平行光線グリッド（５００×５００アパーチャー）中の１／９のみが用いられ、又は電子ビーム４０で照射され、画像を発生させる。フレーム比が一定に、例えば３０Ｈｚに保持されると、電子ビームを駆動する回路の周波数レスポンスのように、電子ビームステップの数は９程度まで低減される。走査線の数は、１／３まで低減されるので、ターゲットを横断する水平ビーム平均速度は、１／３まで減速される。画像ピクセル再構成比は、平行光線グリッドアパーチャー比（アパーチャーが、スキャン又は照射される比率）と同じであり、さらにまた１／９まで低減される。
【０１２４】
コリメーターグリッド９０がアパーチャーの５００×５００アレイを含んでいて、マルチ検出アレイ１１０が検出エレメント１６０の１２×１２アレイを含んでいて、各アパーチャーが照射された場合に、画像ピクセルが１：１であるアーチャー比を達成するように配置された本実施例に従うと、検出エレメントはVDETｘ＊VDETｙである。VDETｘ＝VDETｙ＝１の位置で、１４４：１であるサブサンプリング比を用いた場合、デジタル化された１つのサンプルのみが、各画像ピクセルに用いられる。検出エレメント出力の標準化によって、ビーム、シンチレーター、検出器及びアンプの不均一を平滑にする。サブサンプリング比は、許容できる画像の品質を保証する状態に適切な水準にセットされるべきである。サンプリング比は、ユーザーの画像の質に対する好みと特定の環境の組み合わせで与えられる状況とで調整されることができる。
【０１２５】
Ｍ，Ｎ画像再構成
マルチプル焦点面に沿って画像を再構成するため、好ましい二者択一的な画像再構成方法が用いられることが可能である。好ましい本画像再構成方法は、ｍ，ｎ画像再構成と呼ばれる。図６７は、規則的に間隔がおかれたＸ線ソースの２次元アレイと規則的に間隔がおかれた検出器の２次元アレイとを通した断面図を示すものである。ソース面２７１と検出面２７０とに平行な多くの面があり、係る面上の規則的に間隔がおかれたポイントをマルチプルビームが通過することが注目されるであろう。これらの面は、焦点面又は画像面として適用される。規則的に間隔があけられたポイントは、画像ピクセルとして適用される。各焦点又は画像面は、別の焦点面と異なり、ソースからの距離を含んでいて、画像ピクセルから間隔があけられていて、さらに画像面を計るという特性を含んでいる。本発明に従って、これら別の画像面を再構成する方法が提供される。
【０１２６】
本方法の実施例を説明するため、好ましくはＸ、Ｙの両方向でピッチがλｓであり、Ｘ方向がSOURCEｘ、Ｙ方向がSOURCEｙである規則的なアレイである、ソースのアレイが、好ましくはＸ、Ｙの両方向でピッチがλｄであり、Ｘ方向がDETｘ、Ｙ方向がDETｙである規則的なアレイである検出器のアレイを備えて用いられる。各ソースは、アレイの全検出器を照射するＸ線１００のペンシルビームを発生させる。それ故、検出器毎に１つＸ線マイクロビームを備えて、各Ｘ線ペンシルビーム１００はＸ線マイクロビームのアレイ内で分離される。本例において、ペンシルビーム毎のDETｘ＊DETｙマイクロビーム、及びDETｘ＊DETｙ＊SOURCEｘ＊SOURCEｙのマイクロビームの総計に対するSOURCEｘ＊SOURCEｙペンシルビームが存在する。  強度（i,j,k,l）は、ソースSOURCE（k,l）が照射された場合に検出器DET（i,j）で検出されるＸ線照射の強度である。本例では、ｉ＝［ｌ，DETｘ］、ｊ＝［ｌ，DETｙ］、ｋ＝［ｌ，SOURCEｘ］及びｌ＝［ｌ，SOURCEｙ］となる。
【０１２７】
各焦点面は、図６８で示されるようにｍ＊λｄ  とｎ＊λｓとを相似三角形の底辺長とする一対の自然数（整数≧１）ｍ、ｎで示され、それらが焦点面を決定する。本例では、Ｚｄはソースから検出器までの距離に等しい、そしてＺｆｐがソースから焦点面への距離に等しい。従って、ソース面２７１から特定の焦点又は画像面への距離であり、数値ｍ，ｎで記述されたものは、
【０１２８】
【数２】
2005342514.tif 000004
で示すことができる。
【０１２９】
本方法によると、特定の焦点面ｍ，ｎでの画像の再構成は、各画像ピクセルIMAGEｍ,ｎ(i*n+k*m+l*m)内の各強度値(i,j,k,l)を総計して２次元アレイIMAGEm,nを形成することで実行することができる。
【０１３０】
アレイIMAGEｍ,ｎの最大Ｘ、Ｙ表示は、DETｘ*n+SOURCEｘ*m、及び DETｘ*n+SOURCEｙ＊mで表される。
【０１３１】
本実施例の特定のパラメーターに関して、自然数ｍ,ｎとしての数値は、全ては適切でない。例えば、ｍとｎとが共通の約数（例ｍ＝６、ｎ＝２）を有する場合、アレイIMAGEｍ,ｎは、まばらに充填される。ｍ＝６、ｎ＝２を用いて再構成された画像は、ｍ＝３、ｎ＝１を用いて再構成された画像と等しい。アレイIMAGE６，２は、IMAGE３，１の４倍のエレメントを有するが、  ゼロでないのは、IMAGE６，２のエレメントの１／４のみだろう。IMAGE６，２の縦列、横列の全ゼロを除去することで，IMAGE３，１を形成する。
【０１３２】
図６８を参照にして、本例では、例えば相似３角形の両方の底辺を２重又は３重にすることで、合成された焦点面の位置を変更することはないことにも注目されるだろう。
【０１３３】
焦点地点  λｆｐでの画像ピクセルのピッチは以下の様に示すことができる。
【０１３４】
【数３（ａ）】
2005342514.tif 000005
【０１３５】
【数３（ｂ）】
2005342514.tif 000006
【０１３６】
【数３（ｃ）】
2005342514.tif 000007
図６８を引用して、毎月Ｘ及びＹ方向の検出器が用いられ、別の特定の画像ピクセルを再構成されることが注目されるであろう。従って、平均してDETｘ*DETｙ/m２マイクロビームがピクセル毎に存在する。本例でのマイクロビームの総数がDETｘ*DETｙ*SOURCEｙ*SOURCEｙであるので、画像ピクセルの総数は、
【０１３７】
【数４】
2005342514.tif 000008
と示すことができる。
【０１３８】
画像周辺の周りの部分的な画像再編成のため、完全に再構成された画像ピクセルの数は、上記数値よりもわずかに小さいものであり、かつ、完全で部分的に再構成された画像ピクセルの総数は、上記の数値よりもわずかに多い。
【０１３９】
本例では、ソースアレイのサイズが、Ｘ方向がSOURCEｘ*λｓで、Ｙ方向がSOURCEｙ*λｓである場合、観察領域のサイズ（焦点面での）は、
【０１４０】
【数５】
2005342514.tif 000009
と示すことができる。
【０１４１】
ｍ，ｎ画像再構成方法は、先に記載された再構成方法よりも順応性がある。図６７で示されたように、ｍ，ｎ画像再構成は、ソース面と検出面の間の多くの位置で焦点面の幅広い変化を発生させることができる。焦点面の多くは、画像を空間的に決定しつつ形成するのに用いられることのできる画像ピクセルの間の微細なピッチを有する。
【０１４２】
画像化される対象物の興味がある領域付近で適切な画像面を簡単に選択することで、ソースと検出器に関して焦点面とを移動させるために、焦点面の幅広い変化を再構成させる能力が用いられることが可能である。
【０１４３】
興味ある領域付近のマルチプル焦点面を同時に再構成させることで、画像領域の効果的な深度を増加させるためにも、ｍ，ｎ画像再構成方法は利用されることができる。再構成された面は結合されて、Ｘ線ソース面からのより広い範囲内での優れた位置決定で１つの画像を形成することができる。例えば、各再構成された面から高周波数成分のみを共に空間的に加重することで、再構成されたマルチプル面は結合されることができる。
【０１４４】
システムの説明
図１８〜２５は、本発明による好ましいステレオ走査ビームｘ線撮像システムの機能ブロック図である。図１７は、この好ましいシステムの単独のブロック図を作るように図１８〜２５が配置できるようすを表す。医学的用途のため、好ましくは、ｘ線源とマルチデテクタアレイとが、移動可能なＣアームに取り付けられる。ここに、ｘ線源は、調節可能な患者テーブルの上方に取り付けられ、マルチデテクタアレイは、このテーブルの下方に位置される。
【０１４５】
図１８は、ｘ線源の１部である高電圧ターミナル８０３のブロック図を含む。高電圧ターミナル８０３は、好ましくはハウジング（図示しない）の中に収容されていて、電子ビーム１２４０を生成し制御する電気部品を含む。ｘ線源に電力を供給するのに必要な高電圧は、１つのケーブル１０１０により、外部の調節可能な高電圧電源７９０から高電圧ターミナルに供給される。好ましくは、高電圧ターミナル８０３の中の全電気部品は、高電圧電源の出力ポテンシャルでフロートする。高電圧ターミナルのこの独特な構成は、高電圧ターミナルへの単独の電気接続のみを生じる。好ましくは、すべての他のデータと、高電圧ターミナルとの間の電力輸送は、ファイバを用いた光結合を介して、また、絶縁トランスを介して達成される。この好ましい高電圧端子の構成と動作のより詳細な説明は、係属中の米国特許出願第０８／３８１,８８４号に記載されている。
【０１４６】
高電圧ターミナル８０３におけるグランドに対する高い動作電圧（−２００ｋＶ〜−１２０ｋＶ）のため、好ましくは、高電圧ターミナル８０３を周囲から電気的に絶縁するために、ハウジングは、電気絶縁媒体（好ましくは加圧ＳＦ６（６フッ化イオウ）ガス）で満たされる。
【０１４７】
高電圧絶縁トランス７４４は、高電圧ターミナル８０３における回路のため電力を供給する。絶縁トランス７４４の２次巻線１２７１は、高電圧ターミナル８０３の一部であり、１次巻線１２７０は、加圧ＳＦ６ガスで満たされた隙間によりターミナルから隔てられる。好ましくは、１次巻線１２７０は、高電圧ターミナルハウジングの１部をなし、Ｃアーム部分に位置される高電圧ターミナル電源ドライバ７７２から電力を供給される。絶縁トランスの好ましい構成は、係属中の米国特許出願第０８／３８１,８８４号に、より詳細に説明される。
【０１４８】
電子ビームを生成し供給するのに必要な部品に加えて、好ましくは、高電圧ターミナルは、高電圧ターミナルの中に位置されるパラメータを監視するための部品を含む。好ましくは、監視される情報は、光ファイバケーブルを介してハウジングの外に通信される。電気信号を光信号に変換し光信号を電気信号に変換する回路は、図４０と図４１に関連して詳しく説明され、高電圧ターミナルのハウジングの中に収容される。
【０１４９】
好ましくは、圧力センサ７２２は、充分な電気絶縁を保証するために、ハウジングの中のＳＦ６ガスの圧力を監視する。好ましくは、さらに、加圧ＳＦ６ガスの温度は、温度センサ７２４により監視される。この情報は、マルチプレクサ７３２とＩ／Ｏ制御器７６２を介して制御コンピュータに送られる。もし圧力が、あらかじめ決められたしきい値の下に下がるか、または、温度があらかじめ決められたしきい値を越えると、制御コンピュータは、システムをシャットダウンする。  好ましくは、高電圧電源からの電流は、ビーム電流センサ７３６を電流が通過することを検出することにより検出され、ビーム電流センサ７３６は、好ましくはＣアームの中に位置される電流センスモニタに情報を供給する。
【０１５０】
さらに、電子銃７２９の中に位置されるヒータ７２６を制御するヒータ制御器７３４は、ヒータ電流とヒータ電圧に関する情報を、制御コンピュータへの送信のため、マルチプレクサ７３２に供給する。
【０１５１】
電子銃７２８の放出面の前に位置される電子グリッド７３０の電圧は、グリッド制御器７３８により制御される。好ましくは、電子ビーム１２４０の流れを調節するため、電子グリッド７３０の電圧レベルは、カソードに対して０〜−２０００Ｖの間に変化でき、これにより、ターゲット１２５０により放出されるＸ線束を制御する。電子グリッドが約−２０００Ｖのポテンシャルにあるとき、電子ビームは有効に閉じられる。ビーム・オン制御信号１０２４は、グリッド制御器７３８に指示して、電子ビームを止めるために−２０００Ｖを印加するか、または、プリセット電流の電子ビームを発生するために、光ファイバリンクを介してグリッドにビーム・オングリッド電圧を印加する。また、グリッド制御器７３８は、マルチプレクサ７３２にビーム・オン電圧とビーム・オフ電圧をリレーする。グリッド制御器における誤った条件は、高電圧ターミナルフォールトラッチ７４２を通り、故障ラッチ７４２は、ヒータ制御器を介してヒータ７２６を停止し、グリッド制御器７３８を介して電子グリッドアッセンブリ７３０の電圧を−２０００Ｖに設定することにより電子ビームを止める。また、全体のｘ線源は、光ファイバケーブル１０２０とフェールセーフ制御器７６０を介してシャットダウンされる。
【０１５２】
高電圧ターミナル８０３の中の種々の部品からのステータス情報は、マルチプレクサ７３２に入力され、Ｉ／Ｏ制御器７６２に送られる。マルチプレクサ７３２は、ＬＥＤを駆動する電圧周波数変換器を含み、この変換器は、選択された部品からのステータス電気信号を光パルスに変換し、光ファイバケーブル１０１６を介してＩ／Ｏ制御器７６２にこれらの信号を送る。光ファイバケーブル１０１６を介してマルチプレクサ７３２にチャンネル選択信号を送ることにより、Ｉ／Ｏ制御器７６２は、マルチプレクサ７３２を介して送られる各部品のステータス情報の送信のシーケンスを制御する。
【０１５３】
イオンポンプ７２０は、ｘ線源７９８の中の真空を維持する。イオンポンプ７２０は、好ましい実施形態ではＣアームカート８１１の中に位置されるイオンポンプ電源７５８により電力を供給される。また、イオンポンプ電源７５８は、Ｉ／Ｏ制御器７６２を介して制御コンピュータに真空圧力を指示する出力を備える。図１９を介して、電子銃７２８は、接地されたターゲット１２５０の方への電子のビーム１２４０を発生し、電子ビーム１２４０は、好ましくは、焦点コイル７４６と偏向コイル７４８を通り、ターゲット１２５０の上の希望の位置に電子ビーム１２４０のピントを合わせ位置させる。偏向コイル７４８は、ターゲット１２５０の表面の上の特定の位置に電子ビーム１２４０を向ける。ターゲット１２５０は、電子ビーム１２４０により照射された位置でｘ線１２４１を放出する。赤外温度センサ７５０は、ビーム走査の誤動作により生じる温度の異常上昇のためターゲット１２５０の温度を常に監視する。もし赤外温度センサ７５０が範囲外温度条件を検出すると、ｘ線源を停止するためにフェールセーフ制御器７６０を起動する。温度センサの適正な動作を確認するため、試験赤外源が備えられる。試験源が制御コンピュータにより起動されると、赤外温度センサが故障を検出しｘ線源をシャットダウンすることを確認するため、範囲外温度条件をシミュレートする。
【０１５４】
ターゲット１２５０を冷却するための冷却チャンパ７５４は、好ましくは、ターゲット１２５０とコリメータ１２９０の間に位置される。好ましくは、冷却チャンパ７５４からの冷却材は、好ましくはＣアームの中に収容される熱交換機７５４（図２４）を通って循環される。コリメータ１２９０は撮像中に患者と接触する可能性があるので、好ましくは、コリメータ１２９０は、コリメータ温度計７５２により過剰な温度を監視される。この好ましい実施形態では、コリメータ温度計７５２は、４０℃を越える温度を監視する。もし温度がこのしきい値を越えると、故障がフェールセーフ制御器７６０に通信され、フェールセーフ制御器は、ｘ線源をシャットダウンする。温度センサの適正な動作を確認するため、試験ヒータが備えられる。試験ヒータが制御コンピュータにより起動されると、赤外温度センサが故障を検出しｘ線源をシャットダウンすることを確認するため、範囲外温度条件をシミュレートする。
【０１５５】
図２３は、ビーム制御器とＣアームの１部からなるブロック図である。ビーム制御器インタフェース７９４は、光束光ファイバリンク１０００を介して管制御器からデータを受け取る。その結果、ビーム制御器インタフェース７９４は、図４０と図４１により詳細に説明される光信号を電気信号に変換する回路を含む。  ビーム制御器７９６は、好ましくは、２つの別のドライバ、静的な焦点ドライバ７７４と動的な焦点ドライバ７７６、を介して焦点コイル７４６を制御する。好ましくは、静的な焦点ドライバ７７４は、高電圧電源の所定の動作電圧のために１回のみ動作される。動的な焦点ドライバ７７６は、ターゲット１２５０を走査するときに電子ビーム１２４０の正確な焦点を調節する。
【０１５６】
ビーム制御器７９６は、好ましくは５個の別のドライバ、ｘ偏向ドライバ７７８、ｘステップドライバ７８０、ｙ偏向ドライバ７８２、４５°スティグメ−タドライバ７８４および０°スティグメータドライバ７８６により偏向コイル７４８を制御する。
【０１５７】
ｘ偏向ドライバ７７８は、通常のリニア入力パターンを、線１０４６を介して偏向コイルに送り、電子ビームをターゲット上で水平方向に駆動する。ここで、ｘステップドライバ７８０は、新規な鋸歯入力信号を線１０４８を介して偏向コイル７４８に送る。正味の効果は、電子ビームのターゲットを横切ってのステップ移動である。ｙ偏向ドライバ７８２は、通常のリニア入力パターンを、線１０５０を介して偏向コイル７４８に送り、電子ビームをターゲット上で縦に駆動する。４５°スティグメータドライバ７８４と０°スティグメータドライバ７８６およびそれぞれのコイルは、電子ビームのスポットにおける収差を訂正する。これらの回路についてのより詳細な情報は、係属中の米国特許第０８／３８１,８８４号に見いだされる。
【０１５８】
好ましくは、電流センスモニタ７８８は、ビーム制御器ドライバのいずれかの出力を監視するために使用され、それらの正確な動作を確認するとともに、前に説明した電子ビーム電流を測定する。
【０１５９】
偏向システムが故障すると、電子ビームは、ターゲットをｘ方向またはｙ方向に走査しないことがある。これは、ターゲットに熱的損傷を生じる可能性がある。好ましくは、偏向故障センサ７７０は、ｘ偏向ドライバ７７８とｙ偏向ドライバ７８２からｘ走査監視情報とｙ走査監視情報を受け取る。好ましくは、偏向故障センサ７７０は、光ファイバケーブル１０７２を介して故障ステータス信号をフェールセーフ制御器７６０に送る。もし偏向故障条件が起こると、フェールセーフ制御器７６０はｘ線源をシャットダウンする。
【０１６０】
図２３と図２４は、好ましくはＣアームに収容される部品の機能ブロック図を含む。好ましくは、電力は、ケーブル７６３を介して２０８ボルト３相ＡＣ電源からＣアームカート８１１に供給される。ＤＣ電力は、ケーブル１０７８を介してＣアームカートからビーム制御器７９６に供給される。
【０１６１】
Ｉ／Ｏ制御器７６２（図２３と図２４）は、好ましくは、高速光ファイバケーブル１００２、１００４を介して制御コンピュータ８９０と通信し、図４０と図４１を用いてより詳細に説明される電気信号から光信号への変換と光信号から電気信号への変換を含む。ビーム制御器インタフェース情報は、グリッド電圧、静的焦点電流、電流センス選択、電流センスサンプル選択情報および電流センスサンプル情報を含み、ケーブル１０８０を介してＩ／Ｏ制御器７６２からビーム制御器インターフェース７９４に送られる。説明されるように、好ましくは、フェールセーフ制御器７６０は、システムの種々の部品からステータス情報を受け取り監視し、ポテンシャル安全問題の検出についてシステムをディスエーブルにするように設計される。フェールセーフ制御器７６０は、もしそのようなポテンシャル問題を検出すると、（１）電子ビームをディスエーブルにするためにグリッド制御器７３８に信号を送り、（２）高電圧電源７９０をシャットダウンし、（３）電子ビームのピントをぼかすために静的焦点ドライバ７７４をシャットダウンする。この好ましい実施形態では、フェールセーフ制御器７６０は、線１１２０を介して熱交換器７５６から、線１０６６を介してコリメータ温度センサ７５２から、センサ１０６８を介してＩＲターゲット温度センサから、光ファイバケーブル１０２０を介して高電圧ターミナル故障ラッチ７４２から、光ファイバケーブル１０７２を介して偏向故障センサ７７０から、故障ステータス信号を受け取る。また、フェールセーフ制御器７６０は、Ｉ／Ｏ制御器７６２を介して制御コンピュータに故障ステータス信号をリレーして、故障条件が制御コンピュータにより表示され、記録されるようにする。
【０１６２】
高電圧電源７９０は、好ましくは、Ｃアームカートの上に位置される。高電圧電源７９０を起動するための信号は、線１１４４を介してＩ／Ｏ制御器から高電圧電源７９０に送られる。電圧の設定点は、線１１４０を介して高電圧電源７９０に送られ、電流の制限は、線１１４２を介して送られる。電圧監視信号は、高電圧電源から線１１４６を介してＩ／Ｏ制御器に送られ、電流監視信号は、線１１４８を介して送られる。
【０１６３】
図２０に示されるように、操作可能で位置設定可能なカテーテル１２８５が患者１２８０の中に挿入される。好ましくは、カテーテル１２８５の近位端１２８４はカテーテルコネクタ９７０に接続される。カテーテルコネクタ９７０は、好ましくは、光ファイバケーブル９８０を介して多チャンネル光電子増倍管９００（図２２）に接続される。
【０１６４】
また、図２０は、本発明の好ましい右検出器８２２と左検出器１５２２を示す。図２０における両検出器は、同様に機能するが、右検出器８２２のみが詳細に説明される。最後の２桁が同じである数をもつ部品は同じ機能を果す。
【０１６５】
シンチレータアレイアッセンブリ８０２は、好ましくは、９６素子からなり、ｘ線光子に応答して、光電子増倍管８０６に送られる可視光エネルギーを発生する。光電子増倍管８０６は、テーパー付きの光ファイバの束８０４を介していて９６チャンネルからなる。光電子増倍管８０６は、受け取った光エネルギーを電気信号に変換し、電気信号は９６の別々の電気接続８３６を介して信号コンディショナ８１０に送られる。これらの信号は、ここでは、生の部分像画素情報という。好ましくは、このマルチ検出器アレイは、シンチレータアレイアッセンブリ８０２、光ファイバテーパー８０４および光電子増倍管８０６からなる。ここで留意されるべきことは、この好ましい実施形態は９６チャネルを含むが、これより多い数も少ない数も本発明の精神と範囲の中に入る。光電子増倍管８０６は、光電子増倍管電源８０８により電力を供給される。
【０１６６】
好ましくは、信号コンディショナ８１０は、４８枚の回路基板１３４３からなる。各回路基板１３４３は、２組の信号コンディション増幅回路１８３０からなり、各信号コンディション増幅回路１８３０は、その出力を、対応する識別器１８３２に送る。こうして、９６組の信号コンディション増幅回路１８３０と識別器１８３２が使用され、各組は、対応する光電子増倍管チャネルに対し対になる。信号コンディション増幅回路１８３０は、電子ビームの各ステップのついて９６の別の信号を出力する。この情報は、部分像画素情報という。
【０１６７】
好ましくは、信号コンディション増幅回路の出力はビームアラインメントエクストラクタ８１６に入力される。ビームアラインメントエクストラクタ８１６は、ターゲット上の電子ビームの各位置からの情報を処理し、処理されたアラインメントデータをデータ送信器８１８に送る。クロック信号はデータ受信器８１２からビームアラインメントエクストラクタに送られる。
【０１６８】
ビームアラインメントエクストラクタ８１６は、信号コンディショナ８１０から像再構成エンジン８１４に部分像画素情報を送る。診断の目的のため、信号コンディショナ８１０から送られる部分像画素情報は、像再構成エンジン８１４に送られる前に、ビームアラインメントエクストラクタ８１６により修正できる。像再構成エンジン８１４は、部分像画素情報を処理し、像画素データをデータ送信器８１８に送る。像再構成エンジン８１４は、電気接続部８３４を介して電気受信器８１２からクロック信号を受け取る。
【０１６９】
検出器８２２と１５２２のための検出器制御器８０５（図２１）は、好ましくは、検出器に光信号を送り検出器から光信号を受け取る。右受信器８８０は、高速光ファイバケーブル８２６を介して右検出器８２２から像画素データとビームアラインメントデータを受け取る。右検出器８２２は、データ送信器８１８（図２０）を介してこのデータを送信し、データ送信器８１８は、好ましくは、像再構成エンジン８１４とビームアラインメントエクストラクタ８１６からの信号のシリアルデータへの変換のための回路を含む。このシリアル信号は、ＬＥＤを用いて光パルスに変換される。右受信器８８０は、また、光検出器と、光パルスを受信しシリアルデータからパラレルデータに復号する回路とからなる。ビームアラインメントデータは、制御コンピュータに送信される。好ましくは、像画素データは、フレームバッファに送られる。左受信器８４６は、同様に動作して、像画素データとビームアラインメントデータを右検出器１５２２から受け取る。
【０１７０】
右送信器８８６は、パラレル信号をシリアル信号に変換する回路からなる。右送信器８８６は、他の信号の中でも、制御コンピュータ８９０から、チャネルゲインとしきいレベルを設定するための信号を受け取る。右送信器８８６は、また、ビーム偏向ルックアップテーブル９１８（図２５）からクロック信号を受け取る。これらの信号は、シリアル信号に変換され、次に、光パルスとして、高速光ファイバケーブル８２４を介して右検出器８２２に送られる。右データ受信器８１２は、光検出器と、光パルスをパラレル信号に変換する回路を備え、これらの信号を受信する。チャネルゲインを設定する信号は、線８２８を介して信号コンディショナ８１０に送られる。左送信器８４８は同様に動作して、制御信号を左検出器１５２２に通信する。
【０１７１】
右フレームバッファ８７２に送られる像画素データは、次にビデオプロセッサ８５８に送られ、そこで、ステレオシステムにおいて、好ましくは左フレームバッファ８５０からの像画素データと結合される。輝度とコントラストの情報は、右フレームバッファ８７２と左フレームバッファ８５０とから制御コンピュータ８９０に送られる。この情報は、光学像の質とｘ線露光の制御のためｘ線源の出力を設定するために使用される。制御コンピュータ８９０は、像表示の注釈のためにビデオプロセッサ８５８に情報を送る。好ましくは、ビデオプロセッサ８５８の出力は、像表示モニタ８６２に送られ、そこで像が表示される。
【０１７２】
制御コンピュータ８９０は、好ましくは、検出器制御器８０５、管制御器８０７およびビーム制御器７９６を介してシステムの動作を制御する、制御コンピュータ８９０は、キーボード８９４、トラックボール８９６および制御パネル８９８などの入力源からオペレータの情報を受け取る。オペレータは、制御コンピュータから制御モニタ８９２とスピーカ８９９を通してシステム情報を受け取る。  図２２を参照すると、カテーテルプロセッサ８０９は、好ましくは、光ファイバケーブル９８０を介して最大で８個のカテーテル１２８５から情報を受け取る。光ファイバケーブル９８０を介して受け取った光パルスは、好ましくは、カテーテルマルチチャンネル光像倍管９００により検出される。カテーテルマルチチャンネル光像倍管９００は、電源９０６により電力を供給される。好ましくは、カテーテルマルチチャンネル光像倍管９００から受け取った情報は、電気的接続部９１０を介してカテーテル信号コンディション回路９０２に送られる。カテーテル信号コンディション回路９０２は、電気的接続部９０８を介してデータをカテーテルデータエクトラクタ９０４に出力する。カテーテルデータエクトラクタ９０４からのデータは、制御コンピュータ８００に送られる。
【０１７３】
管制御器８０７は、Ｉ／Ｏ制御器７６２およびビーム制御器７９６との間でデータを送受信して、ｘ線源７９８の動作を制御する。好ましくは、管制御器８０７は、ビーム偏向ルックアップテーブル９１８、プログラマブル走査制御器９２０、ビームトランズミッタ９１６、Ｉ／Ｏトランシーバ９６４およびＩ／Ｏ故障ラッチ９５８からなる。
【０１７４】
プログラマブル走査制御器９２０は、好ましくは、制御コンピュータ８９０により設定されて走査を行う。この設定は、たとえば、走査速度、へび状走査又はラスター走査、円または四角の走査である。プログラマブル走査制御器９２０は、ビーム偏向ルックアップテーブル９１８に１連の希望のビーム位置を送る。電子ビームの各の希望の位置に対して、ビーム偏向ルックアップテーブル９１８は、ターゲット上の正確な位置でのピントをよく合わせたスポットを作るのに必要な偏向とピント合わせのための数値を含む。ビーム偏向ルックアップテーブル９１８の中のデータは、好ましくは、制御コンピュータ８９０によりプログラムされる。
【０１７５】
ビーム偏向ルックアップテーブル９１８からのデータは、好ましくは、ビームトランズミッタ９１６と高速光ファイバリンク１０００を介してビーム制御器インタフェース７９４に送られる。このデータは、（１）電流センスサンプル信号、（２）動的ピント合わせ、（３）ｘステップ、（４）ｘ偏向、（５）ｙ偏向、（６）４５°スティグメータ、（７）０°スティグメータ、（８）「ビームオンリクエスト」信号を含む。好ましくは、およそ１.２８マイクロ秒ごとに、新しい１組のデータがビーム偏向ルックアップテーブル９１８からビーム制御器インタフェース７９４に送られる。
【０１７６】
Ｉ／Ｏトランズミッタ９６４は、制御コンピュータ８９０とＩ／Ｏ制御器７６２の間の通信リンクを提供する。制御コンピュータ８９０はデータと制御信号をＩ／Ｏ制御器７６２に送る。ｘ線源からの情報は、Ｉ／Ｏトランシ−バ９６４を介して制御コンピュータ８９０に送られる。
【０１７７】
もし故障条件がビームトランズミッタ９１６からビーム制御器インタフェース７９４への送信の間に起こると、偏向故障センサは、その故障を検出し、フェールセーフ制御器７６０を介してｘ線源を閉じる。もし故障条件がＩ／Ｏトランシ−バ９６４からＩ／Ｏ制御器７６２への送信の間に起こると、Ｉ／Ｏ制御器は、その故障を検出し、フェールセーフ制御器７６０を介してｘ線源を閉じる。もし故障条件がＩ／Ｏ制御器９６２からＩ／Ｏトランシーバ７６４への送信の間に起こると、Ｉ／Ｏトランシーバは、光ファイバケーブル１０００と１００２を介しての通信をディスエーブルにするＩ／Ｏラッチ９５８をセットする。これは、偏向故障センサと、上述のようにｘ線源を閉じるＩ／Ｏ制御器により故障として検出される。
【０１７８】
リアルタイムの目
図２６は、本発明の好ましい実施形態による好ましい「リアルタイムの目」すなわちマルチ検出器アレイアッセンブリ４０２を表わす。マルチ検出器アレイアッセンブリ４０２は、シンチレータアレイアッセンブリ８０２、マルチチャネル光電子増倍管４１６、光ファイバリンク４１２、積分アラインメント手段、および、外側の検出器ハウジング４１８からなる。マルチ検出器アレイアッセンブリ４０２は、好ましくは、迷光により発生する可能性のある雑音を最小にするために、光の漏れない外側ハウジング４１８を含む。ｘ線は、鉛シールドの中のｘ線窓４０４を通り、マルチ検出器アレイアッセンブリ４０２に入る。ｘ線窓は４０４は、好ましくは約１.９１ｃｍ（０.７５インチ）の直径の円形であり、ｘ線の指向ビームをシンチレータアレイ１１２に入射させる一方、散乱ｘ線を減衰させる。光シールド４０８は、好ましくは、周囲の光からアッセンブリを遮ぎるために用いられる。光シールド４０８は、ｘ線を実質的に減衰させることなく光を減衰するように選択されるたとえばアルミニウムまたはベリリウムの薄い板からなり、好ましくは、０.０１２５ｃｍの厚さである。
【０１７９】
シンチレータアレイアッセンブリ８０２は、好ましくは、ほぼ円形のシンチレータアレイ１１２が実質的にｘ線窓と１列をなすように位置される。図６１に示されるように、シンチレータアレイアッセンブリ８０２（仮想線で示される）は、好ましくは、アタッチメントねじ３１２、３１３、３１４、３１５で調節板３２３に取り付けられる。もしＢＧＯシンチレータが用いられるなら、加熱素子４１０、好ましくはシンチレータアッセンブリ８２０を約１００℃の動作温度に保つように設計された抵抗加熱素子が調節板３２３の上に位置される。好ましいシンチレータアレイアッセンブリ８０２は、図７１と図７２を用いてより詳細に説明される。
【０１８０】
光リンク、好ましくは光ファイバ撮像テーパー４１２は、シンチレータアレイアッセンブリ８０２の底４１４から現れる光の光子をマルチチャネル光電子増倍管（ＰＭＴ）４１６の方に向ける。好ましい光ファイバ撮像テーパー４１２は、米国カリフォルニア州の Collimated Holes of Campbell 社から市販されていて、約２.０３ｃｍ（０.８インチ）の円形入口開口直径と、約３.３８ｃｍ（１.３３インチ）の円形出口開口直径を備える。光ファイバ撮像テーパー４１２は、各々のシンチレータ結晶ピッチ寸法（０.０６”）をＰＭＴ４１６の寸法（０.１０”）に合わせ、すなわち、１.６６７倍の倍率を有する。Dow Corning 社から市販されている高粘度光結合液（型２００）は、ガラスとほぼ同じ屈折率を有し、光結合媒体としてテーバーの２つの面で使用できて、シンチレータ結晶１７０から光ファイバ撮像テーバー４１２への光透過効率と光ファイバ撮像テーバー４１２からＰＭＴ入力面４２４への光透過効率を最大にする。
【０１８１】
好ましいＰＭＴ４１６は、Philips Corporation  社から市販されている９６チャネル管（１チャネルが各シンチレータ結晶１７０に対応する）型番号ＸＰ  １７２４Ａである。図２７と図２８に示されるように、ＰＭＴ４１６は、好ましくは、光ファイバ面板１３４０を備え、シンチレータアレイ１１２の空間配置が、面板の他の面の上のＰＭＴの中に位置されるＰＭＴ光カソ−ドの方に正確に運ばれるようにする。９６個の光カソード素子１３３９がＰＭＴ４１６の前面の中心にほぼ円形のアレイに配置される。各光カソード素子は、好ましくは２.５４ｍｍ×２.５４ｍｍの円形の寸法である。シンチレータ１７０の１つを打つｘ線の光子は、多くの光子を作り、そのいくつかはＰＭＴ光カソードと結合される。これは、光カソードにおいて電子パルスを生じ、そのパルスは、ＰＭＴダイオ−ド構造の１チャネルにおいて約１,０００,０００倍にまで増幅される。
【０１８２】
９６の光カソード素子のほぼ円形のアレイは、ＰＭＴ４１６の上で３０．５ｍｍの直径の感光円形面１３３８を作る。テーパー付き光ファイバの束４１２とのインタフェースとなるのはこの感光円形面１３３８である。各ＰＭＴ光カソ−ド素子１３３９は、電気出力コネクタ１３４２を備える。光子がＰＭＴ４１６に達するとき、光カソード素子１３３９は、信号を発生し、これは、ダイオード構造により増幅され、ＰＭＴコネクタ１３４２で出力される。
【０１８３】
図６１を参照して、３個の位置ねじ３０６、４２２、４２５は、シンチレータアレイアッセンブリ８０２のＰＭＴ４１６に対する直線と回転のアラインメントのために設けられる。調節板８０２は、３個の肩ねじ４２０、４２８、４３０により、肩ねじの直径より大きな直径のアラインメント穴を通してＰＭＴマウントに取り付けられる。肩ねじ４２０、４２８、４３０は、ばねで付勢されるので（図２６参照）、調節板３２３は、肩ねじばねにより加えられる張力により固定されるが、さらに位置決めのために操作できる。
【０１８４】
検出器ハウジング４１８の側部にｙ軸位置決めねじ４２２が取り付けられる。ばねで付勢される戻しピン４２３は、検出器ハウジング４１８の側部に、ｙ軸位置決めねじ４２２にすぐに対向して位置され、調節板をｙ軸位置決めねじ４２２に対して傾ける。ｙ軸位置決めねじ４２２の回転は、調節板３２３をｙ軸にそって動かし、取り付けられたシンチレータアレイ１１２のｙ軸位置を変化させる。同様に、ｘ軸位置決めねじ４２５とばねで付勢された戻しピン４２７は、同様に動作して、シンチレータアレイ１１２のｘ軸位置を調節する。
【０１８５】
シンチレータアレイの回転位置を調節するため、外側検出器ハウジングの舌部４０９は、回転位置決めねじ３０６とばねで付勢された戻しピン３０９の間に位置される。舌部４０９は、回転ブラケット４１１の端部の間に位置され、回転位置決めねじ３０６に対して、付勢された戻しピン３０９の張力により傾けられる。回転位置決めねじ３０６の調節は、外側検出器ハウジング４１８の舌部４０９における回転シフトを生じさせ、これは、ＰＭＴ４１６に関するシンチレータアレイ１１２の調節を生じる。
【０１８６】
別のアライメント手段を有する図示されたマルチ検出アレー集合体３５０の他の実施例が図６９と７０に示されている。ｘ線は、ｘ線不透過性検出器ハウジング３６０内に設けられ、好ましくは、直系1.９１ｃｍの円形のｘ線窓３５１を介して入射する。上記構成を周辺光から遮蔽するために、光シールド（不図示）をｘ線窓に隣接配置することも可能である。シンチレータアレー集合体８０２、好ましくは図７１と７２の詳細な説明に関してもっと充分に説明されたシンチレータアレー集合体は、検出器ハウジング３６０の内面にボルトで固定されている。シンチレータアレー集合体８０２が固定装着された検出器ハウジング３６０が、４本の肩つきネジ３６４、３６６、３６８および３７０（３７０は不図示）により、該肩つきネジの径よりも大きな径を有するアライメント孔を介してＰＭＴマウント３６２に装着されている。肩つきネジ３６４、３６６、３６８と３７０は、肩つきネジバネにより付加される張力のために、検出器ハウジング３６０が軸方向に移動するようにバネ装着され、シンチレータアレー集合体８０２を光ファイバ撮像テーパ４１２と接触状態で保持し、光ファイバ撮像テーパ４１２をＰＭＴ４１６の入力面と接触状態で保持する。
【０１８７】
調整用カラー３７２は、好ましくは円筒形外部表面と傾斜内部表面で形成され、ＰＭＴマウント３６２の上部開口内に設けられている。光ファイバ撮像テーパ４１２は、好ましくは、調整用カラー３２０の内部傾斜面に沿って挿入され、シンチレータアレー１１２とＰＭＴ４１６の入力面との間に装着される。好ましい光ファイバ撮像テーパ４１２は図２６の詳細な説明に関してもっと充分に説明された。ＰＭＴ４１６、好ましくは図２７と２８の詳細な説明に関してもっと充分に説明されたフォトマルチプライアチューブは、ＰＭＴマウント３１２の下部階段状開口内にボルトで固定係止される。
【０１８８】
光ファイバ撮像テーパ４１２をマルチ検出アレー集合体３５０内に配列するために、好ましくは４本のアライメントネジ３５２、３５４、３５６、３５８が使用される。アライメントネジは、ＰＭＴマウント３６２の上部壁に等距離に設けられた４個の開口内に配置される。アライメントネジは、光ファイバ撮像テーパ４１２の周囲にヨーク係止された調整用カラー３７２と固体接触を形成するように配置される。粘着性シリコンの光結合媒体が光ファイバ撮像テーパ４１２の２面に沿って適用される。光ファイバ撮像テーパ４１２の配列を実行するために、上記アライメントカラー３７２に対して必要な配列方向に圧力を加えるようにアライメントネジ３５２、３５４、３５６、３５８が手動操作される。これによりアライメントカラー３７２の再位置決めを行い、光ファイバ撮像テーパ４１２の対応する再位置決めを形成する。
【０１８９】
シンチレータ素子１７０を、それらの対応するフォトマルチプライアチューブ素子３３９に関して最適に配置する１つの方法によれば、ｘ線不透過材料で形成されｘ線透過窓を含むｘ線シールド４４０が、シンチレータアレー１１２の内面手前に配置される。図１６に示すように、好ましいｘ線シールド４４０は、外周に沿って等間隔の同じ大きさの４個のｘ線透過窓（４４２、４４４、４４６、４４８）を有する鉛で形成された円形状のディスクであり、各ｘ線透過窓は、好ましいシンチレータアレー１１２（破線で外観図示）の外側端部に沿ったシンチレータ素子１７０の等価番号と配置に対応している。下記の説明のために、線２−２はｙ軸とし、線３−３はｘ軸とする。
【０１９０】
ｘ線発生源は、ｘ線の均等な拡がりがｘ線シールド４４０の方向に指向するように配置される。適当な測定手段がＰＭＴ４１６の出力リード線に接続され、ｘ線透過窓４４２、４４４、４４６、４４８に隣接配置されたシンチレータ素子１７０に対応する特定のＰＭＴチャンネルにより発生された電気信号を測定する。このような測定手段は、例えば、ＰＭＴ４１６により検出された光フォトンの数を計数するために増幅器と比較器を有し、明細書のどこかでもっと充分に記載されたフォトン計数回路装置を採用することもできる。この明細書のどこかでもっと充分に説明したように、好ましくは、ＰＭＴチャンネルからの出力信号を増幅し均整化処理するために適当な手段が採用される。
【０１９１】
アライメント工程は、ｘ線シールド４４０の面を横切って均等に拡がるｘ線の指向性発光によって開始される。もしシンチレータ素子がそれらの対応するＰＭＴチャンネルでｙ軸方向に最適に配列されるときは、ｘ線窓４４２と４４６に隣接したシンチレータ素子１７０に対応するＰＭＴチャンネルからの出力信号は最大となるはずである。ｙ軸配列を実行するために、シンチレータアレー１１２は、図６１または６９に関してもっと充分に説明したようにｙ軸方向に位置調整され、各調整後に、別のｘ線の指向性発光がｘ線シールド４４０の面を横切って均等に拡がる。この工程は、出力信号の最大レベルがｘ線窓４４２と４４６に隣接したｙ軸配列のシンチレータ素子１７０に対応するＰＭＴチャンネルに対して測定されるまで繰り返される。同様に、図６１または６９に関してもっと充分に説明したように、ｘ線シールド４４０に向けて指向された更なるｘ線ビームがｘ線窓４４４と４４８に隣接したｘ軸配列のシンチレータ素子１７０に対応するＰＭＴチャンネルに対して測定された出力信号の最大レベルを発生するまで、ｘ軸配列工程はｘ軸に沿ったシンチレータアレー１１２の手動操作を有する。
【０１９２】
一旦シンチレータアレー１１２がｘおよびｙ軸方向に最適配置されると、次の段階はシンチレータアレー１１２を回転的に配列することである。ｘおよびｙ配列でのように、工程はｘ線シールド４４０の外側面に指向されたｘ線の均等な拡がりにより開始される。シンチレータアレー１１２が最適な位置決めに回転的に調整されるとき、ＰＭＴ４１６に転送された可視光レベルは最大となるはずである。したがって、シンチレータアレー１１２は図２６と６１に関して記載したように回転的に手動操作され、そして各調整後に、更なる回転的手動操作がＰＭＴ４１６によって検出される可視光がより少なくなるまで、指向されたｘ線ビームが発光される。もし必要なら、上記回転調整が行われた後で、回転調整によって持ち込まれたｘまたはｙ軸方向の配列誤りを訂正するために、上記ｙ軸およびｘ軸配列工程を繰り返すこともできる。
【０１９３】
また別のアライメント方法は、対応するフォトマルチプライアチューブチャンネルを有するシンチレータ素子１７０を最適配列するためにハイパワーマイクロスコープを使用することによって成される。この方法によれば、シンチレータ素子１７０の入力面が出力面と同様に研摩される。マルチ検出器アレー集合体３５０がアライメント台に装着され、マイクロスコープがシンチレータ結晶アレー１１２の入力面に沿って配置される。最適な配列を実行するために、最初にマイクロスコープがシンチレータアレー１１２の外側縁に沿ってシンチレータ素子１７０の１つの入力面上に位置決めされる。マルチ検出器アレー３５０内の位置決めネジが、図６１に関して記載したように、光ファイバ撮像テーパ４１２がシンチレータアレー１１２に関して再位置決めされるように手動操作される。位置決めネジは、観察されたシンチレータ素子１７０に対応するフォトマルチプライアチューブチャンネルがシンチレータ素子１７０に関して中心合わせされるまで、手動操作される。次に、処理は、シンチレータアレー１１２の外縁に沿ってたった今配列されたシンチレータ素子１７０と直接反対側の次のシンチレータ素子１７０について繰り返される。上記処理は、シンチレータアレー１１２の外縁に沿ったすべてのシンチレータ素子１７０が適宜配列されるまで繰り返される。
【０１９４】
図７１と７２に関して、シンチレータアレー集合体８０２は、シンチレータアレー１１２、端板４３２と４３４、ワイヤフレーム３２８と４３６、とスペーサ４３８とを有する。図５に最適に示されるワイヤフレーム３２８は、好ましくは、各側辺上でほぼ1.125インチ測定する１枚のステンレススチールである。直径がほぼ0.719インチの仮想円形パターンがワイヤフレーム３２８の中心部で裁断される。深さがほぼ0.06インチの１１個の切り欠き３２７がワイヤフレーム３２８の各端部上で0.60インチの中心部に沿って等間隔で配置されている。ワイヤフレーム４３６は上部ワイヤフレーム３２８と同一である。
【０１９５】
シンチレータアレー集合体８０２を構成するために、スペーサ４３８がワイヤフレーム３２８と４３６との間に配置される。スペーサ４３８は、好ましくは、シンチレータアレー１１２によって規定される円に対応するその中心部に円形の開口を有する偏平な金属片である。ワイヤ３２９はワイヤフレーム３２８の一端上の切り欠き３２７からそれの正反対側の端部上の切り欠きまで伸長し、そしてワイヤフレーム４３６上の対応する切り欠きまでスペーサ４３８の周りを覆われている。ワイヤ３２９が両ワイヤフレーム上の各切り欠き３２７を介して伸長されたとき、９６個の矩形部が、ワイヤフレーム３２８と４３６内に形成された仮想円形孔内に形成されるであろう。
【０１９６】
ｘ線検知シンチレータ素子１７０がワイヤフレーム構成内のこれら各矩形部内に配置され、シンチレータアレー１１２を形成する。シンチレータ素子１７０は、好ましくは、水平切断面が矩形に切断される。個々のシンチレータ素子１７０の長さは好ましくは約0.5cmであり、外部面は好ましくは0.135cm×0.135cmである。シンチレータ素子１７０は好ましくはＹＳＯであるが、上述したように他の材料もまた使用できる。伸長されたワイヤ３２９はシンチレータ素子１７０配置を配列するのに役立つ。好ましくは、タングステン付加エポキシ合成材が、シンチレータ素子１７０の間および周囲の空間を充填し、ワイヤ３２９がワイヤフレーム３２８と４３６を横切って伸長されたときにワイヤによって形成された空隙を充填するために使用される。
【０１９７】
別の実施例では、シンチレータ長さと等しい深さを有し好ましくは1.25インチ平方のフレームが、好ましくは９６個の矩形部孔を形成する一体的隔壁を有し、該孔内にシンチレータが挿入され、好ましくはエポキシ接着剤で場所的に保持される。フレームは好ましくは電気放電機械的処理により形成される。別の実施例では、上記フレームは、好ましくは９６個の矩形部孔を有する薄い薄膜から作成される。各薄膜は好ましくは0.05cmの厚さに形成され、化学的エッチング処理により形成される。また別の実施例では、上記フレームは仮想円形孔とそれの端部に２組の９０°のミル形成されたスロットを有するように機械処理され、各スロットは好ましくは隔壁材料の厚さよりも僅かに広く、シンチレータの空間と等しい距離だけ離間されている。隔壁材片は、好ましくは幅がシンチレータの長さに等しく、好ましくは1.00インチの長さであり、上記ミル形成スロットに挿入されて隔壁を形成する。各隔壁材片は、好ましくは、材料の厚さよりも僅かに広いスロットを有し、該スロットはシンチレータの間隔と等しい距離だけ離間され、材料片の幅を横切って中途まで延在している。したがって、ｘ軸方向の材料片はｙ軸方向の材料片と卵かご状にかみ合い、９６個の矩形部孔を形成し、該孔にはシンチレータが挿入され好ましくはエポキシ接着剤で固定される。
【０１９８】
好ましい実施例では、シンチレータアレー８０２の出力面は研摩処理され、シンチレータ素子１７０の挿入後、平坦な研摩仕上げの表面を形成する。
【０１９９】
信号処理器
信号処理器８１０は、好ましくは、ＰＭＴ４１６の９６出力を９６パルス列に変換し、該パルス列の各パルスは対応するシンチレータ素子１７０に到達する単一のｘ線フォトンに対応している。信号処理器８１０は、好ましくは、４８個の回路基板１３４３により構成される。各回路基板１３４３は２組の信号処理増幅回路１８３０を有し、各信号処理増幅回路１８３０はその出力を対応する識別器１８３２に供給している。このように、９６組の信号処理増幅回路１８３０と識別器１８３２が使用され、各組は対応するフォトマルチプライアチューブチャンネルと対をなしている。信号処理器８１０は、電子ビームの各段階ごとに対して９６の別々のパルス列を出力する。この情報は部分画像画素情報と呼ばれる。
【０２００】
信号処理増幅器１３４４は、フォトマルチプライアチューブからの未処理部分画像画素信号を整形および増幅し、部分画像画素信号のパルス列をビームアライメントおよび画像再構成基板に出力する。個々のフォトマルチプライアチューブチャンネル間のどんな特性変化に対してさえ、別々の利得信号が各信号処理増幅回路１８３０に送信される。ただし、同じスレッショールド信号が各識別器１８３２に送信される。
【０２０１】
図２９は、好ましい信号処理増幅回路１８３０の回路図である。単一のフォトマルチプライアチューブチャンネルからの未処理部分画像画素信号は、入力線１８３４を介して信号処理増幅回路１８３０に入力される。信号処理増幅回路１８３０は好ましくはオフセットドリフトの問題を解消するためにＡＣ結合される。ＡＣ結合低周波しゃ断は、パルスが差動動作されるように、例えば３０メガヘルツの高さである。これにより、パルスレートが変化するときにベースライン基準電圧を一定に保つためのＤＣ復元回路の必要性を解消する。クランピングダイオード１８４８は、信号処理増幅回路１８３０内の増幅器用の電圧保護を提供する。  信号処理増幅回路１８３０は、好ましくは電流増幅の３つの段階を有する。入力部分画像画素信号は、結合コンデンサ１８４２を介して固定利得第１段階増幅器１８３６に結合される。第１段階増幅器の出力は可変利得第２段階増幅器１８４０に供給され、該増幅器１８４０は入力線１８４４を介して入力される利得制御信号を受信する。可変利得第２段階増幅器１８４０からの出力は固定利得第３段階増幅器１８３８に供給され、該増幅器１８３８は線１８４６を介して識別器に増幅された部分画像画素波形を送信する。＋５ボルトと−５ボルトの供給電圧が信号処理増幅回路１８３０内の各増幅器段階に入力される。９６の各信号処理増幅回路１８３０は同様に動作して、それの対応するフォトマルチプライアチューブチャンネルからの未処理部分画像画素信号を処理する。
【０２０２】
図３０を参照して、識別器１８３２は、基本的には、信号処理増幅回路１８３０からの増幅部分画像画素波形とスレッショールド値とを比較し、スレッショールド値が交差されたかに基づいて高または低の値を発生することにより、部分画素情報をデジタル化する。この高または低値は、ｘ線フォトンが検出されたか否かに対応している。図３０は、単一の回路基板１３４３上に配置された各対の識別器１８３２に対する好ましい入出力コネクタを示している。２組の信号処理増幅回路１８３０からの増幅部分画像画素波形は、入力線１８４６と１８４７を介して識別器１８３２に結合される。好ましくは、入力波形からノイズをフィルタ処理するために、表面装着フェライトビーズインダクタ１８５０が使用される。識別器１８３２からのデジタル出力パルスは出力線１８４８と１８４９を介して出力される。
【０２０３】
図３１は好ましい識別器１８３２の回路図である。信号処理増幅回路１８３０からの増幅部分画像画素波形は、入力線１８４６を介して比較器１８５４に入力され、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供給する。入力線１８５２を介して比較器１８５４に印加されるスレッショールド基準信号は、好ましくは、それがノイズレベルでトリガ動作しないように、増幅器ノイズ出力レベルよりも僅かに高い値に設定される。比較器１８５４に対する供給電圧入力は好ましくは＋５ボルトおよび−５ボルトに設定される。
【０２０４】
好ましい比較器１８５４として、リニアテクノロジ社製の標準ＬＴ１０１６比較器が比較器および抵抗器としての両機能を有する。比較器１８５４は好ましくはパルス伸長回路１８５６に結合されるラッチ出力を発生し、該パルス伸長回路は回路構成ダイオード、接地抵抗器およびコンデンサにより構成される。パルス伸長回路１８５６は比較器１８５４がおよそ２９ナノ秒の幅で出力パルスを発生することを可能にする。比較器からの出力パルスは好ましくは二分割カウンタ１８５８に供給され、出力パルスの周波数を低減させる。次段の回路はこのパルス出力の端部をカウントするので、喪失される情報はない。デジタル部分画像画素信号を含むパルス出力は二分割カウンタ１８５８から出力線１８４８を介して次の処理段階に出力される。９６の識別器１８３２は各々同様の方法で動作し、それの対応する信号処理増幅回路１８３０からの部分画像画素波形を処理する。
【０２０５】
図３２は、好ましくは信号処理器８１０に対する利得およびスレッショールド制御信号を供給するＤＡＣ（デジタル／アナログ変換器）を示す。１２個の利得制御ＤＡＣは各々制御コンピュータからシリアル制御データを受信し、４８個のインターフェースコネクタ１８６２（図３３）を介して、総計９６のパラレルアナログ利得制御信号を、対応する信号処理増幅回路１８３０に出力する。スレッショールド制御ＤＡＣ１８６４は、制御コンピュータからデジタル制御データを受信し、９６すべての識別器１８３２に送信される単一のスレッショールド基準信号を出力する。スレッショールド制御ＤＡＣ１８６４はそれの出力スレッショールド基準信号をバッファ増幅器１８６６（図３４）に供給し、個々の識別器１８３２への９６すべてのスレッショールド基準入力を駆動する電力を供給する。      
【０２０６】
図３５は、識別器１８３２の出力と画像再構成ビームアライメント回路基板との間のコネクタ１８６８を示す。
【０２０７】
サブサンプリングによる画像再構成
本件の好ましい画像再構成方法は、検出された情報を処理するためのサブサンプリング方法を利用している。好ましくは、サブサンプリング方法は、仮想円内に配列された９６個の検知素子を有するマルチ検出器アレー８２２を用い、９：１のサブサンプリング比率を利用している反転構造走査ビームｘ線システムにおいて採用される。
【０２０８】
図３６は検知素子の１２×１２の論理アレー８２３の図である。論理配列はアクチブ検知スペース６４２とインアクチブ検知スペース６４０とを含む。本件の好ましい画像再構成方法では、各９６個のアクチブ検知素子スペースは検知素子を有し、水平中央線および垂直中央線に関して対称的なパターンで配列された１２×１２の論理配列の中央部スペースを占めるアクチブ論理アレー８２２を形成する。上記アレーの残り４８個の論理検知スペースはインアクチブ検知器で、好ましくは検知素子を含まない。好ましい実施例では、インアクチブ検知スペースは対象物に関する実情報は出力しない。
【０２０９】
画像画素を発生するために、画像画素ＩＰを通過する各ｘ線マイクロビームに対してマルチ検知アレー１１０で検知された処理済みｘ線強さの値は合計されてビデオモニタに出力される。１：１のサブサンプリング比率を用いる画像再構成のためには、論理アレーの各論理検知素子は対象物の各画像画素に関する情報を提供することができる。ｘ：１、ただしｘは１より大の数、のサブサンプリング比率を用いる画像再構成のためには、論理検知素子のすべてが特別な画像画素に関する情報に寄与できるわけではない。情報に寄与できる実際の数は、選択された特定のサブサンプリング比率に依存するであろう。本件の好ましい実施例における９：１の本件好ましいサブサンプリング比率では、１４４個の論理検知素子の論理アレー８２３のうち僅か１６個の論理検知素子が任意の特別な画像画素に関する情報を提供するであろう。
【０２１０】
９：１のサブサンプリング比率によるサブサンプリング方法では、論理アレー８２３は１６個の実質的な検知器、例えば６４４、６４６、６４８および６４９を有する。この実施例では、各実質的な検知器は３×３のアレーで配列された９個の論理検知器を有する。または、４：１のサブサンプリング比率が使用された場合は、３６個の実質的な検知器となり、各々４個の論理検知素子を有する。１：１のサブサンプリング比率が使用された場合は、１４４個の実質的な検知器となり、各々１個の論理検知素子を有する。
【０２１１】
９：１のサブサンプリング比率を用いて単一の画像画素を再構成するために用いられた１６個の論理検知素子は、各々、好ましくは、異なった実質的検知器に配設される。この実施例では、各実質的検知器は９個の異なった画像画素の部分画像画素情報に寄与する。完全な画像画素情報は、１６個すべての実質的検知器から同一の実質的アレー配置の論理検知器からの情報を結合することによって得られる。
【０２１２】
本件の好ましい画像再構成方法は新規の整列方法を利用している。この整列方法では、実質的検知器内の各論理検知器に対して一連続の配列がある。例えば、９：１の好ましいサブサンプリング比率を使用する場合は、９列のストリングがある。図３６に関しては、実質的検知器の各実質的アレー配置は番号１ないし９に割り当てられている。ストリング列１は番号１に割り当てられたすべての論理検知器を含む。ストリング列２は番号２に割り当てられたすべての論理検知器を含む。等など。論理アレー８２３の各行は、上から下へ番号１ないし１２が割り当てられている。論理アレーの各列は、左から右へアルファ文字ＡないしＭが割り当てられている。当然、右、左、上、下の使用は相対的であり、選択された特定の方向性は単に画像再構成の方法の説明をより簡単にするためである。
【０２１３】
図３７は、ストリング法(string method)において用いられる処理流れ図である。このストリング法は全てのストリングに対して同一であるため、ストリング１に関してのみ詳細に説明する。
【０２１４】
ストリング１は、次の論理的な検出器Ｍ１，Ｊ１，Ｆ１，Ｃ１，Ｍ４，Ｊ４，Ｆ４，Ｃ４，Ｍ７，Ｊ７，Ｆ７，Ｃ７，Ｍ１０，Ｊ１０，Ｆ１０およびＣ１０から成る。電子ビームが各行に対して左から右へ移動するとともに一番上から一番下まで移動し、二段抽出比(sub-sampling ratio)が９：１であって、好ましい多重検出器アレイ１１０を使用するものとすると、特定のイメージ画素の情報を受け取ることができる最初の論理検出器エレメントはＭ１０である（図３６）。電子ビームが次の開口(aperture)の背後の位置（コリメータの出力面から見て一つ右側の穴）になったとき、その同一イメージ画素についての情報を受け取ることができる２番目の論理検出器はＪ１０である。以下同様である。
【０２１５】
図３７に戻って参照すると、各イメージ画素に対する部分的な画素情報は、好ましくは、各ストリングに対し次の方法により処理される。まず、この方法を、これらの論理検出器のそれぞれが動作中であって９：１の二段抽出比が選択されてコリメータが１６７行および１６７列を有している実施形態に基づき説明する。電子ビームが開口ＡＰ５０,５０の背後の位置にあるときから説明を始める。この説明のために、イメージ画素ＩＰ１は論理検出器Ｍ１０によって検出されるＸ線マイクロビームの軸に沿って配置されているとする。さらに、電子ビームがパーティクル開口(a particle aperture)の背後に位置するものとして説明されるとき、それは、ターゲット層とその開口によって形成される（多重検出器アレイの中心に向けられている）Ｘ線ペンシルビームの軸との交点に電子ビームが向けられていることを意味する。
【０２１６】
電子ビームがＡＰ５０,５０の背後に位置するようになると、サブカウンタＭ１０が零にリセットされる。電子ビームがＡＰ５０,５０の背後の位置にある間、論理検出器Ｍ１０によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＭ１０へ入力される。電子ビームが同一のコリメータ行ＡＰ５０,５１における次の開口ＡＰ５０,５１の背後に位置するようになると、サブカウンタＭ１０に含まれる情報はサブカウンタＪ１０に移される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５０,５１の位置にある間、Ｘ線マイクロビームはＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｊ１０に達する。論理検出器Ｊ１０によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＪ１０の内容に入力されて加えられる。
【０２１７】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５０,５２の背後に位置するようになると、サブカウンタＪ１０に含まれる情報がサブカウンタＦ１０に移される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５０,５２の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｆ１０に達する。論理検出器Ｆ１０によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＦ１０の内容に入力されて加えられる。
【０２１８】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５０,５３の背後に位置するようになると、サブカウンタＦ１０に含まれる情報がサブカウンタＣ１０に移される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５０,５３の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｃ１０に達する。論理検出器Ｃ１０によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＣ１０の内容に入力されて加えられる。
【０２１９】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５０,５４の背後に位置するようになると、サブカウンタＣ１０に含まれる情報がＦＩＦＯレジスタに移される。これは、好ましいシステムの幾何学的構成により、電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５０,５４の背後に位置するとき、電子ビームが次の行に移されるまで、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて前記アレイ内の論理検出器に達することはないからである。この実施形態によれば、電子ビームがＡＰ５１,５０の背後に位置するまで、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器に達することはない。
【０２２０】
電子ビームがＡＰ５１,５０の背後に位置するようになると、サブカウンタＭ７には、Ｃ１０から出力された部分的な画素情報に対応するＦＩＦＯに格納された部分的なイメージ画素情報がロードされる。電子ビームがＡＰ５１,５０の背後の位置にある間、論理検出器Ｍ７によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＭ７の内容に加えられる。
【０２２１】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５１,５１の背後に位置するようになると、サブカウンタＭ７に含まれる情報がサブカウンタＪ７に移される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５１,５１の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｊ７に達する。論理検出器Ｊ７によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＪ７の内容に入力されて加えられる。
【０２２２】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５１,５２の背後に位置するようになると、サブカウンタＪ７に含まれる情報がサブカウンタＦ７に移される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５１,５２の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｆ７に達する。論理検出器Ｆ７によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＦ７の内容に入力されて加えられる。
【０２２３】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５１,５３の背後に位置するようになると、サブカウンタＦ７に含まれる情報がサブカウンタＣ７に移される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５１,５３の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｃ７に達する。論理検出器Ｃ７によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＣ７の内容に入力されて加えられる。
【０２２４】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５１,５４の背後に位置するようになると、サブカウンタＣ７に含まれる情報がＦＩＦＯレジスタに移される。これは、やはり、好ましいシステムの幾何学的構成により、電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５１,５４の背後に位置するとき、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて前記アレイ内の論理検出器に達することはないからである。この実施形態によれば、電子ビームがＡＰ５２,５０の背後に位置するまで、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器に達することはない。
【０２２５】
電子ビームがＡＰ５２,５０の背後に位置するようになると、サブカウンタＭ４には、サブカウンタＣ７から出力された部分的な画素情報に対応するＦＩＦＯに格納された情報がロードされる。電子ビームがＡＰ５２,５０の背後の位置にある間、論理検出器Ｍ４によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＭ４の内容に入力されて加えられる。
【０２２６】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５２,５１の背後に位置するようになると、サブカウンタＭ４に含まれる情報がサブカウンタＪ４に入力される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５２,５１の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｊ４に達する。論理検出器Ｊ４によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＪ４の内容に入力されて加えられる。
【０２２７】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５２,５２の背後に位置するようになると、サブカウンタＪ４に含まれる情報がサブカウンタＦ４に移される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５２,５２の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｆ４に達する。論理検出器Ｆ４によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＦ４の内容に入力されて加えられる。
【０２２８】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５２,５３の背後に位置するようになると、サブカウンタＦ４に含まれる情報がサブカウンタＣ４に移される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５２,５３の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｃ４に達する。論理検出器Ｃ４によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＣ４の内容に入力されて加えられる。
【０２２９】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５２,５４の背後に位置するようになると、サブカウンタＣ４に含まれる情報がＦＩＦＯレジスタに移される。これは、やはり、好ましいシステムの幾何学的構成により、電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５２,５４の背後に位置するとき、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて前記アレイ内の論理検出器に達することはないからである。この実施形態によれば、電子ビームがＡＰ５３,５０の背後に位置するまで、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器に達することはない。
【０２３０】
電子ビームがＡＰ５３,５０の背後に位置するようになると、サブカウンタＭ１には、サブカウンタＣ４から出力された部分的な画素情報に対応するＦＩＦＯに格納された情報がロードされる。電子ビームがＡＰ５３,５０の背後の位置にある間、論理検出器Ｍ１によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＭ１の内容に入力されて加えられる。
【０２３１】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５３,５１の背後に位置するようになると、サブカウンタＭ１に含まれる情報がサブカウンタＪ１に入力される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５３,５１の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｊ１に達する。論理検出器Ｊ１によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＪ１の内容に入力されて加えられる。
【０２３２】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５３,５２の背後に位置するようになると、サブカウンタＪ１に含まれる情報がサブカウンタＦ１に移される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５３,５２の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｆ１に達する。論理検出器Ｆ１によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＦ１の内容に入力されて加えられる。
【０２３３】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５３,５３の背後に位置するようになると、サブカウンタＦ１に含まれる情報がサブカウンタＣ１に移される。電子ビームが次の選択された開口ＡＰ５３,５３の背後の位置にある間、Ｘ線マイクロビームがＩＰ１を通り抜けて論理検出器Ｃ１に達する。論理検出器Ｃ１によって検出される部分的なイメージ画素情報は、サブカウンタＣ１の内容に入力されて加えられる。
【０２３４】
電子ビームが同一のコリメータ行における次の開口ＡＰ５３,５４の背後に位置するようになると、サブカウンタＣ１に含まれる情報が、表示のためにその情報を処理できるモニタに出力される。Ｃ１の出力は、画素ＩＰ１に対する完全なイメージ画素情報を含んでいる。これは、好ましいシステムの幾何学的構成により、上記で確認された開口以外にＩＰ１を通り抜けるＸ線マイクロビームを含むものがないからである。
【０２３５】
このストリング法によれば、ＩＰ１に対する情報がストリング１内に収集されているとき、同時に、ＩＰ２に対する情報がストリング２に収集されている。ＩＰ２に対する完全なイメージ画素情報は、電子ビームがＡＰ５０,５０、ＡＰ５０,５１などの背後に位置するようになると、ストリング２のための論理検出器（Ｌ１０，Ｈ１０，Ｅ１０，Ｂ１０，Ｌ７，Ｈ７，Ｅ７，Ｂ７，Ｌ４，Ｈ４，Ｅ４，Ｂ４，Ｌ１，Ｈ１，Ｅ１およびＢ１）が情報を収集して、サブカウンタＬ１０，Ｈ１０，Ｅ１０，Ｂ１０，Ｌ７，Ｈ７，Ｅ７，Ｂ７，Ｌ４，Ｈ４，Ｅ４，Ｂ４，Ｌ１，Ｈ１，Ｅ１およびＢ１がその情報を結合するという点を除いて、ストリング１と同一の方法により収集される。同一の方法(process)が、ストリング３，４，５，６，７，８および９のための対応するサブカウンタおよび論理検出器においても使用される。したがって、電子ビームが開口ＡＰ５３,５３の背後に位置するようになった後に、９個のイメージ画素に対する完全な情報を表示のためにビデオモニタに出力することができる。また、新しいストリング１、ストリング２、・・・・およびストリング９は、電子ビームが新しい開口の背後に位置するようになる毎に開始される。完全なイメージ画素情報が収集されるまでそのストリングの中間の出力を格納できる任意の記憶機構によってＦＩＦＯを置き換えてもよい、という点に注意すべきである。
【０２３６】
図３６に示されているように、好ましくは、１４４個の論理検出器のうち９６個のみが動作している。例えば、ストリング１は、好ましくは、１１個の動作中の検出器エレメント（Ｊ１０，Ｆ１０，Ｃ１０，Ｍ７，Ｊ７，Ｆ７，Ｃ７，Ｊ４，Ｆ４，Ｃ４およびＦ１）および５個の停止中の検出器エレメント（Ｍ１０，Ｍ４，Ｍ１，Ｊ１およびＣ１）に写像される。これらの停止中の検出器エレメントは、イメージ画素について如何なる情報も提供しないため、対応するサブカウンタには零値が入力される。また、言及されたように、停止中の論理検出器エレメントがイメージ画素情報の収集に決して使用されないことが決定された場合、それら停止中の論理検出器エレメントは、それらに関する実際の検出器を有する必要はない。同様に、ストリング２については、停止中の論理検出器（動作中の検出器アレイ領域８２２の外側の検出器）は、また、零値をそれらに対応するサブカウンタに入力する。他のストリングについても同様である。
【０２３７】
全ての論理検出器よりも少ない数の論理検出器が動作中であるときには、各ストリングに対する動作中の検出器エレメントの個数の相違を補償するために、完全なイメージ画素情報を正規化することが好ましい。表IIに示されているように、入力データを提供する動作中の検出器エレメントの個数は、その特定のストリングに応じて１０，１１または１２の間で変化する。前記９個ストリングのそれぞれからの完全なイメージ画素情報は、好ましくは、その完全なイメージ画素情報をそのストリングにおける動作中の検出器の個数で除した後に１２を乗じることにより正規化される。
【０２３８】
表II
ストリング 動作中のエレメントの個数
１                    １１
２                    １０
３                    １１
４                    １０
５                    １２
６                    １０
７                    １１
８                    １０
９                    １１
位置合わせ(Alignment)
Ｘ線源１０における電子ビーム４０は、好ましくは、コリメータの穴の軸がターゲット層と交差する正確な点におけるターゲット層上の領域を照射するように正確に位置合わせされる。ターゲット５０と多重検出器アレイ１１０との間に対象物が介在していないときは、このような正確に位置合わせされた電子ビームにより、擬似円４００内において、多重検出器アレイ１１０の検出器エレメント１６０の面でのＸ線強度のほぼ対称な分布が得られる。そのように正確に位置合わせがされていない電子ビームは、多重検出器アレイ１１０の検出器エレメント１６０の面においてＸ線強度の非対称な分布を生じさせるかもしれない。
【０２３９】
コリメータの穴の背後における電子ビームの位置合わせは、好ましくは、２段階の工程で達成される。初期位置合わせの手順は、好ましくは、電子ビーム４０の正しい位置決めを概略的に行うために実行される。好ましくは、この初期位置合わせの手順の後に、コリメータの穴に対する電子ビームの断面の中心の位置を最適化する細密な位置合わせが行われる。
【０２４０】
好ましい初期位置合わせの手順の第１のステップは、走査システム(scanning system)の物理的、電気的および磁気的特性に関する先験的な知識(a-priori knowledge)を使用して電子ビームの位置決めをすることから成る。電子ビームの位置の相対的な間隔は、この点で適度に正確なものかもしれないが、電子ビームの絶対的な位置は、電子ビーム位置の配列にコリメータの穴への索引(index)を付けるのが困難であるため、そして小さな累積誤差のため、正確でないかもしれない。したがって、好ましくは「ディザリング(dithering)」処理が使用され、これにより、電子ビーム位置の配列全体に対する索引位置(index position)の小さな調整を行うことでいくつかの測定が行われる。通常、２５の測定が行われ、その測定で、５×５のｘ−ｙ格子において索引点(index point)が移動させられる。この格子の全体サイズは、ほぼ、一つのコリメータの穴の間隔である。各測定において収集されるデータは、コリメータの穴のそれぞれに対し多重検出器アレイにより測定される全体強度から成る。
【０２４１】
所定のコリメータの穴に対して収集されたデータは、好ましくは、２５個の値から成る配列である。これらの値の多くは、Ｘ線束が多重検出器アレイに当たらないか又はほとんど当たらないことを示すが、いくつかは、電子ビームの少なくとも一部が多重検出器アレイに当たるＸ線を生成することを示す。近似的な最適ビーム位置は、照射データ(illuminated data)に多次元曲面を数学的に当てはめることにより決定される。
【０２４２】
このようにして、近似的な最適ビーム位置がこの手順により決定される。これらの位置は、下記に述べる細密位置合わせ方法を使用してその精度が上げられる。  この細密位置合わせ手順を開始するために、好ましくは、上述の初期位置合わせ手順を用いて、各コリメータの開口に対して、初期状態におけるｘ偏向値およびｙ偏向値が算出される。算出されたこれらの初期偏向値を用いて、電子ビームは、算出されたｘおよびｙ偏向値に対応する算出された位置のそれぞれにおいて少しの間停止しつつ、ターゲットを走査する。算出された各位置で停止することにより生成される、各Ｘ線ペンシルビームに対して各検出器エレメントから得られる部分的なイメージ画素情報は、いくつかのフレームに亘ってＸ線強度を均一な分布とするために解析される。（ターゲット全体の走査はフレームと呼ばれる。）この解析により、Ｘ線強度分布が均一ではないと判定された場合は、新しいｘ偏向値および／またはｙ偏向値が算出され、この位置合わせ手順が繰り返されることにより最適な分布が確保される。
【０２４３】
多重検出器アレイの面におけるＸ線束の分布を解析する好ましい方法は、多重検出器アレイの面の選択された領域によって検出されたＸ線の平均強度を比較することである。これは、好ましくは、好ましい９６個の検出器エレメントの多重検出器アレイを、実質的に同一の数の検出器エレメントを有する８個の領域に分割することにより達成される。
【０２４４】
図３８は、８個の領域に分割された多重検出器のアレイの面を示す代表図である。これら８個の領域のそれぞれは「オクタント(octant)」と呼ばれる。これら８個のオクタントは、上部右方外側のオクタント（「ＴＲＯ」）１３４５、上部右方内側のオクタント（「ＴＲＩ」）１３４６、上部左方外側のオクタント（「ＴＬＯ」）１３４９、上部左方内側のオクタント（「ＴＬＩ」）１３５０、下部右方内側のオクタント（「ＢＲＩ」）１３４７、下部右方外側のオクタント（「ＢＲＯ」）１３４８、下部左方外側のオクタント（「ＢＬＯ」）１３５１、および下部左方内側のオクタント（「ＢＬＩ」）１３５２として識別される。
【０２４５】
好ましい実施形態では、９６個の検出器エレメント１３３９は、これら８個のオクタントに均等に分けられる。したがって、各オクタントは１２個の検出器エレメント１３３９を有している。しかし、本発明では他の構成を用いてもよいとされている。例えば、内側の各オクタントについては１３個の検出器エレメント１３３９から成り、外側の各オクタントについては１１個の検出器エレメント１３３９から成るという他の構成が可能である。
【０２４６】
ビームの位置合わせの計算結果は、好ましくは、ｘ軸１６６２とｙ軸１６６０とに対し別々に求められる。ｙ軸１６６０に沿ったビームの適切な位置合わせを求める好ましい一連のステップは、以下の通りである。この処理は、単一のコリメータ開口からのＸ線のペンシルビームが多重検出器エレメントのアレイ１１０のシンチレータ・エレメントに達したときに始まる。
【０２４７】
各オクタントに対する全体強度の値は、各オクタントについて各検出器エレメント１３３９によって受け取られるＸ線の光子の数を計数することにより合計される。例えば、特定領域における光子の計数値の合計に言及するために変数Ｖを任意に選択すると、ＶＴＲＯは、ＴＲＯオクタント１３４５における全ての光子計数値の合計である。同様に、ＶＴＲＩはＴＲＩオクタント１３４６に対する合計であり、ＶＴＬＯはＴＬＯオクタント１３４９、ＶＴＬＩはＴＬＩオクタント１３５０、ＶＢＬＯはＢＬＯオクタント１３５１、ＶＢＬＩはＢＬＩオクタント１３５２、ＶＢＲＩはＢＲＩオクタント１３４７、ＶＢＬＯはＢＬＯオクタント１３４８、それぞれに対する合計である。予め決められた数の連続するフレームのそれぞれについての、各コリメータ開口からの各Ｘ線ペンシルビームに対する各オクタントにおける強度の値が、累算される。現時点で好ましい実施形態は、１００〜１２０フレームからのオクタントの値を使用してこのビーム計算を実行する。このようにして、ビームと開口との各組み合わせに対して総数８個のオクタント値が存在する。
【０２４８】
その後、ＰＭＴアレイの上半部および下半部におけるオクタントに対する累算値が、別々に合計される。したがって、上部オクタントの累算値は、Ｖｔｏｐ＝ＶＴＲＯ＋ＶＴＲＩ＋ＶＴＬＩ＋ＶＴＬＯである。下部オクタントの累算値は、Ｖｂｏｔｔｏｍ＝ＶＢＲＯ＋ＶＢＲＩ＋ＶＢＬＩ＋ＶＢＬＯである。
【０２４９】
次に、上部オクタントの累算値が下部オクタントの累算値と比較される。この比較により、ｙ軸に沿った特定の開口に対するＸ線ビームの位置合わせの精度の尺度であるｙ軸位置合わせ係数(y-axis alignment factor)（ＡＦｙ−ａｘｉｓ）が得られる。ＡＦｙ−ａｘｉｓを求める式は、次の通りである。
【０２５０】
【数７】
2005342514.tif 000010
電子ビームがｙ軸に沿った解析の下で開口に対し正しく位置合わせがされている場合には、上部および下部のオクタントに対する強度の累算値は同一であるはずである。したがって、ＶｔｏｐがＶｂｏｔｔｏｍに等しいとき、ＡＦｙ−ａｘｉｓ＝０であって、ビームは解析の下で開口に対しｙ軸に沿って正しく位置合わせされている。  電子ビームが多重検出器アレイの上半部に好都合なように位置決めされていた場合は、ＶｔｏｐはＶｂｏｔｔｏｍよりも大きい。この結果、ＡＦｙ−ａｘｉｓ＞０となる。電子ビームが多重検出器アレイの下半部に好都合なように位置決めされていた場合は、ＶｔｏｐはＶｂｏｔｔｏｍよりも小さい。この結果、ＡＦｙ−ａｘｉｓ＜０となる。ＡＦｙ−ａｘｉｓの値は、一般に、位置合わせを最適化するためにｙ偏向値が変化すべき量を示している。
【０２５１】
ｘ軸に沿った最適な電子ビームの位置合わせを求める方法は同様である。この計算のために、左方および右方オクタントに対する累算値は別々に合計される。したがって、右方オクタントの累算値は、Ｖｒｉｇｈｔ＝ＶＴＲＯ＋ＶＴＲＩ＋ＶＢＲＯ＋ＶＢＲＩである。左方オクタントの累算値は、Ｖｌｅｆｔ＝ＶＴＬＯ＋ＶＴＬＩ＋ＶＢＬＯ＋ＶＢＬＩである。ｘ軸の位置合わせ係数（ＡＦｘ−ａｘｉｓ）を求める式は次の通りである。
【０２５２】
【数８】
2005342514.tif 000011
ｙ軸の位置合わせに使用された計算とほとんど同一の計算が、ｘ軸に沿った電子ビームの最適な位置合わせを求めるのに使用される。
【０２５３】
ｘ軸およびｙ軸の位置合わせ係数は、制御コンピュータ８９０に転送される。制御コンピュータ８９０は、これらの位置合わせ係数を処理することにより、Ｘ線ペンシルビームの最適な位置合わせのためにＸ線源７９８において要求される修正量を求める。制御コンピュータ８９０は、次に、ビーム偏向のルックアップテーブル９１８を更新する。
【０２５４】
ターゲット１２５０上での電子ビームの位置決めを調整することにより、コリメータの格子の開口に対して異なる位置においてターゲットからＸ線が放出される。コリメータの格子の開口を通り抜けるＸ線ペンシルビームは、その後、修正されて最適に位置合わせされた位置において多重検出器アレイを照射するであろう。
【０２５５】
本システムが動作中であればいつでも、予め設定された間隔でまたは連続的に、この位置合わせを実行してもよい。
【０２５６】
前記議論はｘ軸およびｙ軸に沿った位置合わせの計算を検討しているが、他のオクタントの計算方法も発明のこの態様の境界の内側において予定されている。例えば、上部右方のオクタントの累算値を下部左方の値と比較し、上部左方のオクタントを下部右方のオクタントと比較することにより、角度の位置合わせ計算を実行してもよい。
【０２５７】
ビーム列抽出器及び画像再生エンジン
図３９は、ビーム列抽出器及び画像再生エンジンのための回路のブロック図である。信号調整器８１０の出力信号は、コネクタ１６５５を経由して、ビーム列抽出器に入力される。
【０２５８】
電子ビームの各ステップに対する各検出素子からの調整された部分画素信号は、ＲＴＥオクタントカウンタ１３５４に入力される。８つのＲＴＥオクタントカウンタが好ましく存在する。オクタントカウンタの各々は、８つのオクタントカウンタのうちの１つから調整された部分画素信号を受信する。各ＲＴＥオクタントカウンタ１３５４は、調整された部分画素信号を、基本的には同一の２つの信号に分割する。調整された部分画素信号の一方の集合は、電子ビームの最適な列を解析するのに用いられる。他方の集合は、画像再生エンジンに送信され、最終的には取り扱われている対象物の画像を再生するのに用いられる。
【０２５９】
各ＲＴＥオクタントカウンタ１３５４は、この後、入力され調整された画素信号を処理して、その対応するオクタントについての光子総数を得る。次に、ＲＴＥオクタントカウンタ１３５４は、順次、各オクタントに対する光子の総計を、フレーム・加算チップ１３５７に送信する。この処理は制御され、フレーム・加算チップへの出力は、ゲイン・列エンジン１６７４からＲＴＥオクタントカウンタ１３５４へ送信される制御信号によって可能となる。
【０２６０】
フレーム・加算チップ１３５７は、算術論理ユニット（「ＡＬＵ」）である。ＲＴＥオクタントカウンタ１３５４からの各光子数入力に対して、フレーム・加算チップ１３５７はまた、ゲイン・列メモリ１６７８から積算されたオクタント値も入力する。この積算されたオクタント値は、照明されて現在の光子カウントを生成するコリメータ上に、同一のオクタントと同一の孔とについて、１つ前又はさらに前のフレームからの光子数の総計に対応する。フレーム・加算チップ１３５７は、積算されたオクタント値に光子数を加えて新しいオクタント値を生成し、これはこの後ゲイン・列メモリ１６７８に格納される。
【０２６１】
ゲイン・列エンジン１６７４は、オクタントカウンタ１３５４、フレーム・加算チップ１３５７及びゲイン・列メモリ１６７８の情報処理を制御する。およそ１００〜１２０フレームの情報がゲイン・列メモリ１６７８に収集された後、ゲイン・列エンジン１６７４は、ゲイン・列メモリ１６７８にビーム列情報を出力する命令を出し、これはトランシーバ１７０４及び１７０６を経由してＲＴＥ出力回路８１８に送信される。
【０２６２】
ストリングカウンタ１３７２は、ＲＴＥオクタントカウンタ１３５４から部分画素信号を入力する。ストリングカウンタ１３７２は、図３７の詳細な記載中により詳しく説明されているように、部分画素値を処理して完全な画素に対するデータ値を再生する。
【０２６３】
画像の再生時に、部分的に構成された画素値は、ラインＦＩＦＯ（「先入れ先出し（first in first out）」）チップ１７０２で、ストリングカウンタ１３７２によって格納される。部分画素値の１６６のアイテムがラインＦＩＦＯチップ１７０２に入力された後、該ラインＦＩＦＯチップ１７０２に格納された連続する各アイテムは、ラインＦＩＦＯチップ１７０２をして、この後最も早く格納されたストリングデータ値をストリングカウンタ１３７２に回送させるであろう。ラインＦＩＦＯ１７０２はＲＴＥ制御チップからタイミング信号を受信する。
【０２６４】
ストリングカウンタ１３７２は、完全な画素に対するデータ値を標準化ＰＲＯＭ１６９２に送信する。標準化ＰＲＯＭは、該画素に対する部分画素情報に寄与する活動的な検出素子の数に基づいて、このデータ値を調整する（これは、図３７の詳細な記述を参照しつつより詳しく説明される）。標準化ＰＲＯＭ１６９２は、画像再生コントローラ１６９６から、電気的接続部１７６８を経由して、制御信号を受信する。
【０２６５】
標準化ＰＲＯＭ１６９２は、標準化された画素情報を、電気的接続部１７４６を経由して出力ＦＩＦＯ１７００に出力する。標準化された画素データがＲＴＥ出力回路に送信される前に、標準化された画素情報の３つのラインは出力ＦＩＦＯ１７００に格納される。
【０２６６】
標準化ＰＲＯＭ１６９２からの標準化された画素情報はまた、画像メモリユニット１６９４にも入力される。全体画像に対する標準化された画素情報は、格納され、かつ画像メモリユニット１６９４で適切に整列させられる。制御コンピュータは、トランシーバ１６９８を介してこの画像データにアクセスすることができる。
【０２６７】
画像再生コントローラは、画像再生エンジンの部品を動作させる制御信号を送信する。制御信号及びアドレス信号は、電気的接続部１７５８及び１７５６の上の画像メモリユニット１６９４に送信される。制御信号は、電気的接続部１７６８を経由して、標準化ＰＲＯＭに送られる。画像再生コントローラ１６９６は、制御信号を、電気的接続部１７２４を経由して、ストリングカウンタ１３７２に送信する。
【０２６８】
制御コンピュータ８９０からの制御信号は、ＲＴＥ入力回路１６２０を経由してリアルタイムアイに入力され、これは高速光ファイバケーブル８２４から光パルスを受信する。ＲＴＥ入力回路１６２０は、制御コンピュータ８９０からの制御情報を含む電気信号の中から光パルスを検出しかつ復調する光検出器及び回路を含んでいる。制御情報は、ＲＴＥ入力回路１６２０から、電気的接続部１７１４を経由して、ＲＴＥ制御チップ１６９０に送られる。
【０２６９】
ＲＴＥ制御チップ１６９０は、タイミング信号を、電気的バス接続部１７１０を介して、ＲＴＥ回路へ送る。ＲＴＥ制御チップ１６９０は、制御信号を、電気的バス接続部１７６０を介して、ＲＴＥ回路へ送る。
【０２７０】
ＲＴＥ出力回路８１８は、画像再生及びゲイン・列の情報を、高速光ファイバケーブル８２６を介して、制御コンピュータ８９０に送る。ＲＴＥ出力回路８１８は、高輝度ＬＥＤと電気信号を光パルスに変換する回路とを含んでいる。
【０２７１】
図４０に目を転ずれば、ＲＴＥ入力回路１６２０の詳細な図が示されている。ＲＴＥ入力回路１６２０は、右側トランスミッタ８８０から光パルスを受信する。光パルスは、光ファイバレシーバ１６１２によって検出されそして電気信号に変換される。電気信号は、回路１６２２及び１６２４によって濾波され形づくられる。電気信号は、この後、ＡＭＤ社から入手可能な標準ＡＭ７９６９チップであり、シリアル・パラレルコンバータとして機能するタクシーチップ１６１４に入力される。電気入力信号は、光ファイバケーブルを介しての送信のために、逐次形式であることが必要であった。４ビットの制御信号と８ビットのデータ信号とが、タクシーチップ１６１４から出力される。図４０のこの記載はデータレシーバ８１２のＲＴＥ入力回路１６２０についてのものであるが、光ファイバケーブル介して光パルスを受信する本発明にかかる他の部品についても、同様の回路が存在する。
【０２７２】
データレシーバ８１２中に配置され、フェイズロックされたループ（ＰＬＬ）回路１６２９は、プログラマブルスキャンコントローラ９２０（図２２）中で生成される１２.５Ｍｈｚのマスタークロック信号を受信してロックする。このマスタークロック信号は、データレシーバ８１２中のタクシーチップ１６１４と、データトランスミッタ８１８中のタクシーチップ１６０２とを両方とも駆動して１２.５Ｍｈｚのクロック速度で出力信号を生成する。ＭＣ８８９１５クロックダブラ１６２８、１６３０及び１６３２は、１２.５Ｍｈｚのクロック信号を５０Ｍｈｚの周波数に４倍化するのに用いられる。タイミング回路１６２６は、この５０Ｍｈｚのクロックを用いて、タクシーチップ１６１４を、ビーム列抽出器及び画像再生回路の他の部品に同期させる。タイミング回路１６２６は、電気的接続部１６３６を経由して送信されるデータストロボ信号を生成する。タイミング回路１６２６は、電気的接続部１６３４を経由して送信される制御ストロボ信号を生成する。
【０２７３】
図４１もまた、右側データトランスミッタであるＲＴＥ出力回路８１８を図示している。タクシーチップ１６０２もまた、パラレル・シリアルコンバータとして機能する、ＡＭＤ社から入手可能なもう１つの標準ＡＭ７９６８チップである。画像再生エンジン及びビーム列抽出器からの並列のデータビットは、シリアルデータ信号を出力するタクシーチップ１６０２に入力される。このシリアルデータ信号は、この後、調整回路１６１０によって形づくられる。調整回路１６１０からの出力信号は、シリアルデータ信号を高輝度ＬＥＤを使用して光パルスに変換する、光ファイバトランスミッタ１６０４に送られる。光パルスは、高速ファイバケーブル８２６を介してデータレシーバ８８０に送られる。図４１のこの記載はリアルタイムアイのＲＴＥ出力回路についてのものであるが、光ファイバケーブルを介して光パルスを送信する本発明にかかる他の部品についても同様の回路が存在する。
【０２７４】
図４２は、データレシーバ８１２中に配置されたＲＴＥ制御チップ１６９０の回路図である。ＲＴＥ入力回路１６２０を介して得られる制御コンピュータ８９０からの情報は、それぞれがＡＭＤ社から入手可能なＭＡＣＨ４３５プログラム式ＩＣチップであるＲＴＥ制御チップ１６９０を介して、多重検出器配列の種々の部品に分配される。ＲＴＥ入力タクシーチップ１６１４からのデータ出力は、８ビットの電気的接続部１６１６を経由して、ＲＴＥ制御チップに入力される。ＲＴＥ入力タクシーチップ１６１４からの制御情報出力は、４ビットの電気的接続部１６１６を経由して、ＲＴＥ制御チップに入力される。データ取得制御チップ１６３８は、多重検出器配列８２２の部品によって取得されて処理されたデータの選択に関連する制御情報を分配する。ホストメモリ制御チップ１６４２は、画像メモリユニット１６９４及びゲイン・列メモリユニット１６７８に命令を送信する。タイミング制御チップ１６４０は、ビーム列抽出器及び画像再生エンジンの回路にタイミング・診断信号を送信する。信号調整器１５１０（図３３）のためのタイミング制御信号は、タイミング制御チップ１６４０から接続部１６４６を介して出力される。１キロバイトの非揮発性メモリ１６４４は、ビーム列抽出器及び画像再生エンジンの回路のための目盛り（測定）情報を格納する。
【０２７５】
図４３に示すように、４つのコネクタ１６５０、１６５２、１６５４及び１６５６は、信号調整器８１０とＲＴＥオクタントカウンタ１３５４との間にセンサ接続部１６５５を形成する。信号調整の後、９６のＰＭＴ検出素子１３３９の各々からの信号は、４つのコネクタ１６５０、１６５２、１６５４及び１６５６上の９６の電気的接続部の１つを介してＲＴＥオクタントカウンタ１３５４につながる。
【０２７６】
図４４Ａ〜Ｂは、好ましいオクタントカウンタ１３５４の図である。８つのこのようなオクタントカウンタ１３５４はリアルタイムアイ中で用いられる。各オクタントカウンタ１３５４は、好ましくＩＳＰ１０３２ＴＱ格子ＩＣチップを含んでいる。オクタントカウンタ１３０３Ａは、ＴＬＯオクタントと関連するフォトカソード素子１３３９からの入力信号を処理する。同様に、オクタントカウンタ１３０３ＢはＴＲＯオクタントのために、オクタントカウンタ１３０３ＣはＴＬＩオクタントのために、オクタントカウンタ１３０３ＤはＴＲＩオクタントのために、オクタントカウンタ１３０３ＥはＢＬＯオクタントのために、オクタントカウンタ１３０３ＦはＢＲＯオクタントのために、オクタントカウンタ１３０３ＧはＢＬＩオクタントのために、そしてオクタントカウンタ１３０３ＨはＢＲＩオクタントのために入力信号を処理する。
【０２７７】
各オクタントカウンタ１３５４は、各オクタントと好ましく関連づけられている１２のＰＭＴフォトカソード素子１３３９の各々に対してのデータ入力接続部を含んでいる。ＰＭＴフォトカソード素子１３３９によって光子が検出されると、電気信号がその対応するオクタントカウンタ１３５４に送られる。単一のコリメータの孔を通過するＸ線ペンシルビームに対して、８つのオクタントカウンタ１３５４の各々は、ＰＭＴフォトカソード素子１３３９に関連づけられた１２のすべての各オクタントからの強度データを含む９ビットの値を生成する。
【０２７８】
図４５は、算術論理ユニット（「ＡＬＵ」）であり、好ましくはロジック・デバイス社から入手可能なＬ４Ｃ３８１ＪＣ２６ＡのＩＣチップである、フレーム加算チップ１３５７を図示している。各オクタントカウンタ１３５４からの９ビットの出力信号は、接続部１３５６を介して、フレーム加算チップ１３５７に入力される。フレーム加算チップ１３５７は、各コリメータ孔に対して５つの数を処理する。連続する各フレームに対して、フレーム加算チップ１３５７は、前のフレームからの同一の孔に対する同一のオクタントに対する対応する値を合算する。好ましい実施の形態においては、１００〜１２０のフレームについてのオクタント値がいっしょに加算され、Ｘ線ビーム列用に用いられるデータを構築する。
【０２７９】
図４６は、好ましくはＡＭＤ社から入手可能なＭＡＣＨ４３５のＩＣチップである、ゲイン・列エンジン１６７４を図示している。ゲイン・列エンジン１６７４は、処理されることになっているビーム列データのアイテムと、このデータのアイテムのためにもくろまれた処理仕様とを決定する。さらに、ゲイン・列エンジン１６７４は、ビーム列抽出器８１６内の部品のタイミングを制御する。
【０２８０】
図４７は、それぞれＭＭ６２４２５６ＡＪＰ−２０のモデル番号で日立製作所から入手可能な４つの１メガバイトのＳＲＡＭメモリチップ１６６４、１６６６、１６６８及び１６７０で構成されるゲイン・列メモリチップ１６７８を示す図である。
【０２８１】
各フレームに対して、各コリメータ孔について８つの値が収集される。これらの値は、フレーム加算チップ１３５７を介して処理された後、ゲイン・列メモリ１６７８に格納される。１００〜１２０のフレームの後、制御コンピュータは、ゲイン・列メモリ１６７８内に格納されたデータに好ましくアクセスして処理し、Ｘ線ビームの列を校正するであろう。
【０２８２】
図４８Ａ〜Ｉは、１〜９のストリングに対するストリングカウンタ１３７２の図である。９つのこのようなストリングカウンタは画像再生回路中で用いられ、これらの各々は好ましくは２つのゲート配列１６８０及び１６８２で構成され、好ましくはＩＣ部品番号ＩＳＰ１０３２ＴＱでラティス社から入手可能なものである。各ストリングカウンタ１３７２は全部で１６のサブカウンタを含み、各ゲート配列１６８０及び１６８２について、８つの個々のサブカウンタを含んでいる。全部で９つのストリングカウンタ１３７２が存在し、かつ各ストリングカウンタ１３７２が８つの個々のサブカウンタを含んでいるので、個々のサブカウンタの総数は１４４である。９つのすべてのストリングカウンタ１３７２は同様に機能するので、１つのストリングカウンタ４７Ａのみが詳細に説明されるであろう。
【０２８３】
前記の図３６を参照すれば、１つのストリングに対する検出器素子入力には「１」が記されている。中央の疑似円１７８０内の９６の素子のみが活動的な検出器素子に対応するので、１つのストリングに対する活動的な検出器素子からマッピングされる入力は、素子Ｆ１、Ｊ４、Ｆ４、Ｃ４、Ｍ７、Ｊ７、Ｆ７、Ｃ７、Ｊ１０、Ｆ１０及びＣ１０である。図４８Ａを参照すれば、ストリングカウンタ１３７２上のデータ接続部１７８２は、活動的な検出器素子Ｆ１からの入力に対してマッピングされる。データ接続部１７８４、１７８６、１７８８、１７９０、１７９２、１７９４、１７９６、１７９８、１８００及び１８０２は、それぞれ、活動的な検出器素子Ｊ４、Ｆ４、Ｃ４、Ｍ７、Ｊ７、Ｆ７、Ｃ７、Ｊ１０、Ｆ１０、Ｃ１０に対してマッピングされる。素子Ｍ１、Ｊ１、Ｃ１、Ｍ４及びＭ１０からの入力は、１つのストリングカウンタに対する非活動的な検出器素子に対応する。それゆえ、それぞれ非活動的な検出器素子Ｍ１、Ｊ１、Ｃ１、Ｍ４及びＭ１０に対応するデータ接続部１８０４、１８０６、１８０８、１８１０及び１８１２は、すべてグランド（アース）に接続されている。
【０２８４】
その他のストリングカウンタの各々は、同様に、それぞれの活動的な及び非活動的な検出器素子に対してマッピングされる。図３６は、１４４の論理検出器素子と、それらがマッピングされるストリングカウンタの番号とを図示している。
【０２８５】
図４８Ａもまた、好ましく部品番号ＣＹ７Ｃ４４１−１４ＶＣでサイプレスセミコンダクタ社から入手可能なラインＦＩＦＯ（「先入れ先出し（first in first out）」）チップ１７０２を図示している。ＲＴＥ画像再生回路は９つのラインＦＩＦＯで構成され、各ラインＦＩＦＯ１７０２は対応するストリングカウンタ１３７２と対になっている。ストリングカウンタが多重検出器配列からデータを取得するのに伴って、ストリングカウンタ１３７２からの部分画素値がラインＦＩＦＯ１７０２に入力される。１６６番目のストリングカウンタデータ値がラインＦＩＦＯ１７０２に入力された後、続くあらゆるデータ値が、ラインＦＩＦＯ１７０２をして、対応するストリングカウンタ１３７２の前に１６６カウント格納されたデータ値を復帰させるであろう。データ値はストリングカウンタ１３７２に戻され、同一の画素に対して取得される新しいデータ値と合算される。
【０２８６】
図４９は、好ましくはＣＹ７Ｃ２３５Ａ−１８ＪＣのサイプレスセミコンダクタユニットである標準化ＰＲＯＭ１６９２を図示している。前に説明したとおり、各ストリングカウンタ１３７２は、１２／１２配列の論理検出器素子上の１６の論理検出器素子に対してマッピングされている。しかしながら、各ストリングカウンタ１３７２は、中央の疑似円配列を含む９６の活動的な検出器素子の間のみから有意な入力データを受け取ってもよい。図３６に示されているように、入力データを提供する活動的な検出器素子の数は、特定のストリングカウンタに応じて１０、１１又は１２であってもよい。標準化ＰＲＯＭ１６９２は、各ストリングに対する活動的な入力検出器素子の数に基づいて適切な出力レベルを計算することにより、９つのストリングカウンタ１３７２からの出力を標準化する。
【０２８７】
図５０は、画像再生コントローラ１６９６を図示している。画像再生コントローラ１６９６は、画像再生エンジン８１４内で「エンジン」として機能する。画像再生コントローラ１６９６は、ストリングカウンタ１３７２のタイミング及び操作を制御する。画像再生コントローラ１６９６は、再生される個々の画素及びストリングの両方のトラック（軌跡）を保持する部品である。画像再生コントローラ１６９６はまた、画像メモリユニット１６９４の操作も制御する。
【０２８８】
図４７は、好ましくは従来から用いられている２つの１メガバイトのＭＭ６２４２５６ＡＪＰ−２０のＳＲＡＭチップ１８１６及び１８１８で構成される画像メモリユニット１６９４を図示している。標準化ＰＲＯＭからの標準化された画素データ出力は、電気的接続部１７１８を介して、画像メモリユニット１６９４に入力される。画像メモリユニット１６９４は、全体画像に対する画素データを結合して正確に順序づける。
【０２８９】
図５１は、出力ＦＩＦＯ１７００の図である。出力ＦＩＦＯ１７００は、好ましくは３つのＣＹ７Ｃ４５３−１４ＪＣデバイス１８２０、１８２２及び１８２４を含んでいる。出力ＦＩＦＯ１７００は、３ラインの画素データを、ＲＴＥ出力回路８１８を介して該データをフレーム順に出力する前に格納する。１つのコリメータ孔の列の完全な走査は３ラインの画素の完了を生じさせるので、出力ＦＩＦＯ１７００はこのように機能する。画素データは、３ラインの画素データが格納されるまで、標準化ＰＲＯＭ１６９２から連続的に入力される。
【０２９０】
図５２は、出力ＦＩＦＯコントローラ１８１４を図示している。出力ＦＩＦＯコントローラ１８１４は、ＡＭＤ社から入手可能なモデル番号ＭＡＣＨ４３５のＩＣチップである格子チップからなる。出力ＦＩＦＯコントローラ１８１４は、３つの出力ＦＩＦＯ１７００の情報処理を制御する。
【０２９１】
検出器コントローラ
検出器８２２及び１５２２に対する検出器コントローラ８０５（図２１）は、検出器から画素データとビーム列データとを受信し、かつ制御情報を検出器に送信する。右側レシーバ８８０は、右側検出器８２２から、高速光ファイバケーブル８２６を介して画素データ及びビーム列データを光学的に受信する。その結果、右側レシーバ８８０は、図４０を参照しつつより詳しく説明される光信号を電気信号に変換する回路を含む。左側レシーバ８４６は、同様に機能して、左側検出器１５２２から画素データ及びビーム列データを受信する。
【０２９２】
右側トランスミッタ８８６は、光ファイバケーブル８２４を介して、右側データレシーバ８１２にしきい値・ゲイン制御データを光学的に送信する。その結果、ビームコントローラのインターフェース７９４は、図４１を参照しつつより詳しく説明される電気信号を光信号に変換する回路を含む。右側トランスミッタ８８６はまた、ビーム偏向検索テーブル９１８（図２５）から同期信号も受信する。左側トランスミッタ８４８は、同様に機能して、制御信号を左側検出器１５２２に送信する。
【０２９３】
図５３は、検出器コントローラ８０５に対する好ましい制御ロジックの回路図である。好ましくは従来のＭＡＣＨ４３５プログラマブルＩＣチップであるコントロールＰＡＬ１８７０は、制御信号を供給して、検出器コントローラ８０５並びに左側及び右側のマルチプレクサＰＡＬ１８７２及び１８７４の活性を調整する。コントロールＰＡＬ１８７０は、左側レシーバ８４６からリード１８７５を経由して、左側データ制御信号ＬＲＣを受信する。同様に、コントロールＰＡＬ１８７０は、右側レシーバからリード１８７７を経由して、右側データ制御信号を受信する。コントロールＰＡＬ１８７０は、チューブコントローラリンク１８７６を介してタイミング入力制御信号を受信する。
【０２９４】
左側マルチプレクサＰＡＬ１８７２は、左側レシーバ８４６及び左側トランスミッタ８４８によって受信されそして送信されたデータのアイテムのためのデータマルチプレクサとして好ましく機能する。左側マルチプレクサＰＡＬ１８７２は、２方向データバスからリード１８７３を経由してゲイン・しきい値制御データを好ましくロードする。左側マルチプレクサＰＡＬ１８７２はまた、左側レシーバ８４６からリード１８７７を経由して、画素データ及び列データをロードする。
【０２９５】
左側マルチプレクサは、リード１８７９を経由して、左側トランスミッタ８４８にゲイン・しきい値制御信号を好ましく送信し、この後このデータを左側検出器１５２２に光学的に送信する。左側マルチプレクサＰＡＬ１８７２によって受信された列データは、２方向データバスを経由し、リード１８７３を経由して、制御コンピュータに再導入される。左側マルチプレクサＰＡＬ１８７２によって受信された画素データは、データＦＩＦＯ１８７８に順番に再導入される。データＦＩＦＯ１８７８及びコネクタ１８８０は、左側マルチプレクサＰＡＬ１８７２と左側フレームバッファ８５０との間のデータインターフェースとして機能する。右側マルチプレクサＰＡＬ１８７４は、同様に機能して、右側レシーバ８８０及び右側トランスミッタ８８６によって受信されそして送信されたデータのアイテムを制御し選択する。同様に、データＦＩＦＯ１８８２及びコネクタ１８８４は、右側マルチプレクサＰＡＬ１８７４と右側フレームバッファ８７２との間のデータインターフェースとして機能する。
【０２９６】
好ましい実施の形態においては、検出器コントローラ８０５は、制御コンピュータ８９０のバスにプラグ接続されるＰＣモジュールとして構成されている。検出器コントローラ８０５と制御コンピュータ８９０との間の好ましいインターフェース回路は、図５４Ｂの詳細な記載を参照しつつより詳しく説明される。
【０２９７】
チューブコントローラ
チューブコントローラ８０７は、ビームコントローラ７９６の処理を命令する走査制御データを生成し、これによりＸ線源７９８の走査パターンを制御する。チューブコントローラ８０７は、機能的には、ターゲットとなる陽極上の各ポイントに対するビーム偏向データを格納するビーム偏向検索テーブル９１８と、プログラマブルスキャンコントローラ９２０と、ビームトランスミッタ９１６と、Ｉ／Ｏトランシーバ９６４と、Ｉ／Ｏラッチ９５８とを含んでいる。
【０２９８】
図５４Ａは、チューブコントローラ８０７のための制御ロジックの回路図である。コントロールＰＡＬ１４０２は、制御コンピュータ８９０から受信した制御命令を処理することにより、並びにメモリコントロールＰＡＬ１４０４及びデータＰＡＬ１４０６に対して走査パターンをロードし、実行し又は停止させるための信号を分配することにより、プログラマブルスキャンコントローラ９２０の機能を一般的に実行する。コントロールＰＡＬ１４０２は、チューブコントローラ８０７内の部品の操作を命令する制御信号を与える。例えば、コントロールＰＡＬ１４０２は、走査される各コリメータ穴に対する「測定及び移動」時間を設定するようプログラムされている。
【０２９９】
ビーム偏向検索テーブル９１８には、好ましくメモリコントロールＰＡＬ１４０４と検索テーブルメモリ１４０８とが含まれている。メモリコントロールＰＡＬ１４０４は、検索テーブルメモリ１４０８内の情報の格納及び検索を命令する制御信号を生成する。適当な時期に、メモリコントロールＰＡＬ１４０４は、検索テーブルメモリ１４０８からのビーム偏向データの検索を命令する。検索されたビーム偏向データは、ビームコントローラ７９６への発信のためのビームトランスミッタ９１６に送られる。ビームトランスミッタ９１６は、好ましくは、図４１の詳細な記載を参照しつつより詳しく説明される、従来から用いられている光伝達回路である。
【０３００】
データＰＡＬ１４０６は、チューブコントローラ８０７によって受信され、又は送信されるデータのためのデータマルチプレクサとして機能する。
【０３０１】
好ましい実施の形態においては、チューブコントローラ８０７は、制御コンピュータ８９０のバスにプラグ接続するＰＣモジュールとして構成されている。図５４Ｂは、チューブコントローラ８０７及び制御コンピュータ８９０を接続するための好ましいインターフェース回路の図である。コネクタ１４２５及び１４２７は、チューブコントローラ８０７と制御コンピュータ８９０のバスとのインターフェースをとる。データトランシーバ１４０１及び１４０３は、３状態の２方向１６ビットデータバスＢ［０..１５］上のチューブコントローラ８０７と制御コンピュータ８９０との間で２進数情報をリード１４０９を経由して移送する。Ｉ／Ｏ読み取り制御信号はリード１４０５を経由して印加され、Ｉ／Ｏ書き込み制御信号はリード１４０７を経由して印加される。
【０３０２】
チューブコントローラはまた、Ｉ／Ｏトランシーバ９６４及びＩ／Ｏラッチ９５８をも制御する。チューブコントローラ８０７は、制御コンピュータから受信した制御信号の種々の集合を、さらにこれらの制御信号がＩ／Ｏコントローラへの光学的リンクへ送信するために、Ｉ／Ｏトランシーバ９６４とＩ／Ｏラッチ９５８とに対して命令する。Ｉ／Ｏトランシーバ９６４は、図４０及び４１の詳細な記載を参照しつつさらに詳しく説明される光学的接続回路を好ましく含んでいる。
【０３０３】
ビーム制御器
図５５Ａから図５５Ｅは、ビーム制御器インターフェース７９４における制御論理を示しており、種々のコイル駆動回路に供給するアナログコイル電流制御信号を処理して配送するものである。チューブ制御器８０７から出力されたデジタルスキャン制御データはビーム制御器入力回路１４０８に光学伝送路を介して供給されるが、このビーム制御器入力回路１４０８は、図４０を参照しながら詳述した光学通信回路で構成されているのが望ましい。ビーム制御器入力回路１４０８は、８-ビットデータバスＤ［０..７］に対しては８個のパラレルビットのデジタルスキャン制御データを、また、ビーム制御器インターフェース７９４においてデジタルスキャン制御データを配送するか、再フォーマットするかの何れか、又は、両方を行う制御ＰＡＬ１４１０に対しては４個のパラレルビットの制御データＣＤを出力する。
【０３０４】
図５５Ｂと図５５Ｃとにおいて、制御ＰＡＬ１４１０は、ｘ方向偏向ＰＡＬ１４１２をして８-ビットデータバスＤ［０..７］からのパラレルビットのコイル制御データＤＸＤＥＦを順次ロードすべく命令する制御信号をリード線１４１１（ＬＤ１とＬＤ２）を介して出力するのが望ましい。ｘ方向偏向ＰＡＬ１４１２はデジタルｘ方向偏向コイル制御データＤＸＤＥＦを必然的に処理して、ｘ方向偏向駆動回路７７８において円滑に傾斜した三角波を発生させる。ｘ方向偏向ＰＡＬ１４１２は大凡1.28usec毎に、パラレルビットのデジタルｘ方向偏向コイル制御データＤＸＤＥＦをシリアルビットのデジタルｘ方向偏向コイル制御データＳＤＸに変換するのが望ましい。シリアルｘ方向偏向コイル制御データＳＤＸは、好ましくは中間ｘ方法変更増幅器１４１６に供給するアナログ信号に情報を変換する２０-ビットシリアルＤＡＣ１４１４に出力線１４１３を介して供給される。  大凡８０nsec毎に、ｘ方向偏向ＰＡＬ１４１２が、順次獲得したデジタルｘ方向偏向コイル制御データＤＸＤＥＦの成分を演算して、ｘ方向傾斜制御データＸＳＤと称する８-ビットのｘ方向傾斜値を算出する。このｘ方向制御データＸＳＤはＤＡＣ４１８に供給されてアナログ信号に変換され、その出力であるアナログ出力信号は一群の中間ｘ方向傾斜制御増幅器１４２０に供給されているのが望ましい。増幅されたアナログｘ方向系は制御信号ＸＳＤは好ましくは、増幅されたアナログｘ方法変更コイル制御データＳＤＸと加算されて円滑に傾斜した出力波形を発生するようになっているのが望ましく、この出力波形は中間増幅器１４１７で増幅されてｘ方向偏向コイル制御信号ＸＤＥＦＬを発生するようになっている。ｘ方向偏向コイル制御信号ＸＤＥＦＬは、図５６を参照しながら詳述する好ましいｘ方向偏向駆動回路７７８へ出力線１４１８を介して出力されているのが望ましい。別の方法としては、このｘ方向偏向コイル制御信号ＸＤＥＦＬを、例えばセントロニクス社製の増幅器の如くの市販されている増幅器へ増幅器１４１９とＢＮＣコネクタ１４４４とを介して供給してｘ方向偏向コイルの電流を駆動するようにしてもよい。
【０３０５】
アナログｙ方向偏向コイル制御信号も同じように発生されて、ｙ方向偏向駆動回路７８２に供給される。しかし、ラスタースキャンのパターン方式が用いられているのであれば、シリアルｙ方向偏向コイル制御データＳＤＹが制御ＰＡＬ１４１０から直接発生されるので、ｙ方向偏向ＰＡＬや、ｙ方向傾斜制御データＹＳＤ、それに関連する回路類は必要ではない。
【０３０６】
制御ＰＡＬ１４１０は、データバスＤ［０..７］からのｘ方向ステップ制御データ（ＸＣＤ）、ダイナミック合焦コイル制御データ（ＤＦＣＤ）、無収点化(stigmator)制御データＳＣＤなどを順次ロードすべく小型ＤＡＣ制御ＰＡＬ１４２２に命令する制御信号もリード線１４２１（ＬＤ６、ＬＤ７、ＬＤ８、ＬＤ９、ＬＤ１０）を介して出力する。小型ＤＡＣ制御ＰＡＬ１４２２はＸＣＤ制御信号とＤＦＣＤ制御信号とをマルチチャンネルＤＡＣ１４２６に再配信すると共に、ＳＣＤ制御信号をマルチチャンネルＤＡＣ１４２４に再配信する。ＤＡＣ１４２４は好ましくはアナログ０゜無収点化コイル制御信号を０゜無収点化駆動回路７８６へと中間０゜増幅器１４２８を介して出力するのが望ましい。アナログ４５゜無収点化コイル制御信号も同様にして中間０゜増幅器１４３０を介して４５゜無収点化駆動回路に出力されている。ＤＡＣ１４２６はアナログｘ方向ステップ傾斜制御信号ＸＳＴＥＰＳＬＰを出力線１４３２を介してｘ方向ステップ駆動回路７８０に出力しているのが望ましい。同様に、アナログｘ方向ステップ振幅制御信号ＸＳＴＥＰＡＭＰも出力線１４３４を介してｘ方向ステップ駆動回路７８０に出力されているのが望ましく、アナログダイナミック合焦コイル制御信号ＤＦＯＣＵＳは出力線１４３６を介してダイナミック焦点駆動回路７７６に出力されているのが望ましい。
【０３０７】
シリアルデータＰＡＬ１４３８はＩ／Ｏ制御器７６２からスタティック合焦コイル制御データＳＤＩＮが入力されているのが望ましい。シリアルデータＰＡＬ１４３８は制御データＳＤＩＮをＤＡＣ１４４０に供給するが、ＤＡＣ１４４０はこの情報をアナログスタティック合焦コイル制御信号に変換した後に中間合焦増幅器１４４２を介してスタティック焦点駆動回路７７４に供給する。
【０３０８】
ビーム制御器インターフェース７９４からのアナログコイル制御信号はコイル駆動回路における適当なパワー増幅回路に供給して対応する合焦ないし偏向コイルにおいて電流パターンを駆動するようになっているのが望ましい。例えば、ビーム制御器インターフェース７９４からのアナログｘ方向偏向コイル制御信号ＸＤＥＦＬを入力線１４１８を介して好ましいｘ方向偏向駆動回路７７８（図５６）に供給するのが望ましい。ＸＤＥＦＬ制御信号は制御増幅器１４５４に供給されて、パワー増幅器１４４６、１４４８の動作を規制する。ｘ方向偏向駆動回路７７８は、パワー僧服器１４４６、１４４８がｘ方向偏向コイルの両端を差動的に駆動するサークルブリッジ回路となっているのが望ましい。パワー増幅器１４４６、１４４８の出力電圧は、電流検出抵抗(current sense resistor)１４５０と電流センサー１４４７とを介して、さらには出力線１４５８、１４６０を介してｘ方向偏向コイルに供給されているのが望ましい。抵抗１４５０はｘ方向偏向コイルにおける電流を検出して、電流情報をフィードバックすることで制御増幅器１４５４を調整するようになっているのが望ましい。ｘ方向偏向コイルの電流は電流検出器１４４７によってもモニターされていて、出力線１４４９を介して電流検出モニター７８８に測定電流が供給されるようになっている。ｘ方向偏向駆動回路７７８での温度を測定する温度検出器１４４５には、温度フォールト状態が発生するとｘ方向偏向駆動回路７７８を不作動にするための温度スイッチ１４４６が設けられている。ｙ方向偏向駆動回路７８２にも、ｙ方向偏向コイルの電流を駆動するために類似の回路が設けられているのが望ましい。
【０３０９】
ｘ方向ステップ駆動回路７８０としてはｘ方向ステップ傾斜制御スイッチ１４６２とｘ方向ステップ電圧制御回路１４６４と減衰制御回路１４６８（図５７Ａと図５７Ｂ）とで構成されているのが望ましく、好ましくはｘ方向ステップコイルで鋸形電流は形を発生させるのに用いている。このｘ方向ステップ駆動回路７８０は、出力線１４７２、１４７４を介してｘ方向ステップコイルの両端に接続されている。図５７Ａにおいて、ビーム制御器インターフェース７９４からのｘ方向ステップ振幅制御信号ＸＳＴＥＰＡＭＰは好ましくはｘ方向ステップ電圧制御回路１４６４に供給してＶＩＣＯＲマルチ出力型切換えパワー供給装置（図示せず）の電圧レベルを制御することで、入力線１４７０を介して入力電圧をｘ方向ステップ駆動回路７８０に供給できるようにする。
【０３１０】
傾斜切換え制御信号ＸＳＴＥＰ＼は好ましくは制御ＰＡＬ１４１０から入力線１４７１を介して供給されるのが望ましく、そのようにすることでｘ方向ステップ傾斜制御スイッチ１４６２の動作を制御する。ｘ方向傾斜制御スイッチ１４６２がオンとなると、ＶＩＣＯＲマルチ出力型パワー供給装置からの電圧がｘ方向ステップコイルに供給されて、ｘ方向ステップコイルにおける電流が特定の時間だけ、好ましくは１〜２００nsecだけ上昇する。電流パターンの振幅は、好ましくはｘ方向ステップ電圧制御回路１４６４により設定されるＶＩＣＯＲマルチ出力型パワー供給装置の電圧レベルにより定まる。
【０３１１】
他方、ｘ方向ステップ傾斜制御スイッチ１４６２がオフとなると、減衰制御回路１４６８からｘ方向ステップコイルに電圧が供給され、それによりｘ方向ステップコイルにおける電流減衰の傾斜が制御されると共に、整波される。減衰制御回路１４６８には入力線１４３２を介してｘ方向ステップ傾斜制御信号ＸＳＴＥＰＳＬＰが供給されているのが望ましい。ＶＩＣＯＲパワー供給装置から減衰制御回路１４６８に供給される高電圧に関係のある潜在的な問題を回避するために、アイソレーション増幅器１４７４を用いるのが望ましく、これにｘ方向ステップ傾斜制御信号ＸＳＴＥＰＳＬＰを光伝送路を介して供給する。アイソレーション増幅器１４７４の出力は、中間ｘ方向ステップ増幅器１４７８に供給するのが望ましい。この中間ｘ方向ステップ増幅器１４７８はアイソレーション増幅器１４７４からの差動出力をシングルエンド信号に変換できるのが望ましく、このシングルエンド信号を制御増幅器１４７６の反転入力に供給する。制御増幅器１４７６は、可変負荷として機能するトランジスタ１４７２を流れる電圧を管理するから、電流減衰期間にｘ方向ステップコイルに供給された電圧でｘ方向ステップコイルでの最適電流減衰率を醸し出すようになっている。Ｘ線撮像のある用途でｙ方向ステップコイルを用いるのが必要となっている場合では、図５７Ａと図５７Ｂに示したｘ方向ステップ駆動回路と類似のｙ方向ステップ駆動回路を用いるのが望ましい。
【０３１２】
Ｘ線感応型光学センサー位置同定装置を有するカテーテル
図５８から図６０に本発明のこの面での現に好ましい実施の形態であるカテーテル５１０を示す。カテーテル５１０は遠位端５１４と近位端５１６とを有する長尺本体５１２からなり、その遠位端５１４は生体空洞、血管、管などに挿入されるようになっていると共に、近位端５１６をカテーテル５１０の挿入する患者やその他の物体から外側に残すようになっている。
【０３１３】
図５９はこのカテーテル５１０の横断面図を示している。図５９において、カテーテル５１０には複数のルーメン５１８、５２０、５２２が形成されている。図示のカテーテル５１０では三本のルーメン５１８、５２０、５２２を有するものとしてあるが、この実施の形態は例示のために図示したものに過ぎないから、本発明に従って実際のカテーテルに形成するルーメンの数やその利用の仕方についてはカテーテル５１０を利用する最終目的に応じて変わるのは言うまでもない。このようなカテーテルは従来公知のように手動操作して位置決めできるようになっていてもよい。
【０３１４】
再び図５８において、カテーテル５１０のルーメン５１８には光ファイバー５２４が埋設されている。Ｘ線マーカ５２６（ここではＸ線ミニセンサーとも言う）が光ファイバー５２４の遠位端５２８と光学的に連結されている。現に好ましい実施の形態では、Ｘ線マーカ５２６は一辺の長さが0.030インチ（0.076センチ）のキューブ形になっていて、0.018インチ径の光ファイバー５２４に光学セメントを用いて接着してある。このＸ線マーカ５２６は好ましくは、例えばニュージャージ州ハケッツタウン所在のＵＳＲオプトロニクス社から入手可能なテルビウムをドープしたガドリニウム・オキシスルフェート（Gd２O２S２:Tb）の如くのＸ線感応型シンチレーション蛍光体ないし結晶材からなるものが望ましい。このＸ線マーカ５２６の材料として現に好ましいものは、（１）ＹＳＯ（ノースカロリナ州シャロット所在のエアトロン（リットン）社から入手可能なセリウムをドープしたイットリウム・オキシ-オルトシリケート）、（２）ＬＳＯ（シュランバーガー社から入手可能なセリウムをドープしたルテチウム・オキシ-オルトシリケート）、（３）ＢＧＯ（オハイオ州ビーチウッド所在のレクソン・コンポネント社から入手可能なビスマス・ゲルマニウム酸塩）の如くのシンチレータ結晶材が望ましい。特にＹＳＯとＬＳＯとは、減衰時間が短く、そのために入射Ｘ線光子をパルス計数することによりＸ線強度を測定できる利点がある。しかし、Ｘ線スペクトルに感応するものならその他の材料ないし装置を本発明で用いることができ、これらも本明細書において用いる用語の意味でのＸ線マーカとみなすこともできることは、当業者には容易に察せられるところである。
【０３１５】
光ファイバー５２４の近位端５３４には光検出器５３２が光学的に接続されている。この光検出器５３２としてはフォトダイオード、光倍増管、フォトトランジスタ、電荷結合装置、それにＸ線束に対する曝露にともなって発生するＸ線マーカ５２６からの光信号を、当該光信号が光ファイバー５２４を介して光検出器５２３に伝わると電気信号に変換する装置であればどのようなものであってもよい。光検出器５３２から発せられる電気信号の大きさは、Ｘ線ミニセンサー５２６が検出するＸ線束の強度の大きさに応じて変わる。本発明の好ましい一実施の形態では、光ファイバー５２４の近位端５３４を、ミシガン州ミッドランド所在のダウ・コーニング社から入手し得る如くの高粘性透明シリコンオイルを用いたRCA XT2020光倍増管の光感応窓に接続している。
【０３１６】
光検出器５３２からの電気信号を例えばＡ／Ｄ変換器の如くの従来公知の手段でデジタル信号に変換して、視準グリッド９０の種々の孔１４０に対応するＸ線ミニセンサー５２６での瞬間Ｘ線束強度を表す一群の値を得る。従って、視準グリッド９０の孔１４０がＸ線ビーム光束５０を順次発するに伴って、センサー５２６での測定Ｘ線束強度に対応する値が各孔毎にメモリアレーに後述のように記憶される。
【０３１７】
カテーテル５１０がＸ線照射に曝露されると光検出器５３２から電気信号が発せられる。それ故、本発明でのカテーテル５１０は、逆幾何学走査ビームＸ線システム(reverse-geometry scanning-beam X-ray system)での用途で用いた場合に非常に有用なものであり、高精度でカテーテルの位置を同定することができる。  図５８から図６０に示したカテーテル５１０は単一のＸ線マーカ５２６が光学的に接続されているものではあるが、本発明の原理に従えば複数のＸ線マーカを光学的に接続したカテーテルを構築することも可能である。本発明の実際の実施の形態において用いる斯かるマーカの数は、特定の設計のカテーテルを用いる用途に応じて変わる。
【０３１８】
操縦可能な定置器のＸＹ座標上の位置の同定
図６２に、Ｘ線マーカないしＸ線ミニセンサーを利用した操縦自在定置器(positioner)の正確なｘｙ座標を同定する一つの技法を示す。ｘｙ座標で、視準グリッド９０の出力面２６０と平行な平面２８０における、操縦自在定置器のＸ線マーカ５２６が置かれている位置を特定する。図６２においては、好ましい逆幾何学走査ビームＸ線撮像システム６００を示しているが、これにはカテーテル５１０ａ、５１０ｂが使われていて、物体６０２に配置している。物体６０２としては、例えばカテーテル５１０ａ、５１０ｂを挿通した患者であってもよい。これらのカテーテル５１０ａ、５１０ｂの内部にある光ファイバーの近位端には光検出器５３２ａ、５３２ｂが接続されている。二本のカテーテル５１０ａ、５１０ｂとそれぞれに対応する光検出器５３２ａ、５３２ｂを例示のために挙げているが、カテーテルの本数と対応する光検出器の数については、本発明の原理に従えば幾つあってもよいことは当業者には察せられるところである。
【０３１９】
視準グリッド９０は好ましくはＸ線管６０４とＸ線検出器６１０との間に介在させて、走査したＸ線管６０４の選ばれた位置から発せられるＸ線ビームがＸ線検出器６１０に指向されていることを確実にしている。Ｘ線が視準グリッド９０から種々の軌道に沿ってＸ線検出器６１０へと進むと、一部の照射線がカテーテル５１０ａ、５１０ｂにおける光ファイバー５２４ａ、５２４ｂの近位端にそれぞれ配設したＸ線センサー５２６ａ、５２６ｂにより遮断されて照射される。するとＸ線マーカが光を発することで応答するが、この光は光ファイバー５２４ａ、５２４ｂを介して光検出器５３２ａ、５３２ｂへと伝わり、かくて光検出器により電気信号に変換され、かくて調整、増幅された後に制御ユニット６２０へ供給される。
【０３２０】
制御ユニット６２０には、走査制御器６０６からはｘ方向アドレスとｙ方向アドレスが、また、光検出器５３２ａ、５３２ｂからそれらの出力が供給されている。この制御ユニット６２０は光検出器５３２ａ、５３２ｂからの出力を操作制御器６０６からの走査アドレス情報と関連付ける。この情報は処理してカテーテル５１０ａ、５１０ｂにおけるＸ線センサーの位置を同定することから、カテーテルそれ自体の端部の位置を正確に標示するものである。
【０３２１】
図６３にカテーテルの位置をＸ線で検出する三種の好ましい検出方法を示す。バイナリ検出法では、積分器と比較器とを制御ユニット６２０に用いて光検出器５３２ａ、５３２ｂからの増幅出力信号を処理することで、Ｘ線センサー５２６ａ、５２６ｂが各ｘ方向及びｙ方向走査アドレス毎にＸ線により照射されたかどうかを判断している。
【０３２２】
エネルギー測定法では、積分器とアナログ・デジタル変換器とを用いて各ｘ方向及びｙ方向走査アドレス毎にＸ線センサー５２６ａ、５２６ｂが感知したＸ線エネルギーを測定するようにしている。この方法では、カテーテル５１０ａ、５１０ｂにおけるそれぞれのＸ線センサー５２６ａ、５２６ｂのエックス線強度値は、ターゲットで発した各Ｘ線ビームについて測定されることになる。視準グリッド９０の各孔はＸ線管の１走査サイクル毎に走査されるようになっているから（必ずしもそうなっているのではなく、所定数の孔の群でフィールドをカバーできるのであれば、当該群の孔が走査されるのであってもよい。）、Ｘ線検出器６１０から得られる測定エックス線強度値はコンピュータプロセッサにおけるメモリアレーに記憶されるようにしてもよい。図６４は、単一のＸ線マーカについてＸ線管の１走査サイクル中に斯かるメモリアレーに記憶されることのあるサンプルデータを示している。図６４の垂直軸６２６はＸ線マーカ５２６が測定したＸ線束強度を表し、横軸６２８、６３０は、強度データを捕捉したその時に照射されている視準孔１４０のｘ軸座標とｙ軸座標をそれぞれ表している。
【０３２３】
図示のようにアレー全体に亙って偽の強度読取り値が散らばっている。これら偽の強度読取り値については符号６３２で示している。偽読取り値６３２は、散乱Ｘ線がＸ線ミニセンサー５２６に当たるからであって、主要Ｘ線が視準グリッド９０から直接発しているからではない場合に多いようである。偽読取り値６３２は本図においては大きく高い柱群６３４として示したデータの主本体のみを残すように、従来公知のフィルター技法で除去するのが望ましい。柱群６３４は、Ｘ線マーカ５２６により測定された視準グリッド９０の孔から直接得られたＸ線を表している。この柱群の形状と幅については、Ｘ線ミニセンサー５２６からターゲット５０までの距離Ｚに応じて変わる。また、後述のようにこの情報だけでＺを求めることも可能である。柱群６３４の位置を表すｘ軸座標とｙ軸座標は、空間におけるＸ線マーカ５２６の位置を表すｘ軸座標とｙ軸座標とに応じてデータアレー内で変わることがある。Ｘ線マーカ５２６の位置を表す実際のｘ軸座標とｙ軸座標とは、従来公知の方法でこのデータを分析して、視準グリッドの幾何学的中心ないし図心にある視準グリッドの孔を同定することで求めることができる。すると、後述のようの求める距離Ｚが与えられていると、Ｘ線マーカ５２６はターゲット５０から距離Ｚだけ隔てた平面上であって、同定した孔を通るターゲット５０からＸ線検出器６１０を結ぶ線分上にあることになる。これが空間上での正確な位置を表していて、容易に算出できる。
【０３２４】
最後の方法は光子計数法で、各ｘ方向とｙ方向の走査アドレス毎にＸ線センサー５２６ａ、５２６ｂで検出された光子の数を求めるのに比較器と計数器とを用いている。この方法では、Ｘ線センサー５２６ａ、５２６ｂとしては、応答時間の早いシンチレータ材、例えばＹＳＯとＬＳＯで構成されているのが望ましく、これによりＸ線製サーにぶつかっているＸ線光子の計数に用いることのできる信号群を得ることができる。光検出器５３２ａ、５３２ｂからの増幅出力信号は比較器に供給され、この比較器への入力信号がＸ線ミニセンサー５２６に当たっている個々のＸ線に対応する閾値を越えると、当該比較器から信号パルスが出力される。この光子計数法によるデータは、前述のエネルギー測定法におけるのと同一方法で処理するのが望ましい。
【０３２５】
操縦自在定置器のＺ軸座標の同定
Ｘ線マーカを用いた操縦自在定置器のＺ軸座標（高さ）を求める現に好ましい方法は、各画像フレーム毎にＸ線マーカに当たるＸ線ビーム光束の数を計数することである。所定の位置のＺ軸座標ないし高さは、通常、ターゲット５０から、センサー５２６ａが置かれている視準グリッド９０の出力面２６０と平行な平面２８０までの距離であるが、この距離は基準点からＸ線マーカ５２６ａまでの距離となるように線形に変換(translate)できるのは明らかである。現に好ましい方法を説明するために、図６２に示したカテーテル５１０ａと走査ビーム型Ｘ線システム６００について説明する。
【０３２６】
電子ビーム４０がターゲット５０を走査するに伴い、そのターゲット５０の表面で見掛け上全ゆる方向にＸ線が発する。図６５において、視準グリッド９０は好ましくは前述したように比較的Ｘ線に対しては不透明な材料で構成されていて、視準グリッドの入力面６６から視準グリッドの出力面２６０へのＸ線透過路であって、一部のＸ線が透過する孔１４０が複数形成されている。
【０３２７】
図６５に示したように、これらの個々のＸ線ビーム光束１００は、Ｘ線検出器６１０に向かって僅かながら円錘形状Ｘ線束６２４を形成する。尚、一回につき一本だけのＸ線ビーム光束１００が発生する点に留意されたし。図６５では、例示のために８本のＸ線ビーム光束１００を描いている。視準グリッドの出力面２６０と平行にＸ線ビーム光束１００を横切る平面Ａ１−Ａ２においては、Ｘ線ビームは、ビームの重畳ができるほどには発散していない。従って平面Ａ１−Ａ２にある小さいＸ線マーカ５２６ａは一回につき一本のビームを「見る」ことになる。図６５Ａは、ビームの７ｘ７アレーに対する平面Ａ１−Ａ２に沿ったＸ線ビーム光束１００の横断面パターンを示している。図６５Ｂも同様に、平面Ｂ１−Ｂ２に沿ったＸ線ビーム光束１００の横断面パターンを示している。平面Ｂ１−Ｂ２においては、Ｘ線ビーム光束１００は、互いに隣接するＸ線ビーム光束１００と部分的に重畳し得るほど発散している。従って、平面Ｂ１−Ｂ２に置かれている小さいＸ線マーカ５２６ａは一本のビームどころか、それ以上のビームを「見る」ことになる。図６５Ｃと図６５Ｄとに平面Ｃ１−Ｃ２とＤ１−Ｄ２とにおけるものをそれぞれ示しているが、小さいＸ線センサー５２６がＸ線検出器６１０に近づくにつれてどうなるかを示している、即ち、Ｘ線検出器６１０に近づけば近づくほど、Ｘ線ビーム光束は漸次深く重畳するよになって、Ｘ線マーカが沢山のビームを「見る」ことになる。Ｘ線検出器６１０の表面に至っては、視準グリッドの出力面２６０から発したすべてのＸ線ビーム光束１００が見られることになる。
【０３２８】
前述したように、Ｘ線ビーム光束１００はすべて同時に発するものではない。Ｘ線管は走査型Ｘ線管である、即ち、テレビ受像器やコンピュータのモニターに使われている陰極線管とよく似たものであるから、ある瞬間には電子ビーム４０で精々一つの孔が「照光」されるだけで、その結果、その瞬間にターゲット５０のその位置に対応する孔１４０からＸ線が発するのである。よって、視準グリッドの出力面２６０とＸ線検出器６１０との間に形成されたＸ線の円錐状線束６２４に囲まれたＸ線マーカ５２６にとっては、Ｘ線管の各サイクル（Ｘ線管の「サイクル」とは、完全な一走査に対応し、本発明の好ましい実施の形態においては、システムがユーザーによりどのように調整されるかに応じて変わるが、一般に秒当たり１５〜３０回発生する。）の期間中に一群のＸ線パルスが見られることになる。この一群のパルスは、Ｘ線センサー５２６により見られたＸ線ビーム光束１００に対応している。従って、視準グリッド９０の出力面２６０に近づけて置かれたＸ線マーカ５２６は、Ｘ線管の１サイクル中に比較的少数のパルスを測定することになるが、同じＸ線マーカがＸ線検出器６１０に近づけて置かれた場合、Ｘ線管の１サイクル中に著しいほど沢山のパルスを測定することになる。Ｚ軸座標はこの特性により測定されるのである。
【０３２９】
Ｘ線管の１サイクル毎のパルスの数に基づいてＺ軸座標を求める方法は、下記の計算式から得られる。
【０３３０】
ここでは、ビーム径ｄｂはターゲット５０のところでは０、視準グリッドの出力面２６０のところではｄｃとなっているものと仮定する。すると、ターゲット５０からの距離がＺである場合、
【０３３１】
【数９】
2005342514.tif 000012
Ｘ線ビーム光束１００同士の間隔λｂは、ターゲット５０におけるλｓからＸ線検出器６１０における０へと線形変化する。ターゲット５０からの距離がＺであると、
【０３３２】
【数１０】
2005342514.tif 000013
Ｘ線システムにより醸し出された円錐形Ｘ線フィールド内のエリアの面積単位(square unit)には、下式で表される数だけのそれを通るビーム中心が含まれている。
【０３３３】
【数１１】
2005342514.tif 000014
これらのビームの全面積は、重畳がなければ下式で表される。
【０３３４】
【数１２】
2005342514.tif 000015
ビームは単位エリアの面積にはまりこむから、重畳は
【０３３５】
【数１３】
2005342514.tif 000016
【０３３６】
【数１４】
2005342514.tif 000017
【０３３７】
【数１５】
2005342514.tif 000018
そこで、λｓ＝０.０２０３インチ（０.０５２センチ）、ｄｃ＝０.０１５インチ（０.０３８０センチ）、Ｚｃ＝１.０インチ（２.５４センチ）、Ｚｄ＝３７.２インチ（９４.５センチ）とすると、距離Ｚでの重畳は下記の表IIIに列記したものとなる。
【０３３８】
表  III
距離（インチ） （センチ）   重畳  
１                ２.５４                  ０
２                ５.０８                  ２
３                ７.６２                  ５
４              １０.１６                  ９
５              １２.７０                １５
６              １５.２４                ２３
７              １７.７８                ３３
８              ２０.３２                ４６
９              ２２.８６                ６２
１０              ２５.４０                ８３
１１              ２７.９４              １０８
１２              ３０.４８              １３９
１３              ３３.０２              １７６
１４              ３５.５６              ２２３
１５              ３８.１０              ２７９
１６              ４０.６４              ３４８
１７              ４３.１８              ４３３
１８              ４５.７２              ５３７
１９              ４８.２６              ６６６
２０              ５０.８０              ８２７
２１              ５３.３４            １０２７
２２              ５５.８８            １２８１
２３              ４２                 １６０４
２４              ６０.９６            ２０２１
２５              ６３.５０            ２５６７
２６              ６６.０４            ３２９５
２７                ８.５８            ４２８４
２８              ７１.１２            ５６６３
２９              ７３.６６            ７６４７
３０              ７６.２０          １０６１４
よって、例えばカテーテル５１０ａにおけるＸ線センサー５２６ａが、ターゲット５０から９インチ（２２.８６センチ）隔てたところでＸ線管の１走査サイクルにつき６２個のパルスを計測することになる。
【０３３９】
表IIIに示した情報を求める別の好ましい方法としては、所定位置においてマーカ５２６ａが検出するパルスの実際の数を計測する方法がある。その場合、マーカ５２６ａが検出するパルスの数に応じたＺ軸座標を表示する際に参照するルックアップテーブルを構築して用意する必要がある。もし可能ならこの方法は、生存患者ないしその他の物体において用いることもでき、第１絶対Ｚ軸座標と第２絶対Ｚ軸座標とが例えば直接測定によるとか、別の手段で円錐状線束６２４内において求めることができるのであれば、物体ないし患者においてのＺ軸座標は補間により求めることができる。
【０３４０】
カテーテル５１０におけるマーカ５２６ａのＺ軸ないし距離を求める他の方法としては、マーカ５２６ａでのエックス線強度の測定に基づいた方法がある。この方法は前述したｘ軸座標とｙ軸座標とを求める強度測定法に関係している。前述したように、視準グリッドの孔１４０がＸ線ビームにより照射されると、カテーテル５１０からのＸ線ミニセンサー６３８は、その軸が当該センサーに最接近している孔からの最大エックス線強度を検出することになる。これでＸ方向とＹ方向の位置がわかるばかりではなくて、下記のようにしてＺ方向の位置も判定できる。図６４において、柱群６３４の周囲の寸法はマーカ５２６のＺ方向位置に直接関係している。即ち、マーカ５２６がソースからはるかに隔てていると、周囲寸法は大きく、逆に近い場合では小さくなる。この周囲寸法を測定するのに好ましい位置は、半最大値での(at half maximum)全幅に相当する、即ち、柱群６３４の高さの半分のところでの周囲寸法をそくていする。また、他の箇所で測定することも可能であり、その場合でも似たような結果が得られる。高さの約１／４から３／４の範囲が最も信頼性があるものと思われる。
【０３４１】
図６６は、カテーテルの三次元位置を判定する別の方法を示している。二つのソースのそれぞれに対する三本のカテーテル５１０ａ、５１０ｂ、５１０ｃの二次元での位置を正確に同定するのに、それぞれ独立した走査制御器１０６ａ、１０６ｂと視準グリッド９０ａ、９０ｂを備えた二本のＸ線管６０４ａ、６０４ｂをこれら三本のカテーテル５１０ａ、５１０ｂ、５１０ｃと対応する光検出器５３２ａ、５３２ｂ、５３２ｃと制御ユニット６２０と共に利用してもよい。このようにして得た二つの二次元での測定値から一つの三次元での位置を求めるのに、三角測量法を用いることもできる。
【０３４２】
カテーテルのＺ軸座標を求めるまた別の方法として計数法によるもの、即ち、応答時間の早いＸ線ミニセンサー５２６、例えばＹＳＯやＬＳＯを用いたＸ線ミニセンサーを用いて、このＸ線ミニセンサーに当たるエックス線光子を計数するのに用いる信号群を得る方法がある。この光子計数法は、Ｘ線強度測定法の亜流であるから、カテーテルのＺ軸座標を求めるに当たっては前述した諸方法のどれかといっしょに用いてもよい。
【０３４３】
操縦自在定置器のＸ軸座標、Ｙ軸座標、Ｚ軸座標の表示
Ｘ線センサー５２６の位置を表すＸ軸座標とＹ軸座標とＺ軸座標とが前述したように算出されたとすると、それにより得たデータで幾つかの有用なことができる。好ましい一方法としては、物体ないし患者のＸ線画像を表示しているモニタースクリーン上でのカーサをドローすることである。このようにすることでＸ線センサー５２６の位置（時として、生体内視物体に定置させた操縦自在定置器の先端に臨んでいる）の表示を強調することができる。同様に、センサーがあった、或いは、センサーの移動先の位置を表すＸ軸座標、Ｙ軸座標、Ｚ軸座標とにより定まる「行方(waypoints)」を、コンピュータによりモニタースクリーン上にアイコンとして表示することで、ユーザーをしてＸ線センサーとそれに対応する操縦自在定置器とを位置決めしやすくしてもよい。行方は、それをキャプチャして表示ないし検討のために保存してもよく、生体ないし物体における対象物、例えば動脈瘤、ステント、腫瘍、心臓の特徴などの対象物の表面についてキャプチャすることになる。これらの行方の軌跡がコンピュータのスクリーンに表示されて、物体の二次元ないし三次元画像が得られたり、位置や状態、形状などの変化を検討したりすることができる。
【０３４４】
モニタースクリーンに視覚的画像としてデータが表示されるのとは別に、患者ないし物体における対象物の位置に対応する実際のＸ軸座標、Ｙ軸座標、Ｚ軸座標の数値データが表示されるか、プリントアウトされるか、或いは何らかの方法でユーザーに入手できるようにして、ユーザーが操縦自在定置器を正確な同一位置へと復帰させることができるようにしてもよい。例えば、心臓に対するある医学処置では当該心臓についての電気測定値が必要な場合がある。測定した電気値は、それぞれの測定値を得た正確な場所と共に保存しておいてもよい。すると、測定値を得た上で採るべき方法が判断されると、対象部位に対応するＸ軸座標とＹ軸座標、Ｚ軸座標に関する記録された情報により正確に同定される特定部位において矯正処置をとることができる。
【０３４５】
ここまで本発明の実施の形態と用途と利点とを、当業者が本発明を再現したり、利用できるほど充分詳しく説明したが、当業者にはここに開示した本発明の概念から逸脱することなく、その他の実施の形態や用途、利点などが考えられるのは明らかである。従って、本発明は、添付の特許請求の範囲に基づいて専ら限定すべきであり、好ましい実施の形態、明細書ないし図面で限定すべきものではない。
【図面の簡単な説明】
【０３４６】
【図１】好ましい低照射走査ビームＸ線撮像システムの基本要素を示すブロック図である。
【図２】照準グリッドを有しない走査ビームＸ線撮像システムより前方向に照射されたＸ線の分布を示す図である。
【図３】好ましい低照射走査ビームＸ線撮像システムに用いられるＸ線管の目標と好ましい照準グリッドの一部分の断面を示す拡大図である。
【図３Ａ】本発明に係る装置で用いられる照準グリッドを示す部分断面図である。
【図３Ｂ】本発明に係る装置で用いられる照準グリッドを示す部分断面図である。
【図３Ｃ】本発明に係る装置で用いられる照準グリッドを示す部分断面図である。
【図３Ｄ】本発明に係る装置で用いられる照準グリッドを示す部分断面図である。
【図４】好ましい実施例に係る照準グリッドアッセンブリを示す展開斜視図である。
【図５】走査ビームＸ線撮像システムに用いられるＸ線管の各要素の機能を表した図である。
【図６】低照射走査ビームＸ線撮像システムに用いられる好ましいＸ線管の目標端部を示す図である。
【図７】立体走査ビームＸ線撮像システムに用いられるＸ線管の軸を示す図である。
【図８Ａ】開口されたＸ線源から照射されたＸ線ビームより狭隘な単一の非セグメント化検出器を示す。
【図８Ｂ】マルチ検出器アレイと相互に影響し合う開口されたＸ線源の単一開口部から照射されたＸ線ビームを示す。
【図８Ｃ】セグメント化された検出器配列と相互に影響し合う、Ｘ線源の多数の開口部から照射された、同一画素を通るＸ線ビームの軸を示す。
【図８Ｄ】Ｘ線源から各異なる検査距離に於かれた対象部と、互いに影響し合うＸ線照準グリッドの二つの開口部から照射されたＸ線ビームを示す図である。
【図９】５×５の検出器アレイの正面図である。
【図１０】低照射走査ビームＸ線撮像システムの実施例に用いる５×５の検出器アレイの１列或いは１行の検出要素の機能を表した図である。
【図１１】低照射走査ビームＸ線撮像システムに用いられる検出要素の実施例を示す。
【図１２】低照射走査ビームＸ線撮像システムの実施例に用いられる３×３マルチ検出器アレイの正面図である。
【図１３】単一のコリメータ開口部から照射され、対象平面を通って、マルチ検出器アレイに至るＸ線ビームのＸ線経路を示す。
【図１４】複数の開口部から照射され、単一の画素を通って、マルチ検出器アレイに至る複数のＸ線サブビームのＸ線経路を示す。
【図１５】９６要素のシンチレーション配列から成る好ましい実施例の正面図である。
【図１６】好ましいＸ線アライメントシールドの正面図である。
【図１７】図１８から２５の位置配列図である。図１８から２５は、好ましい走査ビームＸ線撮像システムの要素の単一の機能ブロック図である。
【図１８】走査ビーム撮像システムに用いられる好ましいＸ線源を含む部分機能ブロック図である。
【図１９】走査ビーム撮像システムに用いられる好ましいＸ線源を含む部分機能ブロック図である。
【図２０】走査ビーム撮像システムに用いられる好ましいデュアルマルチ検出器アレイを含む部分機能ブロック図である。
【図２１】走査ビーム撮像システムに用いられる好ましいモニタを含む部分機能ブロック図である。
【図２２】走査ビーム撮像システムに用いられる好ましいモニタを含む部分機能ブロック図である。
【図２３】走査ビーム撮像システムに用いられる好ましい走査発生器を含む部分機能ブロック図である。
【図２４】走査ビーム撮像システムに用いられる好ましい走査発生器を含む部分機能ブロック図である。
【図２５】機能ブロック図２０、２２、及び２３の機能連係を示す部分機能ブロック図である。
【図２６】好ましいリアルタイムアイアッセンブリの部分断面図である。
【図２７】９６チャンネルの光電子倍増管の平面図である。
【図２８】図２７の光電子倍増管の部分側断面図である。
【図２９】好ましい単一の調整アンプの回路図である。
【図３０】好ましいディスクリミネータの入出力コネクタの回路図である。
【図３１】好ましいディスクリミネータの回路図である。
【図３２】信号調整器にゲインと閾値制御信号を供給する好ましいデジタル・アナログ変換器の回路図である。
【図３２Ａ】 
【図３２Ｂ】 
【図３２Ｃ】 
【図３２Ｄ】 
【図３２Ｅ】 
【図３２Ｆ】 
【図３２Ｇ】 
【図３３】図２９の信号調整アンプ回路と図３２のＤＡＣとの間の好ましいインターフェースコネクタの回路図である。
【図３３Ａ】 
【図３３Ｂ】 
【図３３Ｃ】 
【図３３Ｄ】 
【図３３Ｅ】 
【図３３Ｆ】 
【図３３Ｇ】 
【図３３Ｈ】 
【図３３Ｉ】 
【図３４】閾値制御信号用の好ましいバッファアンプの回路図である。
【図３５】好ましい画像再構成基盤と図３１のディスクリミネータとの間の好ましいコネクタの回路図である。
【図３５Ａ】 
【図３５Ｂ】 
【図３５Ｃ】 
【図３５Ｄ】 
【図３６】好ましい画像再構成エンジン中の１４４論理検出要素から成る好ましい検出器配列を示す。
【図３７】好ましい画像再構成エンジン中のストリングカウンタの部分機能図を含む。
【図３８】好ましいビームアライメント八分儀を示す図である。
【図３９】画像再構成エンジンの部分機能図である。
【図４０】好ましいリアルタイムアイの光から電気へ及び電気から光への変換回路の回路図を含む。
【図４１】好ましいリアルタイムアイの光から電気へ及び電気から光への変換回路の回路図を含む。
【図４２】画像再構成エンジンと、ゲイン及びアライメント回路用コントローラの回路図である。
【図４３】リアルタイムアイ中の信号調整回路と光電子倍増管との間の好ましい入力センサコネクタを示す図である。
【図４３Ａ】 
【図４３Ｂ】 
【図４４Ａ】好ましい八分儀カウンタの回路図を含む。
【図４４Ｂ】好ましい八分儀カウンタの回路図を含む。
【図４５】好ましいゲイン及びアライメントＡＬＵの回路図である。
【図４６】好ましいゲイン及びアライメントエンジンの回路図である。
【図４７】好ましい画像再構成エンジンと、ゲイン及びアライメント回路用の好ましいメモリの回路図である。
【図４８Ａ】好ましい画像再構成エンジン用の１から９までのストリング用のストリングカウンタの回路図である。
【図４８Ｂ】好ましい画像再構成エンジン用の１から９までのストリング用のストリングカウンタの回路図である。
【図４８Ｃ】好ましい画像再構成エンジン用の１から９までのストリング用のストリングカウンタの回路図である。
【図４８Ｄ】好ましい画像再構成エンジン用の１から９までのストリング用のストリングカウンタの回路図である。
【図４８Ｅ】好ましい画像再構成エンジン用の１から９までのストリング用のストリングカウンタの回路図である。
【図４８Ｆ】好ましい画像再構成エンジン用の１から９までのストリング用のストリングカウンタの回路図である。
【図４８Ｇ】好ましい画像再構成エンジン用の１から９までのストリング用のストリングカウンタの回路図である。
【図４８Ｈ】好ましい画像再構成エンジン用の１から９までのストリング用のストリングカウンタの回路図である。
【図４８Ｉ】好ましい画像再構成エンジン用の１から９までのストリング用のストリングカウンタの回路図である。
【図４９】好ましい画像再構成エンジン用の好ましい正規化ＰＲＯＭの回路図である。
【図５０】好ましい画像再構成エンジン用のコントローラの回路図である。
【図５１】好ましい画像再構成エンジン用の好ましい出力ＦＩＦＯの模式図である。
【図５１Ａ】 
【図５１Ｂ】 
【図５１Ｃ】 
【図５２】好ましい画像再構成画像用出力ＦＩＦＯコントローラの回路図である。
【図５３】検出器コントローラ用の好ましい制御論理の回路図である。
【図５４Ａ】好ましい管コントローラ用の制御論理の回路図である。
【図５４Ａ−１】 
【図５４Ａ−２】 
【図５４Ａ−３】 
【図５４Ａ−４】 
【図５４Ａ−５】 
【図５４Ａ−６】 
【図５４Ｂ】制御コンピュータ内のＰＣバスに、管コントローラを接続する好ましいインターフェース回路の図である。
【図５４Ｂ−１】 
【図５４Ｂ−２】 
【図５５Ａ】好ましいビームコントローラインターフェースを含む。
【図５５Ｂ】好ましいビームコントローラインターフェースを含む。
【図５５Ｃ】好ましいビームコントローラインターフェースを含む。
【図５５Ｄ】好ましいビームコントローラインターフェースを含む。
【図５５Ｅ】好ましいビームコントローラインターフェースを含む。
【図５６】 
【図５６Ａ】好ましいＸ偏向ドライバーを含む。
【図５６Ａ−１】 
【図５６Ａ−２】 
【図５６Ａ−３】 
【図５６Ｂ】好ましいＸ偏向ドライバーを含む。
【図５７Ａ】好ましいＸステップドライバーを含む。
【図５７Ｂ】好ましいＸステップドライバーを含む。
【図５８】Ｘ線センサロケーティングデバイスを含むカテーテルの好ましい実施例を示す図である。
【図５９】図５８のカテーテルの断面図である。
【図６０】図５８のカテーテルの好ましい実施例の終端部の詳細図である。
【図６１】図２６のマルチ検出器アレイアッセンブリの１−１平面で切り取った正面図である。
【図６２】図５８のカテーテルの実施例と互いに影響し合う走査ビームＸ線システムの実施例を示すブロック図である。
【図６３】カテーテル位置検出に用いる好ましいＸ線検出方法のブロック図である。
【図６４】本発明の好ましい実施例に係る操縦式位置決め器中のＸ線センサから出力される理論データセットを示す。
【図６５】Ｘ線管目標から照射され、照準グリッドを経て、走査ビームＸ線撮像システム中のＸ線センサを備えた操縦式位置決め器及び検出器に至るＸ線ビームを示す。
【図６５Ａ】図６５に示すＡ１−Ａ２、Ｂ１−Ｂ２、Ｃ１−Ｃ２及びＤ１−Ｄ２のそれぞれの位置で、マルチ検出器アレイの個々の検出器によって検出されたＸ線の重なりを示している。
【図６５Ｂ】図６５に示すＡ１−Ａ２、Ｂ１−Ｂ２、Ｃ１−Ｃ２及びＤ１−Ｄ２のそれぞれの位置で、マルチ検出器アレイの個々の検出器によって検出されたＸ線の重なりを示している。
【図６５Ｃ】図６５に示すＡ１−Ａ２、Ｂ１−Ｂ２、Ｃ１−Ｃ２及びＤ１−Ｄ２のそれぞれの位置で、マルチ検出器アレイの個々の検出器によって検出されたＸ線の重なりを示している。
【図６５Ｄ】図６５に示すＡ１−Ａ２、Ｂ１−Ｂ２、Ｃ１−Ｃ２及びＤ１−Ｄ２のそれぞれの位置で、マルチ検出器アレイの個々の検出器によって検出されたＸ線の重なりを示している。
【図６６】Ｘ線センサを二つの走査ビームＸ線システムに組み込むカテーテルの使用方法を示すブロック図である。
【図６７】規則的な間隔で配置された検出器の二次元配列及び、規則的な間隔で配置されたＸ線源の二次元配列の断面図である。
【図６８】走査ビームＸ線撮像システムの一実施例の焦点面を示す図である。
【図６９】走査ビームＸ線撮像システムの他の実施例の部分断面斜視図である。
【図７０】図６９のマルチ検出器アレイアッセンブリの展開図である。
【図７１】好ましいシンチレータアッセンブリの斜視図である。
【図７２】図７１のシンチレータアッセンブリの好ましいワイアフレームを示す。
【図１】
2005342514.tif 000019
【図２】
2005342514.tif 000020
【図３】
2005342514.tif 000021
【図３Ａ】
2005342514.tif 000022
【図３Ｂ】
2005342514.tif 000023
【図３Ｃ】
2005342514.tif 000024
【図３Ｄ】
2005342514.tif 000025
【図４】
2005342514.tif 000026
【図５】
2005342514.tif 000027
【図６】
2005342514.tif 000028
【図７】
2005342514.tif 000029
【図８Ａ】
2005342514.tif 000030
【図８Ｂ】
2005342514.tif 000031
【図８Ｃ】
2005342514.tif 000032
【図８Ｄ】
2005342514.tif 000033
【図９】
2005342514.tif 000034
【図１０】
2005342514.tif 000035
【図１１】
2005342514.tif 000036
【図１２】
2005342514.tif 000037
【図１３】
2005342514.tif 000038
【図１４】
2005342514.tif 000039
【図１５】
2005342514.tif 000040
【図１６】
2005342514.tif 000041
【図１７】
2005342514.tif 000042
【図１８】
2005342514.tif 000043
【図１９】
2005342514.tif 000044
【図２０】
2005342514.tif 000045
【図２１】
2005342514.tif 000046
【図２２】
2005342514.tif 000047
【図２３】
2005342514.tif 000048
【図２４】
2005342514.tif 000049
【図２５】
2005342514.tif 000050
【図２６】
2005342514.tif 000051
【図２７】
2005342514.tif 000052
【図２８】
2005342514.tif 000053
【図２９】
2005342514.tif 000054
【図３０】
2005342514.tif 000055
【図３１】
2005342514.tif 000056
【図３２】
2005342514.tif 000057
【図３２Ａ】
2005342514.tif 000058
【図３２Ｂ】
2005342514.tif 000059
【図３２Ｃ】
2005342514.tif 000060
【図３２Ｄ】
2005342514.tif 000061
【図３２Ｅ】
2005342514.tif 000062
【図３２Ｆ】
2005342514.tif 000063
【図３２Ｇ】
2005342514.tif 000064
【図３３】
2005342514.tif 000065
【図３３Ａ】
2005342514.tif 000066
【図３３Ｂ】
2005342514.tif 000067
【図３３Ｃ】
2005342514.tif 000068
【図３３Ｄ】
2005342514.tif 000069
【図３３Ｅ】
2005342514.tif 000070
【図３３Ｆ】
2005342514.tif 000071
【図３３Ｇ】
2005342514.tif 000072
【図３３Ｈ】
2005342514.tif 000073
【図３３Ｉ】
2005342514.tif 000074
【図３４】
2005342514.tif 000075
【図３５】
2005342514.tif 000076
【図３５Ａ】
2005342514.tif 000077
【図３５Ｂ】
2005342514.tif 000078
【図３５Ｃ】
2005342514.tif 000079
【図３５Ｄ】
2005342514.tif 000080
【図３６】
2005342514.tif 000081
【図３７】
2005342514.tif 000082
【図３８】
2005342514.tif 000083
【図３９】
2005342514.tif 000084
【図４０】
2005342514.tif 000085
【図４１】
2005342514.tif 000086
【図４２】
2005342514.tif 000087
【図４３】
2005342514.tif 000088
【図４３Ａ】
2005342514.tif 000089
【図４３Ｂ】
2005342514.tif 000090
【図４４Ａ】
2005342514.tif 000091
【図４４Ｂ】
2005342514.tif 000092
【図４５】
2005342514.tif 000093
【図４６】
2005342514.tif 000094
【図４７】
2005342514.tif 000095
【図４８Ａ】
2005342514.tif 000096
【図４８Ｂ】
2005342514.tif 000097
【図４８Ｃ】
2005342514.tif 000098
【図４８Ｄ】
2005342514.tif 000099
【図４８Ｅ】
2005342514.tif 000100
【図４８Ｆ】
2005342514.tif 000101
【図４８Ｇ】
2005342514.tif 000102
【図４８Ｈ】
2005342514.tif 000103
【図４８Ｉ】
2005342514.tif 000104
【図４９】
2005342514.tif 000105
【図５０】
2005342514.tif 000106
【図５１】
2005342514.tif 000107
【図５１Ａ】
2005342514.tif 000108
【図５１Ｂ】
2005342514.tif 000109
【図５１Ｃ】
2005342514.tif 000110
【図５２】
2005342514.tif 000111
【図５３】
2005342514.tif 000112
【図５４Ａ】
2005342514.tif 000113
【図５４Ａ−１】
2005342514.tif 000114
【図５４Ａ−２】
2005342514.tif 000115
【図５４Ａ−３】
2005342514.tif 000116
【図５４Ａ−４】
2005342514.tif 000117
【図５４Ａ−５】
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【図５４Ａ−６】
2005342514.tif 000119
【図５４Ｂ】
2005342514.tif 000120
【図５４Ｂ−１】
2005342514.tif 000121
【図５４Ｂ−２】
2005342514.tif 000122
【図５５Ａ】
2005342514.tif 000123
【図５５Ｂ】
2005342514.tif 000124
【図５５Ｃ】
2005342514.tif 000125
【図５５Ｄ】
2005342514.tif 000126
【図５５Ｅ】
2005342514.tif 000127
【図５６】
2005342514.tif 000128
【図５６Ａ】
2005342514.tif 000129
【図５６Ａ−１】
2005342514.tif 000130
【図５６Ａ−２】
2005342514.tif 000131
【図５６Ａ−３】
2005342514.tif 000132
【図５６Ｂ】
2005342514.tif 000133
【図５７Ａ】
2005342514.tif 000134
【図５７Ｂ】
2005342514.tif 000135
【図５８】
2005342514.tif 000136
【図５９】
2005342514.tif 000137
【図６０】
2005342514.tif 000138
【図６１】
2005342514.tif 000139
【図６２】
2005342514.tif 000140
【図６３】
2005342514.tif 000141
【図６４】
2005342514.tif 000142
【図６５】
2005342514.tif 000143
【図６５Ａ】
2005342514.tif 000144
【図６５Ｂ】
2005342514.tif 000145
【図６５Ｃ】
2005342514.tif 000146
【図６５Ｄ】
2005342514.tif 000147
【図６６】
2005342514.tif 000148
【図６７】
2005342514.tif 000149
【図６８】
2005342514.tif 000150
【図６９】
2005342514.tif 000151
【図７０】
2005342514.tif 000152
【図７１】
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【図７２】
2005342514.tif 000154
【手続補正書】
【提出日】平成17年6月6日(2005.6.6)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線源、Ｘ線検出器アレー、モニタ、及び走査発生器を備えた画像システムであって、
上記Ｘ線源は電子ビーム発生器及びアノードを備え、
上記アノードは電子ビームによって誘導されたときにＸ線光子を放出するターゲット層を備え、
上記走査発生器は上記電子ビーム発生器によって発生される電子ビームを制御する回路を備え、
上記Ｘ線検出器アレーは複数の検出器素子を備え、上記検出器素子は中心を有する略平面形状の検出器表面を形成するアレー状で配列され、
上記アノード及び上記Ｘ線検出器アレーは、上記電子ビームが上記ターゲット層を第１のスポットで誘導されたときに放出されるＸ線光子が上記Ｘ線検出器の複数の上記検出器素子に衝突し、かつ上記電子ビームが上記ターゲット層を第２のスポットで誘導したときに放出されるＸ線光子が上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突するように位置決めされ、
上記走査ビーム発生器は、上記電子ビームを選択されたスポットに位置決めし、かつ上記電子ビームを予め決められたステップパターンで上記選択されたスポットに予め決められた時間だけ停留させる回路を備え、
上記検出器素子の各々は、上記検出器素子に衝突する上記Ｘ線光子の強度を測定し、上記検出器素子に衝突する上記Ｘ線光子の各々の上記強度を表わす電気信号を発生する手段を備え、上記検出器素子の各々からの上記電気信号は上記Ｘ線検出器アレーから出力され、電気出力の１群は上記検出器素子の各々から、上記ターゲット層上の上記選択されたスポットで上記電子ビームを選択的に位置決めするように出力され、
上記モニタは、上記電気出力の群の非連続な合成に基づいて可視画像を生成する処理回路を備えた画像システム。
【請求項２】
上記Ｘ線検出器アレーの上記検出器素子は、擬似円形アレーで配列される、請求項１記載の画像システム。
【請求項３】
上記画像システムはさらに上記ターゲット層と上記検出器アレーとの間に、上記ターゲット層に近接して配置されたコリメータを備え、
上記コリメータは複数のＸ線透過領域を備え、上記複数のＸ線透過領域の少なくとも幾つかは、実質的に上記選択されたスポットの少なくとも幾つかに整列される、請求項１記載の画像システム。
【請求項４】
上記Ｘ線透過領域の各々は縦軸を備え、
上記縦軸の各々は、実質的に上記検出器アレーの上記中心位置で上記検出器アレーと交差する、請求項３記載の画像システム。
【請求項５】
上記Ｘ線検出器アレーはＮ個の検出器を備え、上記処理回路はＮ個のカウンタを有する画像再構成エンジンを備え、上記Ｎ個の検出器は各々その電気出力を上記Ｎ個のカウンタのうちの１個に供給し、
上記電子ビームが上記選択されたスポットのうちの第１のスポットに位置決めされたときに、任意の１つの画素に関する情報を含み第１の検出器に衝突する上記Ｘ線光子の各々の上記強度を表わす上記電気信号が第１のカウンタに入力され、上記電子ビームが上記選択されたスポットのうちの第２のスポットに位置決めされる間に、上記第１のカウンタの内容が第２のカウンタに入力され、上記電子ビームが上記第２のスポットでの停留する時間中において、上記同一の１つの画素に関する情報を含み上記複数の検出器のうちの第２の検出器に衝突する上記Ｘ線光子の各々の上記強度を示す上記電気信号が上記第２のカウンタをインクリメントさせ、上記電子ビームが上記選択されたスポットのうちの第３のスポットへの位置決めの間に、上記第２のカウンタの内容が第３のカウンタに入力され、上記電子ビームが上記第３のスポットに停留する間に、上記同一の１つの画素に関する情報を含み上記複数の検出器のうちの第３の検出器に衝突する上記Ｘ線光子の各々の上記強度を表わす上記電気信号が上記第３のカウンタをインクリメントさせ、以下同様の処理が、上記同一の画素に関する情報を含む全ての電気信号が上記画像再構成エンジンから出力された１つの画素値として合成されるまで繰り返されるように、上記複数のカウンタが相互接続される、請求項１記載の画像システム。
【請求項６】
上記画像再構成エンジンは第１のカウンタ列及び第２のカウンタ列を備え、上記第１のカウンタ列は上記同一の１つの画素に関する情報を含む上記電気信号の全部を非連続的に合成するように相互接続され、上記第２のカウンタ列は、上記第１の列の上記電気信号の非連続的な合成と実質的に同時に、上記第２の画素に関する情報を含む上記電気信号の全部を非連続的に合成するように相互接続される、請求項５記載の画像システム。
【請求項７】
Ｘ線源、Ｘ線検出器アレー、モニタ、及び走査発生器を備えたＸ線画像システムであって、
上記Ｘ線源は電子ビーム発生器、アノード、及びコリメータを備え、
上記アノードは電子ビームによって誘導されたときにＸ線光子を放出するターゲット層を備え、
上記走査発生器は上記電子ビーム発生器から発生される電子ビームを制御する回路を備え、
上記コリメータは上記アノードと上記Ｘ線検出器アレーとの間に上記アノードに近接して配置され、
上記Ｘ線検出器アレーは複数の検出器素子を備え、上記複数の検出器素子は中心を有する略平面的な検出器表面を形成するアレーで配置され、
上記コリメータはＸ線吸収材料により構成され、上記Ｘ線吸収材料は複数のアパーチャを備え、上記複数のアパーチャの各々は軸を備え、上記アパーチャの各々の上記軸は実質的に上記Ｘ線検出器アレーの上記中心で上記検出器表面と交差しかつ上記ターゲット層と交差し、
上記アノード、上記コリメータ、及び上記Ｘ線検出器アレーは、上記電子ビームが上記アパーチャの上記軸のうちの第１の軸と上記ターゲット層との第１の交点で上記ターゲット層を誘導するときに、上記放出されたＸ線光子が上記第１のアパーチャを通過して上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突し、上記電子ビームが上記アパーチャの上記軸のうちの第２の軸と上記ターゲット層との第２の交点で上記ターゲット層を誘導するときに、上記放出されたＸ線光子が上記第２のアパーチャを通過して上記Ｘ線検出器アレーの複数の上記検出器素子に衝突するように配置され、
上記走査ビーム発生器は、上記電子ビームを予め決められたパターンで上記軸と上記ターゲット層との上記交点に位置決めし、かつ上記電子ビームを上記軸と上記ターゲット層との上記交点を直接的に取り囲む領域に予め決められた時間だけ停留させる回路を備え、
上記検出器素子の各々は、上記検出器素子に衝突する上記Ｘ線光子の各々からのエネルギーを電気信号に変換する手段を備え、上記検出器素子の各々からの上記電気信号は上記Ｘ線検出器アレーから出力され、上記電子ビームを上記軸と上記ターゲット層との選択された交点に位置決めするために、電気出力の１群が出力され、
上記モニタは、上記電気出力群の非連続な合成に基づいて可視画像を生成する処理回路を備える画像システム。
【請求項８】
上記複数のアパーチャは、擬似円形アレーで配置される、請求項７記載の画像システム。
【請求項９】
焦点面に沿ってＸ線画像を再構成する方法であって、
放射スポットの間隔λｓが知られているときに、ＳＯＵＲＣＥｘ×ＳＯＵＲＣＥｙの放射スポットＳＯＵＲＣＥ（ｋ，ｌ）のアレーから放射されるＸ線ビームのアレーを生成するステップと、
上記検出器の間隔λｄが知られているときに、上記Ｘ線ビームを画像生成すべき物体を介して、ＤＥＴｘ×ＤＥＴｙの検出器ＤＥＴ（ｉ，ｊ）のアレーまで通過させるステップと、
上記検出器アレーを備えた上記検出器の各々によって検出されたＸ線の強度を測定するステップと、
各々の放射スポットについて上記各検出器によって検出された強度を表わす情報を含むデータアレーＩＮＴＥＮＳＩＴＹ（ｉ，ｊ，ｋ，ｌ）の等しい値をメモリに格納するステップと、
焦点面Ｚｆｐ（ｍ，ｎ）を、次式によって定義するステップと、
Ｚｆｐ（ｍ，ｎ）＝Ｚｄ（ｎ＊λｓ）／（ｎ＊λｓ＋ｍ＊λｄ）
ＩＮＴＥＮＳＩＴＹ（ｉ，ｊ，ｋ，ｌ）の各値を加算してＩＭＡＧＥｍ,ｎ（ｉ＊ｎ＋ｋ＊ｍ，ｊ＊ｎ＋ｌ＊ｍ）とすることにより、２次元マトリックスＩＭＡＧＥｍ,ｎの等しい値として定義された平面に対する出力画像値を得るステップと、
分析のために上記出力画像値を出力するステップと、を含む方法。