JPH08508431A

JPH08508431A - Low-dose scanning beam X-ray detector for digital X-ray imaging system

Info

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

Abstract

(57)【要約】本発明による走査ビームデジタルｘ線撮影システムは、電子ビーム源（１６１）とターゲットアノード（５０）を備えるｘ線管（１０）を含む。回路は、ビーム（１６４）のピントを合わせ、ターゲットアノード（５０）を蛇行パターンなどのあらかじめ定めたパターンでビーム（２０、３０）で走査するために用いられる。コリメータ素子（９０）は、好ましくは開口１４０）のアレーを含む穴をあけたグリッドの形状でありＸ線源（５０）と照射されるべき対象物（８０）との間に配置される。開口（１４０）は、照準素子（９０）からの選択された距離に位置する面（２７０）上の検出器アレー（１１０）に収斂する複数のｘ線ビーム（１００）を形成するように方向づけられる。この距離は、照準素子（９０）と検出器アレー（５０）との間にｘ線照射されるべき対象物を位置できるように選択される。検出器素子の矩形マトリックスを含む分割されたｘ線検出器アレー（１１０）は、検出器面（２７０）に位置される。焦点面（２８０）は、ｘ線源（５０）からのある選択可能な距離で最適な解像度を与えるように作られる。 (57) Summary A scanning beam digital x-ray imaging system according to the present invention includes an x-ray tube (10) with an electron beam source (161) and a target anode (50). The circuit is used to focus the beam (164) and scan the target anode (50) with the beam (20, 30) in a predetermined pattern, such as a serpentine pattern. The collimator element (90) is preferably in the form of a perforated grid containing an array of apertures 140 and is located between the x-ray source (50) and the object (80) to be illuminated. Apertures (140) are oriented to form a plurality of x-ray beams (100) that converge to a detector array (110) on a surface (270) located at a selected distance from aiming element (90). . This distance is chosen so as to position the object to be x-rayed between the aiming element (90) and the detector array (50). A segmented x-ray detector array (110) containing a rectangular matrix of detector elements is located in the detector plane (270). The focal plane (280) is made to provide optimum resolution at some selectable distance from the x-ray source (50).

Description

【発明の詳細な説明】発明の名称低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用Ｘ線検出器１．発明の技術分野本発明は、診断用Ｘ線撮影装置に関する。さらに詳しくは、本発明は、多数の開口付コリメーショングリッドと分割（ｓｅｇｍｅｎｔｅｄ）Ｘ線検出器アレーを組み込むことにより、解像度を改善しＸ線放射量を減少したリアルタイム走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムに関する。２．背景技術治療技術が発達するにつれて、医療処置におけるリアルタイムＸ線撮影はますます要望されている。例えば、心臓学における多くの電子生理学的処置、末梢血管処置、泌尿器処置、整形外科処置はリアルタイムＸ線撮影に依存している。不幸にも、現在の臨床的リアルタイムＸ線装置は高レベルのＸ線を患者と参加スタッフの両方に照射している。米国食品薬品局（Ｆ.Ｄ.Ａ.）は、患者の急性放射線病の逸話的証拠および職業上過剰に被爆した医者の問題を報告している（ＲａｄｉｏｌｏｇｉｃａｌＨｅａｌｔｈＢｕｌｌｅｔｉｎ，第２６巻第８号，１９９２年８月）。従来、多数のリアルタイムＸ線撮影システムが知られている。これらはＸ線蛍光透視鏡を基にしたシステムを備えており、Ｘ線が検査対象物に照射され、対象物内のＸ線不透明体により生じた影は、対象物に対しＸ線源の反対側に位置するＸ線蛍光透視鏡に表示される。少なくとも１９５０年代初期より、透視検査技術と関連して走査Ｘ線管は知られている。ムーン（Moon）の「走査Ｘ線管による蛍光透視図の増幅および増強」、Ｓｃｉｅｎｃｅ、１９５０年１０月６日号、３８９〜３９５ページ参照。走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムもまた、この分野でよく知られている。このシステムにおいては、Ｘ線管を使用してＸ線を発生させている。Ｘ線管の内部で電子ビームを発生させ、管の比較的大きなアノード（透過ターゲット）上の小さなスポットに集光させることにより、このスポットよりＸ線を発生させている。電子ビームは、アノード全体にわたってラスター走査パターンに（電磁的にあるいは静電気的に）偏向せしめられる。小型Ｘ線検出器がＸ線管のアノードから所定の距離を置いて配設されている。検出器は、これに衝突するＸ線を検出されたＸ線束に比例した電気信号に変換する。対象物がＸ線管と検出器との間に配置されると、Ｘ線は、対象物のＸ線密度に応じて対象物により減衰および分散せしめられる。Ｘ線管が走査モードであれば、検出器からの信号は、対象物のＸ線密度に比例して変調される。従来の走査ビーム型デジタルＸ線システムの例としては、アルバート（Albert ）の米国特許第3,949,229号、アルバートの米国特許第4,032,787号、アルバートの米国特許第4,057,745号、アルバートの米国特許第4,144,457号、アルバートの米国特許第4,149,076号、アルバートの米国特許第4,196,351号、アルバートの米国特許第4,259,582号、アルバートの米国特許第4,259,583号、アルバートの米国特許第4,288,697号、アルバートの米国特許第4,321,473号、アルバートの米国特許第4,323,779号、アルバートの米国特許第4,465,540号、アルバートの米国特許第4,519,092号、アルバートの米国特許第4,730,350号がある。走査ビーム型デジタルＸ線システムの典型的な従来例においては、検出器からの出力信号は、ビデオモニタのＺ軸（輝度）入力に印加される。この信号はスクリーンの明るさを調整する。ビデオモニタへのｘ入力およびｙ入力は、Ｘ線管のＸ線信号を偏向させる同じ信号から得られる。それゆえ、スクリーン上の点の輝度は、Ｘ線源から対象物を介して検出器に到達するＸ線の吸収に逆比例する。医療用Ｘ線システムは、処置に適した解像度条件に合致したＸ線量の最低レベルで操作される。したがって、放射線量と解像度は、信号対雑音比により制限される。ここで使用する用語「低放射線量」とは、操作中に患者に到達する約２.０Ｒ／分以下のＸ線被暴レベルを意味する。Ｘ線光子の時間および領域分布は、ポアソン分布に従うとともに、避けることのできないランダム性をそれぞれ有している。ランダム性は、平均放射線束の標準偏差として表され、その平方根に等しい。このような条件下におけるＸ線画像の信号対雑音比は、それゆえ、平均放射線束の平方根で除した平均放射線束に等しく、１００光子の平均放射線束に対し、ノイズは±１０光子で、信号対雑音比は１０である。したがって、走査Ｘ線撮影システムにより形成されたＸ線画像の空間解像度と信号対雑音比は、検出器の感度領域のサイズにかなり左右される。検出器の開口面積を増大するにつれて、発散光がより多く検出されるとともに、有効感度が増大し、信号対雑音比は改善される。しかしながら、同時に、（画像化される対象物の面で測定した）「画素」サイズが大きくなるにつれて、大きな検出器開口は調整可能な空間解像度を減少させる。医療分野（例えば、人体の内部構造）において撮影されるほとんどの対象物はＸ線源からある程度離間しているので、このことには必然性がある。それ故、従来技術では、検出器の開口サイズは、解像度と感度とのバランスを図るように選択する必要があり、解像度と感度の両方を同時に最大化することはできなかった。医療用撮影化技術において、患者への照射量と、フレームレート（frame rate ）（対象物を走査して画像を更新する１秒間あたりの回数）と、対象物の画像の解像度はキーとなるパラメータである。高Ｘ線束は高解像度および高フレームレートを容易にもたらすが、患者と参加スタッフに許容できないほどの高Ｘ線を照射することになる。同様に、画像が目視できず、更新（ｒｅｆｒｅｓｈ）レートが不十分であっても、それを許容すれば、照射量を低減することができる。好ましい医療用撮影システムは、低照射量、高解像度、１秒間あたり少なくとも約１５画像の十分な更新レートのすべてを同時に達成する必要がある。それゆえ、上述の走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムのようなシステムは、照射時間が比較的長く、実際の患者に対していつも同じことが言えるが、患者が受けるＸ線量を最低値に維持しなければならない診断医療処置には適していない。それゆえ、本発明の目的は、患者が安心して受けられる医療診断処置において使用可能な走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムを提供することである。本発明の別の目的は、十分なフレームレートで解像度の高い画像を提供するとともに、検査対象物へのＸ線の照射量を最小化する走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムを提供することである。本発明のさらに別の目的は、Ｘ線束のレベルを減少したまま、Ｘ線源の面から離間した部位における解像度を改善した走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムを提供することである。本発明の上記および多くの他の目的および利点は、図面と本発明の以下の記載を考慮すれば当業者には明らかである。発明の開示本発明に係る走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム（ＳＢＤＸ）は、電子ビーム源とターゲットとなるアノードとを有するＸ線管を備えている。ビームのピントを合わせターゲットアノードを介して所定のパターンにビームを方向づけあるいは走査する回路が設けられている。例えば、所定のパターンは、ラスター走査パターンや、曲がったあるいはＳ字状のパターンや、螺旋状のパターンや、ランダムパターンや、ターゲットアノードの所定の点に中心をもつガウス分布パターンや、手短な仕事に有効な他のパターンであってもよい。視準（ｃｏｌｌｉｍａｔｉｎｇ）素子（グリッド状に形成するのが好ましい）を、Ｘ線源とＸ線を照射すべき対象物との間に介装してもよい。視準素子は例えば、約２５.４センチメートル（１０インチ）の直径と、視準素子の中央に５００行５００列の開口アレーを有する円形金属板を備えている。視準素子は、Ｘ線管の発光面の直前に配置するのがよい。他の形状の視準素子も使用することができる。本発明の一つの好ましい実施形態では、視準素子の開口の各々は、視準素子から任意の距離に位置する面上の検出点に向かって方向づけられる（あるいはその点に向く）ように構成されている。その距離は、Ｘ線を照射すべき対象物が視準素子と検出点との間に配置されるように選択される。視準素子の機能は、Ｘ線管のアノード上の一点から検出器に向かって全て方向づけられたＸ線の薄いビーム（複数）（画素のように配列される）を形成することである。検出器素子のアレー（好ましくはＤＥＴ_x×ＤＥＴ_Yの矩形あるいは正方形のような領域のアレー、さらに好ましくは比較的丸いアレー）を有する分割された検出器アレーの中心は、検出点に位置している。検出器アレーは、好ましくは、密に詰め込まれた複数のＸ線検出器を備えている。このようなアレーは、本発明に基づいて、解像度を損なうことなく高感度を提供しうるように設計され、位置決めされ、使用されるので、従来のＸ線装置と同等かそれ以上の解像度を有し、従来のＸ線システムの照射量より少なくとも一桁少ない照射量のＸ線システムが実現できる。本発明のこの特徴は、医療および他の分野において重要な意味を持っている。現在の処置における患者あるいは参加医療スタッフへの照射量は減少する。被暴の危険により現在不可能な処置が可能となる。検出器アレーの出力は、Ｘ線ビームがグリッド内の開口を介して放出される時における検出器アレーの各要素毎の強度値である。各開口は、検査対象物および検出器アレーに対し空間的に異なる点に位置しているので、検出器アレーからは、Ｘ線ビームが通過する各開口毎に異なる出力が得られる。検出器アレーの出力は、様々な方法で画像に変換することができる。一つの方法は、アレー出力に対し単純合成する、すなわち、走査された各開口に対応するアレー要素の強度値を合計し、さらに正規化することである。出力アレーは次に、ビデオあるいは他のディスプレイを駆動するのに使用することができる。さらに好ましいのは、後述する多重画像合成法や多出力合成法であり、改良した可視出力を提供する。ＳＢＤＸ撮影システムは、２群の開口を有するコリメーショングリッドが使用される立体撮影化も可能である。この場合、開口の第１群は、分割された第１の検出器が位置する第１の検出点に方向づけられる一方、開口の第２群は、分割された第２の検出器が位置する第２の検出点に方向づけられる。二つの画像を二つの分割された検出器で形成し、従来の立体表示法を使用することにより、立体画像が作り出される。ＳＢＤＸ撮影システムは、異なるＸ線光子エネルギで異なるＸ線透過率を示す材料の強調した画像を作ることもできる。したがって、例えば、乳癌の前駆体である微細石灰化を画像化することができる。グリッドおよび／またはアノードが異なるＸ線エネルギスペクトルをそれぞれ有する２群あるいはそれ以上のＸ線ビームを発するように構成し、各群を検出器アレーに方向づけることにより（複数の検出器アレーも使用可能）、検査対象物の透過率が様々なＸ線光子エネルギで異なることを画像化できるので、検査対象物の内部において異なるＸ線透過率を示す部位のみを強調することができる。例えば、カルシウムの検出に最適化すれば、この撮影システムは、乳癌や他の異常を早期に検出しうる強力な道具である。平行光化された全Ｘ線ビームを遮断する分割アレーを利用するとともに、アレー出力を画像処理することにより、表面積の小さい検出器を使用して得られた解像度を犠牲にすることなく最大の感度を提供することができる。分割アレーと同じサイズの非分割検出器は感度は同じでも解像度は低い。さらに、サブサンプリング法を、アレー検出器からのデータの処理に使用してもよく、実質的に同じ画質を提供しつつ、システムの複雑さ、必要な処理速度およびエネルギ消費量を低減する。ここに記載したシステムは、１９９３年１月２５日に出願された米国特許出願第０８／００８，４５５号（ＣＡＭ−００３）に記載されている「Ｘ線感応型光センサ検出装置を備えたカテーテル」とともに使用することができ、その内容は引用によりここに組み込まれる。この米国特許出願第０８／００８，４５５号は本願の譲受人により所有される。図面の簡単な説明図１は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムの基本要素を示す図である。図２は、コリメーショングリッドのないＳＢＤＸシステムからのＸ線の分布を示す図である。図３は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用のＸ線管のグリッドとアノードの拡大図である。図３Ａ，３Ｂ，３Ｃは、本発明装置に有効なコリメーショングリッドの部分断面図である。図４は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用Ｘ線管の図である。図５は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用Ｘ線管の構造を示す断面図である。図６は、立体走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムの図である。図７Ａは、非分割簡易検出器と協働する開口付Ｘ線源の図である。図７Ｂは、分割検出器アレーと協働する開口付Ｘ線源の一つの開口からのＸ線の図である。図７Ｃは、分割検出器アレーと協働する開口付Ｘ線源の多数の開口からのＸ線の図である。図７Ｄは、検査対象物と分割検出器アレーと協働するＸ線コリメーショングリッドの二つの開口からのＸ線の図である。図８は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用の５×５検出器アレーの露出面の図である。図９は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用の５×５検出器アレーの図である。図９Ａは、本発明の一つの好ましい実施形態に係るシンチレータ素子を示す図である。図１０は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用の検出器素子の図である。図１１は、非平面状検出器アレー用の鉛筆型検出器素子のアレーを示す図である。図１２は、低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システム用の３×３検出器アレーの図である。図１３は、Ｘ線束を制御するために負のフィードバックを利用した低照射量走査ビーム型デジタルＸ線撮影システムの基本要素を示す図である。図１４は、グリッドシール装置を示す斜視図である。図１５は、本発明の好ましい実施形態に係る９６素子検出器アレーの配置の図である。図１６は、コリメーショングリッドと検出器アレーの相互作用を示す図である。図１７は、検出器装置の好ましい実施形態を示す図である。本発明の実施形態当業者によれば、本発明の以下の説明は例をあげたものであり限定するものでないことは理解できよう。本発明の他の実施形態は当業者が容易に思いつくであろう。装置のあらまし図１には、本発明の好ましい実施形態による走査ビームデジタルＸ線撮影装置が示されている。走査Ｘ線管１０はＸ線源として使用される。当該分野にて周知のように、ほぼ１００ＫＶから１２０ＫＶの電源がＸ線管１０を作動させるために使用される。１００ＫＶの電源は１００ＫｅＶにおよぶＸ線スペクトルを提供する。ここで１００ＫＶＸ線とはこのスペクトルをいう。Ｘ線管１０は、当該分野で周知のようにスキャンジェネレータ３０の制御を受ける偏向コイル２０を含んでいる。Ｘ線管１０内で発生された電子ビーム４０は、Ｘ線管１０内で所定のパターンにて、接地されたアノード５０の一方から他方へ走査する。例えば所定のパターンは、ラスタースキャンパターンや、蛇行又はＳ字型パターンや、螺旋状パターンや、ランダムなパターンや、ターゲットの上記アノードの所定点を中心としたガウス分布パターンや、又は、近い将来のタスクに便利なような他のパターンである。現在好ましいのは、ラスタースキャンにおける「帰線」に関する必要を除去する蛇行又はＳ字型パターンである。電子ビーム４０は、点６０にてアノード５０に衝突し、Ｘ線７０のカスケードが放出され、そしてＸ線にて調べられる対象物８０の方へＸ線管１０の外部へ進む。装置の動作を最高に活用するため、検出器アレイ１１０を丁度カバーするように放射状に広がる円錐形のＸ線光子が発生される。このことは、好ましくは、走査Ｘ線管のアノードと上記検出器との間にコリメーショングリッドを配置することにより達成される。それゆえにコリメーショングリッド９０は対象物８０とＸ線管１０との間に配置される。コリメーショングリッド９０は検出器１１０の方向へ向けられたＸ線１００のみがそれを通過するように設計される。コリメーショングリッド９０は、装置が動作している間、検出器アレイ１１０に関して移動しない。よって、電子ビーム４０がアノード５０を走査するときはいつでも、アノード５０から検出器アレイ１１０へ通過する単一のＸ線ビーム１００のみが存在する。図２は、コリメーショングリッドがない場合のＸ線の分布を示している。検出器アレイ１１０の出力が処理され、アノード５０のｘ，ｙ位置に対応するモニタ１２０上のｘ，ｙ位置における輝度値としてモニタ１２０上に表示される。このことは、電子ビーム４０及びビデオモニタ１２０内の電子ビームのｘ，ｙ位置を駆動する同じスキャンジェネレータを使用することにより達成される。また、画像処理技術が適宜なディスプレイ上又は写真媒体上でコンピュータ操作画像を製作するために使用可能である。ここに開示される独創的な装置は、一般的に、患者に入射する部分で測定され、１５フレーム／秒の更新率で約０．１５Ｒ／分から、３０フレーム／秒の更新率で約０．３３Ｒ／分までの線量を患者に与える低放射線量の装置である。この装置にて、３０フレーム／秒の更新率では全身で約０．５０Ｒ／分となるであろう。ここに開示される発明の動作に関する患者表面における放射線量の実際の範囲は０．１５Ｒ／分から２．００Ｒ／分までである。Ｘ線管図３は、グリッドとアノードの構造を拡大したものを示している。アノード５０は、ベリリウムのアノード支持体１３０上に形成され、真空特性がよく、高温及び電子の衝撃に抵抗する能力を有する物質のターゲット層で組み立てられるのが好ましい。さらにＸ線が比較的透過するアルミニウム又は他の物質がアノード支持体１３０に使用可能である。現在好ましいターゲット層は、好ましい順に、（１）アノード支持体上にほぼ１ミクロン厚にてスパッタ溶着されたニオブの第１層にほぼ５ミクロン厚にてスパッタ溶着されたタンタルの第２層（この構造は、ニオブがベリリウム（アノード支持体１３０）とタンタルの熱膨張係数の中間の熱膨張係数を有し、よって上記管のオン、オフ状態間でのターゲットアノードの熱サイクルによるマイクロクラックを抑制又は減少させることから、好ましい。）、（２）ほぼ５ミクロン厚のタンタルのスパッタ溶着層、（３）ほぼ５ミクロン厚のタングステン−レニウムのスパッタ溶着層、および、（４）ほぼ５〜７ミクロン厚のタングステンのスパッタ溶着層である。タンタル、タングステン及びタングステン−レニウムは、比較的高い原子番号と密度を有し、電子ビームが照射されたとき容易にＸ線を放出するので、アノード５０に好ましい。タングステンの３３７０℃という高融点及び真空特性がよいことは、上記Ｘ線管内の高温及び超高真空状態に適している。タンタル及びタングステン−レニウムは、当業者に公知のように類似した特性を有する。アノード層の厚さは、アノード層が１００ＫＶ電子をＸ線に有効に変換するのに必要な距離にほぼ等しいように選択される。ベリリウムは、強固でありアノード５０から放出されるＸ線を大きく減じたり散逸させたりしないことから、アノード支持体１３０に好ましい。ベリリウムのアノード支持体１３０の厚さは約０．５ｃｍであるのが好ましい。アノード支持体１３０は、外部の１気圧との圧力勾配に抵抗するのに十分強くなければならないという物理的制約を受けるが、できるだけ薄くなければならない。コリメーショングリッド９０は、本発明の好ましい一形態によれば、検出器アレイ１１０の方向へそれぞれが配向され又は向けられた開口１４０のアレイからなる。即ち、コリメーショングリッド９０内の上記孔部は、互いに平行ではなく、例えば胸部Ｘ線用途のような使用において、コリメーショングリッド９０の前面２６０に対して、コリメーショングリッド９０の中央部における０°からグリッド９０の端部における２０°程度の間の角度をなすことができる。乳房検査用途での本発明の使用において、グリッド９０は、上記開口がグリッドの端部にて上記前面と４５°の範囲で角度をなすように組み立てることができる。コリメーショングリッド９０における開口１４０の数は、丸いコリメーショングリッド９０の中央部にて例えば５００×５００から１０２４×１０２４の画素数に相当することができ、当該装置の解像度を決定することができる。又、画素数よりも少ない開口が後述するサブサンプリングの技術に関連して使用することができる。グリッド９０の厚さ及び開口１４０の寸法は、Ｘ線管１０から検出器アレイ１１０までの距離（ここでは、好ましくは９１．４ｃｍ（３６インチ））と、上記検出器へ向けられていない全てのＸ線を減じる必要から、検出器アレイ１１０の検出器素子１６０（この図には示していない）の寸法とによって決定される。本発明において重要なことではないが、前面２６０から見た開口１４０は、直径２５．４ｃｍ（１０インチ）の円形の境界を有する長四角形の列及び行のパターンにて設計されるのが好ましい。開口アレイは、対象物８０の画像を解析するため以下に概説する検出及びたたみこみ技術を使用する互いに関連する便利なレイアウトとすることができる。この開口アレイは、「円形アクティブエリア」と呼ばれる。円形アクティブエリアの中央にて、開口の総数は、本発明の好ましい一実施形態によれば、好ましくは５００×５００である。コリメーショングリッド９０の開口のない部分１５０は、ずれたＸ線が対象物８０を照射しないようにずれたＸ線を吸収するように設計される。このことは非開口部分１５０に衝突するＸ線が「１／２値」（この装置のエネルギー、ここでは１００ＫｅＶにて、それに衝突するＸ線を１／２に減じるのに必要な物質量）の少なくとも１０倍を示すように上記グリッドを組み立てることでなされる。ずれたＸ線は、対象物とスタッフにＸ線を照射するが、画像に有益な情報を与えることはない。図３Ａ及び図３Ｂに示されるように、コリメーショングリッド９０は、Ｘ線ビーム１００を検出器へ通過させるようにそこを通過する開口１４０を有するＸ線吸収物質の多数のシート１４３，１４４から形成することができる。コリメーショングリッド９０は、０．０２５４ｃｍ（０．０１０インチ）厚のモリブデンの薄いシートを５０枚積層し互いに保持して組み立てるのが好ましい。モリブデンは、Ｘ線管１０にて発生し検出器１１０へ向けられていないＸ線が、人間の患者をもちろん含む対象物８０に、無益でかつ有害に衝突する前に停止させることから好ましい。鉛または類似のＸ線稠密物質も使用することができる。コリメーショングリッド９０の開口１４０は、最大充填密度を得るため、及び、検出器アレイ素子１６０の好ましい正方形形状に一致するために、断面において正方形であるのが好ましい。他の形状、特に六角形もまた使用可能である。正方形の開口１４０は、Ｘ線透視法にて使用される従来のコリメータの断面積の約１／１００の断面積をもたらす、０．０３８１ｃｍ（０．０１５インチ）×０．０３８１ｃｍの寸法のものが好ましい。このより密なコリメーションにより、Ｘ線ビーム１００のためのより小さなビーム幅が達成される。このことは検出器の表面の断面積は相応じて従来の装置よりもより小さくすることができることを意味する。結果として、対象物にて散乱されるＸ線は検出器に検出されず、比較的大きな表面積の検出器を使用する従来の装置において上記散乱Ｘ線が作用したように、画像をくもらせることはない。コリメーショングリッド９０の好ましい組み立て方法は、光化学ミリング又はエッチングによるものである。光化学ミリングは、コスト効率及び正確であることから好ましい。この方法によれば、０．０２５４ｃｍ（０．０１０インチ）厚の薄いシート物質の５０枚に穴や隙間をエッチングするため、５０枚の一組のフォトマスクが作製される。エッチングされたシートは、積み重ねられ、配列され、互いに保持されて、各シートに関しそれぞれ所定の角度を有する多数の段付き開口を有するグリッドアッセンブリを形成する。図３Ａは独創的なコリメーショングリッド９０の変形例を示している。この変形例は一定の断面（しかし、断面は一定であることを必要としない）の個々の開口を有する多数のＸ線吸収シート１４３を含む。結果として生じる開口１４は、図示するように、段付きであるが、Ｘ線ビーム１００を検出器アレイ１１０へ通過させる。図３Ｂに示される変形例は、Ｘ線吸収シート１４４において形成される個々の開口がそれ自身段付きであることを除き図３Ａに示されるものと全く類似する。これらの段付き開口は、当業者に明白であるように、示された形状となるように、わずかな食違いの状態でシート１４４のそれぞれの側面からミリング又は化学エッチングによって作製することができる。図３Ｂの形状は、コリメーショングリッド９０の段付き開口１４０内で、より少ないＸ線エネルギの吸収となり、その結果、Ｘ線ビーム１００の端部でのＸ線束が図３Ａに示される変形例と同じ程度に減じられないことから、さらに好ましい。グリッド９０を形成するエッチングされたシート（複数）を保持するひとつの好ましい方法が図１４に示されている。エッチングされたシート９１（好ましくは５０）はそれぞれアライメント穴又はアライメント開口９４が設けられている。アライメントペッグ９５はエッチングされたシート９１を整列するためにそれぞれのアライメント開口９４内に配置される。シート９１とペッグ９５のアッセンブリはアルミニウムリング３５９内に配置される。アルミニウムリング３５９は、ピンチオフ３７５にて密閉可能な真空ポート３７０を設ける。そして０．１ｃｍ厚のアルミニウムシート３６５は、リング３５９の上部表面３８０に真空接着剤にて接着及び密閉される。アルミニウムシート３６０も同様にリング３５９の下部表面３８５に接着される。ポート３７０を介して部分的に真空引きされ、そして当該分野にて周知のようにピンチオフ３７５にてポート３７０は密閉される。この方法において、比較的Ｘ線が透過するアルミニウムシート３６０，３６５は、グリッドアッセンブリ９０としてエッチングされたシート９１を互いに保持し配向するのに役立つ締め付け動作を提供する。グリッド９０の中心から最も遠い開口１４０は段付き表面を有し、好ましくは断面が正方形である。段付き表面による通路の凹凸によりＸ線は一般的に影響を受けず、たとえＸ線が散乱しても、それらが合成ビームに測定できる程に影響を与えることはないであろう。上述したようにコリメーショングリッド９０に使用される物質は、現在、モリブデン、真ちゅう、鉛、又はモリブデンを加えた銅が好ましい。上記穴の位置についての好ましい誤差は、累積誤差を除いて中心から中心にて±０．００１２７ｃｍ（０．０００５インチ）であり、穴の大きさの誤差は±０．００２５４ｃｍ（０．００１インチ）である。使用可能なコリメーショングリッド９０を製作する他の方法は、電子ビーム機械加工、穴あけ、ミニ機械加工、レーザ穴あけを含む。穴あけ及びレーザ穴あけは、正方形の穴よりも丸い穴を生成する欠点を有する。円形の開口は良好に作用するけれども現在好ましくない。好ましい走査Ｘ線管１０のより詳細なものが図４及び図５に示されている。電子銃１６１はＸ線管１０の正面とは反対側に位置し、約−１００ＫＶから−１２０ＫＶまでの電位にて動作する。接地されたアノード５０は管の正面に位置し電子ビーム４０が電子銃１６１とアノード５０との間を移動する。接地された電子開口板１６２は電子銃１６１の近傍に位置し電子ビーム４０が通過する中央部にて開口１６３を有する。磁界集束レンズ1６４及び偏向コイル２０は、当該分野に周知の自動集束を使用するアノード５０上にビームスポットの位置を定める。上記管は、円形アクティブエリアの末端にて電子ビームが約３０°まで偏向された状態で電子ビーム４０がアノード５０と交差する２５．４ｃｍ（１０インチ）の直径の円形アクティブエリアを有するように組み立てられる。上記ビームがある開口を通過して「輝いて（fired）」いないとき、ビームの生成をやめるのが好ましく、その結果約２５％まで電力を節約することになる。図５は、適切なＸ線管１０の前面部分の断面図を示す。真空に維持されるＸ線管３４０の内部はアノード５０の後側である。アノード５０は上述したようなアノード物質のコーティングである。アノード５０の前部は、０．５ｃｍ厚のベリリウムのアノード支持体１３０である。ベリリウムアノード支持体１３０の前部は、好ましくは０．４ｃｍ厚であり水又は強制空気を流すように応用可能な冷却ジャケット３５０である。アルミニウムのグリッド支持体３６０，３６５は、０．１ｃｍ厚にエッチングされ、好ましくは１．２７ｃｍ（０．５インチ）厚のコリメーショングリッド９０を支持するのを助ける。Ｘ線管３４０が使用されるとき、コリメーショングリッド９０のわずか一つの開口１４０がいずれの一定の瞬間にて相当量のＸ線を通過させるであろう。好ましい実施形態によれば、電子ビーム４０は、電子ビーム４０が開口１４０の前に直接に位置しないとき電子ビーム４０は止めることができる。このようにＸ線管は電力消費を減じ、ターゲットアノード５０上の摩損や裂け目を減じるように走査パルスモードにおいて効果的に動作可能である。立体的なＸ線撮影図６において、本発明の好ましい他の実施形態によれば、立体的なＸ線撮影を得ることができるような複数の焦点を有するグリッドを設けることができる。例えば、もしグリッド９０における他のすべての開口の列が焦点Ｆ１（９２）に向けられ、残りの開口が焦点Ｆ２（９３）に向けられたならば、Ｆ１（９２）に第１センサアレイを配置しＦ２（９３）に第２センサアレイを配置することで、ラスタ又は蛇行パターンにて開口を走査することが可能であり、それによって、第１センサアレイに関するデータの「線」と、第２センサアレイに関するデータの「線」を作成することができる。これを繰り返し、空間において２つの異なった点Ｆ１、Ｆ２から見られるように、２つの完成した画像を組み立てることができ、それにより、立体的なＸ線画像を提供する従来の立体撮影表示装置でそれらを表示することができる。図３Ｃは、Ｘ線吸収物質の層１４４の内から立体的コリメーショングリッドをどのように構成するかを示している。この場合、開口１４０Ａ、１４０Ｂは、図示されるように、Ｘ線ビーム１００Ａ、１００Ｂ用に“Ｖ ”の「脚」に沿って分離した通路を提供する、実際には“Ｖ”のような形状とすることができる。しかしながら、図示されるように開口１４０Ａ、１４０Ｂは連結されることは必要条件ではないが、上記“Ｖ”の頂点にてＸ線が入射する“Ｖ ”形状開口の有利な点は、両方の検出器が同時に照射され、“Ｖ”はＦ１へ行くＸ線とＦ２へ行くＸ線との信号分離器として動作することである。これはビーム及び偏向電流に必要な電力を半減する。価格は安くなるが、散乱及びそれによる画像のくもりが増加する。アレイ検出器対象物面にて数ライン／ｍｍの解像度を達成するため、いくつかの医療用途にて要求されるように、空間的解像度の限界は、主に検出器の大きさによって決定される。これは、今日のＸ線管技術では、非常に良く方向付けされたＸ線放射を十分に得るために要求されるであろう非常に高いパワーレベルを発生することや、組合わされたＸ線方向付け手段を開発することのどちらも不可能であるからである。放射されたＸ線の円錐と交差する領域よりも検出器が小さく作られる場合、図７Ａに示すように、線源５０により放射されたＸ線の多くの割合のＸ線は検出器２５０に検出されない。実際には、このように工業上のビーム走査デジタルＸ線検査装置は設計されており、ここで照射線量は普通であり問題ではない。結果として、照射線量は所望の解像度を維持するために増加する。したがって、解像度はより小さな検出器の使用にて改善されるが、検出器の領域が検出器面２７０に交差する放射Ｘ線の円錐によって規定される領域に等しいか又はそれを超えるとき、Ｘ照射線量は最小化される。走査Ｘ線撮影装置の解像度は、対象物面２８０（アノード５０の中心と対象物８０が位置する検出器１１０の中心との間の線に垂直な面）に投影される検出器素子の断面積によって決定される。よって、図８にて検出器アレイの正面図にて示されるように、もし大きな領域の検出器がより小さなアレイ素子に分けられるならば、検出器集合体の大きな捕獲領域は維持され、一方同時に、個々の小さな検出器素子１６０のサイズに比例した画像解像度を保つ。個々の検出器素子１６０によって規定される解像度は、上記個々の素子から、各アドレス即ち各画素が、対象物面２８０における特定位置に対応するメモリバッファへ読み取り値を分配し、総計することによって維持される。Ｘ線ビーム１００は、アノード５０に放射するＸ線の前に位置するコリメーショングリッド９０を横切り個別的に移動するので、与えられた検出器素子の出力が加算されるアドレスが変化する。撮影の幾何学的形状は図７Ｂ及び図７Ｃに示されている。図７Ｂには、単一のビーム位置がどのように５つの画素に分割されるかを示している。図７Ｃには、連続的なビーム位置が単一の画素内でどのようにビームが互いに加えられるかを示している。換言すると、各検出器素子に関する信号は、対象物面２８０における非常に小さい特定領域、即ち、単一の画素に対応したメモリアドレスで、画像バッファに格納される。したがって、各検出器素子用のメモリ格納アドレスは、メモリの各画素が対象物面２８０における特定スポットを通過した放射線の合計を含むように配列された形態において走査Ｘ線ビームの位置へ変化する。この方法において装置の解像度は単一の検出器素子のサイズによって決定され、一方、検出器面２７０に到達する実質的にすべてのＸ線が記録されるので、装置の感度は最高となる。このアレイ検出器の画像化幾何学的形状のさらに有利な点は、対象物面２８０は狭く規定されることである。それの前又は後ろに存在する構造物はかすんでしまう（焦点から外れる）。第１開口１４１及び第２開口１４２からのＸ線で、開口１４１，１４２から距離ＳＯの対象物面２８０を通過し、及び、開口１４１，１４２から距離ＳＯの２倍の面２８１を通過したＸ線は図７Ｄに示されている。見て容易に分かるように、２倍のＳＯにて得られる解像度はＳＯにて得られる解像度の約１／２に落ちる。この特徴は、関心のある面２８０における詳しい構造物の改善された配置及び視覚化を提供し、一方、装置の幾何学的形状により変更可能なフィールドの十分な深さを提供する。現在の好ましい実施形態のアレイは、約１．９３ｃｍ（０．７２インチ）の直径の円内に配置された一辺が０．１３５ｃｍの正方形の検出器素子の９６素子疑似円アレイである。このように大きい必要はなく、一つの検出器の辺の長さ、ここでは０．１３５ｃｍに等しい半径の円内ですべてが一列にならないように配置された３以上の検出器とすることもできる。Ｘ線検出器従来のイメージ増倍管技術は、基本的にシステムの感度の限界という束縛を有している。この使用可能なシンチレータ材料の厚みはその光透過特性によって限定される。典型的にはそれは、入射Ｘ線光子の約５０パーセントが捕捉されるのに十分な厚さに作られる。放射光子の半分だけがフォトカソードに達する。フォトカソードにおいて、入射光子のただ約１０パーセントが光電子を生じる。このように、ただ入射Ｘ線光子エネルギーの２．５パーセント（０．５×０．５×０．１）がイメージ増倍管システムに維持される。この限定された変換係数に加えて、光子はシンチレータ材料により縦方向に散乱され、与えられた照射量レベルでのシステムの分解能を減ずるボケを生じる。本発明の根本の目的の１つは、行なわれる処置に必要な適当なイメージ品質を達成しつつ、最も低い可能なＸ線レベルに、検査用の物体がさらされることを確実にするＳＢＤＸ撮影システムを提供することである。このことは、物体から出てくるＸ線光子の検知に用いられるシステムがもっとも高い光子−電気信号変換効率を有さなければならないことを意味する。これを達成するために、検出器に用いられる材料は、光子が飛ぶ方向の長さが、入射Ｘ線からずっと離れた端からの光子が入らないことを十分確実にするように長くしなければならない。例えば、検出器の出力を最大にするために、光子エネルギーは材料中で適当に浪費されなければならない。ここで述べるＳＢＤＸシステムで用いることができる検出器には、多くのタイプがある。好ましいのは、Ｘ線光子エネルギーが可視エネルギーに変換され、光強度が、光電子倍増管、フォトダイオード、ＣＣＤまたはそのような装置手段で電気信号に変換されるシンチレータである。ＳＢＤＸ像の各画素が、約１４０ナノ秒の大変短時間で生じなければならないので、シンチレータ材料は高い応答性および最小アフターグロー時間を有しなければならない。アフターグローとは、励起入射Ｘ線放射が終了した後に、シンチレータが光を放射し続ける現象をいう。有機物を混ぜたポリスチレンのようなプラスチックシンチレータは、必要な高い応答性を有している点で適しているが、比較的小さなＸ線光子相互作用断面を有し、線型Ｘ線吸収係数もまた小さい値である。その結果、相当の厚みがＸ線光子を止めるのに必要となる。１００ｋＶのＸ線に対し、典型的なプラスチックシンチレータでは、入力Ｘ線の９９％を捕捉するために２８ｃｍ（１１インチ）の厚みが必要となる。ここでより好ましくは（好ましい選択においては）、（１）セリウムをドープしたＹＳＯ（イットリウム・オキシ−オルソシリケイト、ニューヨーク州シャーロットのエアトロン（リットン）から入手可能）、（２）セリウムをドープしたＬＳＯ（リチウム・オキシ−オルソシリケイト、シュルンベルジェ社から入手可能）、（３）ＢＧＯ（ビスマス・ゲルマネイト、オハイオ州ビーチウッドのレキシントン・コンポーネントから入手可能）、である。ＹＳＯおよびＬＳＯは室温で用いることができる点で優れている。ＢＧＯは、５０ナノ秒オーダの適当な光出力減衰時間を達成するためには約１００℃に加熱しなければならない。これらのシンチレータ材料は、プラスチックシンチレータと同じ程度の長さを必要とせず、０．１０ｃｍの長さで有効である。本発明の現状での好ましい具体例によれば、ＳＢＤＸアレー検出器１１０は、Ｘ線源５０から９１．４ｃｍ（３６インチ）の距離をおいて配置された、９６個の密集して束ねられた個々のＸ線検出器１６０の１２×１２の疑似円のアレイからなる。（５×５、３×３アレイ用も、四角い検出器を有する四角でないアレイ（Ｘ線ターゲットの回りの円を満たす）のように考えられる。例えば表１の下部参照。）コリメーショングリッドのアスペクト比の形状、Ｘ線源５０からの距離およびＸ線源５０の大きさは、検出器アレイ１１０の入口において、直径約２．２３ｃｍ（０．９インチ）の、総夾角が１．４６°である四角錐を与える。各シンチレータ１７０は、それゆえに検出器の面内で中心から中心までが、約０．１５２ｃｍ（０．０６インチ）でなければならない。もしシンチレータ１７０が平行な側面を有していれば、端部近くに入射したＸ線は、シンチレータの壁に当たることなく必要とされる距離を移動することができないだろう。それゆえに、これらのＸ線が近隣のシンチレータに通り、もしそれらがシールドされていなければ、間違った空間の場所からの見かけの出力が生じ、物体のイメージの質の結果的な劣化を生じる。図９Ａに示したように、この影響を避けるために、本発明の好ましい具体例に係る各シンチレータは、好ましくはテーパ状になっており、境界面１７３は、入射Ｘ線１００’の最も末端の角度に等しい夾角を有する。これは特に長いプラスチックシンチレータで有用である。上で引用した好ましい例では、各シンチレータ１７０は、直径０．２８５ｃｍの入口面１７２、直径０．３７ｃｍの光検出器端面１７４を有する、長さ２８ｃｍの好ましい４角錐台である。８１個の検出器の束のそれぞれが、それゆえに多面体の端部を有し、各面はＸ線源５０の中心に置かれた球の表面に接している。シンチレータの検出効率のさらなる改良が、入射Ｘ線ビーム１００の角度より大きな角度のシンチレータのテーパにより達成される。シンチレータの端部近くで、入射Ｘ線とシンチレータ原子の間の相互作用により発生する光電子および散乱Ｘ線を、隣接するシンチレータを好ましく隔てるシールド材料に失われることができる。かかる失った光電子はいかなる光も生成せず、シンチレータから出た光として振舞うこともない。それゆえに、かかる消滅はシンチレータの効率を減少させる。光電子が移動する最大距離は、そのエネルギーおよび、移動する材料に依存する。プラスチックシンチレータ中の、電子と１００ｋＶのＸ線との相互作用では、約０．０１ｃｍより長い距離を移動できる光電子は無い。もし、シンチレータの４角錐台が、Ｘ線ビーム１００より大きい夾角を有して作製されれば、その大きさは、検出器の長さ（２８ｃｍ）に比較して短い距離、２×０．０１ｃｍで囲まれたビームより大きくなり、失われた光電子による効率の減少が、最小となる。この場合、面に接する球の中心は、もはやＸ線源５０と一致せず、検出器アレイ１１０により近くなる。散乱された光子は光電子より長い距離を移動する。隣接したシンチレータへの逃げからこれらを防ぐために、シンチレータピラミッドのテーパの値を、散乱された光子の捕捉を最大にするために、完全な光電子の捕捉に必要なものより大きく設定する。ここで図９を参照すると、本発明の好ましい具体例によれば、各シンチレータ素子１７０に接触して、各シンチレータ素子１７０を対応する光電子倍増管１９０または固体検出器に光学的に結合する光パイプまたはファイバー光ケーブル１８０が設けられる。代わりのシンチレータ１７０は、特定の光検出器に、物理的に近接して配置されてもよい。図１０は、検出器素子１６０の好ましい形状を示す。各検出器１６０に対応した開口２１０を有する、Ｘ線を通さないシート２００が、検出器アレイ１１０の前に配置される。各検出器素子１６０は光の漏れない、かつＸ線も通さない囲い２２０により囲まれる。好ましくはアルミニウム板で形成される光遮断窓２３０は、光の漏れない囲い２２０の前に配置される。光遮断窓２３０はＸ線を透過する。光の漏れない囲い２２０の中では、シンチレータ素子１７０が、前置増幅器２４０に電気的に接続した光電子倍増管１９０に近く位置している。好ましくは、前置増幅器２４０からのアナログ信号は、さらなる処理により、従来の方法で、デジタル信号に変換される。別の方法として、シンチレータはもっと粗野で、コンパクトな検出器を得るために、フォトダイオードのアレイ、フォトトランジスタ、または固体撮像素子（ＣＣＤ）にじかにまたは近くに配置することができる。特にＣＣＤのような固体素子が用いられた時、ペルチエ冷却器を用いた冷却などが、素子の信号雑音比を増加するために用いることができる。別の方法として、その大きさ同様、光源と対等な位置を特定する、出力信号を提供する１またはそれ以上の位置を検出する光電子倍増管とじかにまたは近くに、シンチレータアレイを配置することができる。他の好ましい具体例では、センサアレイが、例えば、図１１に示したような、整列した鉛筆型検出器２８５の集合からなっても良い。図１１では、テーパを設けたシンチレータ２９０がＸ線ビーム１００のパスに整列し、ビーム１００の特別な断面領域に対応するシンチレータは、その断面領域内でＸ線をすべて吸収する。光増幅管３００は、シンチレータ２９０に物理的に近接して設けられ、電気信号は、シンチレータ２９０によるＸ線の吸収に対応して発生される。固体素子も光増幅管３００の代わりに用いられることができる。本発明の、この好ましい具体例によれば、シンチレータは、長手方向に沿っておよび入射面で、光が逃げる（あるいは入る）のを防ぎ、シンチレータ内の内部反射を助けるために二酸化シリコンのような光を反射する材料により覆われる。本発明の他の好ましい具体例によれば、各シンチレータ素子１７９は例えば金や鉛のような高いＸ線非透過性材料の薄膜１７１により、隣接したシンチレータ素子から分離される。膜１７１は好ましくは、約０．０１０２ｃｍ（０．００４インチ）から０．０１２７ｃｍ（０．００５インチ）の厚みである。シンチレータ１７０の間の膜１７１の位置は、図１２に示される。ここで示されたように、コリメーショングリッド９０の円形のアクティブ領域は検出器アレイの１１０の領域より広い。このように、コリメーショングリッド９０のそれぞれの開口１４０から放射されたＸ線鉛筆ビームは、すべて検出器アレイ１１０に集まる。一方、独立した各Ｘ線ビーム１００は、閃光ビームのように分岐し、広がる。イメージ処理本発明の重要な点は、必要な照射線量をより低減するためのイメージ処理システムの応用に関する。実際問題として検出器からの信号は、通常は直接ビデオモニタの“Ｚ”すなわちルミナンス入力に用いられない。代わりに、各画素のデジタル化された強度が、「フレーム・ストア・バッファ」の個別のアドレスに蓄えられる。バッファ中の画素アドレスは、ランダムにアクセスでき、数値の強度値は数学的に取り扱われる。この機能は、応用できる多くのイメージ拡張アルゴリズムの応用を有し、検出器アレイの独立した部分からのデータの画素の割り当てを許容する。本発明の好ましい具体例によれば、ＳＢＤＸイメージは５００列、５００行からなる約２５０，０００以上の画素（コリメーショングリッド９０の中心の開口の５００列、５００行に対応する）からなる。以下の説明の例のために、走査Ｘ線源は、ある瞬間に、コリメーショングリッド９０の１００列、１００行にある画素上の中心Ｐにあると仮定する。さらに、この具体例に関しては、検出器アレイ１１０は９セグメント１７９（図１２）を含む３×３アレイからなり、各セグメント１７９は、単体の画素と組みあわされた総てのＸ線放射をさえぎるようなサイズと仮定する。明らかに、他のアレイ形状は、ここで詳述されたように用いてもよい。検出器アレイ１１０の個々のセグメントからデジタル化された数値には、以下の画素アドレスが割り当てられる。セグメント１−９９列、９９行セグメント２−９９列、１００行セグメント３−９９列、１０１行セグメント４−１００列、９９行セグメントＰ−１００列、１００行セグメント６−１００列、１０１行セグメント７−１０１列、９９行セグメント８−１０１列、１００行セグメント９−１０１列、１０１行走査Ｘ線ビームが全画素を通ることにより、同じデータ割り当てのパターンが、繰り返される。表示されたイメージ中で、各画素の数値は、“ｎ”個の部分の合計に等しい。ここで“ｎ”は、アレイ１１０のセグメント１７９の数（この例ではｎ＝９）である。ここで示されたように構成すると、検出器アレイ１１０は、最適の焦点が得られる操作距離を固定し、従来の非分割（分割の無い）検出器アレイＳＢＤＸイメージシステムでは手に入れられなかった最適焦点の平面を提供する効果を有する。以下のパラメータは、検出器の設計において、考慮に入れなければならない。１．Ｘ線源（アノードターゲット）５０からの平行ビームの大きさおよび形状。２．Ｘ線源５０および検出器アレイ１１０の間の距離；”ＳＤ” ３．Ｘ線源５０および関心のある物体８０の中心との間の距離；”ＳＯ” ４．関心のある物体８０の希望する解像度、または画素サイズ５．医学的応用において、アレイの全領域は、コリメーショングリッド９０からのＸ線の遮断に十分な大きさでなければならない。本発明の好ましい具体例についてのＳＢＤＸシステムにおいて、Ｘ線源５０とコリメーショングリッド９０の出口２６０の間の距離は約２．２７１ｃｍ（０．８９４インチ）である（図３、図５参照）。開口１４０は、０．０３８１ｃｍ（０．０１５インチ）×０．０３８１ｃｍの四角形である。陽極５０上の電子ビーム４０のスポットサイズは、直径約０．０２５４ｃｍ（０．０１０インチ）である。検出器アレイ１１０は、陽極５０から９１．４ｃｍ（３６インチ）である。このように、Ｘ線ビーム１００のビーム幅は、２＊ＡＲＣＴＡＮ（（スポット直径／２）／（（開口幅／２）＋（スポット直径／２））＊２．２７１ｃｍ（０．８９４インチ）、すなわち１．６°である。アノード５０から９１．４ｃｍ（３６インチ）の距離において、照射されるＸ線ビーム直径は、９１．４＊ＴＡＮ（１．６°）ｃｍである。それゆえに、検出器アレイ１１０は、この好ましい具体例の側面において、約２．５４ｃｍ（１インチ）であるべきである。例えば、撮影されるべき物体が陽極から２２．８６ｃｍ（９インチ）の位置にあり、希望の画素サイズが物体で０．０５０８ｃｍ（０．０２０インチ）であり、Ｘ線源から検出器までの距離が９１．４ｃｍ（３６インチ）であり、光学的検出器アレイのサイズは２．５４ｃｍ（１インチ）角である場合、検出器平面２７０での照射された画素のサイズは、単に物体での（ＳＤ／ＳＯ）＊画素サイズ、または０．２０３２ｃｍ（０．０８０インチ）である。２．５４ｃｍ（１インチ）を０．２０３２ｃｍ（０．０８０インチ）で割ることにより、面上に１２個から１３個のセグメントを有する四角に区切られた検出器を用いて希望の解像度が得られる。明らかに、ＳＢＤＸシステムが用いられる状況に応じて、多くの他の形状が用いられるであろう。最適解像度の面ＳＯ（図７Ｄの２８０）の外側では、０．５×ＳＯ、２×ＳＯ（図７Ｄの２８１）において、解像度が２分の１に劣化する。これは、多くの応用に対する合理的な焦点深さを許容する。人の心臓の像のような、いくつかの応用例において、この深さの範囲の外での劣化した焦点は、利点と見られる。興味ある領域外の細部のぼけは、興味ある領域内での細部の認知を増加させる。上述のようにして得られたデータから使える像を得るために、多くの方法を用いることができる。上述のように、単純な回旋を用いることもできるが、しかし、この場合、解像度は全てで最適化されていない。２つの追加する方法は、得られたデータから最大の解像度および感応性を得るために好ましい。これらはマルチイメージ回旋法およびマルチ出力回旋法と呼ばれる。両ケースにおいて、以下のことが仮定される。コリメーショングリッド９０に開口のＡＰ_x列、開口のＡ_Y行がある。行と列の各々の交叉部分が「画素」である。コリメーショングリッド９０の円形のアクティブ領域の外のそれらの画素は、あたかも像の測定強度が無いとして、例えば「暗い」として、取り扱われる。走査中に、Ｘ線ビームにより光らされない画素は、同様に、あたかも像の測定強度が無いように、これらもあたかも「暗い」として、取り扱われる。図１５について説明すると、疑似円形センサーアレイ１１０に、検出器アレイのセンサー素子１６０のＤＥＴ_x列の最大値と、検出器アレイ１１０のセンサー素子１６０のＤＥＴ_Y行の最大値がある。ＺＲＡＴＩＯは、０と１の間の実数である。もしＺＲＡＴＩＯ＝１であれば、焦点がセンサ面に設定される。もし、ＺＲＡＴＩＯ＝０．５であれば、焦点がＸ線源とセンサ面の中間点に設定される。ＰＩＸＥＬＲＡＴＩＯは、列または行の近隣のセンサの間の物理的距離に対する画素の数である。例えば、もし物体面２８０における画素中心間の距離が０．０１ｃｍならば、検出器面２７０でのセンサの間の距離は１．０ｃｍとなり、ＰＩＸＥＬＲＡＴＩＯ＝１０、ＦＯＣＵＳ＝ＺＲＡＴＩＯ＊ＰＩＸＥＬＲＡＴＩＯとなる。ＩＭＡＧＥは、特別な走査のための、および特別な画素に対応した強度情報を含む、ＤＥＴ_x×ＤＥＴ_Yの次元のデータ列である。ＰＩＸＥＬは、開口の全て（または一部）の走査により得られたＤＥＴ_x×ＤＥＴ_YＩＭＡＧＥデータ列を含むＡＰ_x×ＡＰ_Y×ＤＥＴ_x×ＤＥＴ_Yの次元の４次元アレイである。ＰＩＸＥＬは、本発明の一の好ましい具体例による各走査後にリフレッシュされる。ビームはアノード表面を横切って走査されるので、事実上、選択された開口１４０の中心より前に設置され、「照射（ｆｉｒｅｄ）」され、それから再設定される。このように、各照射において、データのＩＭＡＧＥ列が得られる。これらの像が、いくらかの直接的な利用ができる表示できる像に組み立てられる一方、高解像度、高強度がそれらを結合することで得られる。第１の像を結合させる好ましい方法は、マルチイメージ旋回法と呼ばれる。このマルチイメージ旋回法では、ＣＲＴや似た表示手段に表示できるＡＰ_x×ＡＰ_Y次元の強度のＯＵＴＩＭＡＧＥ列は、ＯＵＴＩＭＡＧＥ（ｙ，ｘ）に割り当てることにより形成される。ＡＰ_x×ＡＰ_YＩＭＡＧＥデータ列を有用な画像に結合させる第２の現在好ましい方法は、マルチアウトプット旋回法と呼ばれる。この場合、ＤＥＴ_x×ＤＥＴ_Y センサのセンサアレイとともに、ＤＥＴ_x×ＤＥＴ_Yのデジタイザ（または同等なものや、多重のもの）および同数の画素合算回路が有る。各センサからデジタル化された値は、ＳＥＮＳＯＲ（ｊ，ｉ）と呼ばれる。最後のＯＵＴＩＭＡＧＥ列は、以下のように計算される。出力イメージ列ＯＵＴＩＭＡＧＥ（ｙ，ｘ）［ｙ＝１〜ＡＰ_Y、ｘ＝１〜ＡＰ_x］の各画素について、ＤＥＴ_x×ＤＥＴ_YソースイメージＳＥＮＳＯＲ（ｊ，ｉ）の各々からの１つの画素は、合計されて［ｊ＝１〜ＤＥＴ_Y、ｉ＝１〜ＤＥＴ_x］、目的のイメージ画素ＯＵＴＩＭＡＧＥ（ｙ−ｊ＊ＦＯＣＵＳ，ｘ−ｉ＊ＦＯＣＵＳ）となる。それから、各素子がＤＥＴ_x＊ＤＥＴ_Yで割られることにより、ＯＵＴＩＭＡＧＥ列の規格化が行なわれる。これらの技術のさらなる改良が、ＦＯＣＵＳ要素の分数部分にもとずく線形補間を行うことにより得ることができる。マルチイメージ旋回法のマルチアウトプット旋回法に対する利点は、前者では、データを取った後にソフトウエアで最適焦点の面を選択できるのに対し、後者ではできないことである。しかし、後者は時間が限界となる場合に、より素早い操作が可能である。ＳＤＢＸデータからの３次元像の再構築ここで述べられたＳＢＤＸシステムは、物体８０の断層写真３次元像を形成するために用いられる１組の連続的平面像を作るのに用いることができる。種々のＦＯＣＵＳ値でセットされたデータを再分析することによる、種々の深さの一連の像からなる３次元で像を作るために、１組の像は解析できる。用いられる、自然のＦＯＣＵＳ値は、ｎ／ＤＥＴ_xまたはｎ／ＤＥＴ_Yであり、ここに、ｎはそれぞれ０からＤＥＴ_xまたはＤＥＴ_Yまでの整数である。通常、焦点の値は、物体８０内の関心のある平面に一致するように分析される。例えば、下記の表１に現されたＳＢＤＸシステムにおいて、焦点の平面は、２２．８６ｃｍ（９インチ）（最適焦点面）の普通の焦点面の近くで、約２．５４ｃｍ（１インチ）の間隔で置かれる。次の数式は、一連の平面像が、アノード５０からの距離に換算して位置されることを示す。ここに、Ｆ_t（ＦＯＣＵＳ）＝アノードから関心のある特定の焦点面までの距離Ｆ_d＝検出器から焦点面までの距離（アノードから検出器機までの距離、Ｆ_tより小さい） λ_t＝コリメーショングリッドの隣接した開口の中心と中心の距離 λ_d＝検出器アレイ１１０内の隣接した検出器１６０の中心の間の距離である。サブ（ｓｕｂ）−サンプリング技術を用いる時も、計算は変わらず、「はねない（ｎｏｔｓｋｉｐｐｅｄ）」コリメーショングリッドの開口からのデータが扱われる。しかし、たとえ間にはいるコリメーショングリッドの穴がなくても、 λ_tは同じである。ネガティブフィードバックｘ線束制御図１３に示されるＢＤＸ撮影システムは、ｘ線ビーム１００のｘ線束を制御するネガティブフィードバック経路３０５を用いる。好ましくは、センサアレイからのネガティブフィードバックは、センサアレイが常にほぼ同じｘ線束レベルを見るようにｘ線束を制御する。このように、（ｘ線に対し比較的透明な）軟らかい組織がスキャンされるとき、ｘ線束が落ち、患者（対象物）に対する全体の照射量を低下する。ネガティブフィードバック線束制御を用いることにより、コントラストとダイナミックレンジが改善される。本実施形態により、差動増幅器３１０は、ユーザにより設定可能な、調節可能参照レベル３２０を有する。ネガティブフィードバックループ３０５は、ｘ線管に対しｘ線束のネガティブフィードバックをする。時間ドメインスキャンモードまた、時間ドメイン撮影システムは、また、ここに説明される原理を用いて、実行できる。そのようなシステムにおいて、種々の画素からあらかじめ測定されたｘ線束に達する時間は、計算でき、マップにできる。次に、ネガティブフィードバック制御は、取り扱うスキャン期間のためのあらかじめ決定した線束レベルに達した画素に対応する開口からｘ線束を除きまたは減少するために使用できる。この場合、集められた情報は、線束レベルへの時間であり、マップされ撮影された情報は、強度よりはむしろ時間に対応する。そのようなシステムの能力は、ずっと大きな信号雑音比を与え、コントラストを改善し、検査中の目的物へのｘ線照射量を劇的に減少し、ダイナミックレンジを改善することを可能にする。多重エネルギーｘ線映像モード本発明の１実施形態によれば、２以上のグループのｘ線ビーム１００が、１以上の検出器アレイの方に進む。第１グループのｘ線ビームは、第１の特性ｘ線エネルギースペクトルを有する。第２グループのｘ線ビームは、異なった第２の特性ｘ線エネルギースペクトルを有する。第１グループと第２グループのｘ線ビームの測定された透過率を比較することにより、検査中の対象物における物体の存在が検出できる。微分ｘ線撮影の基本的概念は、従来より知られていて、米国特許第５,１８５,７７３号（「金属の非破壊的選択的決定のための方法と装置」）に開示され、この引用により本明細書に組み込まれる。この２グループのｘ線は、多数の方法で発生できる。１つの方法では、第１グループの開口の近くの材料の第１材料または第１厚さ、および、第２グループの開口の近くの材料の第２材料または第２厚さを備える特別なアノードの製造をおこなう。このように、第１グループに関連する開口は、第１特性エネルギースペクトルを有するｘ線を放出し、第２グループに関連する開口は、第２特性エネルギースペクトルを有するｘ線を放出する。他の方法では、Ｋ−フィルタリング（Ｋ端フィルタリング）は、同様な効果を生じる開口１４０の一部の中に、フィルタ材料（モリブデンなど）を配置することにより使用できる。この場合、開口の第１グループは、その中に挿入された第１フィルタを備え、開口の第２グループは、その中に挿入された第２フィルタを備える。第２フィルタは、フィルタでなくてもよい。前の場合におけるように、異なった特性エネルギースペクトルを有する２グループのｘ線は、２グループの開口と関連する。少なくとも２グループの開口が異なった特性エネルギースペクトルと関連づけられると、広帯域ｘ線で通常見ることができない微細石灰化（乳癌）や他の異常を検知することが可能になる。たとえば、第１像を形成する第１グループの開口のスキャンを行ない、第２像を形成する第２グループの開口のスキャンを行ない、次に、像の除算によりそれらの比を強調することにより、微小石灰化や他の異常を低照射量スキャンｘ線撮影システムを用いてリアルタイムに検出できる。同様に、多重検出器アレイ装置は、第１検出器アレイの方に向けた第１グループの開口と第２検出器アレイの方に向けた第２グループの開口と共に使用できる。多重エネルギー撮影の他の実施形態が次に説明される。検出されたｘ線光子からの電気パルスの大きさが、光子のエネルギー（ｋＶ）に比例するので、２以上のエネルギーバンドにおける光子からくるパルスを別々に計数することが可能である。パルスは、強度により分離され、次に計数され、別々に処理され、２以上の別々の像を作る。これらの像は、比として表示できる。また、対象物における異なった密度領域を区別するため、フライ（fly）における選択されたエネルギーレベルを変えることが可能である。本実施形態の効果は、上述の実施形態よりも柔軟であることであり、特別なコリメーショングリッド、アノード材料または２重検出器を必要としないことである。多数の好ましい実施形態が本発明の種々の構成についてさきに説明されたが、以下の説明は、本発明による好ましいＳＢＤＸ撮影システムを説明するものである。したがって、セグメントに分割された検出器アレイを利用するこのＳＢＤＸ撮影システムは、高分解能で高感度であると同時に、検査中の対象物への照射線量が低い。また、このシステムは、線源５０と検出器アレイ１１０との間の任意の点に最適焦点を設定することができ、視野の有効作用深さを与えることができる。ビームサブスキャン技法以下の説明は、本発明の特に好ましい実施形態に関連し、この実施形態は、計算機の処理のオーバーヘッドを減少するために、ビームのサブサンプリングの技法を用いる。標準のビデオイメージは、６４０×４８０の画素を用い、３０Ｈｚで更新される。これは、約１２ＭＨｚの画素サンプル速度を必要とする。この速度でｘ線管の高電圧電子ビームを正確に２５０,０００個の連続的な異なる開口の背後に位置することは、高精度と比較的大きな電力消費を必要とする。１２ＭＨｚの速度でのｘ線検出器の大きなアレイからの信号のデジタル化は、同様に、効果的であり、電力を消費する。したがって、ＳＢＤＸの空間的分解能または時間的分解能の大きな減少なしに、画素サンプル速度の１２ＭＨｚより下への減少は、初期のユニットのコスト、電力消費による操業コスト、および、ｘ線管によるむだな熱のための冷却要求を減少するのに有用である。したがって、画素サンプル速度を減少しつつ実質的に同じ空間的分解能と時間的分解能を与える機構が発展された。この機構は、サブサンプリングといわれ、ＳＢＤＸの他の構成でも明らかに適用できるが、ここに説明するＳＢＤＸの実施形態において最もよく実行される。本実施形態の効果は、電力消費の減少、ｘ線管内での電子ビームの偏向のより簡単な回路、平行化グリット９０の作成コストの低下、対象物８０の像を分解するのに必要な計算の複雑さの減少、および、当業者にとって明らかなその他の効果である。本実施形態において、コリメーショングリッド９０は、５００個よりは少なくした数の開口、好ましくはＡＰ_x＝ＡＰ_y＝１６６（他の数も明らかに用いることができるが）を備えるように作成される。計算の観点からのこの減少の効果は、以下で明らかになる。しかし、製造の観点からの効果は、製造に必要な開口の数の約１／９の、ずっと簡単な構造である。開口の数が減少するので、より高い偏向角（すなわち、開口がコリメーショングリッドの前面２６０に対してなす角）でグリッドを製造することは、近接する開口と交差する開口を有するという問題を生じることなく、より容易である。このことは、立体グリッドが製造されるとき、立体グリットにおける近接する開口が異なった検出器アレイの方に向き、したがって、開口交差を防ぐため非立体グリッドよりも広い物理的分離を必要とするので、特に有用である。コリメーショングリッドの開口（複数）は、最大寸法の円の中にＡＰ_x行とＡＰ_y列の円で配置される。計算の目的のために、これは、情報に寄与しない円の外側にある、すなわち、常に「暗い」すなわちｘ線により照射されない素子（複数）を備えたＡＰ_x行とＡＰ_y列の寸法の矩形として取り扱える。ｘ線検出器アレイ１１０のセンサ１６０は、図１５に示すように、最大寸法でＤＥＴ_x行とＤＥＴ_y列の円状アレイの中に配置される。画素のサンプル速度は、コリメーショングリッドの全部より少ない開口の照射、すなわち、サブサンプリングにより低下できる。好ましくは、照射されない開口がないコリメーショングリッドが使用される。この検出器アレイを用いて像を作るために、各行におけるてすべてのＤＥＴ_x番目のコリメータの穴と各行におけるＤＥＴ_y番目のコリメータの穴とのみが照射される必要があり、したがって、像は、各々ＤＥＴ_x画素とＤＥＴ_y画素の寸法の、画素の像タイルから組み立てできる。これは、ＤＥＴ_x× ＤＥＴ_yのサブサンプリング比に対応するが、サブサンプリングは、１×１のサンプリング速度には対応しない。したがって、このサブサンプリング比は、ｘ方向（行）に１からＤＥＴ_xまで、ｙ方向（列）に１からＤＥＴ_yまで調節できる。この好ましい実施形態によれば、図１５に示すように、ＤＥＴ_x＝ＤＥＴ_y＝１２である。１２×１２の検出器が用いられ、サブサンプリング比は１２であるとき、像は、デイビッド・ホックニー（David Hockney）の光モザイクにずっと似て、実質的に共に貼り付けられる複数の重複しない像から作成される。実際のシンチレータと検出器とは、全く完全というわけでなく、また、全く同一に応答するというわけでもないので、ｘ線鉛筆ビームは、完全には一様ではなく、コリメーショングリッドの開口は、理想的な面積と全く正確に同一というわけではない。そして、正方形の検出器でなく円の検出器が使用されるので、ある程度の重なりは、検出器の非線形性と雑音とを平均することを可能にするために、非常に好ましい。もしサブサンプリング比が、画素中の検出器の寸法より小さければ（すなわち、この好ましい実施形態では１２より小さければ）、像は、重複した「タイル」から組み立てられ、これらは合計されまたは平均されねばならない。もしサブサンプリング比（複数）が（画素中の）検出器の寸法の複数倍でないとき、または、もし検出器のアレイが直方体でないとき、異なった数のサンプルが各画素に追加され、異なった除算器が各画素を平均化するために必要である。理想の環境より少ない数を扱う技法は当業者によく知られていて、説明を複雑にしすぎないためにここでは説明しない。以下の計算では、ＳＳＸは、Ｘ方向（行）でのサブサンプリング寸法を表し、ＳＳＹは、Ｙ方向（列）でのサブサンプリング寸法を表す。たとえば、もしＳＳＸ＝ＳＳＹ＝１であるならば、サブサンプリングはなく、処理は、上述の本発明の他の実施形態におけるのと全く同じである。同様に、もし本実施形態におけるようにＳＳＸ＝ＳＳＹ＝１であるならば、画素平均を用いない「光モザイク」に戻る。もしＳＳＸとＳＳＹが３であり、円のアクティブ領域が５００×５００であるならば、１６６×１６６の開口がスキャンされ、ｘ方向に１／３、ｙ方向に１／３であり、得られるデータの数が因子９だけ減少する。もし１／９の開口を全時間使用するならば、これらの計算の必要はなく、コリメーショングリッドが含まれる必要がない。したがって、像を作成するために、元のコリメーショングリッドにおける１／（ＳＳＸ＊ＳＳＹ）のみの開口（５００×５００の開口）が使用される必要があり、すなわち、ｘ線照射のための電子ビームにより照射される必要がある。もしフレーム速度が一定に、すなわち、３０Ｈｚに保たれるならば、電子ビームを駆動する回路の周波数応答のように、電子ビームの運動の数は、ＳＳＸ＊ＳＳＹだけ減少される。電子ビームが動く全体の距離（およびスキャン線の数）は、１／ＳＳＹだけ減少され、このため、ターゲットアノードを通る平均ビーム速度は、１／ＳＳＹだけ減少される。像を再構成する画素速度は、コリメーション開口速度（開口がスキャンまたは照射される速度）と同じであり、同様に、１／（ＳＳＸ＊ＳＳＹ）により減少される。この方式によれば、各表示画素へと平均化されるサンプルの数は、（ＤＤＴ_x ／ＳＳＸ）＊（ＤＤＴ_y／ＳＳＹ）である。最大のサンプリング速度を用いると（ＳＳＸ＝ＤＤＴ_xおよびＳＳＹ＝ＤＤＴ_y）、１つのみのデジタイザサンプルが各表示画素に平均される（「光モザイク」モード）。サンプルの平均化は、ビーム、シンチレータ、検出器および増幅器における非一様性を滑らかにするために重要である。サブサンプリングの大きさ（ＳＳＸとＳＳＹ）は、許容可能な像の質を確保するために提示される条件のために、適当なレベルに設定されねばならない。これは、像の質と特定の１組の環境により提出される条件とについてのユーザの好みによりフライについてユーザにより設定できる。図１５に示す検出器アレイ１１０は、好ましくは、約１インチの直径を有する円状面積においてほぼ配置される９６個の個々の検出器素子１６０のアレイである。アレイの中心で、縦の列に１２個の検出器（ＤＤＴ_x）があり、アレイの中心で、水平の行の列に１２個の検出器（ＤＤＴ_y）がある。シンチレータ結晶は、好ましくは、４角の水平断面に切断され、０.００５インチの厚さのステンレス鋼のストリップからなる「玉子クレート」構造により支持される。全シンチレータ結晶（ハッチされている）が中に位置された図１５の円４００は、好ましくは、約０.８００インチの直径である。検出器アレイ１１０におけるシンチレーション結晶の長さは、好ましくは、０ .１０ｃｍであり、その前の入力面は、好ましくは、０.１３５ｃｍ×０.１３５ｃｍである。シンチレーション結晶は、好ましくは、ＹＳＯ、ＬＳＯまたはＢＧＯであるが、上述のように、他の材料も使用できる。ＢＧＯは、この用途におけるその光出力のための適当に減少したデケイ時間（５０ｎＳ）のために、約１００℃に加熱されねばならない。したがって、抵抗加熱素子が備えていてもよい。図１７は、本発明の好ましい実施形態による検出器アッセンブリ４０２を示す。ｘ線は、上から、ｘ線窓４０４を通り、鉛シールド４０６の中に入る。散乱ｘ線を減衰しつつｘ線がコリメーショングリッド９０の開口から出て検出器アレイ１１０に当たることを可能にするために、ｘ線窓４０４は、好ましくは、円であり、直径が１.９１ｃｍである。光シールド４０８は、検出器を迷った光から遮断するために備えられる。光シールド４０８は、実質的にｘ線を減衰することなく光を減衰するように選択されたアルミニウムまたはベリリウムの薄板から製造できる。検出器アレイ１１０は、ＢＧＯシンチレータとともに使用するため、適当な加熱素子４１０の近くに位置される。加熱素子４１０は、約１００℃の作動温度で検出器アレイ１１０を維持するように設計された抵抗加熱素子であってもよい。ファイバ光学的撮影テーパー４１２を検出器アレイ１１０の底４１４から現れる光子を、９６チャンネルの光電子倍増管（ＰＭＴ）４１６に向ける。検出器アッセンブリ４０２は、迷う光が雑音を発生するのを防止するために、光を漏らさない外側ハウジング４１８の中に囲まれている。３個の肩ねじ４２０と３個のセンタリングねじ４２２は、当業者に周知であるように、面状と線状の配列のために備えられる。回転配列は、外側ハウジング４１８をＰＭＴ取付台４２６に対して回転することにより達成される。ファイバ光学的撮影テーパー４１２は、米国カリフォルニア州キャンベルのコリメーテッド・ホールズ社から市販されていて、直径２.０３ｃｍの円状入力開口と、直径３.３８ｃｍの円状出力開口を備える。テーパー４１２は、ＰＭＴ４１６の寸法（０.１０インチ）に対し、各シンチレータ結晶のピッチ寸法（０.０６インチ）を適合する。すなわち、テーパーは、１.６６７倍の倍率を有する。ダウコーニング社から市販されている高粘性の光結合液体（型２００）は、ガラスの屈折率にほぼ等しい屈折率を有し、シンチレータ結晶１６０からテーパー４１２へ、テーパー４１２からＰＭＴ入力面４２４への光移送効率を最大にするために、光結合媒体としてテーパーの２面で使用される。光電子倍増管４１６は、フィリップス社からの型ＸＰ１７２４Ａとして市販されている９６チャンネルの管（１チャンネルが各シンチレーション結晶に対応する）である。この光電子倍増管４１６は、シンチレーションアレイの空間的配置が、光学面板の他方の面上でのＰＭＴに位置されるＰＭＴ光カソードへ正確に実行されるように、ファイバ光学面板を備える。１つのシンチレーション１６０に当たるｘ線光子は、ＰＭＴ光カソードに結合される光パルスを生じる。これは、光カソード上で、対応する電子パルスを生じ、このパルスは、ＰＭＴダイオード構造の１チャンネルで、１,０００,０００倍まで増幅される。このＰＭＴ出力パルスは、３０ＭＨｚ帯域の増幅器の入力に結合され、増幅器の出力は、パルスが微分されるように、０.５〜５.０ボルトの範囲にあり、約３０ｎｓｅｃの長さである。これにより、パルス速度が変わるにつれベースライン参照電圧を保つＤＣ復元（restorer）回路の必要性をなくす。増幅器の出力は、比較器に入力され、比較器は、その入力の大きさにかかわらず、一定の大きさの出力パルスを出力する。比較器のための参照電圧は、増幅器が雑音出力レベルでトリガーされないように、雑音出力レベルよりわずかに大きな値に設定される。増幅器のチェーンは、検出器アレイにおける各シンチレーション結晶について一度で、９６回反復される。比較器の出力パルスは、データ収集・像再構成システムについての新しいデータとなる。試験が示したように、プロトタイプシステムは、約１０ＭＨｚの速度までｘ線光子をランダムに計数できる。本発明の実施形態と用途が以上に説明されたが、当業者には、上に説明したよりも多くの変形が、本発明の概念から離れることなく可能であることが明らかである。したがって、本発明は、添付した請求の範囲の精神の中を除いて、制限されない。Detailed Description of the InventionInvention title Low-dose scanning beam X-ray detector for digital X-ray imaging system1. TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION The present invention relates to a diagnostic X-ray imaging apparatus. More specifically, the present invention provides a number of Collimation grid with aperture and segmented X-ray detector array Real-time scanning with improved resolution and reduced X-ray radiation dose by incorporating The present invention relates to a beam type digital X-ray imaging system.2. Background technology Real-time X-ray imaging in medical procedures is becoming more and more important as medical treatment technology is developed. There is an increasing demand. For example, many electrophysiological procedures in cardiology, peripheral blood Ductal, urological and orthopedic procedures rely on real-time radiography. Unfortunately, current clinical real-time X-ray machines involve high levels of X-rays with patients. Irradiates both staff. US Food and Drug Administration (FDA) Report anecdotal evidence of radiation sickness and problems of occupationally overexposed physicians ( Radiological Health Bulletin, Vol. 26, No. 8 , August 1992). Conventionally, many real-time X-ray imaging systems are known. These are X-ray fireflies Equipped with a system based on a fluoroscope, X-rays are irradiated to the inspection object, The shadow caused by the X-ray opaque body in the object is located on the opposite side of the X-ray source with respect to the object. It is displayed on an X-ray fluoroscope. Fluoroscopy technology since at least the early 1950s Scanning X-ray tubes are known in connection with. Moon's "Firefly with a scanning X-ray tube" Amplification and Enhancement of Fluoroscopy, "Science, October 6, 1950, 38. See pages 9-395. Scanning beam digital radiography systems are also well known in the art. . In this system, an X-ray tube is used to generate X-rays. Inside the X-ray tube On the relatively large anode of the tube (transmission target) X-rays are generated from this spot by focusing on a small spot. It The electron beam (electromagnetically Or it can be electrostatically deflected. Is the small X-ray detector the anode of the X-ray tube? It is arranged at a predetermined distance from the above. The detector detects X-rays that strike it. Converted into an electric signal proportional to the generated X-ray flux. Place the object between the X-ray tube and the detector. When placed, the X-rays are attenuated and dispersed by the object according to the X-ray density of the object. It is tightened. If the X-ray tube is in scan mode, the signal from the detector is the X-ray of the object. It is modulated in proportion to the density. An example of a conventional scanning beam digital X-ray system is Albert. ) U.S. Pat. No. 3,949,229, Albert U.S. Pat. No. 4,032,787, Albert U.S. Patent No. 4,057,745, Albert U.S. Patent No. 4,144,457, Albert U.S. Patent No. 4,149,076, Albert U.S. Patent No. 4,196,351, Albert U.S. Pat. National Patent No. 4,259,582, Albert U.S. Patent No. 4,259,583, Albert U.S.A. U.S. Pat.No. 4,288,697, Albert U.S. Pat. Xu 4,323,779, Albert U.S. Pat.No. 4,465,540, Albert U.S. Pat. There are 4,519,092 and Albert U.S. Pat. No. 4,730,350. In a typical conventional example of a scanning beam digital X-ray system, from the detector Is applied to the Z-axis (luminance) input of the video monitor. This signal is Adjust the brightness of lean. The x and y inputs to the video monitor are the X-ray tube Obtained from the same signal that deflects the X-ray signal. Therefore, the brightness of the dots on the screen Degree is inversely proportional to the absorption of X-rays that reach the detector from the X-ray source through the object. The medical X-ray system has a minimum X-ray dose level that meets the resolution requirements suitable for the procedure. Operated by Therefore, radiation dose and resolution are limited by the signal-to-noise ratio. Be done. As used herein, the term "low radiation dose" means about 2.0 R reaching the patient during operation. X-ray exposure level of less than 1 minute. Avoid time and area distribution of X-ray photons according to Poisson distribution Each has its own randomness. Randomness is a measure of the average radiant flux. Expressed as quasi-deviation, equal to its square root. X-ray image under such conditions The signal-to-noise ratio of is therefore equal to the average radiant flux divided by the square root of the average radiant flux. Therefore, for an average radiant flux of 100 photons, the noise is ± 10 photons and the signal-to-noise ratio is Is 10. Therefore, the spatial resolution of the X-ray image formed by the scanning X-ray imaging system and The signal-to-noise ratio depends considerably on the size of the sensitive area of the detector. Detector aperture As the area increases, more divergent light is detected and the effective sensitivity increases. Greatly, the signal to noise ratio is improved. However, at the same time, (the object to be imaged As the "pixel" size (measured in the plane of the object) increases, the larger detector aperture Reduces adjustable spatial resolution. In the medical field (for example, the internal structure of the human body) Most of the objects that are imaged while being separated are some distance from the X-ray source. There is necessity in that. Therefore, in the prior art, the detector aperture size is The sensitivity and sensitivity must be balanced and both resolution and sensitivity must be the same. Sometimes it couldn't be maximized. In medical imaging technology, the dose to the patient and the frame rate ) (Number of times per second to scan the object and update the image) and the image of the object Resolution is a key parameter. High X-ray flux has high resolution and high frame rate. Easily, but with unacceptably high X-rays for patients and participating staff. I will shoot. Similarly, the image is not visible and the refresh rate is Even if the amount is insufficient, if it is allowed, the irradiation dose can be reduced. Preferred New medical imaging systems offer low dose, high resolution, at least about 1 per second. All of the sufficient update rates of 5 images need to be achieved at the same time. Hence above Systems such as the scanning beam digital radiography system described above have The same thing can be said for a relatively long and real patient, but the X-ray dose received by the patient Is not suitable for diagnostic medical procedures that must be maintained at a minimum. Therefore, an object of the present invention is to provide a medical diagnostic procedure that can be safely received by patients. It is an object of the present invention to provide a scanning beam type digital radiography system that can be used. Another object of the invention is to provide high resolution images at a sufficient frame rate. Both, scanning beam digital X-ray imaging that minimizes the amount of X-ray irradiation to the inspection object It is to provide a shadow system. Yet another object of the present invention is to reduce the X-ray flux level while keeping the X-ray source level low. Scanning beam type digital radiography system with improved resolution in distant areas Is to provide. The above and many other objects and advantages of the invention will be apparent from the drawings and the following description of the invention. Will be apparent to those of skill in the art.Disclosure of the invention The scanning beam digital X-ray imaging system (SBDX) according to the present invention is an electronic device. An X-ray tube having a source and a target anode. Beam pie And align the beam through the target anode in a predetermined pattern. A circuit for scanning or scanning is provided. For example, the predetermined pattern is raster Check patterns, curved or S-shaped patterns, spiral patterns, Random pattern or a Gaussian pattern centered at a given point on the target anode. It may also be a pattern or other pattern useful for short jobs. Collimating element (preferably formed in a grid) May be interposed between the X-ray source and the object to be irradiated with X-rays. For example, the collimation element For example, a diameter of about 25.4 centimeters (10 inches) and 50 in the center of the collimation element. A circular metal plate having an opening array of 0 rows and 500 columns is provided. The collimation element is an X-ray It is better to place it just before the light emitting surface of the tube. Other shapes of collimating elements can also be used Wear. In one preferred embodiment of the invention, each of the apertures of the collimation element is Directed towards a detection point on the surface at any distance from the child (or Towards that point) is configured. The distance depends on the object to be irradiated with X-rays. It is selected to be placed between the collimation element and the detection point. The function of the collimation element is X A thin beam of X-rays, all directed from a point on the anode of the tube to the detector. Forming multiple (arranged like pixels). Array of detector elements (preferably DET_x× DET_YRectangular or square An array of such regions, more preferably a relatively round array) The center of the output array is located at the detection point. The detector array is preferably dense. Is equipped with a plurality of X-ray detectors. Such an array is suitable for the present invention. Based on its design and positioning, it can provide high sensitivity without compromising resolution. Therefore, it has a resolution equal to or higher than that of the conventional X-ray equipment, and An X-ray system with a dose that is at least an order of magnitude less than that of a conventional X-ray system Can be revealed. This feature of the invention has important implications in medicine and other fields. ing. The dose to patients or participating medical staff in the current procedure is reduced. It The risk of violence makes possible treatments not currently possible. The output of the detector array is when the x-ray beam is emitted through an aperture in the grid. Is an intensity value for each element of the detector array at. Each opening is Since they are located at spatially different points with respect to the detector array, , A different output is obtained for each aperture through which the X-ray beam passes. Output of detector array Can be converted to an image in various ways. One method is to Then, simply combine, that is, the intensity values of the array elements corresponding to each scanned aperture To sum and then normalize. The output array can then be a video or other It can be used to drive a display. More preferred is later Is a multiple image composition method or a multi-output composition method that provides improved visual output. SBDX imaging system uses a collimation grid with two groups of apertures It is also possible to realize stereoscopic photography. In this case, the first group of apertures is divided into the first group of The second group of apertures is divided while the detector is directed to the first detection point where it is located. A second detector located at the second detection point. Two images two By using the conventional stereoscopic display method, the stereoscopic A statue is created. The SBDX imaging system exhibits different X-ray transmission rates at different X-ray photon energies. You can also make an image with emphasis on the material. So, for example, in the precursor of breast cancer Some microcalcifications can be imaged. Grid and / or anode Two or more groups of X-rays, each with a different X-ray energy spectrum By directing each group to the detector array (multiple The detector array can also be used), and the transmittance of the inspection object can be varied by X-ray photon energy. Since different things can be imaged, different X-ray transmittances can be obtained inside the inspection object. Only the indicated parts can be highlighted. For example, optimized for calcium detection For example, this imaging system is a powerful tool for early detection of breast cancer and other abnormalities. . A split array that blocks all collimated X-ray beams is used. -A solution obtained using a small surface area detector by image processing the output Maximum sensitivity can be provided without sacrificing image quality. Same as split array The same size non-segmented detector has the same sensitivity but low resolution. In addition, the subsampling method was used to process the data from the array detector. It offers substantially the same image quality, while reducing system complexity, processing speed requirements, and And reduce energy consumption. The system described herein is a US patent application filed January 25, 1993. No. 08 / 008,455 (CAM-003), "X-ray sensitive light. It can be used with a catheter equipped with a sensor detection device. Incorporated here by reference. This U.S. patent application Ser. No. 08 / 008,455 Owned by the assignee of the present application. Brief description of the drawings FIG. 1 is a diagram showing the basic elements of a low-dose scanning beam digital radiography system. Is. Figure 2 shows the X-ray distribution from an SBDX system without a collimation grid. FIG. FIG. 3 shows an X-ray tube grid for a low-dose scanning beam digital radiography system. It is an enlarged view of a cathode and an anode. 3A, 3B and 3C are partial cuts of the collimation grid effective for the device of the present invention. It is a side view. FIG. 4 is a diagram of an X-ray tube for a low dose scanning beam digital X-ray imaging system. . FIG. 5 shows the structure of an X-ray tube for a low-dose scanning beam type digital X-ray imaging system. FIG. FIG. 6 is a diagram of a stereoscopic scanning beam type digital X-ray imaging system. FIG. 7A is a diagram of an X-ray source with an aperture cooperating with a non-segmented simple detector. FIG. 7B shows X-rays from one aperture of an apertured X-ray source cooperating with a split detector array. FIG. FIG. 7C shows X-rays from multiple apertures of an apertured X-ray source cooperating with a split detector array. FIG. FIG. 7D shows an X-ray collimation grid cooperating with the inspection object and the split detector array. FIG. 7 is an X-ray view from two openings of the head. Figure 8 shows a 5x5 detector array for a low-dose scanning beam digital radiography system. It is a figure of the exposed surface of a leh. Figure 9 shows a 5x5 detector array for a low-dose scanning beam digital radiography system. It is a figure of Leh. FIG. 9A shows a scintillator element according to one preferred embodiment of the present invention. Is. FIG. 10 shows a detector element for a low dose scanning beam digital radiography system. It is a figure. FIG. 11 is a diagram showing an array of pencil-type detector elements for a non-planar detector array. It FIG. 12 shows a 3 × 3 detector for a low dose scanning beam digital radiography system. It is a figure of an array. FIG. 13 shows low dose running utilizing negative feedback to control the X-ray flux. It is a figure which shows the basic element of the inspection beam type digital radiography system. FIG. 14 is a perspective view showing a grid seal device. FIG. 15 is a diagram of a 96-element detector array arrangement according to a preferred embodiment of the present invention. Is. FIG. 16 is a diagram showing the interaction between the collimation grid and the detector array. . FIG. 17 shows a preferred embodiment of the detector device. Embodiment of the present invention Those skilled in the art will appreciate that the following description of the present invention is illustrative and limiting. You can understand that it is not. Other embodiments of the invention will be readily apparent to those of ordinary skill in the art. Let's do it.Device overview FIG. 1 shows a scanning beam digital X-ray imaging apparatus according to a preferred embodiment of the present invention. It is shown. The scanning X-ray tube 10 is used as an X-ray source. Well known in the field Since a power source of approximately 100 KV to 120 KV operates the X-ray tube 10, Used for. 100KV power supply provides X-ray spectrum up to 100KeV To do. Here, 100 KV X-ray refers to this spectrum. X-ray tube 10 Including a deflection coil 20 controlled by a scan generator 30 as is well known in the art. I'm out. The electron beam 40 generated in the X-ray tube 10 is a predetermined beam in the X-ray tube 10. The pattern scans from one of the grounded anodes 50 to the other. For example, predetermined Patterns are raster scan patterns, meandering or S-shaped patterns, spirals -Shaped pattern, random pattern, or a predetermined point of the target anode above Focused Gaussian distribution patterns, or other patterns useful for near-term tasks. It's a turn. Currently preferred is for "return" in raster scan It is a serpentine or S-shaped pattern that eliminates the need. The electron beam 40 strikes the anode 50 at a point 60 and causes a cascade of X-rays 70. Is emitted, and advances toward the outside of the X-ray tube 10 toward the object 80 to be examined by X-ray. Mu. To maximize the operation of the device, cover the detector array 110 exactly Radially diverging conical X-ray photons are generated. This is preferably Place a collimation grid between the anode of the scanning x-ray tube and the detector. It is achieved by Therefore, the collimation grid 90 and the object 80 It is arranged between the X-ray tube 10. The collimation grid 90 of the detector 110 Only directed X-rays 100 are designed to pass through it. Collimation The operation grid 90 moves with respect to the detector array 110 while the device is operating. It doesn't move. Thus, whenever the electron beam 40 scans the anode 50, Only a single x-ray beam 100 passing from the anode 50 to the detector array 110 Exists. FIG. 2 shows the distribution of X-rays when there is no collimation grid. detection The output of the reactor array 110 is processed and corresponds to the x, y position of the anode 50. It is displayed on the monitor 120 as a luminance value at the x, y position on the 120. this Is to determine the x, y position of the electron beam 40 and the electron beam within the video monitor 120. This is accomplished by using the same scan generator to drive. Also, A computer-operated image is produced on a display or photographic medium with appropriate image processing technology. Can be used to make. The inventive device disclosed herein is generally measured at the point of incidence on the patient. , Update rate of 15 frames / sec from about 0.15 R / min to 30 frames / sec It is a low radiation dose device that delivers doses up to about 0.33 R / min to patients. this With the device, at an update rate of 30 frames / sec, the whole body would be about 0.50 R / min. U The actual range of radiation dose at the patient surface for the operation of the invention disclosed herein. The enclosure is from 0.15 R / min to 2.00 R / min.X-ray tube FIG. 3 shows an enlarged structure of the grid and the anode. Anode 5 0 is formed on the beryllium anode support 130 and has good vacuum characteristics and high temperature. And constructed of a target layer of material that has the ability to resist electron impact Is preferred. In addition, aluminum or other material that is relatively transparent to X-rays is the anode It can be used for the support 130. Currently preferred target layers are in order of preference: (1) The first niobium sputter-deposited with a thickness of about 1 micron on the anode support. A second layer of tantalum sputter-deposited with a thickness of approximately 5 microns on one layer (this structure is , Niobium has an intermediate thermal expansion coefficient between beryllium (anode support 130) and tantalum. Has a coefficient of thermal expansion of, and thus the target anode between the on and off states of the tube. Preferred because it suppresses or reduces microcracks due to the thermal cycle of . ), (2) Sputtered layer of tantalum approximately 5 microns thick, (3) approximately 5 Miku Ron-thick tungsten-rhenium sputter deposited layer, and (4) approximately 5-7 micro This is a sputter-deposited layer of tungsten having a thickness of 1. Tantalum, tungsten and tan Gusten-rhenium has a relatively high atomic number and density and is exposed to an electron beam. It is preferable for the anode 50 because it easily emits X-rays when exposed. Of tungsten The high melting point of 3370 ° C and good vacuum characteristics mean that the temperature in the X-ray tube is high and the temperature is very high. Suitable for high vacuum conditions. Tantalum and tungsten-rhenium are known to those skilled in the art. It has similar properties as we know. The thickness of the anode layer is 100K It is chosen to be approximately equal to the distance required to effectively convert the V electrons into X-rays. Beryllium is strong and greatly reduces or scatters X-rays emitted from the anode 50. It is preferable for the anode support 130 because it is not lost. Beryllium The thickness of the node support 130 is preferably about 0.5 cm. Anode support 130 must be strong enough to resist the pressure gradient with 1 atmosphere outside However, it must be as thin as possible. The collimation grid 90, according to one preferred form of the invention, is a detector array. From an array of apertures 140 each oriented or directed in the direction of ray 110 Become. That is, the holes in the collimation grid 90 are not parallel to each other. , In front of the collimation grid 90, for use in eg chest x-ray applications With respect to the surface 260, it is possible to adjust The angle at the end of the pad 90 can be between about 20 °. For breast examination In use of the invention on the way, the grid 90 is such that the openings are at the ends of the grid. It can be assembled to form an angle with the front surface within a range of 45 °. Collimation The number of openings 140 in the movement grid 90 is equal to that of the round collimation grid 9 In the center of 0, for example, the number of pixels from 500 × 500 to 1024 × 1024 The resolution of the device can be determined. Also less than the number of pixels No aperture can be used in connection with the subsampling technique described below. The thickness of the grid 90 and the dimensions of the openings 140 vary from the X-ray tube 10 to the detector array 11. The distance to 0 (here, preferably 91.4 cm (36 inches)) and Because of the need to reduce all X-rays that are not directed to the emitter, the detector array 110 is detected. And the dimensions of the output element 160 (not shown in this figure). Departure Clearly However, the opening 140 seen from the front surface 260 has a diameter of 25.4c. Designed with rectangular and column patterns with m (10 inch) circular boundaries Preferably. The aperture array is outlined below for analyzing the image of the object 80. Convenient layouts related to each other using the described detection and convolution techniques. Can be This array of apertures is called the "circular active area". Circle In the center of the active area, the total number of openings is in accordance with a preferred embodiment of the present invention. Therefore, it is preferably 500 × 500. Opening of collimation grid 90 The portion 150 without a mark is provided with the shifted X-ray so that the shifted X-ray does not irradiate the object 80. Designed to absorb. This means that the X-rays that strike the non-opening portion 150 are "1 / 2 value "(the energy of this device, here at 100 KeV, it collides The amount of material required to reduce X-rays by half) Made by assembling the grid. The displaced X-rays are X-rays on the object and staff. But does not provide useful information to the image. Shown in FIGS. 3A and 3B The collimation grid 90 passes the x-ray beam 100 to the detector as shown. Multiple sheets of X-ray absorbing material 1 having openings 140 therethrough to allow It can be formed from 43, 144. The collimation grid 90 is 0. Laminate 50 thin sheets of 0254 cm (0.010 inch) molybdenum It is preferred to hold them together and assemble. Molybdenum is generated in the X-ray tube 10. The X-rays that are not directed to the detector 110 are objects 80, including of course human patients. In addition, it is preferable because it is stopped before it collides with a useless and harmful one. Lead or similar X-ray dense materials can also be used. The openings 140 in the collimation grid 90 are for maximum packing density, and , The cross section to match the preferred square shape of the detector array element 160. It is preferably square. Other shapes, especially hexagons, can also be used. Positive The square aperture 140 is approximately the cross-sectional area of a conventional collimator used in fluoroscopy. 0.0381 cm (0.015 inches) x 0. 1 resulting in a 1/100 cross-sectional area. A size of 0381 cm is preferred. Due to this closer collimation, X A smaller beam width for the line beam 100 is achieved. This is the detector table Meaning that the cross-sectional area of a face can be correspondingly smaller than conventional devices To do. As a result, the X-rays scattered by the object are not detected by the detector and are relatively large. It seems that the scattered X-rays acted in the conventional device using the detector having a large surface area. However, the image is not clouded. The preferred method of assembling the collimation grid 90 is photochemical milling or This is due to etching. Photochemical milling should be cost-effective and accurate. It is preferable because According to this method, 0.0254 cm (0.010 inches) thick To etch holes and gaps in 50 sheets of thin sheet material of A photomask is created. Etched sheets are stacked and aligned , Stepped, held together, each with a certain angle for each sheet Form a grid assembly having openings. Figure 3A shows an original collimation A modified example of the grid 90 is shown. This variant has a constant cross section (but Does not need to be constant) 143 is included. The resulting opening 14 is stepped, as shown. , X-ray beam 100 is passed to detector array 110. Modification shown in FIG. 3B An example is that the individual openings formed in the X-ray absorbing sheet 144 are themselves stepped. It is quite similar to that shown in FIG. 3A except for the following. These stepped openings are Slight staggering to the shape shown, as would be apparent to one of ordinary skill in the art. Made from each side of sheet 144 by milling or chemical etching can do. The shape of FIG. 3B shows a stepped opening of the collimation grid 90. Within 140, less X-ray energy is absorbed resulting in X-ray beam 10 Is the X-ray flux at the 0 end not reduced to the same extent as the variant shown in FIG. 3A? Are more preferable. One holding the etched sheet (s) forming the grid 90 The preferred method is shown in FIG. Etched sheet 91 (preferably 50) are provided with alignment holes or alignment openings 94, respectively. . The alignment pegs 95 are used to align the etched sheet 91. It is arranged in each alignment opening 94. Seat 91 and peg 95 assembly The The yellowtail is placed in an aluminum ring 359. Aluminum ring 359 A vacuum port 370 that can be sealed by pinch-off 375 is provided. And 0.1c The m-thick aluminum sheet 365 is vacuum bonded to the upper surface 380 of the ring 359. It is adhered and sealed with an agent. The aluminum sheet 360 is also made of the ring 359 as well. Adhered to the lower surface 385. Partially evacuated through port 370, Then, the port 370 is sealed at the pinch-off 375 as is well known in the art. . In this method, aluminum sheets 360, 365 that are relatively transparent to X-rays Holds the etched sheets 91 together as a grid assembly 90 And provides a tightening action to aid in orienting. The opening 140 furthest from the center of the grid 90 has a stepped surface, preferably The cross section is square. X-rays are generally affected by the unevenness of the passage due to the stepped surface. Not affected, even if the X-rays are scattered, they have a measurable effect on the synthesized beam. Will not give. Used for collimation grid 90 as described above Currently, the materials used are molybdenum, brass, lead, or copper with molybdenum added. preferable. The preferred error for the hole position is from the center, excluding cumulative error. ± 0.00127 cm (0.0005 inches) at the center, and the hole size is incorrect. The difference is ± 0.00254 cm (0.001 inch). Another method of making a usable collimation grid 90 is by electron beam machine. Includes machining, drilling, mini-machining, laser drilling. Drilling and laser drilling Has the drawback of producing round holes rather than square holes. Circular openings work well Yes, but not at present. More details of the preferred scanning x-ray tube 10 are shown in FIGS. Electric The sub-gun 161 is located on the opposite side of the front of the X-ray tube 10 from about -100 KV to -12 Operates at potentials up to 0 KV. The grounded anode 50 is located in front of the tube and The child beam 40 moves between the electron gun 161 and the anode 50. Grounded electron The aperture plate 162 is located in the vicinity of the electron gun 161, and is located in the central portion where the electron beam 40 passes. Having an opening 163. The magnetic field focusing lens 164 and the deflection coil 20 are Position the beam spot on the anode 50 using automatic focusing as is well known in the art. The tube has an electron beam deflected by about 30 ° at the end of the circular active area. 25.4 cm (10 inches) where the electron beam 40 intersects the anode 50 when Assembled to have a circular active area of diameter. The beam is To stop beam generation when it is not "fired" through the aperture Preferably, the result is a power savings of up to about 25%. FIG. 5 shows a cross-sectional view of the front portion of a suitable x-ray tube 10. X-rays maintained in vacuum The inside of the tube 340 is the rear side of the anode 50. The anode 50 is an anode as described above. It is a coating of node material. The front part of the anode 50 is a 0.5 cm thick It is the anode support 130 of helium. Front of beryllium anode support 130 Is preferably 0.4 cm thick and cooling applicable to flush water or forced air The jacket 350. The aluminum grid supports 360, 365 are 0 ． 1 cm thick, preferably 1.27 cm (0.5 inch) thick Helps support the reimation grid 90. When the X-ray tube 340 is used, only one of the collimation grid 90 is Aperture 140 will pass a significant amount of X-rays at any given moment. Preferred According to a preferred embodiment, the electron beam 40 is The electron beam 40 can be stopped when it is not directly located. X-ray tube like this Runs to reduce power consumption and wear and tear on the target anode 50 It can be effectively operated in the scanning pulse mode.Three-dimensional radiography In FIG. 6, according to another preferred embodiment of the present invention, stereoscopic radiography is performed. It is possible to provide a grid with multiple focal points as can be obtained. An example For example, if all other rows of apertures in grid 90 are directed to focus F1 (92). And if the remaining aperture is aimed at the focal point F2 (93), then the first aperture at F1 (92). By arranging one sensor array and arranging the second sensor array in F2 (93), It is possible to scan the aperture in a star or serpentine pattern, thereby The “line” of data for one sensor array and the data for the second sensor array "Lines" can be created. Repeating this, two different in space Two finished images can be assembled, as seen from points F1 and F2 , Thereby enabling them with conventional stereoscopic display devices that provide stereoscopic X-ray images. Can be displayed. FIG. 3C shows a three-dimensional image from within the layer 144 of X-ray absorbing material. It shows how to configure the animation grid. In this case, the opening 14 0A, 140B are "V" for the X-ray beams 100A, 100B as shown. Provides a separate passage along the "legs" of the "," actually shaped like a "V" Can be However, as shown, the openings 140A and 140B are connected. It is not a necessary condition that the X-ray is incident on the apex of the above "V", The advantage of the "shaped aperture is that both detectors are illuminated at the same time and the" V "goes to F1. It operates as a signal separator between the X-rays and the X-rays going to F2. This is a beam Also, the power required for the deflection current is halved. Price will be lower, but due to scattering and The cloudiness of the image increases.Array detector In order to achieve a resolution of several lines / mm on the object surface, it is suitable for some medical applications. The spatial resolution limit is mainly determined by the size of the detector, as required by To be done. This is a very well-oriented X-ray emission in today's X-ray tube technology. Generating the very high power levels that would be required to get enough , Neither of which is possible to develop a combined X-ray directing means is there. If the detector is made smaller than the area that intersects the emitted X-ray cone, As shown in FIG. 7A, a large proportion of the X-rays emitted by the radiation source 50 are detected by the detector. Not detected by 250. In practice, industrial beam scanning digital X-ray The inspection device is designed so that the irradiation dose is normal and not a problem. The result and The irradiation dose is then increased to maintain the desired resolution. Therefore, resolution is improved with the use of smaller detectors, but The area is equal to the area defined by the cone of radiant x-rays intersecting the detector plane 270 At or above it, the X-ray dose is minimized. The resolution of the scanning X-ray imaging apparatus is the object plane 280 (the center of the anode 50 and the object A detector projected on a plane (perpendicular to the line between the center of detector 110 where 80 is located) It is determined by the cross-sectional area of the device. Therefore, in the front view of the detector array in FIG. If large area detectors are split into smaller array elements, as shown Then, the large capture area of the detector assembly is maintained, while Maintaining an image resolution proportional to the size of the detector element 160. The resolution defined by the individual detector elements 160 is Each address, that is, each pixel, corresponds to a specific position on the object plane 280. Maintained by distributing and summing the readings to the buffer. X-ray beam 1 00 is a collimation grid 9 located in front of the X-rays emitted to the anode 50. It moves individually across 0, so that the outputs of a given detector element are summed. The dress changes. The imaging geometry is shown in FIGS. 7B and 7C. Figure 7B shows how a single beam position is divided into 5 pixels. It FIG. 7C shows how successive beam positions are such that the beams are within each other within a single pixel. Is added to. In other words, the signal for each detector element is very small at the object plane 280. A specific area, that is, a memory address corresponding to a single pixel, Is stored. Therefore, the memory storage address for each detector element is So that the pixel contains the sum of the radiation that has passed through a particular spot on the object plane 280. The scanning X-ray beam is moved to the position of the scanning X-ray beam. In this way The resolution of the device is determined by the size of a single detector element, while the detector plane 2 Since almost all X-rays reaching 70 are recorded, the sensitivity of the instrument is at its highest. It A further advantage of the imaging geometry of this array detector is the object plane 280. Is to be narrowly defined. Structures in front of or behind it are hazy Go (out of focus). X-rays from the first opening 141 and the second opening 142 are used for opening. Passes through the object surface 280 at a distance SO from the mouths 141, 142, and the openings 141, An X-ray that has passed through surface 281 at a distance SO twice from 142 is shown in FIG. 7D. As can be seen easily, the resolution obtained with double SO is the solution obtained with SO. It falls to about 1/2 of the image resolution. This feature is due to the detailed structure of the surface 280 of interest. Provides improved placement and visualization of objects, while modified by device geometry Provide sufficient depth of field possible. The array of the presently preferred embodiment is approximately 0.73 inches (1.93 cm) straight. 96 elements of square detector element with 0.135 cm on a side arranged in a circle of diameter It is an array of similar circles. It does not have to be as large as this; In this case, everything is arranged in a line within a circle with a radius equal to 0.135 cm. It is also possible to use three or more detectors.X-ray detector The conventional image intensifier technology basically has a constraint that the sensitivity of the system is limited. are doing. The thickness of this usable scintillator material is limited by its light transmission properties. Is determined. Typically, it captures about 50 percent of the incident X-ray photons. Made to a sufficient thickness. Only half of the emitted photons reach the photocathode. Pho At the cathode, only about 10 percent of the incident photons produce photoelectrons. this Thus, just 2.5 percent of the incident X-ray photon energy (0.5 x 0.5 x 0 ． 1) is maintained in the image intensifier system. In addition to this limited conversion factor The photons are scattered vertically by the scintillator material, giving a given dose level. Blurring reduces the resolution of the system at. One of the underlying purposes of the present invention is to provide the proper image quality needed for the procedure performed. Ensure that the inspection object is exposed to the lowest possible X-ray level while achieving The aim is to provide a real SBDX imaging system. This is the object Photon-to-electrical signal conversion is the highest system used to detect incoming X-ray photons It means having to be efficient. To achieve this, the detector The material used is such that the length in the direction in which the photon travels is from the end far away from the incident X-ray. It must be long enough to make sure that the photons in it do not enter. For example , The photon energy is wasted properly in the material to maximize the detector output There must be. Detectors that can be used in the SBDX system described here There are many types. X-ray photon energy is preferably visible energy The light intensity is converted into a photomultiplier tube, a photodiode, a CCD or the like. It is a scintillator which is converted into an electric signal by such device means. Each image of SBDX image Since scintillation must occur in a very short time of about 140 nanoseconds, scintillator The material must have high responsiveness and minimum afterglow time. Ahu Targlow is a scintillator that emits light after the end of excitation incident X-ray emission. A phenomenon that continues. A plastic scintillator such as polystyrene mixed with organic substances The data is suitable because it has the required high responsiveness, but relatively small X-ray It has a child interaction cross section, and the linear X-ray absorption coefficient is also a small value. As a result, This Thickness is needed to stop the X-ray photons. Typical for 100 kV X-ray With a plastic scintillator, 28 cm (in order to capture 99% of the input X-rays) A thickness of 11 inches) is required. More preferably here (preferred choice odor ), (1) Cerium-doped YSO (yttrium oxy-ortho Available from Airtron (Litton) in Charlotte, NY ), (2) Cerium-doped LSO (lithium oxy-orthosilicate) , Available from Schlumberger), (3) BGO (bismuth germanate) , Available from Lexington Components, Beachwood, Ohio), is there. YSO and LSO are excellent in that they can be used at room temperature. BGO Is about 100 ° C. to achieve a suitable light output decay time on the order of 50 nanoseconds. Must be heated. These scintillator materials are made of plastic scintillator. A length of 0.10 cm is effective without requiring the same length as the data. According to the presently preferred embodiment of the present invention, the SBDX array detector 110 comprises: 96, located 91.4 cm (36 inches) from the x-ray source 50 A 12x12 pseudo-circular array of closely packed individual X-ray detectors 160? Consists of (For 5x5, 3x3 arrays, also non-square arrays with square detectors (Fill the circle around the X-ray target). For example, the bottom of Table 1 reference. ) Aspect ratio shape of collimation grid, distance from X-ray source 50 And the size of the x-ray source 50 is about 2. diameter at the entrance of the detector array 110. It gives a 23 cm (0.9 inch) square pyramid with a total included angle of 1.46 °. Each The scintillator 170 is therefore center-to-center in the plane of the detector approximately 0.1. Must be 52 cm (0.06 inches). If the scintillator 170 is flat The X-ray incident near the edge hits the wall of the scintillator if it has a row side surface. You will not be able to move the required distance without. Therefore, this These X-rays pass through nearby scintillators and if they are not shielded Would result in an apparent output from the wrong spatial location, resulting in an image quality of the object. Deterioration occurs. As shown in FIG. 9A, in order to avoid this effect, the present invention Each scintillator according to a preferred embodiment is preferably tapered and The interface 173 has an included angle equal to the most extreme angle of the incident X-ray 100 '. this Is especially useful with long plastic scintillators. In the preferred example quoted above Each scintillator 170 has an inlet surface 172 with a diameter of 0.285 cm and a diameter of 0.3 A preferred truncated quadrangular pyramid 28 cm long with a 7 cm photodetector end face 174. . Each of the 81 detector bundles therefore has polyhedral ends, each side being X It is in contact with the surface of a sphere placed in the center of the radiation source 50. A further improvement in the detection efficiency of the scintillator is based on the incident X-ray beam 100 angle. Achieved by a large angle scintillator taper. Near the edge of the scintillator , Photoelectrons and scatter generated by the interaction between incident X-rays and scintillator atoms Loss of turbulent x-rays in the shield material that preferably separates adjacent scintillators Can be. Such lost photoelectrons do not produce any light and exit the scintillator. It does not act as light. Therefore, such extinction reduces the efficiency of the scintillator. Reduce. The maximum distance that a photoelectron travels is its energy and the material it travels. Depends on. Interaction between electrons and 100 kV X-rays in a plastic scintillator In operation, no photoelectron can travel a distance greater than about 0.01 cm. If Shin If the four-sided pyramid of the chiller is made to have an included angle larger than that of the X-ray beam 100, , Its size is a short distance compared to the length of the detector (28 cm), 2 × 0.01 The beam is larger than the beam surrounded by cm, and the loss of efficiency due to lost photoelectrons is It will be small. In this case, the center of the sphere touching the surface no longer coincides with the X-ray source 50, and It is closer to the source array 110. Scattered photons travel longer distances than photoelectrons. To adjacent scintillators Scatter the scintillator pyramid taper values, to prevent these from escaping. In order to maximize the trapping of captured photons, a larger Set it. Referring now to FIG. 9, in accordance with a preferred embodiment of the present invention, each scintillator By contacting the elements 170, each scintillator element 170 is connected to the corresponding photomultiplier tube 19 0 or a light pipe or fiber optic cable that optically couples to a solid state detector 1 80 is provided. An alternative scintillator 170 is a physical detector for the specific photodetector. May be placed in close proximity to. FIG. 10 shows the preferred shape of the detector element 160. Corresponding to each detector 160 An X-ray impermeable sheet 200 having a closed aperture 210 is provided in the detector array 110. Placed in front. Each detector element 160 is an enclosure that does not leak light and is impermeable to X-rays. Surrounded by 220. Light blocking window 230, which is preferably formed of an aluminum plate Is placed in front of the light tight enclosure 220. The light blocking window 230 transmits X-rays It In the light-tight enclosure 220, the scintillator element 170 is a preamplifier. It is located near a photomultiplier tube 190 electrically connected to 240. Preferably , The analog signal from the preamplifier 240 is processed in a conventional manner by further processing. , Converted to digital signals. Alternatively, the scintillator has a more crude and compact detector. Array of photodiodes, phototransistors, or solid-state image sensors ( It can be located directly at or near the CCD). Especially solid such as CCD When an element is used, cooling with a Peltier cooler can reduce the signal to noise ratio of the element. Can be used to increase. Alternatively, as with its size, the output signal, which identifies a position comparable to the light source, Provided at or near the photomultiplier tube to detect one or more positions provided , Scintillator arrays can be placed. In another preferred embodiment, the sensor array is, for example, as shown in FIG. It may consist of a set of aligned pencil-type detectors 285. In Fig. 11, a taper is installed. The beam scintillator 290 is aligned with the path of the X-ray beam 100, and A scintillator corresponding to another cross sectional area absorbs all X-rays within that cross sectional area. It The optical amplifying tube 300 is provided in physical proximity to the scintillator 290, and The signal is generated in response to the absorption of X-rays by the scintillator 290. Solid element Can also be used instead of the optical amplifier tube 300. According to this preferred embodiment of the present invention, the scintillator is And inside the scintillator to prevent light from escaping (or entering) at the incident surface. It is covered by a light-reflecting material such as silicon dioxide to aid reflection. According to another preferred embodiment of the invention, each scintillator element 179 is made of, for example, gold. Adjacent scintillator with thin film 171 of high radiopaque material such as lead or lead Separated from the device. Membrane 171 is preferably about 0.004 cm (0.004 cm). The thickness is from 0.01 inch to 0.0127 cm (0.005 inch). Scintillation The location of the membrane 171 between the filters 170 is shown in FIG. The circular active area of the collimation grid 90, as shown here. Is larger than the 110 area of the detector array. Like this, collimation grid All X-ray pencil beams emitted from each of the 90 apertures 140 are detected by the detector array. Gather in Ray 110. On the other hand, each independent X-ray beam 100 is Branch and spread.Image processing An important point of the present invention is the image processing system for further reducing the required irradiation dose. Regarding the application of the system. As a practical matter, the signal from the detector is usually a direct video Not used for Nita's "Z" or luminance input. Instead, each pixel's digital The talized strength is stored in a separate address in the "frame store buffer". Can be Pixel addresses in the buffer can be accessed randomly and have a numerical intensity value. Is treated mathematically. This feature has many image enhancement algorithms that can be applied. Pixel allocation of data from independent parts of the detector array Tolerate. According to a preferred embodiment of the present invention, the SBDX image has 500 columns and 500 rows. About 250,000 or more pixels (opening in the center of the collimation grid 90 Corresponding to 500 columns and 500 rows). For the example in the description below, scan X The radiation source is at 100 columns and 100 rows of the collimation grid 90 at a certain moment. It is assumed to be at the center P on the pixel. Furthermore, for this example, the detector array B 110 consists of 3x3 array including 9 segments 179 (Fig. 12). Element 179 blocks all X-ray radiation combined with a single pixel. Assume size. Obviously, other array geometries could be used as detailed here. May be. Digitized numbers from individual segments of detector array 110 include the following: Pixel addresses are assigned. Segment 1-99 column, 99 row Segment 2-99 column, 100 row Segment 3-99, 101 Segment 4-100 columns, 99 rows Segment P-100 column, 100 row Segment 6-100 columns, 101 rows Segment 7-101, line 99 Segment 8-101 column, 100 row Segment 9-101 column, 101 row Since the scanning X-ray beam passes through all the pixels, the same data allocation pattern is obtained. Repeated. In the displayed image, the number of each pixel is equal to the sum of the "n" parts. Where “n” is the number of segments 179 in the array 110 (n = 9 in this example) is there. Configured as shown here, the detector array 110 will have an optimum focus. The resulting undivided (non-divided) detector array SBDX with a fixed working distance Has the effect of providing a plane of optimal focus that was not available in the image system. To do. The following parameters must be taken into account in the detector design. 1. The size of the parallel beam from the X-ray source (anode target) 50 And shape. 2. Distance between X-ray source 50 and detector array 110; "SD" 3. The distance between the x-ray source 50 and the center of the object 80 of interest; "S O " 4. The desired resolution or pixel size of the object of interest 80 5. In medical applications, the entire area of the array is collimation grid. It must be large enough to block X-rays from the window 90. In the SBDX system of the preferred embodiment of the present invention, an X-ray source 50 and The distance between the outlets 260 of the collimation grid 90 is approximately 2.271 cm (0. 894 inches) (see FIGS. 3 and 5). The opening 140 is 0.0381 cm ( It is a rectangle of 0.015 inch × 0.0381 cm. Electronic bee on the anode 50 The spot size of the um 40 is approximately 0.0254 cm (0.010 inch) in diameter. It The detector array 110 is 36 inches from the anode 50. Thus, the beam width of the X-ray beam 100 is 2 * ARCTAN (( Diameter / 2) / ((opening width / 2) + (spot diameter / 2)) * 2.271 cm (0.2. 894 inches), or 1.6 °. Anode 50 to 91.4 cm (3 At a distance of 6 inches, the irradiated X-ray beam diameter is 91.4 * TAN ( 1.6 °) cm. Therefore, the detector array 110 uses this preferred embodiment. In the aspect of the example, it should be about 2.54 cm (1 inch). For example, take The object to be shaded is 22.86 cm (9 inches) from the anode and Pixel size is 0.0508 cm (0.020 inch) on the object and from the X-ray source The distance to the detector is 91.4 cm (36 inches) and the optical detector array If the size is 2.54 cm (1 inch) square, the illumination at the detector plane 270 The size of the extracted pixel is simply (SD / SO) * pixel size at the object, or 0.2 It is 032 inches (0.080 inches). 2.54 cm (1 inch) 0.20 Divide by 32 cm (0.080 inch) to get 12 to 13 cells on the surface. The desired resolution is obtained using a squared detector with a segment. Ming Clearly, many other shapes are used depending on the circumstances in which the SBDX system is used. Will be. Outside the plane SO (280 in FIG. 7D) of optimum resolution, 0.5 × SO, 2 × SO In (281 in FIG. 7D), the resolution is reduced by half. This is a lot of Allows a reasonable depth of focus for use. Some responses, like the image of a human heart In the application, degraded focus outside this depth range is seen as an advantage. Interest Blurring of details outside an area increases the perception of details within the area of interest. Many methods are used to obtain usable images from the data obtained as described above. Can be As mentioned above, simple convolution can be used, but , In this case, the resolution is not optimized at all. I got two ways to add Preferred to obtain maximum resolution and sensitivity from the captured data. These are circles It is called the Chiimage rotation method and the multi-output rotation method. In both cases, It is assumed that AP with opening on collimation grid 90_xRow, opening A_YThere is a line. Row and column Each intersection is a "pixel". Circular actuation of collimation grid 90 Those pixels outside the live area are, for example, Treated as "dark". Pixels that are not illuminated by the X-ray beam during scanning , As well, as if there is no measured intensity of the image, these are also "dark" Be treated. Referring to FIG. 15, the pseudo circular sensor array 110 includes a detector array and a detector array. DET of the sensor element 160 of_xMaximum number of columns and sensor in detector array 110 DET of element 160_YThere is a maximum value for a row. ZRATIO is a real number between 0 and 1. If ZRATIO = 1, The focus is set on the sensor surface. If ZRATIO = 0.5, the focus is X It is set at the midpoint between the radiation source and the sensor surface. PIXELRATIO is a column or row It is the number of pixels relative to the physical distance between neighboring sensors. For example, if the object plane 2 If the distance between the pixel centers at 80 is 0.01 cm, the sensor plane 270 The distance between the chambers is 1.0 cm, PIXELRATIO = 10, FOCUS = It becomes ZRATIO * PIXELRATIO. IMAGE provides intensity information for special scans and for special pixels. Including, DET_x× DET_YIs a data string of dimension. PIXEL has all the openings ( DET obtained by scanning (or part of)_x× DET_YIncludes IMAGE data string AP_x× AP_Y× DET_x× DET_YIs a four-dimensional array of dimensions. PIXEL is Refreshed after each scan according to one preferred embodiment of the invention. The beam is Since it is scanned across the node surface, it is effectively centered at the selected aperture 140. Installed, "fired" and then reset. This U Secondly, at each irradiation, an IMAGE sequence of data is obtained. How much these statues High resolution, high strength while assembled into a viewable image that can be directly used Degree is obtained by combining them. A preferred method of combining the first images is It is called the multi-image rotation method. In this multi-image turning method, CRT and similar AP that can be displayed on the display means_x× AP_YThe OUTIMAGE column of dimensional strength is OU It is formed by assigning it to TIMAGE (y, x). AP_x× AP_YSecond currently preferred to combine IMAGE data sequences into useful images This method is called the multi-output turning method. In this case, DET_x× DET_Y DET with sensor array of sensors_x× DET_YDigitizer (or equivalent) And multiple) and the same number of pixel summing circuits. Digital from each sensor The digitized value is called SENSOR (j, i). Last OUTIMAGE column Is calculated as follows: Output image sequence OUTIMAGE (y, x) [y = 1 to AP_Y, X = 1 to AP_x] For each pixel of_x× DET_YSource image One pixel from each of the SENSOR (j, i) pages is summed [j = 1 ... DET_Y, I = 1 to DET_x], The target image pixel OUTIMAGE (y−j * FOCUS, x-i * FOCUS). Then, each element is DET_x* DE T_YThe OUTIMAGE sequence is standardized by being divided by. A further refinement of these techniques is the linear complement based on the fractional part of the FOCUS element. It can be obtained by doing The advantage of the multi-image turning method over the multi-output turning method is , The latter can be selected by software after selecting the plane of best focus. That is not possible. But the latter is faster when time is at the limit Can be operated.Reconstruction of 3D image from SDBX data The SBDX system described here produces a tomographic three-dimensional image of an object 80. It can be used to create a set of continuous plane images used for Various A series of different depths by re-analyzing the data set with FOCUS values A set of images can be analyzed to create an image in three dimensions consisting of Used, self The actual FOCUS value is n / DET_xOr n / DET_YAnd where n is that DET from 0 for each_xOr DET_YIs an integer up to. Usually, the focus value is Analyzed to match the plane of interest in 0. For example, in Table 1 below In the SBDX system, the focal plane is 22.86 cm (9 inches) ( Placed approximately 2.54 cm (1 inch) close to the normal focal plane (optimal focal plane). Get burned. In the following formula, a series of plane images are located in terms of distance from the anode 50. Indicates that. Where F_t(FOCUS) = from anode to specific focal plane of interest distance F_d= Distance from detector to focal plane (from anode Distance to detector, F_tLess than) λ_t= Inside the adjacent openings of the collimation grid Distance between heart and center λ_d= Adjacent detectors 16 in detector array 110 Distance between centers of 0 Is. When using the sub-sampling technique, the calculation remains the same, The data from the opening of the “not skipped” collimation grid Treated But even if there are no holes in the collimation grid in between, λ_tAre the same.Negative feedback x-ray flux control The BDX imaging system shown in FIG. 13 controls the x-ray flux of the x-ray beam 100. The negative feedback path 305 is used. Preferably a sensor array Their negative feedback was that the sensor array always had nearly the same x-ray flux level. Control the x-ray flux as you see. Thus, soft (relative to x-ray) When a large amount of tissue is scanned, the x-ray flux falls and the total illumination of the patient (object) is reduced. Reduces the amount of fire. By using negative feedback flux control, Trust and dynamic range are improved. According to this embodiment, the differential amplifier 3 The 10 has an adjustable reference level 320 that is user configurable. Negate The live feedback loop 305 is a negative feed of the x-ray flux for the x-ray tube. Back.Time domain scan mode In addition, the time domain imaging system also uses the principles described here, I can do it. In such a system, pre-measured from various pixels The time to reach the x-ray flux can be calculated and mapped. Next, negative fee The feedback control is a predetermined flux level for the scan period to be handled. Can be used to remove or reduce the x-ray flux from the aperture corresponding to the pixel reaching . In this case, the information gathered is the time to the flux level and is mapped and photographed. The information provided corresponds to time rather than intensity. The power of such a system is Gives a much larger signal-to-noise ratio, improves contrast, and x to the object under inspection It makes it possible to dramatically reduce the line dose and improve the dynamic range.Multi-energy x-ray image mode According to one embodiment of the invention, two or more groups of x-ray beams 100 Proceed towards the upper detector array. The first group of x-ray beams includes a first characteristic x-ray beam. Has a energy spectrum. The second group of x-ray beams has a different second characteristic. A positive x-ray energy spectrum. X-ray bee of the first and second groups The presence of an object in the object under inspection is compared by comparing the measured transmission of the Presence can be detected. The basic concept of differential x-ray photography has been known for a long time, and it is Xu 5,185,773 ("Method and apparatus for nondestructive selective determination of metals") , Which is incorporated herein by reference. These two groups of x-rays can be generated in a number of ways. In one way, A first material or first thickness of material near the opening of the loop and a second group of The production of a special anode with a second material or a second thickness of material near the opening is considered. Konu. Thus, the apertures associated with the first group are the first characteristic energy space. The aperture associated with the second group, which emits x-rays with a cuttle, has a second characteristic energy Emit x-rays having a Gee spectrum. Alternatively, K-filtering ( K-edge filtering) fills the portion of opening 140 that produces a similar effect. It can be used by arranging a material (such as molybdenum). In this case, the opening The first group comprises a first filter inserted therein and a second group of apertures. Has a second filter inserted therein. The second filter is not a filter You don't have to. It has a different characteristic energy spectrum, as in the previous case. The two groups of x-rays that are associated with the two groups of apertures. At least two groups of apertures are associated with different characteristic energy spectra When examined, microcalcifications (breast cancer) and other abnormalities not normally visible on broadband x-rays Can be detected. For example, the first group of apertures forming the first image Of the second group of apertures forming the second image , Then, by emphasizing their ratio by dividing the image, microcalcifications and other anomalies Always can be detected in real time using a low dose scan x-ray system. same Likewise, the multi-detector array device is arranged such that the first group of detectors is oriented toward the first detector array. It can be used with apertures and a second group of apertures towards the second detector array. Another embodiment of multi-energy imaging is described next. X-ray photon detected Since the magnitude of their electric pulse is proportional to the photon energy (kV), it is 2 or more. It is possible to separately count the pulses coming from photons in the energy band of is there. Pulses are separated by intensity, then counted, processed separately and processed into two or more Make separate statues of. These images can be displayed as a ratio. Also, to distinguish different density areas in the object, the fly It is possible to change the selected energy level. Effects of this embodiment Is more flexible than the previously described embodiment, and has special collimation grips. No anode, anode material or dual detectors are required. Although a number of preferred embodiments have been described above for various configurations of the present invention, The following description describes a preferred SBDX imaging system according to the present invention. It Therefore, this SBDX imaging utilizing a detector array divided into segments. The shadow system has high resolution and high sensitivity, and at the same time, the irradiation dose to the object under inspection. Is low. The system also includes any system between the source 50 and the detector array 110. Optimal focus can be set on a point, giving an effective working depth of the field of view .Beam subscan technique The following description relates to a particularly preferred embodiment of the present invention, which embodiment comprises Beam subsampling techniques to reduce computational processing overhead. Use the method. A standard video image uses 640x480 pixels and is updated at 30Hz. It This requires a pixel sample rate of approximately 12 MHz. X-ray tube at this speed Of the high-voltage electron beam at exactly 250,000 behind a series of different apertures. Placement requires high precision and relatively high power consumption. 12MHz speed Digitizing the signal from a large array of x-ray detectors at is also effective. Consumes power. Therefore, the spatial or temporal resolution of SBDX Reduction of the pixel sample rate below 12 MHz without significant reduction in Unit costs, operating costs due to power consumption, and waste heat from x-ray tubes Useful to reduce the cooling requirements for. Therefore, while reducing the pixel sample rate, substantially the same spatial resolution and time are obtained. The mechanism for providing dynamic resolution has been developed. This mechanism is called subsampling, The SBDX implementation described here is obviously applicable to other configurations of the SBDX. Performed best in form. The effect of this embodiment is to reduce power consumption, x-ray A simpler circuit for deflecting the electron beam in the tube, the cost of making the collimating grit 90 , The reduction of the computational complexity required to decompose the image of the object 80, and Other effects are apparent to the trader. In this embodiment, the number of collimation grids 90 is less than 500. Number of apertures, preferably AP_x= AP_y= 166 (Use other numbers obviously) Can be created). From a computational point of view, the effect of this reduction is It becomes clear below. However, the effect from a manufacturing perspective is the number of openings required for manufacturing. It is a much simpler structure, which is about 1/9 of. Higher polarization due to the reduced number of apertures Azimuth (ie the angle that the opening makes with the front face 260 of the collimation grid) The problem of manufacturing a grid with has openings that intersect with adjacent openings Is easier without causing. This means that once the solid grid is manufactured The adjacent apertures in the three-dimensional grit face different detector arrays, Therefore, it requires a wider physical separation than a non-cubic grid to prevent opening intersections. Therefore, it is particularly useful. The openings of the collimation grid are AP in the circle of maximum dimension._xRow and A P_yArranged in rows of circles. For the purpose of calculation, this is the Elements that are outside, ie, always “dark”, ie not illuminated by x-rays (compound Number) AP_xRow and AP_yIt can be treated as a rectangle with the dimensions of the columns. The sensor 160 of the x-ray detector array 110 has a maximum dimension as shown in FIG. DET_xLine and DET_yArranged in a circular array of rows. The pixel sample rate is Illumination with less than all openings in the collimation grid, ie the subsample Can be reduced by Preferably, there is no unilluminated aperture The lid is used. To create an image with this detector array, in each row All DET_xHole of th collimator and DET in each row_yTh collimate Only the holes of the image need to be illuminated, and thus the image is_xWith pixels DET_yIt can be assembled from pixel image tiles of pixel size. This is DET_x× DET_yCorresponding to the subsampling ratio of It does not correspond to the sampling speed. Therefore, this subsampling ratio is x From 1 to DET_xUp to 1 in the y direction (column)_yCan be adjusted up to. According to this preferred embodiment, as shown in FIG._x= DET_y= 12 Is. When a 12x12 detector is used and the subsampling ratio is 12, the image is , Much like the David Hockney light mosaic, real Target Created from multiple non-overlapping images that are attached together to. Real scintillator And the detector are not completely perfect and they respond exactly the same. The x-ray pencil beam is not perfectly uniform because it is not The lid opening is not exactly the same as the ideal area. And Since some circle detectors are used instead of square detectors, some overlap is detected It is highly preferred as it allows averaging out instrument non-linearities and noise. If the subsampling ratio is less than the size of the detector in the pixel (ie , If less than 12 in this preferred embodiment), the images are duplicate "tiles" Assembled from, these must be summed or averaged. If you When the sampling ratio (s) are not multiple of the size of the detector (in pixels), or , If the detector array is not a rectangular parallelepiped, then a different number of samples is added to each pixel. Added and different dividers are needed to average each pixel. It ’s an ideal environment Techniques for dealing with smaller numbers are well known to those skilled in the art and did not overly complicate the description. I won't explain it here. In the calculations below, SSX represents the subsampling dimension in the X direction (row), SSY represents the sub-sampling dimension in the Y direction (row). For example, if SS If X = SSY = 1, then there is no subsampling and the process is the invention described above. Is exactly the same as in the other embodiments. Similarly, if in this embodiment If SSX = SSY = 1, then it becomes “light mosaic” that does not use pixel averaging. Return. If SSX and SSY are 3, the active area of the circle is 500x500 If so, 166 x 166 apertures are scanned, 1/3 in x direction, in y direction 1/3, which reduces the number of data obtained by a factor of 9. If you have a 1/9 aperture If you use it all the time, you don't need these calculations and the collimation grid Need not be included. Therefore, to create the image, 1 / in the original collimation grid Only (SSX * SSY) openings (500x500 openings) need to be used. That is, it needs to be irradiated with an electron beam for x-ray irradiation. if If the frame rate is kept constant, that is, 30 Hz, the electron beam is driven. Like the frequency response of a moving circuit, the number of electron beam motions is SSX * SSY Be reduced. The total distance the electron beam moves (and the number of scan lines) is 1 / It is reduced by SSY, so that the average beam velocity through the target anode is It is reduced by 1 / SSY. The pixel speed that reconstructs the image is the collimation aperture speed. Degree (the speed at which the aperture is scanned or illuminated), as well as 1 / (SS X * SSY). According to this method, the number of samples averaged to each display pixel is (DDT_x / SSX) * (DDT_y/ SSY). With maximum sampling rate (SSX = DDT_xAnd SSY = DDT_y) Only one digitizer sample Averaged for each display pixel ("light mosaic" mode). Sample averaging To smooth out non-uniformities in columns, scintillators, detectors and amplifiers is important. The sub-sampling size (SSX and SSY) depends on the acceptable image Must be set to an appropriate level for the conditions presented to ensure quality Absent. This is a guide to the quality of the image and the conditions submitted by a particular set of environments. The fly can be set by the user according to the preference of the user. The detector array 110 shown in FIG. 15 preferably has a diameter of about 1 inch. An array of 96 individual detector elements 160 arranged approximately in a circular area. It Twelve detectors (DDT) in a vertical column at the center of the array_x) In the array In mind, 12 detectors (DDT) in horizontal rows and columns_y). Scintillator crystal Preferably cut into square horizontal sections and 0.005 inch thick stainless steel It is supported by a "egg crate" structure consisting of strips of stainless steel. Whole scintillation The circle 400 of FIG. 15 in which the data crystal (hatched) is located is preferably Is about 0.800 inches in diameter. The scintillation crystal length in the detector array 110 is preferably 0. .10 cm, the input surface in front of it is preferably 0.135 cm × 0.135 cm. The scintillation crystal is preferably YSO, LSO or BG O, but other materials can be used, as described above. BGO should be used for this purpose For a reasonably reduced decay time (50 nS) for its light output. Must be heated to 0 ° C. Therefore, the resistance heating element may be provided. FIG. 17 illustrates a detector assembly 402 according to a preferred embodiment of the present invention. . From above, the x-rays pass through the x-ray window 404 and into the lead shield 406. Scattered x The x-rays exit the aperture of the collimation grid 90 while attenuating the lines and the detector array 1 The x-ray window 404 is preferably circular in order to be able to hit 10. , The diameter is 1.91 cm. Light shield 408 shields the detector from stray light Be prepared to do. The light shield 408 does not substantially attenuate x-rays. Made from a sheet of aluminum or beryllium selected to attenuate light Wear. The detector array 110 is suitable for use with BGO scintillators. It is located near the thermal element 410. The heating element 410 has an operating temperature of about 100 ° C. It may be a resistive heating element designed to maintain the detector array 110. Fiber optic imaging taper 412 emerges from bottom 414 of detector array 110 The photons are directed into a 96-channel photomultiplier tube (PMT) 416. Detector The assembly 402 does not leak light to prevent stray light from generating noise. It is enclosed within an outer housing 418. 3 shoulder screws 420 and 3 screws The terring screw 422 is for planar and linear alignment, as is well known to those skilled in the art. Be prepared. The rotating arrangement moves the outer housing 418 relative to the PMT mount 426. It is achieved by rotating. The fiber optic imaging taper 412 is a US camera. Commercially available from Collimated Halls, Inc. of Campbell, California, It has a circular input opening with a diameter of 2.03 cm and a circular output opening with a diameter of 3.38 cm. The taper 412 corresponds to the size of the PMT 416 (0.10 inch) and each scintillation Match the pitch dimension of the crystal (0.06 inch). That is, the taper is It has a magnification of 1.667 times. Highly viscous light available from Dow Corning The binding liquid (type 200) has an index of refraction approximately equal to that of glass, Data crystal 160 to taper 412, taper 412 to PMT input surface 424 Used as a light coupling medium with two tapered surfaces to maximize the light transfer efficiency to the Be done. Photomultiplier tube 416 is commercially available as model XP1724A from Philips. 96-channel tube (one channel corresponds to each scintillation crystal) It is). The photomultiplier tube 416 is a spatial arrangement of the scintillation array. To the PMT photocathode located in the PMT on the other side of the optical face plate. As provided, a fiber optic face plate is provided. In one scintillation 160 The impinging x-ray photons produce a light pulse that is coupled to the PMT photocathode. this is, On the photocathode, a corresponding electron pulse is generated, which pulse causes the PMT diode to One channel of the structure is amplified up to 1,000,000 times. This PMT output pulse is coupled to the input of the 30MHz band amplifier and The output of is in the range of 0.5-5.0 Volts so that the pulses are differentiated, about 3 It has a length of 0 nsec. This allows the baseline to change as the pulse rate changes. Eliminates the need for a DC restorer circuit to maintain the reference voltage. The output of the amplifier is input to the comparator, which is independent of the magnitude of its input. Instead, it outputs an output pulse of a certain magnitude. The reference voltage for the comparator is an amplifier Is slightly larger than the noise output level, so that the Is set to any value. A chain of amplifiers is provided for each scintillation array in the detector array. It is repeated 96 times, once for each crystal. The output pulse of the comparator is This will be new data on the collection and image reconstruction system. As the test showed, The rototype system can randomly count x-ray photons up to a speed of about 10 MHz. It While the embodiments and uses of the present invention have been described above, those of ordinary skill in the art will understand the above. Clearly, many more modifications are possible without departing from the concept of the invention. is there. Accordingly, the invention is not to be restricted except within the spirit of the appended claims. Not.

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

Claims

[Claims] 1. An X-ray detector for a scanning beam digital X-ray imaging system, comprising: A detector array having at least three separate X-ray detectors, Each X-ray detector includes a detection input surface, and the detection input surfaces are all provided in a straight line. Not Each of the above separate X-ray detectors has a separate scintillator section and photodetector section. And the scintillator section is made of an X-ray scintillator material. Output device.