JPS6233898B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は放射線写真装置及びその方法に係わ
り、更に詳細には陰極線管スクリーンなどに可視
像を与えるために使用される信号を発生するＸ線
走査システムに係わる。

本発明は初めのうちは歯科及び内科のＸ線科に
於て使用されるよう開発された。したがつて本発
明の説明を容易にするために本明細書に於ては本
発明をかかる特定の分野の使用態様について説明
する。本発明の装置は勿論他の種々の放射線写真
撮影に使用することができる。

患者の歯或いは顎構造などの放射線写真像を得
るために歯科医師により一般に使用されている方
法により所謂局部Ｘ線写真が形成される。かかる
周知の方法に於てはＸ線フイルムパケツトが歯或
いは他の映像化されるべき解剖組織構造の近くに
患者の口の中に挿入される。かかる方法に於ては
陽極上の定点にてＸ線を発生しＸ線がその定点よ
り射出される形式のＸ線管が使用される。かかる
Ｘ線管には映像化されるべき歯或いは他の構造を
通りフイルムパケツトに向けられた円錐状のシー
ルドが設けられている。有用なＸ線像を得るため
にはかかるフイルムパケツトや円錐状シールドを
正確に配置することが必要である。

従来の局部Ｘ線撮影法はかなり使用されている
がこれには幾つかの重大な欠点がある。例えば比
較的大きなフイルムパケツトを患者の口の中に挿
入し保持しなければならないのでしばしば不快感
や吐き気を誘発し、小児や老齢者の如き患者には
使用できないことがある。更にフイルムパケツト
が取外されて時間を要する現像工程に移されるま
で歯科医師は可視像を得ることができない。した
がつて歯科医師には瞬間的な放射線写真像の方が
遥かに有用である。

他の一つの重大な問題は、完全な一組の歯科Ｘ
線像を形成するためには好ましからざるほど多量
のＸ線が患者に照射されなければならないことで
ある。歯科Ｘ線写真撮影に一般に使用されている
スクリーンのないＸ線フイルムのＸ線検出能率が
非常に低いこともその一つの原因である。

像を強化する燐光性材料をＸ線フイルムのエマ
ルジヨン面に接触して配置することによりＸ線検
出効率が大きく改善された遮蔽膜付フイルムを使
用してＸ線照射量を低減する方法がこれまで開発
されてきた。像の鮮明度が落ちるなどの如き幾つ
かの欠点のために遮蔽膜付フイルムを利用する方
法は多くの場合に於て実際的ではないことがわか
つた。

歯科の放射線写真撮影に於て放射線を多量に照
射する問題はしばしばＸ線撮影プロセスを繰り返
さなければならないことによつて更に悪化され
る。最初の露光段階で正確に整合されてなかつた
り或いは露光されたＸ線フイルムの現像に失敗す
る等ということはよくあることである。

放射線照射の問題を緩和するために全体写真像
技術として知られる他の一つの方法が開発され且
つ近年歯科医師や咽喉科医師によりかなり利用さ
れている。この方法に於ては照射中患者の頭部内
に配置された回転軸線の回りに回転される幅の狭
い線形的Ｘ線を発生することによつて全体像的或
いは広角度のＸ線像が形成される。Ｘ線管はＸ線
が陽極上の小さな定点に於て発生されるほぼ従来
のＸ線管である。かかる点に於て発生された放射
線は前記回転軸線に平行な第一のスリツトにより
コリメートされ、次いで患者の頭部を通過し、そ
の後Ｘ線の回転運動と同期して回転される遮蔽膜
付フイルムカセツトの正面に配置された第二のコ
リメータスリツトを通過する。Ｘ線管及びデイテ
クタを回転することによつてＸ線が介在する解剖
組織構造を横切つて掃引するようにされる。フイ
ルムが現像されると、下顎或いは上顎の如き患者
の頭部内の湾曲した解剖組織構造の二次元的帯状
の全体像が形成される。

局部像形成プロセスに比べれば患者の受ける放
射線量はかなり低減されるが、従来の全体写真像
技術には幾つかの不利な点がある。たとえ歯列の
如き頭蓋の一部の像を得れば十分である場合でさ
えも、Ｘ線は患者の頭蓋全体を貫通通過する必要
がある。したがつて不要な像が所要の像データ上
に二重写しされる。このことにより像の解釈がよ
り困難とされ、所要の像データを不要な情報にて
ある程度不明瞭にすることにより像の一般的品質
が低下せしめられる。更にＸ線は頭蓋全体を貫通
通過しなければならないので放射線量は高い値の
ままである。これにより特に映像化される必要の
ない解剖組織構造が、有用な情報には寄与せず所
要の像データの品質を低減する放射線に曝され
る。更にＸ線が患者の頭蓋全体を通過する際にか
なりの量のＸ線が分散して現像されたフイルムの
像の背景に靄を発生する。このことにより像のコ
ントラストの範囲が制限され、像の鮮明度が失わ
れる。

Ｘ線フイルムの前面に像強化スクリーンが存在
することにより更に鮮明度及びコントラストが失
われる。この様に全体写真像技術に於てかかるコ
ントラストを低減するものを配置することにより
Ｘ線フイルムのグレイスケール寛容度が制限され
る。更に口部の全体写真像を形成するためには通
常約20秒の如き長い露光時間が必要とされる。し
たがつてしばしば患者の動き或いは装置振動によ
つて問題が生じ、形成されたＸ線像にボケを生じ
る。この問題は特に患者が幼児である場合にひど
くなる傾向がある。又従来の全体写真像に於ては
映像化された被写体にかなりの歪が存在する。

従来技術の方法や装置の多くの欠点を緩和或い
は除去する根本的に異なつた形式の放射線写真映
像システムが、本願と同一の譲受人に係わる米国
特許第3949229号、及び本願と同一の譲受人に係
わる米国特許出願第663988号に開示されている。
同じく本願と同一の譲受人に係わる米国特許出願
第674059号及び同等673908号もかかる一般的な種
類のＸ線走査システムに関するものである。

上述の特許及び特許出願に開示されている一般
的形式のＸ線走査システムによればＸ線検出媒体
としてフイルムを使用する必要がなく、又陰極線
管表示装置のスクリーン上にもし必要ならば瞬間
的な像を含む可視像を形成するために使用される
信号が形成される。又患者の受ける放射線量は実
質的に低減される。又このシステムは被写体の他
の領域からの二重写しになるデータを含まないよ
うにして患者の歯列の如き被写体の選択された部
分のみを映像化するために使用することができ
る。像データは磁気テープに電子的に保存されて
よく、或いは他の種々のデータ保存装置により保
存されてよく、又この像データは更に像の品質を
改善すべく或いは像の特定の特性を高めるべく
種々の電子的像高品質化技術により容易に処理さ
れ得る。

上述の特許及び特許出願に開示された一般的形
式のシステムは、電子ビームが広いターゲツト陽
極プレート上のラスター模様にて系統的に掃引さ
れてＸ線の移動点源が形成されるＸ線走査管を使
用している。被写体のうち映像化されるべき部分
はＸ線管の陽極プレートのＸ線デイテクタとの間
に配置される。Ｘ線デイテクタはラスター模様の
大きさに比して小さく、したがつて歯科患者或い
は医学的患者の口腔などのなかに或いは無生物被
写体の同様に空間的に制限された内部空間内に容
易に配置することができる。陰極線管表示装置の
ラスター掃引信号はＸ線管内の電子ビームの走査
動作と関連される。Ｘ線デイテクタの出力側より
引出される信号が陰極線管の強度信号端子へ加え
られる。したがつてＸ線管とデイテクタとの間に
配置された被写体の部分の可視放射線写真像が表
示装置のスクリーン上に形成される。

歯科或いは医学的用途及び同様の問題が生じて
いる他の放射線写真撮影に最も有用であるように
するために、かかる一般的な形式のＸ線走査シス
テムは或る特定の能力を有していなければならな
い。第一に高い鮮明度及びコントラストの像が形
成される範囲内で放射線量はできるだけ抑えられ
なければならない。第二に歯科医師或いは他のオ
ペレータはほとんど困難を感じずに又患者にでき
るだけ不快感を与えないで、Ｘ線デイテクタを患
者の口或いは他の制限された空間内の種々の異な
つた位置にＸ線管に対し非常に正確に配置するこ
とができなければならない。

更に、種々の倍率の像を得るために、システム
の有効焦点距離が容易に且つ正確に変更できるこ
とが望ましい。

更に、像解釈を容易にするために、かかるシス
テムはかかる一般的な形式の装置に発生すること
がある光学的歪や他の形式の像劣化を最小限にし
なければならない。

本発明のシステムは、患者に比較的少量の放射
線しか照射せずして陰極線管のスクリーン上に高
品質の放射線写真像を与えるために使用される信
号を発生し、一本のＸ線管及びアクセサリーを使
用して種々の形式の放射線写真や患者の体内或い
は他の制限された領域内の位置を含む種々の位置
より撮影された放射線写真を得るのをかなり容易
にする構造的装備品を有するＸ線走査システムで
ある。

Ｘ線管は陽極プレート上に電子ビームを掃引し
てＸ線移動原点を形成すべく、電子銃と広いター
ゲツト陽極プレートとデイフレクタ装置とを有し
ている。Ｘ線デイテクタが、被写体の放射線写真
撮影されるべき部分の反対側にＸ線管に対し隔置
されて配置されている。したがつてデイテクタは
Ｘ線移動原点により走査される被写体の領域内の
放射線伝達性の変化を示す出力信号を形成する。
陰極線管に於けるラスター走査はＸ線管の走査動
作と関連せしめられ、一方陰極線管表示装置の強
度がＸ線デイテクタの出力信号により変調され
て、陰極線管のスクリーン上に所要の可視放射線
写真像が形成される。

一つの特徴に於ては、本発明の歯科患者の口腔
内の種々の異なつた位置に、或いは映像化される
べき歯科患者、医学的患者或いは無生物体の種々
の内部位置或いは外部位置にＸ線デイテクタを配
置し且つ支持するのをかなり容易にする。かかる
目的で一連のＸ線デイテクタが用意されており、
それぞれ種々の長さ及び形状を有する一連の細長
いプローブの中に配置されている。各プローブは
Ｘ線管上に配置された取付け装置に解除可能に係
合し且つデイテクタよりプローブを通つて流れる
出力信号データを受ける装置を内蔵する基端部を
有している。したがつて異なつた長さ及び形状を
有する一連のプローブのうちの適当なものを選択
することにより、容易且つ迅速にデイテクタを患
者或いは他の被写体内の或いはこれに近接する
種々の異なつた位置に配置することができる。Ｘ
線管上の異なつた位置に複数個のプローブ取付け
装置を設けることにより、更に容易に本発明のシ
ステムを被写体の異なつた領域の種々の放射線写
真の形成に適合させることができる。

他の一つの特徴に於ては、本発明によれば像の
鮮明度及びコントラストを非常に良好な状態に維
持しつつ非常に少量の放射線量にて放射線写真像
を得ることができる。放射線コリメータがＸ線管
と被写体との間に配置されており、Ｘ線デイテク
タへ向けられていない、したがつて所要の像形成
に有用なデータとはなり得ないＸ線を吸収するよ
うになつている。かかるコリメータはＸ線デイテ
クタの位置に於て収束する軸線を有する互に隔置
された多数の非常に微細な放射線伝達通路を有す
る鉛ガラスなどにて形成された要素であるのが好
ましく且つ有利である。コリメータに鉛ガラスを
使用することにより非常に小さく且つ稠密に隔置
された多数の放射線伝達通路を設けることがで
き、これにより像の鮮明度を高めることができ
る。かかる種類のコリメータはオプチカルフアイ
バ技術を使用することによつて容易且つ経済的に
形成することができる。解除可能な配置装置によ
りＸ線管の正面に装着可能である複数個のコリメ
ータが設けられているのが好ましい。このことに
より迅速にシステムの焦点距離を変更してその倍
率を変更することができる。なぜならば、或る一
つのコリメータが容易に取外されて、必要に応じ
てより離れた位置の或いはより近接した位置のＸ
線デイテクタに於て放射線通路が収束する他のコ
リメータに交換され得るからである。かかるコリ
メータや焦点距離の変更と一緒にデイテクタそれ
自身の位置を変化するために、上述の一連のプロ
ーブは、コリメータの収束点の相異に応じてＸ線
管から種々の距離の位置にＸ線デイテクタを配置
する多数のプローブを含んでいる。

更に他の一つの特徴に於ては本発明によればか
かる一般的形式のシステムにより形成される像の
一部に生じることがあり又像解釈のプロセスを複
雑にすることがある幾つかの形態の光学的歪や像
劣化が低減或いは除去される。たとえばＸ線管内
の電子ビームの走査動作を非線形化してかかるシ
ステムの幾何学的性質により発生することがある
像の異なつた部分に於ける倍率相違を補償する装
置が設けられている。又陽極プレート上の中心位
置より電子ビームが逸れるにつれてＸ線管内の電
子ビーム電流を増大する装置が設けられてよい。
この装置は、デイテクタへ向けて移動するＸ線は
Ｘ線原点がＸ線管の軸線より逸れるにつれてより
多量のターゲツト材料を通過しなければならない
という事実を補償する。又この装置はＸ線の二乗
に反比例する法則による減少を補償するためにも
使用することができる。更に走査用ラスターの異
なつた領域に於けるＸ線管内の電子ビームのエネ
ルギを変更して被写体の映像化されるべき種々の
領域の放射線透過性の相異を補償する装置が設け
られている。かかる放射線透過性の相違は例えば
歯科患者の歯列のうち前方の歯に比べ臼歯（奥
歯）の厚さが明らかに異なつているということに
より生じる。

以上に簡単に説明した本発明の幾つかの特徴は
単一のシステム内に同時に採用されるのが好まし
い。そうすれば患者の受ける放射線量を非常に少
くして高品質の像を形成することができ、更には
単一の装置を種々の形式の像形成に又患者に対す
るＸ線管及びデイテクタの種々の整合配置に適用
することができる。しかし上述した本発明のすべ
ての利点が必ずしも必要ではないような場合に於
ては、上述の特徴のそれぞれの特徴が他の特徴と
は独立してＸ線走査システム内に採用されてもよ
い。

添付の第１図に種々の異なつた形態の歯科放射
線写真を得るのを容易にするＸ線走査システム１
１が図示されている。これには患者に比較的少量
の放射線しか照射せず高品質の像を得ることが含
まれている。この装置は第１図に於ては被写体１
２の下顎歯列の左半分の全体写真像を形成するた
めに使用されるものとして図示されている。以下
に説明する如く、この装置は一組の全体写真像を
完成するために追加の像を形成するよう、或いは
特定の個々の歯の一つ或いはそれ以上の拡大像を
形成するよう迅速且つ適宜に調整され、或いは他
の解剖組織構造の像或いは無生物体の像を形成す
るために容易に使用することができる。

Ｘ線走査システム１１の突出部の構成要素は特
別構造のＸ線走査管１３と、該走査管の正面より
外方へ延在し且つこれにより支持されたＸ線検出
プローブ１４Ａと、スクリーン１８を有する陰極
線管或いは他の形成のＸ−Ｙ表示装置１７を含む
電気制御及び信号処理回路１６とを含んでいる。
前記スクリーン１８に於て、それぞれ端子Ｘ，Ｙ
に於て受けられたＸ，Ｙ軸線掃引周波数信号に応
答して又他の一つの端子Ｚに於て受けられた強度
信号に応答して可視像が表示される。周知構造の
オシロスコープやテレビジヨンレシーバなどが表
示装置１７として使用されてよい。

Ｘ線走査管１３はガラス或いは他の適当な電気
的絶縁性材料にて形成され真空領域２１を郭定す
る真空包囲体１９を含んでいる。この真空包囲体
１９は比較的狭い端部を有しており、この端部は
前記包囲体１９の反対側のターゲツト端部へ向け
て電子ビーム２３を発生し且つ加速する適当な周
知構造の電子銃２２を内包している。包囲体１９
のターゲツト端部は電子銃の端部よりも大きく、
このシステムが主に歯科のＸ線による治療に使用
される場合には長方形状であるのが好ましい。真
空包囲体１９のターゲツト端部は少くとも一部は
ターゲツト陽極プレート２４により形成されてお
りこのプレートは高エネルギの電子により衝突さ
れるとＸ線を発生する導電性金属よりなる内面２
６を有している。かかるターゲツト陽極面２６に
適した金属は銅、タングステン、タンタルであ
る。像のコントラストはデイテクタに到達するＸ
線がモノクロ或いはほぼモノクロである場合に高
められる。このことはターゲツト陽極プレート２
４の厚さを適当に選択することによつて達成され
る。なぜならば、基本的なターゲツト材料は他の
波長のＸ線よりもそれら自身に特徴的なＸ線をよ
り多く伝達しようとする傾向があるからである。

後に説明する如く、真空包囲体１９は該包囲体
を支持し且つ保護するよう、又走査管１３上に追
加の構成要素を装着し得るようハウジング２７内
に配置されている。このハウジング２７は鉄鋼の
如き放射線吸収材料にて形成されてよく、或いは
重い放射線吸収性金属の混合物を多量に含有する
種々の周知のプラスチツクスのいずれかにて、或
いはこの例に於ける如くその外面に放射線吸収性
の層２７′を有するプラスチツクにて形成されて
よい。第１図及び第２図よりわかる如くハウジン
グ２７は走査管１３の正面の真空領域内に長方形
のコリメーター受口２８を有しており、この受口
は走査管１３のターゲツト陽極プレート２４と大
きさ及び形状が一致している。後に詳細に説明す
るＸ線コリメーター２９Ａがこの受口２８内に受
けられ且つここに支持されている。

Ｘ線の移動点源を形成するために、電子ビーム
２３はターゲツト陽極プレート２４上のラスター
模様に掃引される。かかる電子ビームの運動に
は、第１図の面に平行であり且つＸ軸線方向と表
示された第一の方向に陽極プレート２４の内面２
６を横切つて前後に繰り返し掃引運動することが
含まれている。これと同時に電子ビームはこの例
に於ては第１図の面に垂直であり且つＹ軸線方向
と表示された垂直方向に前後により遅い速度にて
掃引される。かかる二つの運動の組合せによつて
電子ビームは一連の実質的平行な線に沿つて連続
的に掃引し、この平行線は陽極プレートの内面２
６上に長方形のラスター模様の領域を郭定する。
このように電子ビームを掃引することは周知の内
部構造を有するデイフレクタ装置を使用して行わ
れる。この実施例に於ては環状の磁気ビームデイ
フレクタ３１が使用されている。この磁気デイフ
レクタ３１は角方向に隔置された４つの磁極（こ
のうち第１図には磁極３２Ｙと巻線３３Ｙとが図
示されている）を有し且つ各磁極を取囲む環状の
強磁性ヨーク３４を有する形式であつてよい。デ
イフレクタ３１はハウジング２７の内面に設けら
れた環状溝３６内に電子銃２２とターゲツト陽極
プレート２４との間に真空包囲体１９と同心状に
配置されている。

ある状況の下では、後に詳細に説明する調整を
行うことによりＸ線走査システムの焦点距離を選
択的に変更することが望ましい。焦点距離を変更
した際に発生することがある光学的歪を補償する
調整には、ビーム偏向領域がターゲツト陽極プレ
ート２４より離れる方向へ或いはこれに近づく方
向に移動されるよう、ビーム変更領域の軸線方向
位置を選択的に変位する装置を設けることが必要
である。この実施例に於てかかる調整を可能とす
るためにデイフレクタ３１が配置されている環状
溝３６は走査管の軸線に沿つてデイフレクタそれ
自身よりも大きな長さを有しており、これにより
デイフレクタが必要に応じてターゲツト陽極プレ
ート２４へ向けて或いは電子銃２２へ向けて軸線
方向に移動され得るようになつている。デイフレ
クタ３１のかかる移動を容易にし且つこのデイフ
レクタを選択された軸線方向位置に維持するため
に、タブ３７がハウジング２７内に設けられた溝
３８を貫通してデイフレクタの両側より半径方向
外方へ延在している。ボス３９が溝３８のそれぞ
れの前端部に近接してハウジング２７上に形成さ
れており、一組の取外し可能なねじ４１がそれぞ
れのタブ３７及び一連の環状ワツシヤ４２を貫通
して延在しており且つ隣接するボス３９内のねじ
孔４３内に係合している。

かくして一時的にねじ４１を取外し必要に応じ
てワツシヤ４２を追加或いは除去し次いでねじを
元の位置に戻すことにより、デイフレクタ３１は
溝３６の長さによつて郭定される限度内にて所要
の軸線方向位置に配置され且つ固定される。デイ
フレクタ３１の軸線方向位置を頻繁に変更しなけ
ればならない場合には、種々の形式のより迅速に
操作される配置装置がねじ４１の代わりに使用さ
れてよい。レンズを軸線方向に移動することによ
りカメラの焦点距離を変更するために一般に使用
されるねじ式回転伸縮スリーブ機構はその一例で
ある。本発明のこの実施例は磁気型のビーム偏向
装置を使用しているが、静電式のビーム偏向装置
が使用されてよいことが理解されよう。

プローブ１４Ａに適した構造について考える。
ターゲツト陽極プレートの内面２６に於て発生さ
れコリメータ２９Ａを通して伝達されるＸ線は、
Ｘ線管の長手方向中心軸線上に配置されたプロー
ブ１４Ａの外側の端部に配置された比較的小さな
Ｘ線デイテクタ４４に於て収束する。デイテクタ
４４は、映像化されるべき被写体１２をコリメー
タとデイテクタとの間に配置し得るよう、コリメ
ータ２９Ａを含むＸ線管の正面より隔置されてい
る。かくしてデイテクタ４４に受けられるＸ線は
まず映像化されるべき解剖組織領域を通過しなけ
ればならない。像の鮮明度は一部はターゲツト陽
極プレート２４に於けるラスター模様領域とデイ
テクタ４４の感放射線領域との間の面積差の関数
である。したがつてデイテクタ４４はそれが受け
る放射線量より十分なカウントレートを得ること
ができる範囲内でできるだけ小さな感放射線領域
を有しているのが好ましい。検出効率が高く構造
的に最も簡単であるという点でかかる目的に非常
に適した放射線デイテクタ４４は、タリウムにて
含浸されたヨウ化ナトリウム、ゲルマニウム酸ビ
スマス、フツ化カルシウムの如き周知の適当な形
態のシンチレーシヨン結晶である。説明を容易に
するためにシンチレーシヨン結晶のデイテクタ４
４は実際最適である大きさ（通常１mm以下の大き
さである）よりも幾分か大きく拡大して第１図に
図示されている。かかる種類のシンチレーシヨン
結晶は感光装置により電気的なＸ線カウント信号
に変換される可視光線のシンチレーシヨンを起こ
すことにより個々のＸ線に応答する。更に像の鮮
明度を最適にするためには、デイテクタ４４は球
の一部の扇形状に形成され、且つその扇形の頂点
がＸ線管より最も離れた位置にあり且つターゲツ
ト陽極プレート２４よりコリメータ２９Ａを経て
伝達されるＸ線の収束点に位置するようＸ線管の
軸線に整合して配置されるのが好ましい。

Ｘ線デイテクタ４４を支持し且つ配置すること
の他に、プローブ１４Ａはデイテクタ４４により
発生されるＸ線カウント信号を周知の内部構造を
有する光増幅管４６へ伝達する。この光増幅管４
６はこの実施例に於てはハウジング２７内に真空
包囲体１９の細い端部に近接して配置されてお
り、ハウジング２７は光増幅管４６を受けるよう
形成された突出部４７を有している。かかる目的
でプローブ１４Ａは主に光伝達性材料の光パイプ
コア４８にて形成されており、デイテクタ４４の
シンチレーシヨン結晶はＸ線管より離れたコアの
端部の近傍に於て光パイプコア４８内に埋込まれ
ており或いはこれに光学的に連結されている。周
囲の外光が光学的Ｘ線カウント信号に影響するの
を阻止すべく、光不透過性材料の覆い４９がさも
なければ周囲の光線に曝されるであろうコア４８
及びＸ線デイテクタ４４のすべての面を閉ざして
いる。コリメータ２９Ａの方向以外の方向よりデ
イテクタ４４に到達する放射線による擬似のＸ線
カウント信号を低減除去するために、鉛或いは他
の非常に放射線吸収性の高い材料の追加のインナ
ライニング４９が、Ｘ線管に面するデイテクタ４
４の表面を除いてデイテクタ４４の領域内にある
コア４８の端部を覆つている。

プローブ１４ＡはＸ線管上の異なつた位置に配
置された一連の取付け装置５２Ａ，５２Ｂ，５２
Ｃ，５２Ｄのいずれかに解除可能に固定すること
ができる基端部５１Ａを有している。第１図及び
第２図を参照するとよくわかる如く、取付け装置
５２Ａはこの実施例に於てはＸ線管の中央平面に
あるコリメータ受口２８の一方の側に配置されて
おり、第二のほぼ同様の取付け装置５２Ｂはこれ
と同一の平面にコリメータ受口の反対側に配置さ
れている。他の一つの取付け装置５２Ｃはコリメ
ータ受口２８の中心の下方に配置されており、更
にもう一つの取付け装置５２Ｄは受口２８の中心
の上方に配置されている。

取付け装置５２Ａはハウジング２７の面内へあ
る距離だけ貫通して延在し且つプローブ１４Ａの
基端部５１Ａを受ける形状とされた筒状通路５３
を含んでいる。Ｘ線管の中心軸線にＸ線デイテク
タ４４を配置せしめる方向にのみプローブ１４Ａ
が通路５３内に入るようにするために、直線状リ
ブ或いはキー５４がプローブ１４Ａの基端部５１
Ａ上に形成されており、通路５３の壁部内に設け
られた対応する軸線方向に延在する溝５６内に受
けられている。Ｘ線デイテクタ４４がコリメータ
２９Ａを通して伝達される放射線の収束点に配置
された状態でプローブ１４Ａが取付け装置内に強
固に且つ十分に受止められるようにするために、
この実施例に於ては通路５３に直角な通路５７内
をその軸線方向に摺動可能であり且つプローブ１
４Ａの基端部５１Ａの側壁内に設けられた対応す
る球面キヤビテイに係合するに適した球面端部面
を有するプランジヤ５６Ａよりなる係止装置が設
けられている。プランジヤ５６Ａは圧縮ばね５８
により通路５３へ向けて偏倚されており、プロー
ブが十分に挿入されると係止位置にくるようにな
つているが、異なつた形状のプローブに交換した
い場合或いは別の取付け装置５２へ移したい場合
には容易にプローブを取外すことができるように
なつている。

プローブ１４Ａが通路５３内に挿入される際に
プランジヤ５６Ａを引抜くために又光学的信号を
光増幅管４６へ効率的に接続するために、プロー
ブ１４Ａの基端部５１Ａの端部５９は円錐形状を
有する光パイプコア４８の突出端部となつてい
る。

他の取付け装置５２Ｂ，５２Ｃ，５２Ｄはそれ
ぞれそれらが異なつた角方向に配向されているこ
とを除けば同様の構造を有しており、各取付け装
置のキー溝５６は常にコリメータ受口２８に近接
しており、又係止装置は常にその外側に位置して
いる。プローブ１４Ａの端部５９より光増幅管４
６の感光表面へＸ線カウントデータ光学信号を伝
達するために、光パイブ６１がハウジング２７内
に配置されており、光増幅管４６の感光表面に当
接して配置された広い基部６２を有している。基
部６２の前方に於て光パイプ６１は四つのアーム
６３Ａ，６３Ｂ，６３Ｃ，６３Ｄに分れている。
アーム６３Ａは取付け装置５２Ａの通路５３の内
端部内へ延在する前端部を有しており、且つプロ
ーブ１４Ａの基端部５１Ａの突出端部５９を受け
る円錐状窪みを有している。かかる境界を越えて
光学信号が伝達するのを容易にするために、プロ
ーブの端部５９と光パイプ６１のアーム６３の前
端部との間の接合部はかかる目的に適したシリコ
ングリエス或いは他の周知材料にて被覆されてよ
い。光パイプ６１の他のアーム６３Ｂ，６３Ｃ，
６３Ｄはほぼ同様の揚領にてそれぞれ他の取付け
装置５２Ｂ，５２Ｃ，５２Ｄまで延在している。

システムの作動中に取付け装置５２のうちのプ
ローブ１４Ａに接続されていない取付け装置の通
路５３へ外部より光が侵入するのを阻止するため
に、光不透過性の閉止プラグ６４がその取付け装
置の通路５３内に挿入され、さもなければプロー
ブ１４Ａに係合する係止プランジヤ５６Ｂにより
その位置に係合解除可能に保持される。

第１図及び第２図に図示されたプローブ１４Ａ
は被写体１２の歯列のかなりの部分を含む全体写
真像を得易くするように設計されている。かかる
像は通常歯列のほぼ半分の全体像である。かかる
目的で、患者の歯列の反対側の第三臼歯の近傍に
Ｘ線デイテクタ４４を配置するのが好ましい。患
者にできるだけ不快感を与えないでこのようにデ
イテクタを配置するために、プローブ１４Ａは直
線状の基端部５１Ａとデイテクタ４４の中間部分
との間にほぼ1/4円弧の形状を有しており、これ
によりプローブ１４Ａは患者の願の前方を迂回し
て湾曲し且つ口の反対側へ僅かな距離だけ延在す
るようになつている。

患者１２の歯列の反対側の全体写真像を得るた
めに、閉止プラグ６４が取付け装置５２Ｂより取
外され、プローブ１４Ａが取付け装置５２Ａより
取外される。プローブ１４Ａは取付け装置５２Ｂ
へねじ込まれ、閉式プラグ６４は取付け装置５２
Ａへ挿入される。そうするとプローブ１４Ａは第
１図に於て破線１４A′にて図示されている如
く、Ｘ線管１３の正面の反対側より延在し、Ｘ線
デイテクタ４４はそれまでと同様中心位置に配置
されるようになる。プローブ１４Ａを含むＸ線管
１３は、デイテクタ４４をほぼ同様の要領にて歯
列の反対側の臼歯６５Ｌに配置すべく患者の反対
側へ回動されてよく、或いは患者が回動されてよ
い。

基本的には被写体の放射線写真像を形成するか
かる一般的な形式のＸ線走査システムの能力はコ
リメータ２９Ａの存在に依存してはいない。なぜ
ならば、非常に小さなデイテクタ４４へ向けて発
射されたＸ線のみが像を形成することができるか
らである。コリメータ２９Ａの主要な機能は被写
体の受ける放射線量を最小限におさえることであ
る。更にコリメータは分散された放射線やＸ線蛍
光物質などからデイテクタ４４へ至る擬似のカウ
ントを低減することにより像のコントラストを高
めるよう機能する。実際コリメータ２９Ａはコリ
メータを有していない同様のＸ線走査システムに
比べて像の鮮明度は幾分か落ちるが、かかる影響
の大きさを許容し得る限度内に抑えることができ
又さほど重大ではないようにすることができる。
なぜならば、コリメータによつて惹起される鮮明
度の低下は像表示装置１７の個有の鮮明限度以下
に抑えることができるからである。患者の受ける
放射線量を低減することが一般にはより重要な問
題であるので、歯科或いは医学的用途に於てはコ
リメータ２９Ａを所定の位置に設けてシステム１
１を作動するのが望ましい。

本発明のコリメータ２９Ａは像の鮮明度の低下
を最小限に抑えつつ患者の受ける放射線量低減の
程度を高める特別の構造をしている。特にコリメ
ータ２９Ａは鉛ガラス或いは同様の特性を有する
他の放射線吸収性材料にて形成されたコリメーシ
ヨン要素６７を含んでいる。コリメーシヨン要素
６７はターゲツトの内面２６に於て発生するＸ線
をデイテクタ４４へ向けて伝達する非常に小さな
断面積を有する多数の隔置された放射線伝達通路
６８にて形成されている。通路６８はＸ線デイテ
クタ４４に於て収束する方向に整合されている。
換言すれば、通路６８はデイテクタ４４の頂点を
その中心とする仮想球の半径に沿つて延在してい
る。

第３図に於て、電子ビーム２３がターゲツト陽
極プレート２４上に衝突することにより衝撃点よ
りすべての方向にＸ線６９が発出する。コリメー
タ２９Ａの効果は患者の方向に発出されてはいる
がデイテクタ４４へ向けて正確に移動してはいな
い、即ち所要の像を形成する有用な情報とはなり
えないＸ線６９を吸収することである。コリメー
タ２９Ａは一次Ｘ線６９がコリメータ背後の或い
はその中の材料と相互作用することによつて発生
される二次Ｘ線に対しても同様の効果を有してい
る。

第３図の平面に対し直角な平面に於けるコリメ
ータ２９Ａの断面を示す第４図を参照するとわか
る如く、第１図及び第３図の平面と同様、直交方
向の平面にて観察した場合にも放射線伝達通路６
８はデイテクタ４４へ向けて収束している。この
ようにコリメータ２９Ａの効果は、好ましからざ
るＸ線６９がデイテクタへ向けて延在する線より
逸れている角方向が如何あれ、正確にデイテクタ
４４へ向けられた特定のＸ線６９′以外の患者１
２へ向けられたＸ線６９を遮断することである。

第１図に於て、電子ビーム２３の衝撃によつて
ターゲツト陽極プレート２４に於て発生されたＸ
線は種々の異つたエネルギを有するＸ線を含んで
おり、Ｘ線分布の最もエネルギの低い成分は所要
の像形成に関する限りほとんど価値を持たない。
このような低エネルギのＸ線に患者を不必要に曝
すのを回避するために、例えばアルミニウムの如
き原子番号の小さい材料にて形成された一つ或い
はそれ以上の吸収性過装置がターゲツト陽極プ
レート２４と患者との間に配置されてよい。この
実施例に於ては２〜３mmのアルミニウム或いはこ
れと等価な放射線吸収物質であつてよい第一の
過層７１がターゲツト陽極プレート２４の前面に
当接して配置されている。ターゲツト陽極プレー
ト２４に近い方のコリメータ要素６７の表面上に
フイルタ材料の層７２を配置することにより、又
コリメータ要素６７の外面上にかかる材料の他の
層７３を設けることにより、更に低エネルギのＸ
線が抑制されてよい。フイルタ材料の外側の層７
３はコリメータ２９Ａそれ自身内に於ける分散効
果によつて生じる分散Ｘ線を吸収するという有益
な効果をも有している。同様の理由でコリメータ
内に於けるＸ線分散による放射線量を更に低減す
るために、アルミニウムの如き材料にて充填され
てよく、或いは非常に低いエネルギのＸ線を吸収
する種々の適当なプラスチツクスにて形成されて
よい。かくして放射線伝達通路６８は必ずしも障
害のない開いた通路である必要はなく又必ずしも
すべての形態のＸ線を伝達する必要もない。放射
線伝達通路という言葉はここでは所要のエネルギ
のＸ線を伝達するが必ずしも他のＸ線を伝達しな
いコリメータ内の帯域として使用されている。

上述の如き物理的性質を有するコリメータ要素
６７は鉛ガラスに通路６８を非常に正確に穿孔す
ることによつて形成されてよい。このように形成
される場合には、非常に小さな面積を有する非常
に多数の稠密に隔置された通路６８を与え得るよ
うにするためにはレーザビーム穿孔法が好まし
い。実際例えば夜間視覚装置や像強化装置に於て
使用されるマイクロチヤンネルプレートを製造す
るのに使用されているものと同様のオプチカルフ
アイバ法によりコリメータ要素６７を形成するの
が好ましい。かかる方法の中には以下の如きもの
がある。管状の鉛ガラスロツド内を通る通路が初
めのうちは水溶性或いは酸溶性のコア材料にて充
填された状態で多数の鉛ガラスロツドを並行に配
置される。次いでこのガラスロツドの列は加熱に
よつて溶融されて引伸ばされ、このプロセスに於
て隣接するガラスロツド間の隙間が除去され且つ
その断面積が低減される。ボール（bould）とし
て知られる溶融されたガラスロツドの列は横方向
に切断されて所要厚の要素が形成される。次いで
得られた列の要素は通路より可溶性のコア材料を
除去すべく腐食され、所要のマイクロチヤンネル
プレートを形成すべく両面が研摩される。かかる
方法によれば通路６８の直径が約25μであり中心
間距離が約37μである要素が得られる。上述の程
度にまで処理した後にはコリメータ要素は収束性
ではなく平行な通路６８を有している。所要の収
束性を生じるために、マイクロチヤンネルプレー
トが通路が収束する点に中心を有する球上に配置
される湾曲化プロセスが使用される。次いでこの
要素はマイクロチヤンネルプレートの重さによつ
て、或いはもし必要ならば外部より圧力を加える
ことによつて湾曲が起こる温度にまで加熱され
る。かかる湾曲により要素は球の表面に一致する
ようになる。かかる変形は初めのうち平行であつ
た通路６８を球の曲面の中心に収束するような形
状に変形する効果を有している。

後に詳細に説明する如く、かかる湾曲化の主要
な効果は放射線伝達通路６８に所要の収束性を与
えることである。コリメータ要素６７の全体とし
ての球状曲面も第１図に図示されている如くかか
る湾曲化工程により形成される。かかる球状曲面
は、顎の湾曲部分の如き患者の解剖組織構造の湾
曲外部部分に対しＸ線源をより近接して配置する
ことができる点で多くの場合有利である。しかし
場合によつてはコリメータ要素６７は湾曲部を有
する必要はなく、もし内部通路６８が所要の収束
性を有している場合には平面状であつてよい。か
かる平面状のコリメータの例については後述す
る。コリメータ２９Ａが平坦であつてよい場合に
は、コリメータは湾曲化工程を含まない異なつた
プロセスにて形成されてよい。特に中空の鉛ガラ
スの毛細管の溶融された列が通路寸法を低減し且
つすべての通路に一点へ向かう所要の収束性を与
えるべく加熱され且つ細長い円錐状に引伸ばされ
る。次いでかかる円錐状体の所望の平坦な部分が
横方向に切断することによつて形成され、得られ
る平坦な端面が仕上げられたコリメータ要素を形
成すべく研摩される。かかる方法によれば容易に
通路６８を200μ以下の直径に形成することがで
きるが、注意すれば更に小さな直径の通路を形成
することができる。

デイテクタ４４とターゲツト陽極プレート２４
との間の距離として定義されるＸ線管の焦点距離
を変更する必要がない場合には、コリメータ２９
Ａはただ単にＸ線管の正面に永久的に装着されて
よい。コリメータ２９Ａが取外されて焦点距離の
増減に応じて通路６８がターゲツト陽極プレート
２４よりより離れた或いはより近接した点に於て
収束する他のコリメータに置換えられ得るよう、
第１図の実施例は解除可能なコリメータ２９Ａを
採用している。かかる目的で、コリメータ要素６
７は長方形のフレーム７４内に配置されており、
このフレームはＸ線管の正面に設けられたコリメ
ータ受口２８内に嵌合し、ねじ７６によりそこに
係合解除可能に保持されており、又放射線吸収性
材料にて形成されている。第２図を参照すると最
もよくわかる如く、ねじ７６はハウジング２７の
前方側部内に延在しており且つコリメータフレー
ム７４の側部内に適宜に設けられたボア内へごく
僅かな距離だけ入り込んでいる。かくしてねじ７
６を外すことにより、コリメータ２９Ａは受口２
８より取除かれ、異なつた焦点距離を有する他の
コリメータが挿入され且つねじを締めることによ
つて所定の位置に保持される。ねじ７６は焦点距
離が頻繁に変更されるような場合にはより精巧に
してより迅速に作動される係止装置に置換えられ
てよい。

第１図に於て、患者１２の左側の歯列の全体写
真像は、Ｘ方向掃引周波数発生器或いはオシレー
タ７７の出力をビームデイフレクタ３１のＸ方向
掃引端子７８及び表示装置１７のＸ方向掃引端子
７９へ接続することにより、Ｘ−Ｙ表示装置１７
のスクリーン１８上に形成される。Ｘ方向掃引周
波数発生器７７の周波数よりも実質的に小さな周
波数の繰り返し掃引波形を生ずるＹ方向掃引周波
数発生器８８の出力は、ビームデイフレクタ３１
のＹ方向掃引信号端子８２及び表示装置１７のＹ
方向掃引端子８３へ接続される。したがつて電子
ビーム２３はターゲツト陽極プレート２４上のラ
スター模様の通りに繰り返し掃引せしめられ、表
示装置１７の電子ビーム掃引はＸ線源の掃引に関
連される。かかる目的で使用される回路について
は後に詳細に説明する。

デイテクタ４４に於て発生されるＸ線カウント
信号は、走査動作中Ｘ線６９′が通過している患
者の解剖的組織の特定の部分の放射線伝達性或い
は放射線透過性の変化に応じてかかる走査動作中
その数が変化する。初めのうちは光学的信号であ
るカウント信号はプローブ１４Ａの光パイプコア
４８により伝達され、次いでＸ線管の内部光パイ
プ６２により光増幅管４６へ伝達され、ここでこ
のカウント信号データは電圧信号に変換される。
光増幅管４６の出力信号端子８４はビデオ型の増
幅器８７を介して表示装置１７のＺ端子或いは強
度信号端子８６に接続されている。かくして表示
装置１７のスクリーン１８に於ける可視像の連続
点は、患者の解剖的組織のうち走査されている領
域内の対応する点に於ける放射線伝達性により決
定される程度の照度を有しており、スクリーン１
８に於ける像は所要の放射線写真像を構成する。
完全な走査がそれぞれ人間の肉眼の及ぶ継続時間
にて行われる場合には、その可視像は直接スクリ
ーン１８に於て観察することができる。永続型の
陰極線管スクリーン１８、好ましくは永続性を調
整し得る型のスクリーンが使用される場合には、
この可視像は走査時間の制限を受けることなく上
述した要領にて観察することができる。スクリー
ン１８が比較的長い走査時間を要し且つその永続
性が短いために直接観察できないような場合にそ
の像を永久的に記録し或いはその可視像を形成す
るために、その露光時間が少くとも一つの走査用
ラスターを完成するに必要な時間に等しくされた
カメラ１８′がスクリーンを写真撮影すべく使用
されてよい。

上述の制御回路１６に適した追加の構成要素が
本願出願人に係わる米国特許第3949229号に開示
されており、必要ならば本発明のシステムに組込
まれてよい。これらの構成要素を使用すれば、必
要に応じて種々の鮮像法を使用することができ、
又従来の厄介なフイルム録画ではなく磁気テープ
などに放射線写真像データを保存することができ
る。この例の電気制御回路１６については、さも
なければ生じることがある像の光学的歪を緩和す
べくこの回路内に組込まれてよい追加の装置と組
合わせてこれ以降詳細に説明する。

システムの焦点距離を選択的に変化するための
構造的装置についてはすでに説明した。単一の装
置が広角パノラマ像及び局部的な歯科放射線写真
或いは被写体の小さな部分が大きな倍率にて映像
化された場合の如き像の両方を形成するために使
用されるような状況に於いて焦点距離調整が必要
とされる。かかる焦点距離調整はプローブ１４Ａ
を、焦点距離が増大されるべき場合にはデイテク
タ４４をターゲツト陽極プレート２４よりさらに
離れた位置に配置する他のプローブに、或いは焦
点距離が減小されるべき場合にはデイテクタをタ
ーゲツト陽極プレート２４により近接して配置す
る他のプローブに置換えることによつて行われ
る。デイテクタ４４の位置がこのようにして変更
されると、コリメータ２９Ａは新たな位置に配置
されたデイテクタ４４に於て収束する放射線伝達
通路６８を有する他のコリメータに置換えられな
ければならない。かかるプローブ及びコリメータ
の交換と一緒に他の調整も行われてよい。特にＸ
線管内のうち電子ビーム２３が該Ｘ線管の中心軸
線より偏向される領域がターゲツト陽極プレート
２４より隔置されている距離が、実質的にデイテ
クタ４４がターゲツト陽極プレート２４より隔置
されている距離と異なつている場合には、像の歪
を生じることがある。多くの場合このような歪は
調整され得るが、上述の如くプローブ及びコリメ
ータを交換して焦点距離を選択的に変更すること
と一緒に、電子ビーム偏向領域及びデイテクタ４
４が実質的にターゲツト陽極プレートの内面２６
より等距離に位置する状況のままで或いは面２６
までの距離が一定のままであるようデイフレクタ
３１の軸線方向位置も上述の装置によつて変更さ
れると、かかる像歪は低減或いは除去され得る。

第５図は焦点距離を増大するために上述した如
き調整が行われた後のＸ線管１３の前方部分を示
している。第５図に於て元のプローブ１４Ａは、
デイテクタ４４ＢをＸ線管の正面よりさらに離れ
た位置に配置するような大きな焦点距離を有する
点を除けば前記プローブ１４Ａとほぼ同様の内部
構造を有する新たなプローブ１４Ｂに置換えられ
ている。プローブ１４Ｂの曲率は患者に与える不
快感を低減するよう修正されている。同様に元の
コリメータ２９Ａは、放射線伝達通路６８Ｂがよ
り離れた位置にあるデイテクタ４４Ｂに於て収束
するよう異なつた角方向に整合されている第二の
コリメータ２９Ｂに置換えられている。コリメー
タ２９Ｂは前述の如き平坦な形状であるという点
で第１図に図示されたコリメータ２９Ａとは異な
つている。

第１図乃至第５図について説明した形式のプロ
ーブ１４は主に全体写真像的歯像形成用Ｘ線を発
生するよう設計されており、Ｘ線管の正面の一方
の側部或いは他方の側部に装着された状態で図示
或いは説明してきた。局部的歯像を形成するため
のＸ線を形成することなどの如き他の目的に対し
ては、このプローブはかなり異なつた形状を有し
ていてよく、又Ｘ線管の異なつた位置に取付けら
れてよい。第６図は患者の下顎の個々の歯或いは
少数の歯の局部的Ｘ線像を形成するよう調整され
たＸ線管１３の前方部分を示している。特に修正
されたプローブ１４ＣはＸ線管の中心軸線の上方
に配置された特定の取付け装置５２ＢにてＸ線管
の正面上に装着されている。この修正されたプロ
ーブ１４Ｃは上述したプローブとは異なつた形状
を有しており、直接Ｘ線管の正面より前方へ延在
しており、プローブの先端へ向けて僅かに下方へ
湾曲している。この例に於てはデイテクタ４４Ｃ
はＸ線管の正面からの距離が他のプローブの場合
とは異なつた位置に配置されるので、これに対応
する変更された焦点距離を有する他のコリメータ
２９Ｃが使用される。

この修正されたプローブ１４Ｃは、このプロー
ブを取付け装置５２Ｄより取外しこれを第６図に
破線１４C′にて図示されている如くコリメータ
２９Ｃの下方にある取付け装置５２Ｃ内に再装着
することにより、上顎の局部的歯像形成用Ｘ線を
発生するために使用することもできる。破線にて
示された位置に装着されたプローブを使用して患
者の上側の門歯の局部Ｘ線像を形成するために第
６図の装置の使用法が第７図に図示されている。
特にＸ線管１３は、被写体１２の上側正面門歯の
後方に直接プローブのデイテクタ４４Ｃを配置す
べくプローブ１４C′が僅かに上方へ向いた状態
で患者の口腔内に延在するよう、患者の上顎の正
面に直接配置されてよい。

プローブ１４C′を含むＸ線管１３′を支持する
ために、装着ブラケツト８８がこの場合適当な支
持装置８９へ接続されるようハウジングの下側に
於て該ハウジング２７に固定されている。支持装
置８９はこの例の場合力を加えることによつて湾
曲して形状を変化するがＸ線管１３を選択された
位置及び方向に支持するに十分な剛性を有する半
剛性の湾曲可能な管状体である。Ｘ線管１３の重
量或いは他の理由により非湾曲型の支持体が必要
である場合には、従来の歯科用Ｘ線管を支持する
ために使用されている周知の形式の鋏状ブラケツ
トなどが使用されてよい。支持装置８９はもし必
要ならばシステムの電気制御回路の構成要素を内
包するハウジング９１に取付けられてよい。この
場合Ｘ線管の電気的構成要素を回路の残りの構成
要素に接続する導電体は支持装置８９内に配置さ
れてよい。

本発明の上述の例は特定の形態の歯科用放射線
写真の形成を容易にするよう設計された焦点距離
や形状を有する交換可能なプローブを使用してい
る。しかし生物体内の被写体或いは冶金学的鋳造
物の如き無生物体のＸ線透視などの他の形式の放
射線写真を形成するに適した焦点距離や形状を有
する他のプローブ１４が用意されてよいことが理
解されよう。第８図は患者の頭部の中央領域の医
学的Ｘ線像の形成を容易にし又他の解剖学的特徴
のうち耳の骨質構造を表示するよう設計された他
の一つのプローブ１４Ｄを担持するＸ線管１３の
前方部分を示している。かかる目的に対してはプ
ローブ１４ＢはＸ線管の正面にある側部取付け装
置のうちの一つ即ちこの場合取付け装置５２Ｂに
装着されてよい。プローブ１４Ｄはこれまで説明
したものよりも大きな焦点距離を有しており、患
者の頭部を迂回して延在し且つＸ線管の正面とは
正対側の患者の頭部の側にある耳の孔に僅かな距
離だけ入るような形状とされている。デイテクタ
を患者のＸ線源とは反対側にある或いはプローブ
が挿入され得る人体の種々の窪み或いは孔内の適
当な位置にデイテクタを配置するために他の種々
のプローブ形状が採用されてよい。同様に鋳造品
の如きＸ線像により観察されるべき工業用部材の
キヤビテイ内にデイテクタを配置し得るよう他の
形状を有するプローブが用意されてよい。

これまで説明した基礎的な電気制御システムは
ある状況の下では表示装置１７に於る可視像に
種々の形態の光学的歪を生ずるという事実につい
ては既に説明した。少くとも実際上は医者、歯科
医師、或はその他の放射線像を解釈するものがか
かる歪を知つておりそのデータを解釈するにあた
つてかかる状況を適当に斟酌すればかかる像の歪
は調整され得る。しかし放射線像解釈の仕事を簡
単にする為にはできるだけかかる歪を低減或は除
去するのが好ましい。本発明によればかかる目的
で使用される制御回路の構成要素が設けられてい
る。

ターゲツト陽極プレートからのデイテクタ及び
放射線管の電子ビーム偏向領域の相対的間隔を変
更することにより生ずる歪を除去する為の構成要
素については既に説明した。もし修正がなされな
ければ他の幾つかの形態の像歪或は像劣化が生ず
る。これらの中には像の異つた領域に於る倍率が
相違することにより生ずる幾何学的歪もあれば、
異なつた時間に或は走査用ラスターの異なつた領
域に於る被写体或はデイテクタに到達する放射線
量の変動により生ずる像強度の変化により生ずる
ものもある。

先ず倍率相違の効果について考える。像の被写
体の倍率を適宜に調整し得ることはかかる一般的
な型のＸ線走査システムの一つの利点である。か
かる調整は二つの方法のいづれかの方法にて行な
われ得る。第一の方法はＸ線管１３に於る走査用
ラスターの大きさに対する表示装置１７に於る走
査用ラスターの大きさの比を増減することであ
る。他の方法はターゲツト陽極プレート２４及び
デイテクタ４４に対する被写体の位置を変更する
ことである。もし被写体がデイテクタ４４に相対
的に近接して配置されると視野は狭くなるが像の
倍率は高くなる。逆にもし被写体がターゲツト陽
極プレート２４に近接し且つデイテクタ４４より
離れて配置されると、倍率は低下するが広角度の
視野が得られる。

倍率制御の第一の方法は、ただ単にＸ線管１３
或は視覚的表示装置１７のいずれか或はその両方
の電子ビーム偏向制御装置を調整することにより
容易に行なうことができる。又第二の方法はただ
単にＸ線管１３及びプローブ１４を被写体へ向け
て或は逆方向へ移動することによつて行なわれ
る。

像の異なつた領域に於る倍率が相違するという
問題は一部は上述の第二の方法の倍率調整の基礎
になつているのと同一の因子により生ずる。第９
図に於て、像に表示されている歯列（被写体）１
２の数個の歯はターゲツト陽極プレート２４とデ
イテクタ４４との間の異なつた相対的位置に位置
している。像領域の中央近傍の歯は、像領域の側
部近傍にある歯に比べターゲツト陽極プレート２
４に比較的に近接しており且つデイテクタ４４よ
り比較的離れている。従つて補正がなされない場
合には上述の因子に従い、この歯の異なつた領域
に於ける倍率が相異するようになる。

像の領域によつてその倍率が相違する第二の因
子は、たとえターゲツト陽極プレート２４に沿つ
た電子ビームの走査速度が一様であつたとして
も、映像化されるべき被写体に沿つた有効走査速
度は必ずしも一様ではないことがあるという事実
である。第９図に於て、この例に於て映像化され
るべき歯列１２の歯は半径Ｒを有しデイテクタ４
４にその中心Ｄを有する円弧Ａにほぼ沿つて配置
されている。もしＸ線管１３の電子ビームがＸ方
向に即ち９図の平面内にて一様な速度にて走査さ
れると、その円弧Ａに沿つた有効走査速度は変化
する。有効走査速度はターゲツト陽極プレート２
４に最も近くこれに並行である円弧Ａの中央部に
沿つたところでは最も遅いが、ターゲツト陽極プ
レート２４の平面より徐々に離れる方向へ湾曲し
ている円弧Ａの端部（即ち奥歯）へ向うにつれて
徐々に増大する。補正をしなければ、中央近傍の
歯は像の側部により近い歯よりもＸ方向或は横方
向に非相似的に像の大きな領域を占める、換言す
ればＸ方向により大きく拡大されるようになる。

上述した二つの倍率相違の効果は、かかる効果
を補償する為にＸ線管１３或は表示装置１７のい
ずれかに於るＸ及びＹ方向の走査掃引速度を非線
形化することにより低減或は実質的に除去され得
る。かかる目的でＸ線管１３の走査動作を非線形
化することが好ましい。又かかる目的の電気制御
装置については後に説明する。かかる回路の作動
を最もよく理解する為には上述の効果の数学的分
析が必要である。

第９図に於て点ＯはＸ線管の軸線に沿つた偏向
されていない電子ビームの衝撃点であるターゲツ
ト陽極プレート２４の中心を示しており、且つ以
下の方程式の為の座標系の原点を郭定している。
点Ｐは走査用ラスターの経路内の電子ビームがタ
ーゲツト陽極プレート上に衝突する任意の点を示
している。Ｄは円弧Ａ（これに沿つて映像化され
るべき歯が配置されている）の中心に配置された
デイテクタ４４の位置を示しており、Ｒは前記円
弧Ａの半径である。Ｃは中央Ｘ線通路Ｏ−Ｄに沿
つた点Ｏからの円弧Ａまでの一定距離を示してお
り、Ｖはその瞬間の電子ビームの衝撃点Ｐから円
弧Ａまでの距離を示す変数である。Ｘは点Ｏから
Ｘ走査方向への点Ｐの変位量を示す変数であり、
θはＸ線ラインＯ−Ｄ及びＰ−Ｄにより形成され
る角度を示す変数である。Ｓは円弧Ａに沿つて測
定した場合のＸ線ラインＯ−ＤからのＸ線ライン
Ｐ−Ｄまでの座標上の距離である。

基礎的な三角法的関係より以下の式が導かれ
る。

Ｘ＝（Ｒ＋Ｃ）tanθ (1) Ｓ＝Ｒθ (2) 式(1)及び(2)よりＳとＸの間には線形的関係がな
いことがわかる。何故ならば、Ｓはθに応じて線
形的に変化し、Ｘはtanθに応じて変化するから
である。

かくしてＸ線管１３及び表示装置１７の両方の
Ｘ線掃引速度が一定であるならば、像歪が発生
し、中央Ｘ線通路Ｏ−Ｄにより近接した歯はＸ線
通路Ｏ−Ｄよりより離れた歯よりも大きく拡大さ
れる。かかる特定の形態の歪を除去する為に、Ｘ
ではなくθがＸ方向走査中線形的に変化するよう
にされる。このことはＸ方向の電子ビーム掃引速
度がtanθの関数として変化するようにすること
によつて行なわれる。かかる目的に適した電気回
路装置については後に説明する。被写体の形状が
そのような補正を必要とするものである場合には
同様の補正がその直交方向即ちＹ方向の湾曲を補
正する為に行なわれてよい。

Ｙ方向即ち第９図の平面に垂直な方向の倍率相
違の効果を補償する補正について考える。歯列１
２の如き形状を有する被写体についてはかかる分
析が必要以上に複雑になるのを回避する為に、歯
列円弧Ａに沿つて並ぶすべての歯はＹ方向に同一
の垂直方向高さを有しているものと仮定する。第
１０図は第９図の線Ｘ−Ｘに沿つた歯換言すれば
中央Ｘ線通路Ｏ−Ｄを含む垂直平面に沿つた解図
的断面図である。前記垂直平面が交差する歯T₁
が完全に映像化される為にはＹ方向の掃引距離は
Ｙ_pであることを要し、この歯T₁はこれまでに説
明した如き理由で（Ｒ＋Ｃ）／Ｒ倍だけ拡大され
る。第１１図は第９図の線XI−XIに沿つた、換言
すればＸ線通路Ｐ−Ｄを含む垂直平面に沿つた解
図的断面図である。第１１図の平面が交差する歯
T₁とは別の歯T₂が完全に映像化される為にはそ
のＹ方向の掃引距離はＹ_pであることを要し、こ
の歯T₂は歯T₁の倍率よりも（Ｖ＋Ｒ）／（Ｃ＋
Ｒ）だけ大きく拡大される。かくしてそれぞれ第
１０図及び第１１図のT₁及びT₂は実際には同一
の高さであるが、歯T₂はＸ線像に於ては歯T₁よ
りも大きく拡大される。他の一連の垂直平面につ
いてかかる効果を分析することにより、この場合
高さが一定であり且つ円弧Ａに沿つて存在すると
仮定された歯の如き物体は、中央Ｘ線通路Ｏ−Ｄ
よりいずれかの方向へＳが増大するにつれて像に
於て益々大きく拡大される。かかる効果はＸ線管
１３内に於るＹ方向の電子ビーム掃引速度を非線
形化することによつて低減或は除去することがで
きる。かかる目的で必要とされるＹ方向掃引速度
の補正は以下の如く導き出される。

第１０図及び第１１図に図示された関係より以
下の式が導かれる。

Ｙ_ｐ／Ｙ_ｐ＝Ｖ＋Ｒ／Ｃ＋Ｒ (3) 第９図に図示された関係より以下の式が導かれ
る。

Ｖ＋Ｒ／Ｃ＋Ｒ＝secθ (4) 式(3)及び(4)より以下の式が得られる。

Ｙ_ｐ／Ｙ_ｐ＝secθ (5) かかる補正の目的は、像に於るすべての歯がこ
の分析に於て仮定されたのと同一の即ち実際の高
さと同一の高さＹ_pを呈するようにすることであ
る。数学的にはかかる補正は以下の如く導かれ
る。原点Ｏを通過するＹ方向の変位は時間と共に
変化する。

Ｙ_pt＝Ｆ_(t) (6) この例に於ては、Ｆ_(t)はこの歯が垂直方向に
は大きく湾曲していないので三角波関数である。

式(5)及び(6)より以下の式が得られる。

Ｙ_p＝Ｆ_(t)secθ (7) かくしてＸ線管１３内に於る電子ビームのＹ方
向掃引速度は非線形化されてsecθの関数として
変化するようにされなければならない。かかる目
的で使用される回路装置については後に説明す
る。

かかる目的でセカント関数が使用されるのは、
一定の曲率半径Ｒを有する円弧Ａに沿つて配置さ
れているからである。もし映像化されるべき物体
或は一連の物体が曲率半径が一定ではなくθの関
数として変化するような他の形状を有する線に沿
つて存在している場合には、セカント関数以外の
更に複雑な関数がほぼ同様の三角法分析により導
かれなければならない。

第９図を参照しつつ、その性質上幾何学的なも
のではなく普通の異なつた領域に好ましからざる
強度変化或はコントラスト変化を惹起す如き形態
の像劣化を補正する方法について考える。他の多
くの被写体同様この例に於て映像化されるべき歯
はターゲツト陽極プレート２４からデイテクタ４
４へ至るＸ線通路に沿つた厚さが異なつている。
従つて一つの歯の鮮明な像を形成するに最も適し
たＸ線エネルギレベルはそれとは異なつた放射線
透過性を有する他の歯を映像化するに最も適した
レベルとは異なる。第９図の例に於ては患者の歯
列円弧１２の正面より後方へ向うにつれて、或は
図示の例に於てはθが増大する方向に歯の厚さ従
つて放射線不透過性が増大する。換言すれば映像
化されるべき被写体のＸ線吸収性はＸ方向走査の
内最大負θの部分に於て最も小さく、各θがその
最大正の値に近付くにつれて増大する。

像の鮮明度は、上述した被写体の異なつた領域
に於る放射線透過性の相違を補償するようプログ
ラムされた要領にて、走査動作中Ｘ線管１３内に
於る電子ビームのエネルギを変化することによつ
て高められる。かかる目的で使用される回路装置
については後に説明する。第９図の例に於てはこ
のことはＸ方向の走査中電子ビームのエネルギを
θの関数として徐々に増大することによつて行な
われてよい。もしより正確な補償が必要な場合に
は、それぞれの走査中に於るエネルギ変化は連続
的に徐々に上昇するようなものである必要はな
く、その走査の連続的な段階に於て映像化される
特定の歯或は歯の特定の部分の放射線透過性によ
り決定される一連の段階的な増減よりなつていて
よい。或は走査が比較的厚い後方の歯或は臼歯と
より放射線を透過し易い前面の歯との間を通過す
る段階に於て、ただ単に一度だけ電子ビームのエ
ネルギレベルを変化することによりしばしば許容
し得る程度の補償が行なわれ得る。

被写体が歯科患者の歯以外のものでありしかも
異なつた領域に於る厚さ及び／或は放射線吸収性
が明らかに異なつている如きものである場合に
は、走査用ラスターの異なつた領域に於る電子ビ
ームエネルギをほぼ同様にプログラムすることが
行なわれてよい。Ｘ線エネルギを変化するという
上述の説明はＸ方向の変化について行なわれた
が、もし被写体の性質上それが望ましいならば、
同様のステツプがその直交方向即ちＹ方向の走査
動作について行なわれてよい。かくして第９図に
於て、電子ビームエネルギは被写体のＹ方向の放
射線透過性の相違により決定される通りに、各φ
の関数として連続的に或は段階的に或はそれらの
組合せで変化されてよい。

像の鮮明度を高める為には走査動作中に被写体
へ照射される放射線束強度が先ほど説明した放射
線透過性の相違を受入れるべく計画的に変化する
のではなく実質的に一定であるようにすることが
望ましい。補正しない場合には、ただ単にＸ線が
各走査用ラスターに於る異なつた時間にターゲツ
ト陽極プレート２４の異なつた点に於て発生する
という事実の為に、走査用ラスターの異なつた領
域に於て被写体に照射される放射線は一様ではな
くなる。二つの異なつた効果によりかかる不均一
性が発生される。第一のかかる効果はよく知られ
た二乗に反比例する法則に従つて放射線束が距離
の増大に応じて減少することである。第９図に於
て、放射線通路Ｐ−Ａは中央Ｘ線通路Ｏ−Ｄより
も長く、一般にＸ線がターゲツト陽極プレート２
４よりデイテクタ４４迄移動しなければならない
距離はＸ方向の走査の中央部よりかかる走査の両
端へ向うにつれて徐々に増大する。このことはＹ
方向の走査動作についても然りである。このよう
に二乗に反比例する法則によつて放射線束が減少
する為に、たとえ一様な放射線透過性を有する被
写体が映像化されている場合でさえも、或はＸ線
源とデイテクタとの間に全然Ｘ線を吸収するもの
が存在しない場合でさえも、デイテクタ４４に於
るカウントレートは変化してしまう。より詳しく
説明するならば電子ビームが原点Ｏより離れて移
動するにつれて、比（Ｒ＋Ｃ）^２／r²の関数とし
てデイテクタ４４に於るＸ線カウントレートが減
少する（ここにｒはターゲツト陽極プレート２４
上の電子ビームの衝撃点からデイテクタ４４迄の
距離である）。この関係には、走査動作中Ｘ線カ
ウントの好ましからざる変化を惹起す第二の効果
（これより説明する）が考慮されていない。

特にＸ線が発生するターゲツト陽極プレート２
４は、第９図に於て明瞭ではないが第１２図（Ｔ
にて示された厚さは説明を明瞭にする為に大きく
誇張されている）を参照すれば分る如く有限の厚
さを有している。第１２図に於てターゲツト陽極
プレート２４上の任意の電子ビーム衝撃点が文字
Ｅにより表示されており、その座標がｒ，θ．φ
にて示されている。かかる座標及び他のシンボル
はこれ迄の図面や説明に使用されたものと同一の
意味を有しているが、Ｘ線原点からデイテクタ４
４迄の距離であるｒはターゲツト陽極プレート２
４の厚さＴを含んでいることに留意されたい。

走査用ラスターの中心に配置された原点Ｏに於
て発生するＸ線は直接ターゲツト陽極プレート２
４を通過してデイテクタ４４迄到達し、このター
ゲツト陽極プレートの材料により吸収されるので
ある特定の程度だけ減少される。例えば点Ｅの如
き中心外の点に於て発生するＸ線はターゲツト陽
極プレート２４の厚さＴを斜めに通過しなければ
ならず従つてより大きく減少される。Trにて示
されたターゲツト陽極プレートを通るＸ線通路の
有効長さは、Ｘ方向及びＹ方向の走査の先端へ向
うにつれて徐々に増大する。従つて補正が行なわ
れなければこれに対応して好ましからざるＸ線カ
ウントレートの変化がデイテクタ４４に於て発生
する。

二乗に反比例する法則によるＸ線カウントの変
化及びターゲツト陽極プレートの有効厚さが異な
ることによるＸ線カウントの変化の両方を補正す
ることは、走査動作中Ｘ線管１３内の電子ビーム
電流を変化してかかる効果を補償するよう放射線
束を調整することによつて実現される。かかる目
的に必要な電子ビーム電流変化について考える
と、二乗に反比例する法則による効果に関する限
り、デイテクタ４４に於るＸ線カウントレートは
比（Ｒ＋Ｃ）^２／r²の関数として変化することが
分つている。ターゲツト陽極プレートに於ける吸
収能が変化する効果を考慮に入れると、Ｘ線カウ
ントの好ましからざる変化は以下の式で表わされ
る。

Ｉ／I₀＝〔（Ｒ＋Ｃ）^２／r²〕ｅ^-uTr (8) ここにＩ＝任意の点Ｅからデイテクタへ至るＸ
線束。

I₀＝中央Ｘ線通路Ｏ−Ｄに沿つてデイテク
タへ到達する殆んど減少されないＸ線束。

ｕ＝ターゲツト陽極プレート材料の線形的
吸収係数 （他の文字は既に説明した意味と同一の意味を
有している） 第１２図に於て三角法的関係より次の式が導か
れる。

Tr＝Tsecθsecφ (9) この補正の目的は映像化されるべき被写体が存
在しない場合のターゲツト陽極プレート上のすべ
ての点（即ちすべての値のＹ_p及びθの点）より
デイテクタに受けられる放射線束を一定にするこ
とであるので、式(8)の右辺はその左辺即ちＩ／I₀
をすべての値のＹ_p及びθに対し一定にせしめる
補正係数Ｋを乗算されなければならない。補正係
数Ｋは以下の如く表わされる。

Ｋ＝Ｋ（Ｙ_p，θ）＝r²e^uTr (10) Ｘ線減少が僅かなものに対しては以下の近似が
有効である。

ｅ^uTr〓（１＋uTr） (11) 式(10)及び(11)より Ｋ＝r²（１＋uTr） (12) 第１０図より、 r₀ ²＝Y₀ ²＋（Ｒ＋Ｃ）^２ （13） 及び secφ＝r₀／（Ｒ＋Ｃ） （14） 従つて式(9)及び（14）より Tr＝〔r₀／（Ｒ＋Ｃ）〕（Tsecθ） （15） 第９図、第１０図、第１１図より r²＝r₀ ²sec²θ （16） 式（15）及び（16）を式(12)に代入して以下の式が
得られる。

Ｋ＝r₀ ²sec²θ 〔１＋uTr₀secθ／（Ｒ＋Ｃ）〕 （17） この式（17）はこれ迄説明したデイテクタ４４
に於るＸ線カウントの好ましからざる変化を補償
するのに必要とされるＸ方向走査中の電子ビーム
電流の変化を示している。この式（17）に従つて
電子ビーム電流を変化するのに適した回路装置に
ついては後に説明する。

上述した幾つかの異なつた形態の潜在的な光学
的歪や像鮮明度劣化はＸ及びＹ方向のＸ線管１３
内に於る電子ビーム掃引の速度を非線形化し、又
上述した幾つかの数学的関数に従つて或はほぼこ
れに従つて電子ビームのエネルギ及び電流を変調
することによつて大きく低減或は除去され得る。
かかる補正を行なうに適した電気制御回路が第１
３図に図示されている。

さて第１３図に於てＸ線管１３の電子ビーム発
生及び制御要素は、従来の要領にてフイラメント
１０２により加熱されると電子を発出する陰極１
０１を含んでおり、この陰極はＸ線管１３の接地
されたターゲツト陽極プレート２４へ向けて電子
を加速する電場を形成する為に高圧電源１０３よ
り負の高電位を加えられる端子１０１′を有して
いる。陽極２４を接地して陰極１０１を高電位に
維持することはＸ線管の従来の手法とは逆であ
り、このことにより歯科患者或は医学的患者、或
は導電性を有する無生物体が、電撃の危険を生ず
ることなくＸ線管の正面に非常に近接して或はＸ
線管の正面に当接して配置され得るという利点が
得られる。かかる電撃が問題ではない場合は、必
要ならば陰極が接地され、正の高圧電源が陽極プ
レートに接続されてよい。高圧電源１０３はプロ
グラム可能な形式のものであり、陰極１０１へ供
給される出力電圧の大きさは、後に詳細に示す如
く電子ビームのエネルギが走査動作中変調される
よう入力電圧信号を変化することによつて調整可
能である。

Ｘ線管１３の電子銃２２は端子１０５′を有す
る制御グリツド１０５を有しており、このグリツ
ドに後に詳細に説明する如く電子ビームの電流を
変調する目的である電圧が加えられる。又電子銃
２２は第一の陽極１０４及び強力収束グリツド１
０６の如き要素を有しており、これらの要素は本
発明の像補正を行なうには使用されないが従来の
目的で設けられている。前述の如くＸ線管１３は
ターゲツト陽極プレート２４上の電子ビームの衝
撃点を制御するＸ方向ビーム偏向コイル３３Ｘと
Ｙ方向ビーム偏向コイル３３Ｙとを有しており、
これらのコイルはそれぞれＸ方向偏向信号端子７
８、Ｙ方向偏向信号端子８２を有している。

この制御回路にはこの回路の構成要素を作動す
る為の正の定電圧が供給される第一の出力端子Ｂ
＋と、同様の目的で負の定電圧が供給される第二
の出力端子Ｂ−とを有する整流された直流電源１
０７が設けられている。図面が過度に複雑になる
のを回避する為にこの電源からこの制御回路のた
いていの構成要素迄の結線は、それらが従来の周
知の結線である場合には図面に図示されていな
い。

Ｘ方向掃引周波数発生器７７は表示装置１７の
Ｘ方向掃引周波数端子７９へ接続された出力端子
７７′を有している。この発生器７７はＸ線管１
３及び表示装置１７に於る所要のＸ方向掃引或は
走査周波数に対応する振動数にて最大負電圧と最
大正電圧との間を線形的に周期振動する符号７７
Ｗにて示された型の傾斜信号出力波形を発生する
周知の構造であつてよい。同様にＹ方向掃引周波
数発生器８１は表示装置１７のＹ方向掃引周波数
端子へ接続された出力端子８１′を有しており、
Ｘ方向周波数発生器７７のそれとほぼ同様の形状
の傾斜信号８１Ｗを発生する周知の形式のもので
あるが、走査用ラスターに必要とされる水平走査
ラインの数により決定される実質的に小さな周波
数を有している。Ｘ方向掃引周波数とＹ方向掃引
周波数との間の差は第１３図に図示された波形７
７Ｗ及び８１Ｗに見られるよりも通常はるかに大
きい。しかし図面のスペースが制限されているの
で実際の差を図示するのは実際的ではない。

デイテクタ４４に於て発生する光学的Ｘ線カウ
ント信号は前述の光増幅管４６により電気的信号
に変換される。光増幅管４６のＸ線カウント信号
出力端子８４はゲイン調整可能な増幅器１０８及
び差動増幅器１０９の一方の入力側を経て表示装
置１７のＺ端子或は強度信号端子８６へ接続され
ている。差動増幅器１０９の他方の入力側は選択
可能な直流電圧源１１１へ接続されており、この
電圧源は直流電源１０７のＢ＋及びＢ−端子へ接
続された両端を有する抵抗要素１１３に沿つて移
動可能な可調整接点１１２よりなつてよい。

ゲイン調整可能な増幅器１０８は視覚的表示装
置１７へ加えられる強度信号の電圧レベルを選択
的に制御するのを可能にし、一方差動増幅器１０
９及び選択可能な電圧源１１１はある選択された
振幅以下の電気的パルスを抑制することによりデ
イテクタのノイズを抑制するのを補助する。かか
る形式の強度信号チヤンネルは、デイテクタ４４
に於るＸ線カウントの平均レートが個々のカウン
トが時間的に分離されてそれらを区別し且つそれ
ぞれ処理することができるほど低いような場合に
最も適合している。個々に区別できるようなパル
スではなくＸ線カウントパルスが累積して検出さ
れるＸ線束に比例した変化電圧レベルを発生する
ほど高いＸ線カウントが存在する場合には、例え
ば米国特許第3949229号に開示されている如く積
分形式のＺ信号チヤンネルが使用されてよい。

Ｘ方向掃引周波数発生器７７の出力端子７７′
がＸ線管１３のＸ方向偏向コイル端子７８へ接続
されており、Ｙ方向掃引周波数発生器８１の出力
端子８１′がＸ線管の端子８２へ接続されてお
り、定電圧がＸ線管の陰極端子１０１′及び制御
グリツド端子１０５′に加えられており、しかも
上述した形式の像歪及び像鮮明度劣化が存在して
いる場合には、表示装置１７に像を形成するのに
更に複雑化することなく上述の制御回路を使用す
ることができる。かかる像は多くの場合特にデイ
テクタ４４がＸ線管１３のターゲツト陽極プレー
ト２４より実質的な距離だけ隔置されている場合
に有用である。何故ならば、かかる効果の苛酷さ
はＸ線管よりデイテクタへ向う種々のＸ線通路の
収束度合により決定されるそのシステムの焦点距
離に反比例するからである。しかし特にこれ迄説
明している如き歯科の用途や他の多くの場合の如
くデイテクタ４４がＸ線管１３に比較的近接して
配置される場合には、勿論かかる歪が低減或は除
去されるのが好ましい。従つて上述の幾つかの数
学的制御関係に従つてＸ方向及びＹ方向掃引周波
数波形を変形し且つ電子ビームのエネルギ及び電
流を変調する為に、補償回路装置１１４が掃引周
波数発生器７７，８１とＸ線管１３の端子との間
に接続されている。

補償回路装置１１４は第１３図にブロツク線図
にて図示された一連の電子式関数発生器１１６，
１１７，１１８，１１９，１２１及び乗算器１２
２，１２３，１２４に依存しており、かかる回路
装置の構成要素はよく知られた内部構造であつて
よく、商業的に入手可能である。一般にかかる種
類の関数発生器は入力電圧の関数としてある予め
定められた数学的関係に従つて出力電圧を発生す
る。例えば関数発生器１１６は入力電圧のタンジ
エント関数として変化する出力電圧を発生する周
知の形式のものであり、一方関数発生器１１７は
入力電圧のセカント関数として変化する出力電圧
を発生する形式のものである。関数発生器１１
８，１１９は入力電圧の二乗に比例した出力電圧
を発生する形式のものであり、関数発生器１２１
は入力電圧の平方根に比例した出力電圧を発生す
る形式のものである。乗算器１２２，１２３，１
２４は、その乗算器の二つの入力側に加えられる
二つの電圧の積に比例した出力電圧を発生する形
式のものである。かかる一般的形式の関数発生器
及び乗算器は例えばアナログ式コンピユータ回路
によく使用されている。かかる関数発生器のデザ
インはよく知られているが、補償回路装置１１４
の全体としての特性を理解するのを容易にするた
めに、関数発生器１１６などに適した内部回路に
ついて説明する。

先に説明した数式(1)，(2)及びそれに付随する分
析に戻るが、Ｘ走査方向に於ける倍率相違の効果
は、Ｘ方向掃引周波数発生器７７により発生され
る如き線形的な態様ではなくtanθの関数として
Ｘ線管１３の端子７８に加えられるＸ方向掃引周
波数信号を変化することによつて補償され得る。
かかる目的でＸ方向掃引周波数発生器７７の出力
端子７７′は信号レベルを調整してＸ線管１３内
に於けるＸ方向走査の長さを決定することができ
るゲイン調整可能な増幅器１２６を介してタンジ
エント関数発生器１１６の入力側へ接続されてよ
い。この例のＸ線管１３に使用される磁気偏向シ
ステムは、静電デイフレクタの場合に於ける如く
電圧に応答するのではなくＸ方向偏向コイル３３
Ｘを流れる電流に応答するので、タンジエント関
数発生器１１６の出力側は電流増幅器１２７及び
可変抵抗器１２８を介してＸ線管の端子１７８に
接続されている。静電偏向システムがＸ線管１３
に使用される場合には、電圧増幅器が電流増幅器
１２７に換えて使用されてよい。

タンジエント関数発生器１１６に適した内部回
路は周知であるが、Ｘ線管の制御端子に加えられ
る修正された波形の特性を理解するのを容易にす
るために、特定の例を第１４図に図示し且つこれ
について簡単に説明する。

第１４図に於て、タンジエント関数発生器１１
６の入力端子１１６ｉに加えられるＸ方向掃引周
波数入力波形７７Ｗは、一連の正極の三角形電気
的パルスと負極の同様の逆転パルスとの交互のパ
ルスとより成るよう処理される。第１４図の回路
の上半分は入力波形７７Ｗの正の部分を処理し、
一方この回路の下半分は入力波形の負の部分を処
理する。入力波形７７Ｗは選択可能な直流電源１
３１Ｐに接続された参照入力を有する差動増幅器
１２９Ｐの他方の入力側に加えられる。直流電源
１３１Ｐは、入つてくる波形の負の部分を抑制し
且つ時間的に分離された一連の三角形正パルスと
して正の部分を伝達するよう増幅器１２９Ｐを調
整することができる。第一のダイオード１３２Ｐ
及び可変抵抗器１３３Ｐが増幅器１２９Ｐと加算
接合点１３４との間に接続されている。第二のダ
イオード１３６Ｐ及び可変抵抗器１３７Ｐが増幅
器１２９Ｐと加算接合点１３４との間に接続され
ているが、この場合ダイオード１３６Ｐの入力側
は、増幅器１２９Ｐの出力側と負電源端子Ｂ−と
の間に接続された抵抗要素を有するポテンシオメ
ータ１３９Ｐの可調整接点を介して増幅器１２９
Ｐの出力側に接続されている。同様に第三のダイ
オード１４１Ｐ及び可変抵抗器１４２Ｐが、増幅
器１２９Ｐの出力側と電源端子Ｂ−との間に接続
された抵抗要素とを有する他のポテンシオメータ
１４３Ｐの可動接点を介して、増幅器１２９Ｐの
出力側と加算接合点１３４との間に接続されてい
る。加算接合点１３４は動作増幅器１４４及びこ
の増幅器に並列に接続された抵抗器１４６を介し
てタンジエント関数発生器１１６の出力端子１１
６_０へ接続されている。

第１５Ａ図は第１４図のタンジエント関数発生
器１１６の入力１１６ｉに加えられるＸ方向掃引
周波数信号の波形７７Ｗを示している。第１５Ｂ
図は出力端子１１６_０に於けるタンジエント関数
発生器の修正された出力波形を示している。特に
第１５Ｂ図の波形の正の部分については、この出
力電圧は、個々に取出せば線形的であるが徐々に
傾斜が増大する一連の三つの電圧上昇セグメント
ａ，ｂ，ｃにて非線形的に上昇することがわか
る。この正の出力電圧は徐々に傾斜が減小する同
様の一連の線形的セグメントにて減小する。

第１４図の回路はかくして三角形入力波形を修
正する。なぜならば、正の三角形パルスのリーデ
イングエツジが増幅器１２９Ｐの出力側に現われ
るとダイオード１３２Ｐがすぐに導電状態となつ
て上昇電流を加算接合点１３４へ伝達するからで
ある。この様にダイオード１３２Ｐがすぐに導電
性を有するようになることは、選択可能な電源１
３１Ｐを調整してこのダイオードのフオワードバ
イアスを増幅器１２９Ｐからの基礎電圧出力にて
オフセツトすることによつて行われる。このこと
は第１５Ｂ図の波形の初期セグメントａに対応し
ている。ダイオード１３６Ｐ及び１４６Ｐは、そ
れぞれポテンシオメータ１３９Ｐ及び１４３Ｐに
よりこれらのダイオードの入力側にそれぞれより
大きな負のバイアスが加えられているので初めの
うちは通電しない。かくして接合点へ至る電流入
力は第１５Ｂ図の波形セグメントｂにより示され
ている如くより急峻に上昇する。入つてくる波形
７７Ｗが更に上昇すると、ダイオード１４１Ｐは
通電を開始し、これにより第１５Ｂ図の波形の最
も急峻なセグメントｃに対応して、加算接合点１
３４へ供給される電流に第三の増分を追加する。
動作増幅器１４４及び抵抗器１４６は加算接合点
１３４に於けるかかる上昇電流を出力端子１１６
_０に於ける対応する上昇電圧出力信号に変換す
る。

しかる後入力電圧が線形的に減少し始めると、
動作の逆の手続が起こり、ダイオード１４１Ｐが
通電を停止し、次いでダイオード１３６Ｐが通電
を停止し、入力波形が正領域より負領域へ移行す
る時最後にダイオード１３２Ｐが通電を停止し
て、第１５Ｂ図の波形の正の部分の非線形的下降
部分が形成される。

第１４図の回路の下半分はほぼその上半分と同
様であるが、ダイオード１３２Ｎ，１３６Ｎ，１
４１Ｎがその回路の上半分の対応するダイオード
に対し逆転されており、ポテンシオメータ１３１
Ｎ，１３９Ｎ，１４３Ｎはその回路の上半分の対
応するポテンシオメータに於ける如くＢ−端子で
はなくＢ＋電源端子に接続されている。かくして
この回路の下半分はその回路の上半分が入つてく
る波形の正の部分を修正するのとほぼ同様の要領
にて入つてくる波形の負の部分を修正する。修正
された正負二つの部分は加算接合点１３４に於て
組合わされ、出力端子１１６_０に於て完全に修正
された出力波形７７Ｔが形成される。

第１５Ｂ図に於て、かかる形式の関数発生器は
不連続点のない理想的な形で所要の波形を発生す
ることはないが、そのかわりそれら自身は線形的
である一連のセグメントａ，ｂ，ｃにより所要の
波形に近似する。この様に理想的に修正された掃
引信号より逸れていることにより生じる像の歪
は、多くの場合実際的な問題を提起することがな
い程に小さい。かかる歪が更に低減される必要の
ある場合には、第１４図の回路は回路の正の上半
分及び負の下半分の両方に追加の段階のダイオー
ド１３２，１３６，１４１、可変抵抗器１３３，
１３７，１４２、ポテンシオメータ１３９，１４
３等を追加することによつて修正されてよい。こ
うすることにより第１５Ｂ図に図示された如く出
力波形は、この場合よりも短い継続時間を有する
より多数の線形的セグメントａ，ｂ，ｃ……を有
するよう修正され、これにより所要の理想的な波
形により一層近づけることができる。

Ｙ方向の倍率が相違する効果を補正する回路装
置について考える。先に導き出した数式(7)及びこ
れに関連する説明より、Ｙ方向掃引周波数信号８
１Ｗは非線形化され、secθの関数として変化す
るようにされなければならないことが理解されよ
う。かかる目的で、第１３図に於て、Ｙ方向掃引
周波数発生器８１の出力端子８１′は乗算器１２
２の一方の入力側に接続されている。Ｘ方向掃引
周波数発生器７７の出力端子７７′はゲイン調整
可能な増幅器４７を介して関数発生器１１７の入
力側に接続されている。関数発生器１１７はsec
θの関数を示す出力波形を発生し、かかる出力は
他の一つのゲイン調整可能な増幅器１４８を介し
て乗算器１２２の他方の入力側へ伝達される。か
くして第１５Ｃ図に図示されている如く、乗算器
１２２の出力は、連続するＸ方向走査中secθの
関数として変化するよう非線形化されたＹ方向掃
引周波数発生器の線形的出力信号８１Ｗに対応す
る電圧波形１２２Ｗである。乗算器１２２の出力
は通常、Ｘ線管１３のＹ方向磁気偏向コイルが比
較的高電流を必要とするにも拘らず低電流電圧信
号であるので、乗算器１２２の出力はゲイン調整
可能な増幅器１４９及び電流増幅器１５１及び可
変抵抗器１５２を介してＸ線管のＹ方向偏向信号
端子８２へ接続されている。

前述した如き被写体の放射線透過性の相違を補
償すべくそれぞれのＸ方向走査中Ｘ線管１３内の
電子ビームエネルギの変化をプログラムする回路
装置について考える。他の一つの関数発生器１５
３がゲイン調整可能な増幅器１５４を介してＸ方
向掃引周波数出力端子７７′へ接続された入力側
と、他の一つのゲイン調整可能な増幅器１５６を
介してプログラム可能な高圧電源１０３の電圧制
御信号端子１０３′へ接続された出力側とを有し
ている。Ｘ方向走査中Ｘ線エネルギの変動が常に
Ｘ線管１３のすべての使用態様に対し同一である
ようにしたい場合には、関数発生器１５３はかか
る走査動作中の電子ビームエネルギの所要の変化
に対応して予め定められた修正を行われた入力信
号を発生する形式のものであつてよい。例えば第
１図に図示された条件の下で、即ち映像化される
べき歯がその像の左側より右側へ移行するにつれ
て幾分か徐々に厚さが増大するような条件の下
で、Ｘ線管が常に全体像的なＸ線歯像を形成する
ために使用される場合には、第１３図に於て、関
数発生器１５３は、プログラム可能な高圧電源１
０３がＸ線管１３のそれぞれのＸ方向走査ライン
中徐々に電子ビームのエネルギを増大するように
するために、入力信号に比べ比較的緩慢に上昇す
る出力信号を発生する一定の形式のものであつて
よい。この例に於ける如く、関数発生器１５３は
Ｘ線管１３を異つた使用態様にて使用できるよう
にし且つＸ方向に変化する放射線透過性を有する
種々のパターンを有する被写体に使用できるよう
にするためには、種々の関数のうちのいずれかを
選択することができる形式のものであるのが好ま
しい。第１４図に図示された関数発生器の回路に
よれば、いくつかの可変抵抗器１３３，１３７，
１４２及びポテンシオメータ１３１，１３９，１
４３を選択的に調整することによりかなり自由に
種々の出力波形を選択することができる。更に広
範な予め定められた波形変調を可能にする他の形
式の関数発生器が当技術分野に於て知られてお
り、もし必要ならばこれらが使用されてよい。

第１３図に於て、回路装置１１４の残りの構成
要素は、二乗に反比例する法則の効果及び走査動
作の異なつた部分に於けるターゲツト陽極プレー
ト２４のＸ線吸収性が変化することにより生ずる
被写体及びデイテクタに於ける放射線束レベルの
上述した好ましからざる変化を補償する。先に導
かれた数式（17）は、かかる効果を補償するよう
な要領にて電子ビームの電流を変化するためにＸ
線管の制御グリツド１０５へ加えられた電圧がこ
れに従つて変化されなければならない制御関係を
表わしている。この式（17）より明らかである如
く、上述の他の形式の補正に於けるよりもかなり
複雑な補正が含まれている。

数式（17）に従つて制御グリツド１０５の電圧
を変調するために、乗算器１２３の一方の入力は
二乗関数発生器１１８を介してsecθの関数発生
器１１７の出力を受ける。即ち乗算器１２３の一
方の入力はsec²θ信号を受ける。Ｙ方向掃引周波
数発生器８１の出力８１′は入力電圧の二乗に比
例した出力電圧を発生する形式の二乗要素である
関数発生器１１９の入力側へ接続されている。二
乗関数発生器１１９の出力は乗算器１２３の他の
入力側へ接続された出力端子を有する差動増幅器
１５７の一方の入力側へ接続されている。差動増
幅器１５７の他方の入力は選択可能な電源１５８
へ接続されている。この電源１５８は電源のＢ＋
端子とＢ−端子との間に接続された抵抗要素を有
し且つ差動増幅器１５７の参照入力へ接続された
可動要素を有する形式のものであつてよい。選択
可能な電源１５８は数式（13）の定数項（Ｒ＋
Ｃ）^２を示す電圧を発生するよう調整される。二
乗関数発生器１１９の出力はこの数式のＹ^２ _０項を
示しており且つこれら二つの出力は増幅器１５７
により加算されるので、増幅器１５７の出力は数
式（17）のｒ^２ _０項である。このｒ^２ _０信号電圧は乗算
器１２３内に於て関数発生器１１８より導かれる
sec²θ信号電圧により乗算される。この乗算器１
２３からの出力電圧は数式（17）の定数項
〔uT／（Ｒ＋Ｃ）〕^２により入力信号をスケール
するよう調整されたゲイン選択可能な増幅器１５
８を介して伝達され増幅器１５８の出力は次いで
平方根関数発生器１２１を通されて乗算器１２４
の一方の入力側に於て関数（uT／Ｒ＋Ｃ）
（r₀secθ）を示す電圧信号が形成される。乗算器
１２４の他方の入力は乗算器１２３の出力側より
ｒ^２ _０sec²θ電圧信号を受ける。したがつて乗算器
１２４の出力は数式（17）により与えられる和の
第二項である（uTr^３ _０sec³θ）／（Ｒ＋Ｃ）を示
している。式（17）の補正係数Ｋは上述の如く乗
算器１２３の出力側に於て得られる信号ｒ^２ _０Sec²
θを加えることによつて得られる。かかる目的で
加算増幅器１５９は乗算器１２４の出力側に接続
された入力端子と乗算器１２３の出力側へ接続さ
れた入力端子とを有している。これにより上述の
数式（17）に於て郭定された所要の補正係数Ｋを
示すアナログ電圧が増幅器１５９の出力側に現わ
れる。増幅器１５６の出力側は電子ビームの電流
を変調して所要の像補正を行うために、Ｘ線管１
３の制御グリツド端子１０５′へ接続されてい
る。

個人によつて歯或いは他の解剖組織構造の大き
さや形状がかなり異なるので、第１３図の回路の
幾つかの調整可能な制御装置を調整して像歪を最
小限にすることは、Ｘ線不透過性ワイヤなどにて
形成された粗製の好ましくは可撓性のガーゼ材料
を使用することによつて容易にされ得る。かかる
ガーゼは映像化されるべき被写体の周りに巻付け
られ、次いでＸ線走査システムが視覚的表示装置
のスクリーン上にこのガーゼの像を観察し得る程
度の低いパワーレベルにて一時的に作動される。
そうすれば歪補正回路の幾つかの制御装置は、介
在するオープンスペースが等しくされた状態で水
平方向にも垂直方向にもガーゼのワイヤの像が平
行関係にもたらされるよう容易に調整され得る。
低いレベルの像の線形化が行われた後に、そのガ
ーゼは取除かれ、所要の放射線写真を得るべくそ
の放射線管の電子ビームエネルギが正常な作動レ
ベルにまで増大される。

第１３図の回路はこれまでに説明した幾つかの
形式の像補正を行うための構成要素を含んでいる
が、少くとも幾つかの像歪或は像劣化が補正を必
要とするほど重大ではない場合もあり、このよう
な場合には第１３図の回路の対応する補正構成要
素の部分は省略されてよい。前述の米国特許出願
第674059号に開示されている如きコンピユータを
組込まれたレントゲン断層写真システムにＸ線管
及びデイテクタが使用されている場合がその一例
である。或る形式のコンピユータを組込まれたレ
ントゲン断層写真撮影システムに於ては、Ｘ線管
の電子ビーム走査用ラスターはＸ方向の一本の走
査ラインに制限されてよい。かかる場合にはＹ方
向を含む上述の補正はもちろん必要ではない。

映像化されるべき被写体の異なつた領域に於け
る放射線透過性が異なる効果に対する補正を除け
ば、上述したすべての形式の潜在的な光学的歪や
像劣化はベースとしてターゲツト陽極プレート２
４の広い領域により郭定され、頂点としてほぼ点
状のデイテクタ４４によつて郭定された走査領域
のほぼ円錐体状の形状により生じる。即ち、完全
な走査用ラスターの経路に於て発生されたすべて
の有用なＸ線はデイテクタ４４の位置に於て収束
し、最短のＸ線通路に沿つたターゲツト陽極プレ
ート２４からデイテクタまでの距離、即ち第９図
の中央Ｘ線通路Ｏ−Ｄはそのシステムの焦点距離
として定義される。

かかる潜在的な歪や像劣化の苛酷さは焦点距離
が増大するにつれて、即ち小さなデイテクタ４４
がターゲツト陽極プレート２４より離されるほど
減少する。かかる特徴により像歪や像劣化の程度
を低減する他の一つの方法が与えられる。特に第
１６図に於て、このことはただ単にそのシステム
の焦点距離を増大することにより或いは換言すれ
ばＸ線管１３Ｅからデイテクタ４４Ｅへ至る収束
度合を低減することによつて行われる。場合によ
つては像歪や像劣化は前述した電子的信号補償が
ほとんど或いは全然必要ではない程度にまで低減
される。条件が許せば前述の実施例に於ける小さ
なＸ線デイテクタは単にＸ線管の正面より更に離
れて配置されるだけでよく、収束性が小さく更に
離れたＸ線デイテクタに向けられた放射線伝達通
路を有する修正されたコリメータが使用されてよ
い。しかし用途によつてはかかる配列が、歪が低
減されたという利点を上回る他の悪影響を生じる
ことがある。例えば第１６図に於て、小さなデイ
テクタがかかる配列の離れた焦点１６１に配置さ
れたとすれば、その像は映像化されるべき特定の
歯を含んではいるが、歯科患者の頭部の反対側に
ある歯或は他の解剖組織構造の像が二重写しにさ
れ、かかる像によつて映像化されるべき特定の所
要の像が不明瞭にされることがある。かかる問題
及び長い焦点距離に伴う他の問題を回避するため
に、第１６図の実施例に於ては修正されたデイテ
クタ４４Ｅが使用されており、このデイテクタ４
４Ｅはより大きく且つ焦点にではなくＸ線管１３
Ｅと焦点１６１との間に配置されている点で前述
の実施例に於けるデイテクタとは異なる。デイテ
クタ４４Ｅの感放射線領域は、被写体の形状によ
つてデイテクタの大きさが制限されるので、ター
ゲツト陽極プレート２４Ｅに於ける走査用ラスタ
ーから焦点１６１まで移動するＸ線を遮断するに
必要十分な大きさであるのが好ましい。換言すれ
ば、非常に大きなデイテクタは第１６図の歯科患
者の口の如き制限された空間内へ挿入することが
できない。

幾何学的制限やデイテクタの大きさの制限によ
るこれらの制約のために、第１６図の実施例は特
に全体像ではなく局部像の映像化に適している。
場合によつてはデイテクタ４４の大きさが制限さ
れることによりその視野が小さくなることは局部
Ｘ線写真の特徴である。同様の理由で、第１６図
の実施例はより小さな走査用ラスター領域を有す
るより小さなＸ線管１３Ｅを採用している。しか
しＸ線管及びデイテクタを変位し一連の像を形成
することによつて全体像を得ることができる。か
くしてデイテクタ４４Ｅ及びＸ線管１３Ｅは例え
ば映像化されるべき歯列円弧１２の部分の湾曲の
中心に回動軸線を有する円弧１６３に沿つて回動
するなどして破線の位置４４E′，１３E′へ変位
されてよい。又Ｘ線管１３Ｅ及びデイテクタ４４
Ｅは両顎の歯或いは他の頭蓋骨形状が映像化され
得るよう前記回動軸線に平行な方向へ移動されて
もよい。もし必要ならば、かかる異なつた視点か
ら取られたすべての像が一つのスクリーン上に表
示されて一つの写真上に歯列全体のモザイク状の
像が形成されてもよい。このことはそれぞれの像
がスクリーン上の異なつた位置に現れるよう、表
示装置の掃引センタリング制御装置をＸ線管１３
及びデイテクタを変位するために使用される如き
機械的装置へ機械的に接続することによつて行わ
れてよい。視覚的表示装置のスクリーン上の像が
永久的な放射線写真を得るために写真撮影されな
ければならないような場合には、Ｘ線管１３Ｅ及
びデイテクタ４４Ｅが再配置される間を除きカメ
ラのシヤツタが映像化プロセス中開状態に維持さ
れてよい。かかる手段により歯列１２の全体が一
つの放射線写真に表示される。もし必要ならば、
デイテクタ４４は前述したプローブと同様のプロ
ーブ１４Ｅにより支持され且つ配置されてよく、
第１６図のシステムの他の部分は上述の実施例の
対応する部分と同様であつてよい。

大きなデイテクタ４４Ｅを使用するシステム
は、前述の実施例の非常に小さなデイテクタを使
用するシステムに比べ、分散された放射線、二次
Ｘ線などからの擬似Ｘ線カウントの影響を受け易
い。このことはかかる擬似カウントが像を不鮮明
にし且つコントラストを低減するのでそれ自身像
劣化の一形態である。したがつて前述の実施例の
システムとは対照的な第１６図のシステムに類似
のシステムを選択するか否かは特定の使用条件を
考慮しつつそれぞれの利害得失を比較考量する問
題である。しかし擬似カウントによる像劣化は、
被写体とデイテクタとの間に配置される追加のコ
リメータ１６４を使用することによつて第１６図
のシステムに於てもかなり低減される。この場合
追加のコリメータ１６４は、デイテクタ４４Ｅが
その有効性を最大限にし且つコリメータの大きさ
を最小限にし且つコリメータの配置及び支持を容
易にするので、直接デイテクタ４４Ｅに当接して
固定される。ほぼデイテクタへの方向ではあるが
一次コリメータ２９Ｅから来るＸ線の角度以外の
角度にて移動している二次Ｘ線或は分散されたＸ
線は追加のコリメータ１６４によつて吸収され、
したがつてデイテクタ内に誤つた信号を発生する
ことはない。映像化されるべき被写体は放射線量
が最小限に抑えられなければならないような生物
体ではないような場合に於ては、一次コリメータ
２９Ｅを使用することなく追加のコリメータ１６
４が使用されてよい。いずれかのコリメータのみ
によつても、像の形成を可能とするためにＸ線管
よりデイテクタへ至るＸ線伝達を或る与えられた
距離に於ける単一の通路に制限することができ
る。しかし被写体が生物体である場合には、被写
体とＸ線管との間にコリメータを配置すること
は、有用な像データが得られる特定の通路に沿つ
て被写体へ向けられてはいないＸ線を抑制すると
いう点で有益である。

以上に於てはシステムの作動は第１３図の視覚
的表示装置１７のスクリーンに瞬間的な放射線写
真像を得ることについて主に説明されたが、像デ
ータを伝達し且つ第１３図の端子７９，８３，８
６へ伝達される電気信号は、表示装置１７のスク
リーンに表示する代りに或はこれと同時に、像を
後に再形成し得るよう磁気テープに或は他の装置
によつて保存されてよいことが理解されよう。例
えばテレビジヨンシステム或はコンピユータを組
込まれたレントゲン断層写真撮影システムに於け
るビデオ信号の処理に使用される如き種々の高映
像化法が、像の品質を向上し、像のある特性を強
調し、或は特別の像表示を行うために使用されて
よい。同様に視覚的表示装置１７のスクリーン１
８に表示される像は永久的な放射線写真を形成す
べく写真撮影されてよい。かかる方法にて一般的
な形式のＸ線走査システムより得られる信号を保
存し処理する方法が前述の米国特許第3949229号
に開示されている。

以上に於ては本発明をその特定の実施例につい
て詳細に説明したが、本発明はかかる実施例に限
定されるものではなく、本発明の範囲内にて種々
の修正並びに省略が可能であることは当業者にと
つて明らかであろう。

【図面の簡単な説明】

第１図は歯科の放射線写真撮影に使用される本
発明によるＸ線走査システムの解図であり、Ｘ線
管及びデイテクタプローブの部分が内部構造を説
明するために破断されており、このシステムの電
気回路構成要素が解図的に図示されている。第２
図は第１図のＸ線走査装置の正面を示す解図であ
る。第３図は第１図及び第２図の装置に使用され
る放射線コリメータの一部を示す第２図の線−
に沿つた解図的断面図であり、このコリメータ
の構造及び動作効果を示している。第４図は第３
図の平面に垂直な第２図の線−による第１図
及び第２図の装置のコリメータの解図的断面図で
ある。第５図は第１図及び第２図のＸ線管とほぼ
同様のＸ線管の前方部分を示す部分断面図であ
り、このシステムの焦点距離がＸ線プローブ及び
Ｘ線コリメータの位置を変えることによつて選択
的に変更される様子を示している。第６図は第１
図及び第２図のＸ線管と同様であるが、特に局部
的なＸ線歯像を形成するよう修正された形式のデ
イテクタプローブを使用しているＸ線管の前方部
分の斜視図である。第７図は局部的なＸ線歯像を
形成するために本発明の装置が使用されている態
様を示す解図である。第８図は第１図及び第２図
のＸ線管とほぼ同様のＸ線管の前方部分の斜視図
であり、Ｘ線管の正面上の他の位置に装置された
他の形式のＸ線デイテクタプローブの使用態様を
示している。第９図は補正機構がない場合に光学
的歪がいかにしてＸ線走査システム内に生ずるか
を示す解図である。第１０図は走査が第一の方向
或いは第二の方向へシステムの中央軸線より逸れ
た場合にＸ線走査システム内に発生する或る形態
の光学的歪を説明する解図である。第１１図は走
査が直交方向或いはＹ方向へ中央軸線より逸れた
場合にＸ線走査システム内に発生する歪を説明す
る解図である。第１２図は補正装置がない場合に
いかにして他の形態の歪が発生するかを示す解図
である。第１３図は歪補正装置を含むこれまでの
図面に図示されたＸ線走査システムの電気的構成
要素の解図的ブロツク線図である。第１４図は第
１３図に解図的ブロツク線図にて図示された関数
発生器の回路を詳細に示す解図的ブロツク線図で
ある。第１５Ａ図はこれまでの図面に図示された
システムのＸ線管及び表示装置に使用されるＸ方
向掃引周波数波形を示す解図である。第１５Ｂ図
は線形的Ｘ方向掃引がＸ線管に使用された場合に
発生することがある形態の光学的歪を補償するた
めにＸ線管に加えられる以前の第１５Ａ図の波形
の修正波形を示す解図である。第１５Ｃ図はＸ線
管の電子ビームがそのシステムの軸線よりＹ走査
方向へ逸れた場合に発生することがある形態の歪
を補償するために形成されるＹ方向掃引周波数波
形の変形波形を示す解図である。第１６図は像歪
の効果を緩和する他の装置を具現化する本発明の
Ｘ線管及びデイテクタプローブの変形例を示す解
図である。 １１……Ｘ線走査システム、１２……被写体あ
るいは歯列、１３……Ｘ線管、１４……デイテク
タプローブ、１６……回路、１７……表示装置、
１９……真空包囲体、２１……真空領域、２２…
…電子銃、２３……電子ビーム、２４……ターゲ
ツト陽極プレート、２６……内面、２７……ハウ
ジング、２７′……層、２８……受口、２９Ａ…
…コリメータ、３１……デイフレクタ、３２Ｙ…
…磁極、３３Ｙ……巻線、３４……ヨーク、３６
……環状溝、３７……タブ、３８……溝、３９…
…ボス、４１……ねじ、４２……ワツシヤ、４４
……デイテクタ、４６……光増幅管、４７……突
出部、４８……光パイプコア、４９……被覆、５
１Ａ……基端部、５２Ａ，５２Ｂ，５２Ｃ，５２
Ｄ……取付け装置、５３……通路、５４……キ
ー、５６……溝、５６Ａ……プランジヤ、５７…
…通路、５８……圧縮ばね、５９……端部、６１
……光パイプ、６２……基部、６３……アーム、
６４……閉止プラグ、６５Ｌ……臼歯、６７……
コリメーシヨン要素、６８……放射線伝達通路、
６９……Ｘ線、７１……フイルタ層、７２，７３
……層、７４……フレーム、７６……ねじ、７７
……Ｘ方向掃引周波数発生器、７８，７９……端
子、８１……Ｙ方向掃引周波数発生器、８２，８
３，８４，８６……端子、８７……増幅器、８８
……装着ブラケツト、８９……支持装置、９１…
…ハウジング、１０１……陰極、１０２……フイ
ラメント、１０３……高圧電源、１０４……第一
の陽極、１０５……制御グリツド、１０５′……
端子、１０６……グリツド、１０７……直流電
源、１０８……ゲイン調整可能な増幅器、１０９
……作動増幅器、１１２……可調整接点、１１３
……抵抗要素、１１４……補償回路装置、１１
６，１１７，１１８，１１９，１２１……関数発
生器、１２２，１２３，１２４……乗算器、１２
６……ゲイン調整可能な増幅器、１２７……電流
増幅器、１２８……可変抵抗器、１２９Ｐ……作
動増幅器、１３１Ｐ……直流電源、１３２Ｐ……
第一のダイオード、１３４……加算接合点、１３
６Ｐ……第二のダイオード、１３９Ｐ……ポテン
シオメータ、１４１Ｐ……第三のダイオード、１
４２Ｐ……可変抵抗器、１４３Ｐ……ポテンシオ
メータ、１４４……増幅器、１４６……抵抗器、
１４７，１４８，１４９……ゲイン調整可能な増
幅器、１５１……電流増幅器、１５２……可変抵
抗器、１５３……関数発生器、１５４，１５６…
…増幅器、１５７……作動増幅器、１５８……電
源、１５９……増幅器、１６１……焦点、１６３
……円弧、１６４……コリメータ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 放射線写真像データを発生するＸ線走査シス
   テムにして、真空包囲体を含むＸ線管が真空領域
   を形成して電子ビームを発生するターゲツト陽極
   プレートと電子銃とを包囲しており、前記Ｘ管は
   前記ターゲツト陽極プレートにＸ線移動原点を形
   成すべく前記電子ビームを前記ターゲツト陽極プ
   レートの表面上の連続する異なつた点へ導く電子
   ビームデイフレクタ装置を有しており、前記Ｘ線
   管に関連しており且つ物体を通過するＸ線を検出
   するようＸ線デイテクタを支持するように配列さ
   れたプローブ部材が前記ターゲツト陽極プレート
   と前記Ｘ線デイテクタとの間に配置されており、
   前記プローブ部材の基端部は前記Ｘ線デイテクタ
   より隔置されており、又Ｘ線カウントデータを前
   記デイテクタより該基端部へ伝達する装置と、前
   記Ｘ線カウントデータを示す電気的信号を伝達す
   る少くとも一つの出力端子を含み前記プローブ部
   材の前記基端部より前記Ｘ線カウントデータを受
   ける装置とを含んでおり、前記Ｘ線管のための支
   持装置は前記Ｘ線デイテクタが前記ターゲツト陽
   極プレートの外方にこれより既知の距離に配置さ
   れるよう前記プローブ部材の前記基端部を前記Ｘ
   線管に対し剛固に支持する装置を含んでおり、こ
   れにより物体を通過する前記ターゲツト陽極プレ
   ートからのＸ線が既知の幾何学的Ｘ線通路に沿つ
   て前記Ｘ線デイテクタに於て収束するようになつ
   ていることを特徴とするＸ線走査システム。 ２ 特許請求の範囲第１項のＸ線走査システムに
   於て、前記Ｘ線管支持装置は前記Ｘ管より第一の
   プローブ部材を取外し他のプローブ部材を前記支
   持装置に取付けて前記Ｘ線管より物体を通つて前
   記デイテクタへ至る異なつた幾何学的形状のＸ線
   通路を形成するための解除可能な取付け装置を含
   んでいることを特徴とするＸ線走査システム。 ３ 特許請求の範囲第１項のＸ線走査システムに
   於て、前記プローブ部材の前記基端部を通る前記
   Ｘ線カウントデータを受ける前記Ｘ線管に近接し
   て設けられた前記支持装置は、光学的周波数エネ
   ルギ信号に応答して電気的電圧信号を発生する形
   式の感光装置と、前記感光装置より前記支持装置
   まで延在する光学的エネルギ伝達要素とを含んで
   おり、前記Ｘ線デイテクタはシンチレーシヨンデ
   イテクタであり、前記デイテクタより前記プロー
   ブ部材の前記基端部へ前記Ｘ線カウントデータを
   伝達する前記装置は前記プローブ部材内に収納さ
   れた光パイプであることを特徴とするＸ線走査シ
   ステム。 ４ 特許請求の範囲第２項のＸ線走査システムに
   於て、前記Ｘ線管用の前記電子ビームデイフレク
   タ装置は、前記プローブ部材の交換による前記タ
   ーゲツト陽極プレートから前記Ｘ線デイテクタへ
   至る距離の変化に一致すべく、前記ターゲツト陽
   極プレートから前記ビームデイフレクタ装置まで
   の間隔を選択的に変化する装置を含んでいること
   を特徴とするＸ線走査システム。 ５ 特許請求の範囲第２項のＸ線走査システムに
   於て、前記ターゲツト陽極プレートから前記Ｘ線
   デイテクタへ向けて移動するＸ線の通路内にコリ
   メータ装置を受け且つこれを支持する解除可能な
   第二の取付装置が前記Ｘ線管に近接して設けられ
   ていることを特徴とするＸ線走査システム。 ６ 特許請求の範囲第５項のＸ線走査システムに
   於て、前記コリメータ装置は前記ターゲツト陽極
   プレートと前記Ｘ線デイテクタとの間に配置され
   ており且つ前記第二の取付け装置により解除可能
   に係合された第一の放射線コリメータを含んでお
   り、前記第一の放射線コリメータは少くとも一部
   は複数個の隔置された放射線伝達通路が前記Ｘ線
   デイテクタへ向けられた状態で前記通路がそれを
   貫通する放射線吸収性材料にて形成されており、
   又前記コリメータ装置は前記第一のコリメータが
   前記Ｘ線管より取外されて前記第一のプローブ部
   材とは異なつた前記ターゲツト陽極プレートから
   の距離の位置にＸ線デイテクタを配置する第二の
   プローブ部材に前記第一のプローブ部材が置換え
   られる時、前記第二の取付け装置内にて前記Ｘ線
   管上に係合可能である第二の放射線コリメータを
   含んでおり、前記第二のコリメータも放射線吸収
   性材料にて構成されており且つそれぞれ前記第二
   のＸ線デイテクタの位置へ向けられた複数個の隔
   置された放射線伝達通路を有していることを特徴
   とするＸ線走査システム。 ７ 特許請求の範囲第１項のＸ線走査システムに
   於て、前記電子ビームを前記Ｘ線管の前記ターゲ
   ツト陽極プレートの表面へ導く前記電子ビームデ
   イフレクタ装置は、前記表面上のラスター模様領
   域を横切つてそのＸ座標方向に繰り返し前記電子
   ビームを掃引し且つ前記Ｘ座標方向掃引の位置を
   前記表面上にて繰り返しＹ座標方向に変位するよ
   う構成されており、又Ｘ方向掃引周波数電気信号
   を発生するＸ方向掃引周波数信号発生器と、Ｙ方
   向掃引周波数信号を発生するＹ方向掃引周波数信
   号発生器とを含んでおり、更に前記Ｘ方向掃引周
   波数信号発生器からの前記Ｘ方向掃引周波数信号
   及び前記Ｙ方向掃引周波数信号発生器からの前記
   Ｙ方向掃引周波数信号を前記Ｘ線管の前記電子ビ
   ームデイフレクタ装置へ伝達する回路装置を含ん
   でおり、前記回路装置は前記ターゲツト陽極プレ
   ートに於ける前記電子ビームの前記Ｘ方向の走査
   の速度を非線形化すべく前記Ｘ方向掃引周波数信
   号発生器と前記電子ビームデイフレクタ装置との
   間に接続された第一の関数発生器装置を含んでい
   ることを特徴とするＸ線走査システム。 ８ 特許請求の範囲第７項のＸ線走査システムに
   於て、前記第一の関数発生器装置は前記ターゲツ
   ト陽極プレートに於ける前記電子ビームの前記Ｘ
   座標方向の走査速度を非線形化することにより、
   被写体の前記Ｘ座標方向のＸ線走査速度を非線形
   化することを特徴とするＸ線走査システム。 ９ 特許請求の範囲第７項のＸ線走査システムに
   於て、前記ターゲツト陽極プレートに於ける前記
   電子ビームの前記Ｙ座標方向の走査速度を非線形
   化することにより前記被写体の前記Ｙ座標方向の
   Ｘ線走査速度を非線形化すべく、前記Ｘ方向及び
   Ｙ方向掃引周波数信号発生器と前記電子ビームデ
   イフレクタ装置との間に接続された第二の関数発
   生器装置を含んでいることを特徴とするＸ線走査
   システム。 １０ 特許請求の範囲第７項のＸ線走査システム
   に於て、前記Ｘ線管の前記電子銃はそれに加えら
   れる制御グリツド電圧の変化に応答して電子ビー
   ムの電流を変化する制御グリツドを有しており、
   第三の関数発生器装置が前記Ｘ方向及びＹ方向掃
   引周波数信号発生器と前記制御グリツドとの間に
   接続されており、これにより前記ターゲツト陽極
   プレート上に於ける前記電子ビームのＸ方向及び
   Ｙ方向への走査中、走査用ラスター内の或る予め
   定められた参照点から前記ターゲツト陽極プレー
   ト上の前記電子ビームの一時的な衝撃点までの距
   離の関数として前記制御グリツド電圧を変化する
   ようになつていることを特徴とするＸ線走査シス
   テム。