JPH0260330B2 - - Google Patents
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- JPH0260330B2 JPH0260330B2 JP5245179A JP5245179A JPH0260330B2 JP H0260330 B2 JPH0260330 B2 JP H0260330B2 JP 5245179 A JP5245179 A JP 5245179A JP 5245179 A JP5245179 A JP 5245179A JP H0260330 B2 JPH0260330 B2 JP H0260330B2
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- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
- G—PHYSICS
- G06—COMPUTING OR CALCULATING; COUNTING
- G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
- G06T12/00—Tomographic reconstruction from projections
- G06T12/10—Image preprocessing, e.g. calibration, positioning of sources or scatter correction
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- Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
- Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
- Y10S—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
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- Y10S378/901—Computer tomography program or processor
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Description
本発明は、コンピユータ・トモグラフイ装置、
特に、コンピユータ・トモグラフイ法により得ら
れる画像の多色収差を修正する画像処理装置に関
するものである。 コンピユータ・トモグラフイ法により身体各部
の断層像を形成する装置は、例えば米国特許第
3788614号および第3924129号により知られてい
る。かかる装置においては、Ｘ線を代表とする透
過性放射の単一もしくは複数のビームを複数の方
向から身体に投射して代表的には電子放射検出器
により透過ビームを測定し、身体の内部構造の多
数の投影を得る。ついで、かかる多数の投影を代
表的には例えば折り畳み逆投影法を用いたデイジ
タル計算機により組合わせて、身体の断層像が作
られる。 多数の投影から断層像を計算する初期の方法で
は、一般に、種々の構成部分の長さとこれらの構
成部分による放射の全減衰量との間に線形相関を
仮定し、放射の通路に沿つて積分した組織密度
が、身体に入射する放射の強さと身体から出て行
く放射の強さとの比の対数に等しくなるものとし
ていた。この仮定は、普通、単色放射源に対して
は正しいが、放射エネルギーにより変化する減衰
係数を有する身体の構成部分に関連した多色放射
スペクトルを呈するスキヤナに適用した場合には
収差像が形成される。従来技術のスキヤナは、多
色効果を部分的に消去するために、低エネルギー
のスペクトル成分を低減してＸ線ビームを硬化す
るためのフイルタを備えていた。また、従来技術
のスキヤナは、大抵、身体の全組織に有効な単一
の減衰関数を仮定し、この減衰関数を、Ｘ線源か
らの既知スペクトルに関連させて、像再生演算に
おける一次補償すなわち単一スペクトルまたは単
一デイメンジヨンの修正として適用することによ
り、多色効果を補償するように試みていた。 実際に、すべての身体組織は、エネルギー依存
Ｘ線減衰特性を有することが見出されており、こ
のエネルギー依存Ｘ線減衰特性は、水すなわち軟
組織および骨の各特性によつて支配され、これら
の特性の組合わせにより近似することができる。
しかしながら、水と骨とのエネルギー減衰スペク
トルは本質的に異なつている。巨視的レベルある
いは微視的レベルで骨および軟組織の混在からな
る身体を透して伝播する多色放射ビームは、非線
形に相互作用して、測定した投影のＸ線強度値を
歪ませるカルシウムと水との混合スペクトルによ
り必然的に影響を受ける。 本発明装置は、かかる多色Ｘ線歪みに対し、無
修正、もしくは、原投影データに大体の再生前修
正すなわち単一スペクトル修正のみを施した原
CT画像について動作する。本発明装置において
は、歪んだ原画像から抽出した情報に基づいて誤
差像を決定し、この誤差像を原画像から差し引い
て修正画像を得ている。なお、修正画像を得るに
は、つぎの過程が必要である。 生物学上の種々の組織、例えば骨および軟組織
の投影の評価は、原デイジタル画像から、それら
種々の組織をそれぞれに対応したグレー・レベ
ル、あるいは、断層像に対応した解剖学上の区域
に関する従来の幾何学的およびその他の構造上の
知識によつて識別し得る程度に、人為的に得られ
る。 投影誤差は、生物学上の種々の組織の投影か
ら、識別し得る生物学上の組織と同数の変数から
なる予備計算多項式を用いて計算する。この予備
計算多項式は、Ｘ線スキヤナにおいて原投影測定
の際に印加した特定のキロボルト電圧でのＸ線源
のＸ線エネルギースペクトルと、識別し得る組織
内におけるＸ線減衰の積分値とＸ線ビームの等価
通路長との間に多次元の線形相関があるものとし
たエネルギーの関数からなる生物学上の組織の線
形減衰係数とによつて決定される。なお、再生前
修正を原投影データに施した場合には、要すれ
ば、この予備計算多次元多項式にこの再生前修正
を考慮して変形を施す。 ついで、投影誤差を濾波して、デイジタル画像
の投影によつて生じたリツプルを除去し、その投
影誤差から原画像の形成におけると同じ再生過
程、あるいは、十分な精度の他の再生過程によつ
て誤差像を再生する。 ついで、原画像と誤差像との差し引きにより、
画素毎に修正画像を得る。 したがつて、本発明の目的は、コンピユータ・
トモグラフイ画像における多色歪みを修正するこ
とにある。 すなわち、本発明装置は、透過性放射源および
その透過性放射源に対向してその放射源からの放
射を検出し、被検体に対する既知の多色放射スペ
クトルの投影に応じた被検体スライス上の投影値
を得るとともに、多数方向に設けた多数の通路に
沿つて被検体を横切る放射の空間強度分布を測定
する検出器を具えたスキヤナと、 前記検出器の出力端に結合した入力端を備え、
画素マトリツクスによつて描かれる前記スライス
像の複数画素毎に放射減衰値を前記スライス上の
投影値から算出して各画素毎の放射減衰値を提示
する像再生計算機と、 その像再生計算機の出力端に結合した入力端を
備え、計算結果の前記スライスの像の放射減衰値
を蓄積するメモリと を備えて、少なくとも２構成要素からなる被検体
のスライスの像を測定するコンピユータ・トモグ
ラフイ装置において、 前記メモリの出力端に結合した入力端を備え、
前記複数画素毎に算出した放射減衰値に基づく各
画素毎の放射減衰値を、強弱の放射減衰係数をそ
れぞれ呈する前記２構成要素に当該強弱の放射減
衰係数に応じてそれぞれ割当てた第１および第２
の部分に分離するとともに、加算回路を備えて、
それら２構成要素にそれぞれ割当てた前記第１お
よび前記第２の部分の放射減衰値を前記多数方向
にそれぞれ設けた多数の通路に沿いそれぞれ加算
して各加算値をそれぞれ各構成要素毎の投影値と
する投影データ発生器と、 その投影データ発生器の出力端に結合した入力
端を備え、各方向の各通路毎に、それぞれの通路
に沿つて求めた前記構成要素毎の投影値を組合わ
せて当該通路に沿つた放射減衰値の実験により係
数既知の多次元多項式よりなる展開式における非
線形部分を求めることにより、前記２構成要素の
非線形相互作用によつて生ずる多色収差に基づく
投影誤差値を算出し、その投影誤差値の出力端に
結合した入力端を備えてその投影誤差値を受けた
前記像再生計算機が、その投影誤差値に基づき、
画素マトリツクス上に描かれて各画素毎の放射減
衰値の誤差を示す誤差像を算出するようにした誤
差投影発生器と、 前記像再生計算機の出力端に結合した第１入力
端および前記メモリに結合した第２入力端を備
え、前記メモリに蓄積した前記スライスの像の放
射減衰値から前記放射減衰値の誤差を各画素毎に
減算し、その減算の結果によつて修正した各画素
毎の放射減衰値を改めて前記メモリに蓄積するよ
うにした減算回路と をさらに備えて被検体のスライスの像の多色収差
を修正するようにしたことを特徴とするものであ
る。 このようにして、本発明装置は、従来のように
修正投影像から修正画像を再生するのではなく、
修正画像を得るために原画像から差し引くべき誤
差像を形成するように動作する。したがつて、本
発明によれば、修正投影像から修正画像を再生し
た場合に再生画像の質に影響を与え得る量子化雑
音および再構成余剰が低減される。 以下に図面を参照して本発明を詳細に説明す
る。 カルシウムや水のような単一の均質物質からな
る物体に対しては、Ｘ線減衰関数は、第１図に示
す曲線Ａ型の形状を呈する。なお、第１図におい
て、縦軸の変数は放射減衰値μを示し、横軸の変
数は物体の厚さｓを示す。このＸ線減衰関数は、
入射するＸ線の放射スペクトルおよび均質物質の
種類に左右される。その直線性からの逸脱は、異
なつたエネルギーの光量子が同じ長さの物質を通
過する際に異なつた減衰を受けることによる光量
子エネルギーのスペクトル分布のずれおよび変化
から生ずる。第１図においては、直線Ｂが示す曲
線Ａの初期傾斜が、多色放射ビームに関連した線
形Ｘ線減衰係数を表わすものと考えられる。かか
るＸ線ビームが２種以上の別個の均質物質からな
る複合物質を透過する場合には、減衰は全物質の
長さの総和の非線形関数となつて、各単一変数の
個々の関数の総和とはならない。 実験によると、人体のＸ線減衰は、水のような
エネルギー減衰スペクトルを有する軟組織および
高密度の骨のようなエネルギー減衰スペクトルを
有する骨の異質構造物減衰として特徴づけること
ができる。実際には、人体の他の構造物には空気
や他の気体があるが、かかる他の構造物の減衰は
骨および軟組織の減衰に比べて著しく低いので、
そのエネルギースペクトルが画像計算に与える影
響は無視することができる。すなわち、多色Ｘ線
ビームの減衰における骨と軟組織との非線形相互
作用は、周知慣用の数学的手法として、次式のよ
うな変数S1，S2の羃に係数Ｃを付した羃級数の多
項式によつて表わすことができる。 Ｕ（S1，S2） ＝C10S1＋C01S2＋C20S1 2＋C02S2 2 ＋C11S1S2＋C30S1 3＋C03S2 3 ＋C12S1S2 2＋C21S1 2S2＋… ＋NOS1 N＋…CNOS2 N… したがつて、この非線形相互作用は次式の形に
表わすことができる。 Ｕ（S1，S2） ＝Ｌ（S1，S2）＋Ｔ（S1，S2）＋ε（S1，S2） ここに、 Ｔ（S1，S2）＝C20S1 2＋C02S2 2＋C11S1S2 ＋C30S1 3＋C03S2 3＋C12S1S2 2 ＋C21S1 2S2＋…＋CNOS1 N＋… CNOS2 N は非線形関数Ｕ（S1，S2）の本質的な非線形部分
を表わす次数Ｎの二次元多項式であり、Ｌ（S1，
S2）は関数Ｕ（S1，S2）の線形部分である。一方、
近似の基準を適切に選択するとともに多項式の次
数Ｎを十分高く選定することにより、関数Ｕ（S1，
S2）の本質的ではない非線形部分ε（S1，S2）は、
無視して計算を容易にし得る程度に十分に小さく
することができる。したがつて、Ｔ（S1，S2）は、
相互作用の非線形部分を補償するのに適用すべき
修正項であり、つぎの二次元三次修正項 Ｔ（S1，S2）＝C20S1 2＋C02S2 2＋C11S1S2 ＋C30S1 3＋C03S2 3＋C12S1S2 2 ＋C21S1 2S2 は、第１表および第２表につき後述するように、
実験的に測定したスペクトルデータおよび周知の
吸収データから係数を算出したものであつて、人
体の断層像の形成に使用するに足るものであるこ
とが経験を通じて確認されている。 Ｘ線ビームの異質物質との相互作用は、物質の
種々の成分に対する既知スペクトルおよび特定の
電圧で動作する特殊なＸ線源によつて測定したエ
ネルギースペクトルデータを用いた数値積分によ
り、近似することができる。水および高密度の骨
に対する減衰係数は、例えば文献「フオトン・ク
ロスセクシヨンズ、アテニユエーシヨン・コエフ
イシエンツ・アンド・エネルギー・コエフイシエ
ンツ・フロム10KeVツー100GeV」（ジエー・エ
ツチ・フユーベル、ナシヨナル・ビユロー・オ
ブ・スタンダーズ、ナシヨナル・スタンダーズ・
レフアレンス・データ・シリーズNSRDS−
NBS29，1969年８月発行）に表にして示されて
いる。特殊なＸ線源に対するエネルギースペクト
ルのデータは、各種のタイプのＸ線源について通
常それぞれ予期される動作電圧での直接測定によ
つて得られる。上述した三次修正による近似の係
数は周知の近似アルゴリズムを任意に使用して計
算される。典型的には、一組の係数が各Ｘ線源お
よび各動作電圧に対して予め計算され、同じスペ
クトルパラメータで測定した原画像について後で
使用するために記憶される。その例として、第１
表は、ビーム中に３mm厚のアルミニウムフイルタ
を挿入して150KVPの印加電圧で測定したトモス
キヤン200型CTスキヤナ〔フイリツプス・ベリリ
ウム・ウインドウＸ線管を使用した、フイリツプ
ス・メデイカル・システムス・インコーポレーテ
ツド製（米国コネクチカツト州シエルトン）〕に
よるエネルギースペクトル領域Ｊ(E)ΔEの測定デ
ータを表にして示す。また、その測定データに対
応した、高密度の骨に対する減衰係数（μmCB）
および水に対する減衰係数（μH2O）をも表にし
て示す。なお、多項式の係数は適切な最小自乗法
近似値によつて計算することができる。第２表
は、第１表のデータに基づいて計算したこれらの
係数を示すものである。第２表に示した係数は以
下に述べる像修正法の他の例にも用いられる。
特に、コンピユータ・トモグラフイ法により得ら
れる画像の多色収差を修正する画像処理装置に関
するものである。 コンピユータ・トモグラフイ法により身体各部
の断層像を形成する装置は、例えば米国特許第
3788614号および第3924129号により知られてい
る。かかる装置においては、Ｘ線を代表とする透
過性放射の単一もしくは複数のビームを複数の方
向から身体に投射して代表的には電子放射検出器
により透過ビームを測定し、身体の内部構造の多
数の投影を得る。ついで、かかる多数の投影を代
表的には例えば折り畳み逆投影法を用いたデイジ
タル計算機により組合わせて、身体の断層像が作
られる。 多数の投影から断層像を計算する初期の方法で
は、一般に、種々の構成部分の長さとこれらの構
成部分による放射の全減衰量との間に線形相関を
仮定し、放射の通路に沿つて積分した組織密度
が、身体に入射する放射の強さと身体から出て行
く放射の強さとの比の対数に等しくなるものとし
ていた。この仮定は、普通、単色放射源に対して
は正しいが、放射エネルギーにより変化する減衰
係数を有する身体の構成部分に関連した多色放射
スペクトルを呈するスキヤナに適用した場合には
収差像が形成される。従来技術のスキヤナは、多
色効果を部分的に消去するために、低エネルギー
のスペクトル成分を低減してＸ線ビームを硬化す
るためのフイルタを備えていた。また、従来技術
のスキヤナは、大抵、身体の全組織に有効な単一
の減衰関数を仮定し、この減衰関数を、Ｘ線源か
らの既知スペクトルに関連させて、像再生演算に
おける一次補償すなわち単一スペクトルまたは単
一デイメンジヨンの修正として適用することによ
り、多色効果を補償するように試みていた。 実際に、すべての身体組織は、エネルギー依存
Ｘ線減衰特性を有することが見出されており、こ
のエネルギー依存Ｘ線減衰特性は、水すなわち軟
組織および骨の各特性によつて支配され、これら
の特性の組合わせにより近似することができる。
しかしながら、水と骨とのエネルギー減衰スペク
トルは本質的に異なつている。巨視的レベルある
いは微視的レベルで骨および軟組織の混在からな
る身体を透して伝播する多色放射ビームは、非線
形に相互作用して、測定した投影のＸ線強度値を
歪ませるカルシウムと水との混合スペクトルによ
り必然的に影響を受ける。 本発明装置は、かかる多色Ｘ線歪みに対し、無
修正、もしくは、原投影データに大体の再生前修
正すなわち単一スペクトル修正のみを施した原
CT画像について動作する。本発明装置において
は、歪んだ原画像から抽出した情報に基づいて誤
差像を決定し、この誤差像を原画像から差し引い
て修正画像を得ている。なお、修正画像を得るに
は、つぎの過程が必要である。 生物学上の種々の組織、例えば骨および軟組織
の投影の評価は、原デイジタル画像から、それら
種々の組織をそれぞれに対応したグレー・レベ
ル、あるいは、断層像に対応した解剖学上の区域
に関する従来の幾何学的およびその他の構造上の
知識によつて識別し得る程度に、人為的に得られ
る。 投影誤差は、生物学上の種々の組織の投影か
ら、識別し得る生物学上の組織と同数の変数から
なる予備計算多項式を用いて計算する。この予備
計算多項式は、Ｘ線スキヤナにおいて原投影測定
の際に印加した特定のキロボルト電圧でのＸ線源
のＸ線エネルギースペクトルと、識別し得る組織
内におけるＸ線減衰の積分値とＸ線ビームの等価
通路長との間に多次元の線形相関があるものとし
たエネルギーの関数からなる生物学上の組織の線
形減衰係数とによつて決定される。なお、再生前
修正を原投影データに施した場合には、要すれ
ば、この予備計算多次元多項式にこの再生前修正
を考慮して変形を施す。 ついで、投影誤差を濾波して、デイジタル画像
の投影によつて生じたリツプルを除去し、その投
影誤差から原画像の形成におけると同じ再生過
程、あるいは、十分な精度の他の再生過程によつ
て誤差像を再生する。 ついで、原画像と誤差像との差し引きにより、
画素毎に修正画像を得る。 したがつて、本発明の目的は、コンピユータ・
トモグラフイ画像における多色歪みを修正するこ
とにある。 すなわち、本発明装置は、透過性放射源および
その透過性放射源に対向してその放射源からの放
射を検出し、被検体に対する既知の多色放射スペ
クトルの投影に応じた被検体スライス上の投影値
を得るとともに、多数方向に設けた多数の通路に
沿つて被検体を横切る放射の空間強度分布を測定
する検出器を具えたスキヤナと、 前記検出器の出力端に結合した入力端を備え、
画素マトリツクスによつて描かれる前記スライス
像の複数画素毎に放射減衰値を前記スライス上の
投影値から算出して各画素毎の放射減衰値を提示
する像再生計算機と、 その像再生計算機の出力端に結合した入力端を
備え、計算結果の前記スライスの像の放射減衰値
を蓄積するメモリと を備えて、少なくとも２構成要素からなる被検体
のスライスの像を測定するコンピユータ・トモグ
ラフイ装置において、 前記メモリの出力端に結合した入力端を備え、
前記複数画素毎に算出した放射減衰値に基づく各
画素毎の放射減衰値を、強弱の放射減衰係数をそ
れぞれ呈する前記２構成要素に当該強弱の放射減
衰係数に応じてそれぞれ割当てた第１および第２
の部分に分離するとともに、加算回路を備えて、
それら２構成要素にそれぞれ割当てた前記第１お
よび前記第２の部分の放射減衰値を前記多数方向
にそれぞれ設けた多数の通路に沿いそれぞれ加算
して各加算値をそれぞれ各構成要素毎の投影値と
する投影データ発生器と、 その投影データ発生器の出力端に結合した入力
端を備え、各方向の各通路毎に、それぞれの通路
に沿つて求めた前記構成要素毎の投影値を組合わ
せて当該通路に沿つた放射減衰値の実験により係
数既知の多次元多項式よりなる展開式における非
線形部分を求めることにより、前記２構成要素の
非線形相互作用によつて生ずる多色収差に基づく
投影誤差値を算出し、その投影誤差値の出力端に
結合した入力端を備えてその投影誤差値を受けた
前記像再生計算機が、その投影誤差値に基づき、
画素マトリツクス上に描かれて各画素毎の放射減
衰値の誤差を示す誤差像を算出するようにした誤
差投影発生器と、 前記像再生計算機の出力端に結合した第１入力
端および前記メモリに結合した第２入力端を備
え、前記メモリに蓄積した前記スライスの像の放
射減衰値から前記放射減衰値の誤差を各画素毎に
減算し、その減算の結果によつて修正した各画素
毎の放射減衰値を改めて前記メモリに蓄積するよ
うにした減算回路と をさらに備えて被検体のスライスの像の多色収差
を修正するようにしたことを特徴とするものであ
る。 このようにして、本発明装置は、従来のように
修正投影像から修正画像を再生するのではなく、
修正画像を得るために原画像から差し引くべき誤
差像を形成するように動作する。したがつて、本
発明によれば、修正投影像から修正画像を再生し
た場合に再生画像の質に影響を与え得る量子化雑
音および再構成余剰が低減される。 以下に図面を参照して本発明を詳細に説明す
る。 カルシウムや水のような単一の均質物質からな
る物体に対しては、Ｘ線減衰関数は、第１図に示
す曲線Ａ型の形状を呈する。なお、第１図におい
て、縦軸の変数は放射減衰値μを示し、横軸の変
数は物体の厚さｓを示す。このＸ線減衰関数は、
入射するＸ線の放射スペクトルおよび均質物質の
種類に左右される。その直線性からの逸脱は、異
なつたエネルギーの光量子が同じ長さの物質を通
過する際に異なつた減衰を受けることによる光量
子エネルギーのスペクトル分布のずれおよび変化
から生ずる。第１図においては、直線Ｂが示す曲
線Ａの初期傾斜が、多色放射ビームに関連した線
形Ｘ線減衰係数を表わすものと考えられる。かか
るＸ線ビームが２種以上の別個の均質物質からな
る複合物質を透過する場合には、減衰は全物質の
長さの総和の非線形関数となつて、各単一変数の
個々の関数の総和とはならない。 実験によると、人体のＸ線減衰は、水のような
エネルギー減衰スペクトルを有する軟組織および
高密度の骨のようなエネルギー減衰スペクトルを
有する骨の異質構造物減衰として特徴づけること
ができる。実際には、人体の他の構造物には空気
や他の気体があるが、かかる他の構造物の減衰は
骨および軟組織の減衰に比べて著しく低いので、
そのエネルギースペクトルが画像計算に与える影
響は無視することができる。すなわち、多色Ｘ線
ビームの減衰における骨と軟組織との非線形相互
作用は、周知慣用の数学的手法として、次式のよ
うな変数S1，S2の羃に係数Ｃを付した羃級数の多
項式によつて表わすことができる。 Ｕ（S1，S2） ＝C10S1＋C01S2＋C20S1 2＋C02S2 2 ＋C11S1S2＋C30S1 3＋C03S2 3 ＋C12S1S2 2＋C21S1 2S2＋… ＋NOS1 N＋…CNOS2 N… したがつて、この非線形相互作用は次式の形に
表わすことができる。 Ｕ（S1，S2） ＝Ｌ（S1，S2）＋Ｔ（S1，S2）＋ε（S1，S2） ここに、 Ｔ（S1，S2）＝C20S1 2＋C02S2 2＋C11S1S2 ＋C30S1 3＋C03S2 3＋C12S1S2 2 ＋C21S1 2S2＋…＋CNOS1 N＋… CNOS2 N は非線形関数Ｕ（S1，S2）の本質的な非線形部分
を表わす次数Ｎの二次元多項式であり、Ｌ（S1，
S2）は関数Ｕ（S1，S2）の線形部分である。一方、
近似の基準を適切に選択するとともに多項式の次
数Ｎを十分高く選定することにより、関数Ｕ（S1，
S2）の本質的ではない非線形部分ε（S1，S2）は、
無視して計算を容易にし得る程度に十分に小さく
することができる。したがつて、Ｔ（S1，S2）は、
相互作用の非線形部分を補償するのに適用すべき
修正項であり、つぎの二次元三次修正項 Ｔ（S1，S2）＝C20S1 2＋C02S2 2＋C11S1S2 ＋C30S1 3＋C03S2 3＋C12S1S2 2 ＋C21S1 2S2 は、第１表および第２表につき後述するように、
実験的に測定したスペクトルデータおよび周知の
吸収データから係数を算出したものであつて、人
体の断層像の形成に使用するに足るものであるこ
とが経験を通じて確認されている。 Ｘ線ビームの異質物質との相互作用は、物質の
種々の成分に対する既知スペクトルおよび特定の
電圧で動作する特殊なＸ線源によつて測定したエ
ネルギースペクトルデータを用いた数値積分によ
り、近似することができる。水および高密度の骨
に対する減衰係数は、例えば文献「フオトン・ク
ロスセクシヨンズ、アテニユエーシヨン・コエフ
イシエンツ・アンド・エネルギー・コエフイシエ
ンツ・フロム10KeVツー100GeV」（ジエー・エ
ツチ・フユーベル、ナシヨナル・ビユロー・オ
ブ・スタンダーズ、ナシヨナル・スタンダーズ・
レフアレンス・データ・シリーズNSRDS−
NBS29，1969年８月発行）に表にして示されて
いる。特殊なＸ線源に対するエネルギースペクト
ルのデータは、各種のタイプのＸ線源について通
常それぞれ予期される動作電圧での直接測定によ
つて得られる。上述した三次修正による近似の係
数は周知の近似アルゴリズムを任意に使用して計
算される。典型的には、一組の係数が各Ｘ線源お
よび各動作電圧に対して予め計算され、同じスペ
クトルパラメータで測定した原画像について後で
使用するために記憶される。その例として、第１
表は、ビーム中に３mm厚のアルミニウムフイルタ
を挿入して150KVPの印加電圧で測定したトモス
キヤン200型CTスキヤナ〔フイリツプス・ベリリ
ウム・ウインドウＸ線管を使用した、フイリツプ
ス・メデイカル・システムス・インコーポレーテ
ツド製（米国コネクチカツト州シエルトン）〕に
よるエネルギースペクトル領域Ｊ(E)ΔEの測定デ
ータを表にして示す。また、その測定データに対
応した、高密度の骨に対する減衰係数（μmCB）
および水に対する減衰係数（μH2O）をも表にし
て示す。なお、多項式の係数は適切な最小自乗法
近似値によつて計算することができる。第２表
は、第１表のデータに基づいて計算したこれらの
係数を示すものである。第２表に示した係数は以
下に述べる像修正法の他の例にも用いられる。
【表】
第 ２ 表
Ｔ＝C20U2 H2O＋C02U2 CB＋C11UCBUH2O
＋C21U2 H2O CB＋C12UH2O 2 CB
＋C30U3 H2O＋C03U3 CB
トモスキヤナ200，150KVP，３mmAlフイルタ
C20＝＋0.031142870
C02＝＋0.122494967
C11＝＋0.091107809
C21＝−0.007675052
C12＝−0.010228481
C30＝−0.002924285
C03＝−0.008226780
第２図には本発明による画像修正装置の概略構
成を示す。コンピユータ・トモグラフ・スキヤナ
１０は、Ｘ線源１２、検出器バンク１４および画
像再生計算機１６を備えている。周知の態様のＸ
線源１２は、多数のビーム通路に沿い人体１８を
透してＸ線を投射し、多数の方向から人体１８を
透して取つた一連のＸ線投影データを測定して記
録する。ついで、これらの投影値を周知の画像再
生アルゴリズムを用いて画像再生計算機１６によ
り処理し、人体の断層像の画素マトリツクスを形
成する。このマトリツクスにおける各画素の数値
は断層像においてそれぞれ対応する画素における
Ｘ線強度を示す。かかる画素マトリツクスの測定
値は、例えばコアメモリあるいはデイスクメモリ
からなる画像記憶装置２０に原画像として蓄積す
る。この原画像は、従来のスキヤナと同様に表示
装置２２に直接表示することができる。 本発明によれば、画像再生計算機１６によつて
得られ、画像記憶装置２０に蓄積された原断層像
マトリツクスは、画像修正処理装置２４により処
理して多色収差を補償する。画像修正処理装置２
４のうち、投影発生器もしくは投影データ発生器
２６は、画像記憶装置２０中に示されている各画
素毎に軟組織と高密度の骨とに対する減衰係数の
相対的割合を割り当てる作用をする。各画素毎の
骨および軟組織に対する減衰係数の割合の割り当
ては、多段階の閾値との比較の結果に応じ、各画
素毎に高密度の骨もしくは軟組織に減衰係数の百
分率を割り当てることによつて極めて容易に達成
することができる。例えば、経験によれば、すべ
ての画素が100ハウンスフイールド単位以上のグ
レースケールＬを有するときには、その断層像に
は骨が含まれていると見做すことができ、また、
かかる画素群における骨および軟組織に対する減
衰係数の割合は、軟組織と高密度の骨とにそれぞ
れ対応する上限閾値と下限閾値とに関するグレー
スケール値の線形補間によつて近似することがで
きる。 例えば、それぞれ骨のみおよび軟組織のみから
なる画素の放射減衰値がそれぞれ1000ハウンスフ
イールド単位および100ハウンスフイールド単位
であるときに、画素マトリツクス中のある画素の
放射減衰量が400ハウンスフイールド単位であれ
ば、その画素の1/3は骨からなり、2/3は軟組織か
らなつていることになる。 このようにして、軟組織と骨との混在によるグ
レーレベルの値が、原画像の各画素に割り当てら
れて、原画像データから軟組織および骨のそれぞ
れ別の投影値の組合わせ画素毎に形成するのに用
いられる。こうして得られた投影群は、スキヤナ
１０により測定して原画像の再生に用いる投影像
を分解したものに対応する。また、画像記憶装置
２０に蓄積した原画像から軟組織および骨の投影
像を形成する過程は、計算機１６においてスキヤ
ナにより折り畳み積分した投影データから原画像
を形成するのに用いられる逆投影処理の数学的随
伴行列になり、原理的には、一方では画像を横断
する測定通路上に存在する骨の量により、また、
他方では同一測定通路上に存在する軟組織の量に
よつての２種類の総放射減衰量を決定することに
なる。したがつて、各測定通路毎に軟組織すなわ
ち水含有物と骨とによる２種類の総放射減衰量を
それぞれ表わす２種類の総和S1とS2とが求めら
れ、それらの総和値S1およびS2は記憶装置３０お
よび２８にそれぞれ蓄積される。なお、投影から
画像を形成するには、勿論、数多くのアルゴリズ
ムおよび方法があり、原画像から骨および軟組織
の投影の組を形成する過程は、必ずしも、上述し
たように、スキヤナ投影データから原画像を形成
するためにスキヤナ１０で用いるアルゴリズムの
正確な随伴行列に一致する必要はない。 ここで、計算処理件数を減らして計算を簡単化
するには、２種類の総和S1，S2を求める測定通路
を各方列φ毎に互いに平行に設定して組にするの
が好適であり、第３図に示すように、異なる方向
φ毎に設定したすべての組における各測定通路に
対して２種類の総和S1とS2とを計算してあると見
なし得る場合には、各方向毎の測定通路毎に、前
述した二次元三次修正項の多項式Ｔ（S1，S2）を
用いて２種類の総和S1とS2とから誤差投影データ
を計算することができる。 第３図は、画素マトリツクス画像から骨または
軟組織の投影像を形成するに好適な方法を示した
ものであり、反復再生アルゴリズムに用いる所謂
ストリツプ法に関連したものである。なお、反復
再生アルゴリズムは、例えば、前述の米国特許第
3788614号明細書に示されているように、汎用型
デイジタル計算機あるいは専用型ハードウエア並
列処理機におけると同様にして行なうことがで
き、第３図に示すように、各投影角φ毎に一連の
同間隔の放射線ｍ−１，ｍ，ｍ＋１等を画素マト
リツクスを透して想定し、各画素Ｐ（ｘ，ｙ）を
その中心（ｘ，ｙ）に最も近い放射線ｍに割り当
てる。ついで、各放射線にそれぞれ割り当てた画
素毎の投影値の総和を求め、これらの総和の各組
が、それぞれ、放射線の方向に対応する各投影角
φ毎の投影値となる。また、他の投影法として
は、例えば直接投影またはフーリエ変換投影も適
切である。計算機、例えばPDP11シリーズ計算
機の一つにより、原画像データを限界値と比較す
ることができ、また、軟組織および骨の各投影値
を原画像データから形成することができる。 このようにして、投影発生器２６は、２組の投
影データを形成する。第１組の投影データは、原
画像における骨すなわちカルシウム構造体の種々
の角度で画像面を透過した複数の投影に相当し、
例えばコアメモリやデイスクメモリからなる骨投
影記憶装置２８に蓄積され、第２組の投影データ
は、原画像における軟組織構造体の投影像に相当
し、第２記憶装置３０に蓄積される。 ついで、記憶装置２８に蓄積された骨の投影像
および記憶装置３０に蓄積された軟組織の投影像
は、誤差投影発生器３２内で互いに組合わされ、
Ｘ線源１２のＸ線スペクトルと生物組織の線形減
衰係数とから前述したように予め計算して決定し
た多項式Ｔ（S1，S2）を用いた、原画像データの
多色収差による投影誤差の計算にエネルギーの関
数として供される。 上述した骨および軟組織の投影像形成の過程を
第４図に模式的に順次に示す。図示の画素マトリ
ツクス１における各画素毎の放射減衰値を前述し
たようにして骨および軟組織にそれぞれ割り当て
て、それぞれ骨のみおよび軟組織のみに関する画
素マトリツクスＡおよびＢを形成する。ついで、
例えば、骨のみに関する各行１〜５、各列１〜５
からなる画素マトリツクスＡを透過する投影角φ
の各放射線に沿つた画素毎の放射減衰値、例え
ば、A31＋A41＋A42＋A52＋A53を加算して第１投
影値PVA1を形成し、A11＋A12＋A22＋A23＋A33
＋A34＋A44＋A45＋A55を加算して第２投影値
PVA2を形成する。また、軟組織のみに関する画
素マトリツクスＢについても同じ投影角φの放射
線に沿つて同様の投影値、例えばPVB1および
PVB2を求める。 ついで、例えば骨および軟組織の画素マトリツ
クスＡとＢとについて得られたこれらの投影値
PVA1とPVB1とおよびPVA2とPVB2とをそれぞ
れ組合わせて投影角φの投影値の総和を求め、合
成の画素マトリツクスにおける各画素毎の総放
射減衰量を算出し、前述の多次元多項式に基づい
て投影誤差像を形成する。 エネルギースペクトル効果に対する単一スペク
トル像型の再生前修正が計算機１６における原画
像データの計算過程で行なわれた場合には、前述
した予備計算多項式をこの再生前修正を考慮して
変形する。 なお、誤差投影発生器３２においては、異種構
造の人体における軟組織と骨との非線形相互作用
を表わす各方向の測定通路毎の２種類の総和放射
減衰量S1，S2を変数とする前述の非線形関数Ｕ
（S1，S2）における非線形部分の式Ｔ（S1，S2）を
用いて誤差投影値Ｔを算出する。この誤差投影発
生器３２は、ハードウエア回路によつて構成する
ことができ、そのハードウエア回路としては、２
種類の総和減衰量S1，S2の相互間およびレジスタ
に記憶させた適切な係数C20，C02…等との間の乗
算を行なう多数の乗算器とそれらの乗算器の出力
値を加算する加算器とを備える。また、当然のこ
とながら、投影誤差値Ｔは、第２図に示した概略
構成における計算器１６の一部に予めプログラム
するなどソフトウエアによつて適切に計算するこ
ともできる。 上述のように、誤差投影発生器３２は、専用型
ハードウエア処理装置、あるいは、軟組織投影デ
ータおよび骨投影データから誤差投影を計算する
ようにプログラムした汎用型デイジタル計算機と
して構成することができる。 上述のようにして誤差投影発生器３２により形
成した投影誤差値は、デイジタル・フイルタ３４
によつて濾波し、量子化投影像に本来的に生ずる
ノイズを除去する。 一般に、あらゆる計算は、デイジタル信号の形
で実行される。しかしながら、デイジタル信号
は、デイジタル化したアナログ信号の値を正確に
示すものではない。すなわち、アナログ値は、ま
さに２つのデイジタル値の中間の値であるため
に、丸め込み処理を施さなければならず、そのた
めにいわゆる量子化ノイズが生ずる。特に、小さ
い値のアナログ信号をデイジタル化する場合に
は、２つの互いに隣接する小さい値のアナログ信
号の値がほとんど異ならないにも拘らず、これら
２つのアナログ信号をデイジタル化した後には、
それぞれのデイジタル値に丸め込みによつて十分
に１ビツト分の大きい差違が生ずるようになるた
めに、デイジタル化による量子化ノイズは一層大
きくなる。隣接したデイジタル化誤差値間に生ず
るかかる量子化ノイズを低減するために、デイジ
タル化したアナログ値は濾波するのが一般であ
る。 そのために用いるデイジタル・フイルタ３４
は、理想的には投影発生器２６における投影像形
成の態様に適合するように構成する。投影発生器
２６と組合わせて用いるに好適なデイジタル・フ
イルタとしては、インタープリテイブ・フイルタ
と縦続接続した３点平均化フイルタによつて構成
する。 しかして、３点平均化フイルタは、順次の３誤
差値Ti，Ti+1，Ti+2を順次に平均化するだけのも
のであり、平均化処理の結果を中央値Ti+1に割り
当てる。例えば、順次の誤差値０，０，０，０，
１，１，１，１は、濾波後に０，０，０，1/3，
２／３，１，１，１となる。 一方、インタープリテイブ・フイルタは、投影
像における各データ点毎に、各データ点の値とそ
のデータ点を包囲するデータ点の値の平均値との
差が所定の閾値より小さくなるまで、データ点を
包囲するデータ点の個数を３点、５点、７点…と
次第に増大させて、それらのデータ点の値の平均
値を求めるように作用するものである。しかしな
がら、このフイルタは、平均をとる一組のデータ
点の個数を隣接したデータ点との間では１点以上
増減させない。 かかるインタープリテイブ・フイルタは、計算
機の適切なプログラミングによつて実現され、第
１段階では、上述した３点平均化フイルタとして
正確に動作する。ついで、第２段階では、隣接し
た濾波平均値間の差が所定閾値を超えているか否
かをチエツクし、超えていない場合には、その濾
波平均値を次の画像修正処理に供する。一方、濾
波平均値が所定の閾値を超えている場合には、次
の第３段階で、５点平均化フイルタを用いて原信
号を再度濾波し、ついで、第４段階で、新たな順
次の濾波出力値間の順次の差を再び所定の閾値と
比較し、平均化点数を次第に増しながら、かかる
処理を繰返す。例えば、順次の誤差値０，０，
０，０，１，１，１，１は、５点平均化フイルタ
による濾波の後には０，０，1/5，2/5，3/5，4/
５，１，１となる。 誤差投影発生器３２によつて計算した投影誤差
値は、それぞれ少なくとも２回の乗算処理によつ
て決定した７個の構成要素の総和によつて構成さ
れる。したがつて、２個の隣接投影誤差値の間に
７ビツトの差が生じた場合でも、実際の隣接アナ
ログ信号値間にはほとんど差異がないかもしれな
い。上述の各フイルタは、かかる問題を軽減する
ために用いられる。なお、上述のデイジタル・フ
イルタは、専用型ハードウエア・ユニツトとし
て、あるいは、汎用型デイジタル計算機における
プログラム・モジユールとして設けることができ
る。 つぎに、デイジタル・フイルタ３４からの濾波
出力投影誤差は、画像再生計算機３６において互
いに組合わされ、順次の画素毎に画像記憶装置２
０に蓄積した原画像の多色歪み誤差に対応する誤
差像データの組を形成する。画像再生計算機３６
は、機能的には、スキヤナ１０によつて測定した
Ｘ線投影像から原画像を算出する計算機１６にお
ける画像再生機能と等しくすることができ、した
がつて、従来周知の任意のハードウエアもしくは
ソフトウエア画像計算機によつて構成することが
できる。 すなわち、修正用画像再生計算機３６は、誤差
投影発生器３２によつて供給する投影誤差像に基
づいて修正画像を再生する。なお、原画像再生計
算機１６は、検出器バンク１４によつて測定した
順次の投影を処理し、また、修正用画像再生計算
機３６は、投影誤差像を処理する。 この投影誤差像は、計算機１６によつて再生し
た画像に想定した各測定通路に沿つた放射減衰値
の総和から導出したデータに基づいたものである
から、修正用画像再生計算機３６においては、投
影誤差像を処理するとともに、減衰値総和の導出
の際に想定した各測定通路に沿つて処理済みの投
影誤差像を逆投影する必要がある。一例を上げて
この場合を明らかにすると、処理すべき投影値
は、扇形に発散する測定通路に沿つて測定される
のであるから、原画像再生計算機１６は、例え
ば、米国特許第4149247号明細書に記載のように、
発散通路に基づいて画像を再生することになる。
したがつて、画像記憶装置２０に蓄積してある再
生画像から、骨と軟組織との放射減衰値の各総和
S1とS2とも画像中の通路に沿つて得られることに
なる。しかして、測定通路には、ａ）平行の場
合、あるいは、ｂ）発散の場合がある。ａ）平行
の場合には、修正用画像再生計算機３６は平行通
路に沿つて投影誤差像を処理しなければならず、
したがつて、修正用画像再生計算機３６は、原画
像再生計算機１６と異なるものとなり、あるい
は、異なつてプログラムされることになる。一
方、ｂ）発散の場合には、Ｘ線源１２と検出器バ
ンク１４との間の測定通路の発散状態が投影発生
器２６に用いる測定通路の発散状態に等しけれ
ば、修正用画像再生計算機３６は原画像再生計算
機１６と全く同じものになる。当然、その場合に
は、計算機１６を２度用いることも可能であり、
まず、画像記録装置２０に蓄積すべき画像を再生
するために、ついで、画像記録装置２０に蓄積し
た画像から誤差像を差し引いた修正画像を再生す
るために用いることができる。 一般に、コンピユータ・トモグラフイ装置にお
いては、Ｘ線投影値を用いて物体画像を算出す
る。このＸ線投影値は、物体を透過したＸ線放射
の減衰に対応する量である。すなわち、Ｘ線は、
第５図ａに示すように、Ｘ線源XAから放射され
て、例えば数mm幅の検出器DAによつて検出され
る。また、Ｘ線源XAも、例えば0.5mmの幅を有し
ており、実際には、Ｘ線源XAと検出器DAとの
間の距離は１ｍ程度である。かかるＸ線源XAの
両端と検出器DAの両端とをそれぞれ結ぶ線が測
定通路ｍを構成する。Ｘ線が通るこの通路ｍは、
座標系Ｘ−Ｙに関し、距離ｒおよび角度φの２座
標によつて特定することができる。なお、Ｘ線源
XAと検出器DAとは同一フレームに取付けられ
ており、そのフレームが座標原点の周りを回転す
るようになつている。ここで、Ｘ線源XAおよび
検出器DAは、図示の−Rnaxから＋Rnaxまで通路
ｍに直角に順次に移動させることができ、それぞ
れの新しい位置について投影値Ｓ（ｒ，φ1）を測
定することができる。ついで、傾斜角度φを例え
ば1゜の１ステツプΔ゜だけ変化させて、Ｘ線源XA
および検出器DAを＋Rnaxから−Rnaxまで逆向き
に移動させ、再び、それぞれの新しい位置につい
て投影値Ｓ（ｒ，φ2）を測定する。このようにし
て、傾斜角度φを0゜から180゜まで、もしくは、0゜
から360゜までのあらゆる方向に１ステツプΔ゜ずつ
変化させながら各方向におけるすべての位置につ
いて投影値Ｓ（ｒ，φ）の測定を繰り返す。なお、
Ｘ線ビームのかかる面走査には、横方向移動およ
び軌道移動に対する移動機構を必要とする。ま
た、同一パラメータφ、例えばφ1を有するすべ
ての投影値Ｓ（ｒ，φ）は、互いに平行な測定通
路に沿つて測定したものとなる。 物体Ｂの断層像は上述のようにして求めた全投
影値Ｓ（ｒ，φ）から算出することができ、ｒは
−Rnaxから＋Rnaxまで変化させ、また、φは0゜か
ら180゜まで、もしくは、0゜から360゜まで変化させ
る。なお、値｜Rnax｜の軌跡は円を描き、この
円は十分に物体Ｂを囲むものとなる。 勿論、この算出方法は上述した投影値取得方法
にそれぞれ適合すべきであつて、例えば冒頭に記
載した米国特許第3788614号明細書および米国特
許第3924129号明細書に開示されており、平行線
再構成技術（P.R.R技術）と称される。 第４図ａに示した単一検出器DAの替わりに、
走査機構を簡単にするために、第５図ｂに示すよ
うに、検出器DBのアレー１４を用いることもで
きる。その場合には、Ｘ線源１２（XB）は平ら
な扇状にＸ線を放射することになり、物体１８(B)
は完全にＸ線ビームの扇形走査面内に位置する。
通路ｍに沿つてＸ線源１２（XB）からアレー１
４中の一つの検出器DBにＸ線が通り、その通路
ｍは座標（ｒ，φ）によつて決まる。なお、この
場合には、回転機構のみによつてすべての投影値
Ｓ（ｒ，φ）を得ることができ、その回転の間、
Ｘ線源１２（XB）のどの位置においても、一組
の投影値が通路ｍに沿つて測定され、通路ｍは、
Ｘ線源１２（XB）から検出器アレー１４に向か
つて発散することになり、発散線再構成技術
（D.R.R技術）と称される。 上述した平行線再構成（P.R.R.）技術および発
散線再構成（D.R.R.））技術のいずれかにより、
第６図のフローチヤートにつき後述する演算処理
過程の第２ステツプに示す未処理の原断層画像が
得られる。この未処理の原画像は、多色収差で歪
んだ放射減衰値によつて乱されてはいるが、兎も
角、平行型、発散型いずれかの仮想の測定通路に
よつてその全面をカバーされている。 したがつて、各測定通路は、割当てられた減衰
値をそれぞれ有する複数の画素をそれぞれカバー
し、各画素の放射減衰値は、演算処理過程の第３
ステツプに示すように、軟組織および骨の各構成
要素にそれぞれ対応した第１および第２の部分に
分割され、ついで、第４ステツプに図示するよう
に、各測定通路毎に、複数画素の第１および第２
の部分の放射減衰値をそれぞれ合計して、それぞ
れ、前述した２種類の投影値S1およびS2を得る。 ついで、第５ステツプに図示するように、各通
路（ｒ，φ）に割当てられた各構成要素の投影値
S1，S2から各通路毎の前述した投影誤差値Ｔ（S1，
S2）を算出し、さらに、第６ステツプに図示する
ように、投影誤差値Ｔ（S1，S2）を濾波して量子
化ノイズ等を除去する。 ついで、第７ステツプに図示するように、投影
誤差値Ｔ（S1，S2）から修正用画像再生計算機３
６により誤差像を算出し、最後の第８ステツプに
図示するように、この誤差像を未処理の原画像か
ら差し引いて修正画像を形成する。 すなわち、修正用画像再生計算機３６により形
成した誤差像は、各像点毎に、画像記憶装置２０
に蓄積した原画像から差し引かれ、その減算機能
は画像減算器３８で達成される。この減算により
形成された修正画像は、多色歪みを十分に補償さ
れており、ついで、表示装置２２上に表示するた
めに修正画像記憶装置４０に保持する。 なお、判りきつたことながら、画像減算器３８
はハードウエア・デイジタル減算器によつて構成
することもできる。 以上の説明では、汎用型デイジタル計算機で遂
行するためのモジユールに相当した個々の構成部
について本発明の好適実施例を記載したが、所要
の専用系を構成すれば、容易に判るように、個々
の構成部の一部もしくは全体を専用型デイジタ
ル・ハードウエアとして構成することにより、速
度および効率を増すことができる。同様に、これ
ら個々の構成部のソフトウエアとした場合の構造
は、全体系における他の計算用およびデータ記憶
用の構成部の性質並びに機構に必然的に高度に左
右されることになるが、以上に記載した実施例の
とおりのハードウエアを製造する方法がよく知ら
れていることも容易に判る。さらに、本発明装置
は２種類の組織要素に対して補償をするために二
次元多項式を使用するように説明したが、高次元
多項式を使用して他の組織要素や対象媒体に対し
ても同様の補償をするようにすることができる。
成を示す。コンピユータ・トモグラフ・スキヤナ
１０は、Ｘ線源１２、検出器バンク１４および画
像再生計算機１６を備えている。周知の態様のＸ
線源１２は、多数のビーム通路に沿い人体１８を
透してＸ線を投射し、多数の方向から人体１８を
透して取つた一連のＸ線投影データを測定して記
録する。ついで、これらの投影値を周知の画像再
生アルゴリズムを用いて画像再生計算機１６によ
り処理し、人体の断層像の画素マトリツクスを形
成する。このマトリツクスにおける各画素の数値
は断層像においてそれぞれ対応する画素における
Ｘ線強度を示す。かかる画素マトリツクスの測定
値は、例えばコアメモリあるいはデイスクメモリ
からなる画像記憶装置２０に原画像として蓄積す
る。この原画像は、従来のスキヤナと同様に表示
装置２２に直接表示することができる。 本発明によれば、画像再生計算機１６によつて
得られ、画像記憶装置２０に蓄積された原断層像
マトリツクスは、画像修正処理装置２４により処
理して多色収差を補償する。画像修正処理装置２
４のうち、投影発生器もしくは投影データ発生器
２６は、画像記憶装置２０中に示されている各画
素毎に軟組織と高密度の骨とに対する減衰係数の
相対的割合を割り当てる作用をする。各画素毎の
骨および軟組織に対する減衰係数の割合の割り当
ては、多段階の閾値との比較の結果に応じ、各画
素毎に高密度の骨もしくは軟組織に減衰係数の百
分率を割り当てることによつて極めて容易に達成
することができる。例えば、経験によれば、すべ
ての画素が100ハウンスフイールド単位以上のグ
レースケールＬを有するときには、その断層像に
は骨が含まれていると見做すことができ、また、
かかる画素群における骨および軟組織に対する減
衰係数の割合は、軟組織と高密度の骨とにそれぞ
れ対応する上限閾値と下限閾値とに関するグレー
スケール値の線形補間によつて近似することがで
きる。 例えば、それぞれ骨のみおよび軟組織のみから
なる画素の放射減衰値がそれぞれ1000ハウンスフ
イールド単位および100ハウンスフイールド単位
であるときに、画素マトリツクス中のある画素の
放射減衰量が400ハウンスフイールド単位であれ
ば、その画素の1/3は骨からなり、2/3は軟組織か
らなつていることになる。 このようにして、軟組織と骨との混在によるグ
レーレベルの値が、原画像の各画素に割り当てら
れて、原画像データから軟組織および骨のそれぞ
れ別の投影値の組合わせ画素毎に形成するのに用
いられる。こうして得られた投影群は、スキヤナ
１０により測定して原画像の再生に用いる投影像
を分解したものに対応する。また、画像記憶装置
２０に蓄積した原画像から軟組織および骨の投影
像を形成する過程は、計算機１６においてスキヤ
ナにより折り畳み積分した投影データから原画像
を形成するのに用いられる逆投影処理の数学的随
伴行列になり、原理的には、一方では画像を横断
する測定通路上に存在する骨の量により、また、
他方では同一測定通路上に存在する軟組織の量に
よつての２種類の総放射減衰量を決定することに
なる。したがつて、各測定通路毎に軟組織すなわ
ち水含有物と骨とによる２種類の総放射減衰量を
それぞれ表わす２種類の総和S1とS2とが求めら
れ、それらの総和値S1およびS2は記憶装置３０お
よび２８にそれぞれ蓄積される。なお、投影から
画像を形成するには、勿論、数多くのアルゴリズ
ムおよび方法があり、原画像から骨および軟組織
の投影の組を形成する過程は、必ずしも、上述し
たように、スキヤナ投影データから原画像を形成
するためにスキヤナ１０で用いるアルゴリズムの
正確な随伴行列に一致する必要はない。 ここで、計算処理件数を減らして計算を簡単化
するには、２種類の総和S1，S2を求める測定通路
を各方列φ毎に互いに平行に設定して組にするの
が好適であり、第３図に示すように、異なる方向
φ毎に設定したすべての組における各測定通路に
対して２種類の総和S1とS2とを計算してあると見
なし得る場合には、各方向毎の測定通路毎に、前
述した二次元三次修正項の多項式Ｔ（S1，S2）を
用いて２種類の総和S1とS2とから誤差投影データ
を計算することができる。 第３図は、画素マトリツクス画像から骨または
軟組織の投影像を形成するに好適な方法を示した
ものであり、反復再生アルゴリズムに用いる所謂
ストリツプ法に関連したものである。なお、反復
再生アルゴリズムは、例えば、前述の米国特許第
3788614号明細書に示されているように、汎用型
デイジタル計算機あるいは専用型ハードウエア並
列処理機におけると同様にして行なうことがで
き、第３図に示すように、各投影角φ毎に一連の
同間隔の放射線ｍ−１，ｍ，ｍ＋１等を画素マト
リツクスを透して想定し、各画素Ｐ（ｘ，ｙ）を
その中心（ｘ，ｙ）に最も近い放射線ｍに割り当
てる。ついで、各放射線にそれぞれ割り当てた画
素毎の投影値の総和を求め、これらの総和の各組
が、それぞれ、放射線の方向に対応する各投影角
φ毎の投影値となる。また、他の投影法として
は、例えば直接投影またはフーリエ変換投影も適
切である。計算機、例えばPDP11シリーズ計算
機の一つにより、原画像データを限界値と比較す
ることができ、また、軟組織および骨の各投影値
を原画像データから形成することができる。 このようにして、投影発生器２６は、２組の投
影データを形成する。第１組の投影データは、原
画像における骨すなわちカルシウム構造体の種々
の角度で画像面を透過した複数の投影に相当し、
例えばコアメモリやデイスクメモリからなる骨投
影記憶装置２８に蓄積され、第２組の投影データ
は、原画像における軟組織構造体の投影像に相当
し、第２記憶装置３０に蓄積される。 ついで、記憶装置２８に蓄積された骨の投影像
および記憶装置３０に蓄積された軟組織の投影像
は、誤差投影発生器３２内で互いに組合わされ、
Ｘ線源１２のＸ線スペクトルと生物組織の線形減
衰係数とから前述したように予め計算して決定し
た多項式Ｔ（S1，S2）を用いた、原画像データの
多色収差による投影誤差の計算にエネルギーの関
数として供される。 上述した骨および軟組織の投影像形成の過程を
第４図に模式的に順次に示す。図示の画素マトリ
ツクス１における各画素毎の放射減衰値を前述し
たようにして骨および軟組織にそれぞれ割り当て
て、それぞれ骨のみおよび軟組織のみに関する画
素マトリツクスＡおよびＢを形成する。ついで、
例えば、骨のみに関する各行１〜５、各列１〜５
からなる画素マトリツクスＡを透過する投影角φ
の各放射線に沿つた画素毎の放射減衰値、例え
ば、A31＋A41＋A42＋A52＋A53を加算して第１投
影値PVA1を形成し、A11＋A12＋A22＋A23＋A33
＋A34＋A44＋A45＋A55を加算して第２投影値
PVA2を形成する。また、軟組織のみに関する画
素マトリツクスＢについても同じ投影角φの放射
線に沿つて同様の投影値、例えばPVB1および
PVB2を求める。 ついで、例えば骨および軟組織の画素マトリツ
クスＡとＢとについて得られたこれらの投影値
PVA1とPVB1とおよびPVA2とPVB2とをそれぞ
れ組合わせて投影角φの投影値の総和を求め、合
成の画素マトリツクスにおける各画素毎の総放
射減衰量を算出し、前述の多次元多項式に基づい
て投影誤差像を形成する。 エネルギースペクトル効果に対する単一スペク
トル像型の再生前修正が計算機１６における原画
像データの計算過程で行なわれた場合には、前述
した予備計算多項式をこの再生前修正を考慮して
変形する。 なお、誤差投影発生器３２においては、異種構
造の人体における軟組織と骨との非線形相互作用
を表わす各方向の測定通路毎の２種類の総和放射
減衰量S1，S2を変数とする前述の非線形関数Ｕ
（S1，S2）における非線形部分の式Ｔ（S1，S2）を
用いて誤差投影値Ｔを算出する。この誤差投影発
生器３２は、ハードウエア回路によつて構成する
ことができ、そのハードウエア回路としては、２
種類の総和減衰量S1，S2の相互間およびレジスタ
に記憶させた適切な係数C20，C02…等との間の乗
算を行なう多数の乗算器とそれらの乗算器の出力
値を加算する加算器とを備える。また、当然のこ
とながら、投影誤差値Ｔは、第２図に示した概略
構成における計算器１６の一部に予めプログラム
するなどソフトウエアによつて適切に計算するこ
ともできる。 上述のように、誤差投影発生器３２は、専用型
ハードウエア処理装置、あるいは、軟組織投影デ
ータおよび骨投影データから誤差投影を計算する
ようにプログラムした汎用型デイジタル計算機と
して構成することができる。 上述のようにして誤差投影発生器３２により形
成した投影誤差値は、デイジタル・フイルタ３４
によつて濾波し、量子化投影像に本来的に生ずる
ノイズを除去する。 一般に、あらゆる計算は、デイジタル信号の形
で実行される。しかしながら、デイジタル信号
は、デイジタル化したアナログ信号の値を正確に
示すものではない。すなわち、アナログ値は、ま
さに２つのデイジタル値の中間の値であるため
に、丸め込み処理を施さなければならず、そのた
めにいわゆる量子化ノイズが生ずる。特に、小さ
い値のアナログ信号をデイジタル化する場合に
は、２つの互いに隣接する小さい値のアナログ信
号の値がほとんど異ならないにも拘らず、これら
２つのアナログ信号をデイジタル化した後には、
それぞれのデイジタル値に丸め込みによつて十分
に１ビツト分の大きい差違が生ずるようになるた
めに、デイジタル化による量子化ノイズは一層大
きくなる。隣接したデイジタル化誤差値間に生ず
るかかる量子化ノイズを低減するために、デイジ
タル化したアナログ値は濾波するのが一般であ
る。 そのために用いるデイジタル・フイルタ３４
は、理想的には投影発生器２６における投影像形
成の態様に適合するように構成する。投影発生器
２６と組合わせて用いるに好適なデイジタル・フ
イルタとしては、インタープリテイブ・フイルタ
と縦続接続した３点平均化フイルタによつて構成
する。 しかして、３点平均化フイルタは、順次の３誤
差値Ti，Ti+1，Ti+2を順次に平均化するだけのも
のであり、平均化処理の結果を中央値Ti+1に割り
当てる。例えば、順次の誤差値０，０，０，０，
１，１，１，１は、濾波後に０，０，０，1/3，
２／３，１，１，１となる。 一方、インタープリテイブ・フイルタは、投影
像における各データ点毎に、各データ点の値とそ
のデータ点を包囲するデータ点の値の平均値との
差が所定の閾値より小さくなるまで、データ点を
包囲するデータ点の個数を３点、５点、７点…と
次第に増大させて、それらのデータ点の値の平均
値を求めるように作用するものである。しかしな
がら、このフイルタは、平均をとる一組のデータ
点の個数を隣接したデータ点との間では１点以上
増減させない。 かかるインタープリテイブ・フイルタは、計算
機の適切なプログラミングによつて実現され、第
１段階では、上述した３点平均化フイルタとして
正確に動作する。ついで、第２段階では、隣接し
た濾波平均値間の差が所定閾値を超えているか否
かをチエツクし、超えていない場合には、その濾
波平均値を次の画像修正処理に供する。一方、濾
波平均値が所定の閾値を超えている場合には、次
の第３段階で、５点平均化フイルタを用いて原信
号を再度濾波し、ついで、第４段階で、新たな順
次の濾波出力値間の順次の差を再び所定の閾値と
比較し、平均化点数を次第に増しながら、かかる
処理を繰返す。例えば、順次の誤差値０，０，
０，０，１，１，１，１は、５点平均化フイルタ
による濾波の後には０，０，1/5，2/5，3/5，4/
５，１，１となる。 誤差投影発生器３２によつて計算した投影誤差
値は、それぞれ少なくとも２回の乗算処理によつ
て決定した７個の構成要素の総和によつて構成さ
れる。したがつて、２個の隣接投影誤差値の間に
７ビツトの差が生じた場合でも、実際の隣接アナ
ログ信号値間にはほとんど差異がないかもしれな
い。上述の各フイルタは、かかる問題を軽減する
ために用いられる。なお、上述のデイジタル・フ
イルタは、専用型ハードウエア・ユニツトとし
て、あるいは、汎用型デイジタル計算機における
プログラム・モジユールとして設けることができ
る。 つぎに、デイジタル・フイルタ３４からの濾波
出力投影誤差は、画像再生計算機３６において互
いに組合わされ、順次の画素毎に画像記憶装置２
０に蓄積した原画像の多色歪み誤差に対応する誤
差像データの組を形成する。画像再生計算機３６
は、機能的には、スキヤナ１０によつて測定した
Ｘ線投影像から原画像を算出する計算機１６にお
ける画像再生機能と等しくすることができ、した
がつて、従来周知の任意のハードウエアもしくは
ソフトウエア画像計算機によつて構成することが
できる。 すなわち、修正用画像再生計算機３６は、誤差
投影発生器３２によつて供給する投影誤差像に基
づいて修正画像を再生する。なお、原画像再生計
算機１６は、検出器バンク１４によつて測定した
順次の投影を処理し、また、修正用画像再生計算
機３６は、投影誤差像を処理する。 この投影誤差像は、計算機１６によつて再生し
た画像に想定した各測定通路に沿つた放射減衰値
の総和から導出したデータに基づいたものである
から、修正用画像再生計算機３６においては、投
影誤差像を処理するとともに、減衰値総和の導出
の際に想定した各測定通路に沿つて処理済みの投
影誤差像を逆投影する必要がある。一例を上げて
この場合を明らかにすると、処理すべき投影値
は、扇形に発散する測定通路に沿つて測定される
のであるから、原画像再生計算機１６は、例え
ば、米国特許第4149247号明細書に記載のように、
発散通路に基づいて画像を再生することになる。
したがつて、画像記憶装置２０に蓄積してある再
生画像から、骨と軟組織との放射減衰値の各総和
S1とS2とも画像中の通路に沿つて得られることに
なる。しかして、測定通路には、ａ）平行の場
合、あるいは、ｂ）発散の場合がある。ａ）平行
の場合には、修正用画像再生計算機３６は平行通
路に沿つて投影誤差像を処理しなければならず、
したがつて、修正用画像再生計算機３６は、原画
像再生計算機１６と異なるものとなり、あるい
は、異なつてプログラムされることになる。一
方、ｂ）発散の場合には、Ｘ線源１２と検出器バ
ンク１４との間の測定通路の発散状態が投影発生
器２６に用いる測定通路の発散状態に等しけれ
ば、修正用画像再生計算機３６は原画像再生計算
機１６と全く同じものになる。当然、その場合に
は、計算機１６を２度用いることも可能であり、
まず、画像記録装置２０に蓄積すべき画像を再生
するために、ついで、画像記録装置２０に蓄積し
た画像から誤差像を差し引いた修正画像を再生す
るために用いることができる。 一般に、コンピユータ・トモグラフイ装置にお
いては、Ｘ線投影値を用いて物体画像を算出す
る。このＸ線投影値は、物体を透過したＸ線放射
の減衰に対応する量である。すなわち、Ｘ線は、
第５図ａに示すように、Ｘ線源XAから放射され
て、例えば数mm幅の検出器DAによつて検出され
る。また、Ｘ線源XAも、例えば0.5mmの幅を有し
ており、実際には、Ｘ線源XAと検出器DAとの
間の距離は１ｍ程度である。かかるＸ線源XAの
両端と検出器DAの両端とをそれぞれ結ぶ線が測
定通路ｍを構成する。Ｘ線が通るこの通路ｍは、
座標系Ｘ−Ｙに関し、距離ｒおよび角度φの２座
標によつて特定することができる。なお、Ｘ線源
XAと検出器DAとは同一フレームに取付けられ
ており、そのフレームが座標原点の周りを回転す
るようになつている。ここで、Ｘ線源XAおよび
検出器DAは、図示の−Rnaxから＋Rnaxまで通路
ｍに直角に順次に移動させることができ、それぞ
れの新しい位置について投影値Ｓ（ｒ，φ1）を測
定することができる。ついで、傾斜角度φを例え
ば1゜の１ステツプΔ゜だけ変化させて、Ｘ線源XA
および検出器DAを＋Rnaxから−Rnaxまで逆向き
に移動させ、再び、それぞれの新しい位置につい
て投影値Ｓ（ｒ，φ2）を測定する。このようにし
て、傾斜角度φを0゜から180゜まで、もしくは、0゜
から360゜までのあらゆる方向に１ステツプΔ゜ずつ
変化させながら各方向におけるすべての位置につ
いて投影値Ｓ（ｒ，φ）の測定を繰り返す。なお、
Ｘ線ビームのかかる面走査には、横方向移動およ
び軌道移動に対する移動機構を必要とする。ま
た、同一パラメータφ、例えばφ1を有するすべ
ての投影値Ｓ（ｒ，φ）は、互いに平行な測定通
路に沿つて測定したものとなる。 物体Ｂの断層像は上述のようにして求めた全投
影値Ｓ（ｒ，φ）から算出することができ、ｒは
−Rnaxから＋Rnaxまで変化させ、また、φは0゜か
ら180゜まで、もしくは、0゜から360゜まで変化させ
る。なお、値｜Rnax｜の軌跡は円を描き、この
円は十分に物体Ｂを囲むものとなる。 勿論、この算出方法は上述した投影値取得方法
にそれぞれ適合すべきであつて、例えば冒頭に記
載した米国特許第3788614号明細書および米国特
許第3924129号明細書に開示されており、平行線
再構成技術（P.R.R技術）と称される。 第４図ａに示した単一検出器DAの替わりに、
走査機構を簡単にするために、第５図ｂに示すよ
うに、検出器DBのアレー１４を用いることもで
きる。その場合には、Ｘ線源１２（XB）は平ら
な扇状にＸ線を放射することになり、物体１８(B)
は完全にＸ線ビームの扇形走査面内に位置する。
通路ｍに沿つてＸ線源１２（XB）からアレー１
４中の一つの検出器DBにＸ線が通り、その通路
ｍは座標（ｒ，φ）によつて決まる。なお、この
場合には、回転機構のみによつてすべての投影値
Ｓ（ｒ，φ）を得ることができ、その回転の間、
Ｘ線源１２（XB）のどの位置においても、一組
の投影値が通路ｍに沿つて測定され、通路ｍは、
Ｘ線源１２（XB）から検出器アレー１４に向か
つて発散することになり、発散線再構成技術
（D.R.R技術）と称される。 上述した平行線再構成（P.R.R.）技術および発
散線再構成（D.R.R.））技術のいずれかにより、
第６図のフローチヤートにつき後述する演算処理
過程の第２ステツプに示す未処理の原断層画像が
得られる。この未処理の原画像は、多色収差で歪
んだ放射減衰値によつて乱されてはいるが、兎も
角、平行型、発散型いずれかの仮想の測定通路に
よつてその全面をカバーされている。 したがつて、各測定通路は、割当てられた減衰
値をそれぞれ有する複数の画素をそれぞれカバー
し、各画素の放射減衰値は、演算処理過程の第３
ステツプに示すように、軟組織および骨の各構成
要素にそれぞれ対応した第１および第２の部分に
分割され、ついで、第４ステツプに図示するよう
に、各測定通路毎に、複数画素の第１および第２
の部分の放射減衰値をそれぞれ合計して、それぞ
れ、前述した２種類の投影値S1およびS2を得る。 ついで、第５ステツプに図示するように、各通
路（ｒ，φ）に割当てられた各構成要素の投影値
S1，S2から各通路毎の前述した投影誤差値Ｔ（S1，
S2）を算出し、さらに、第６ステツプに図示する
ように、投影誤差値Ｔ（S1，S2）を濾波して量子
化ノイズ等を除去する。 ついで、第７ステツプに図示するように、投影
誤差値Ｔ（S1，S2）から修正用画像再生計算機３
６により誤差像を算出し、最後の第８ステツプに
図示するように、この誤差像を未処理の原画像か
ら差し引いて修正画像を形成する。 すなわち、修正用画像再生計算機３６により形
成した誤差像は、各像点毎に、画像記憶装置２０
に蓄積した原画像から差し引かれ、その減算機能
は画像減算器３８で達成される。この減算により
形成された修正画像は、多色歪みを十分に補償さ
れており、ついで、表示装置２２上に表示するた
めに修正画像記憶装置４０に保持する。 なお、判りきつたことながら、画像減算器３８
はハードウエア・デイジタル減算器によつて構成
することもできる。 以上の説明では、汎用型デイジタル計算機で遂
行するためのモジユールに相当した個々の構成部
について本発明の好適実施例を記載したが、所要
の専用系を構成すれば、容易に判るように、個々
の構成部の一部もしくは全体を専用型デイジタ
ル・ハードウエアとして構成することにより、速
度および効率を増すことができる。同様に、これ
ら個々の構成部のソフトウエアとした場合の構造
は、全体系における他の計算用およびデータ記憶
用の構成部の性質並びに機構に必然的に高度に左
右されることになるが、以上に記載した実施例の
とおりのハードウエアを製造する方法がよく知ら
れていることも容易に判る。さらに、本発明装置
は２種類の組織要素に対して補償をするために二
次元多項式を使用するように説明したが、高次元
多項式を使用して他の組織要素や対象媒体に対し
ても同様の補償をするようにすることができる。
第１図は均質物質内における多色Ｘ線ビーム減
衰の態様を示す線図、第２図は本発明による画像
修正系の概略構成を示すブロツク線図、第３図は
画素に対するＸ線投影の態様を示す線図、第４図
は画素マトリツクスに対するＸ線投影の態様を順
次に示す線図、第５図ａ，ｂは本発明装置におけ
るＸ線走査の態様の例をそれぞれ示す線図、第６
図は本発明装置における演算処理過程を示すフロ
ーチヤートである。 １０……コンピユータ・トモグラフ・スキヤ
ナ、１２……Ｘ線源、１４……検出器バンク、１
６……画像再生計算機、１８……人体、２０……
画像記憶装置、２２……表示装置、２４……画像
修正処理装置、２６……投影発生器、２８……骨
投影記憶装置、３０……第２記憶装置、３２……
誤差投影発生器、３４……デイジタル・フイル
タ、３６……画像再生計算機、３８……減算器、
４０……修正画像記憶装置。
衰の態様を示す線図、第２図は本発明による画像
修正系の概略構成を示すブロツク線図、第３図は
画素に対するＸ線投影の態様を示す線図、第４図
は画素マトリツクスに対するＸ線投影の態様を順
次に示す線図、第５図ａ，ｂは本発明装置におけ
るＸ線走査の態様の例をそれぞれ示す線図、第６
図は本発明装置における演算処理過程を示すフロ
ーチヤートである。 １０……コンピユータ・トモグラフ・スキヤ
ナ、１２……Ｘ線源、１４……検出器バンク、１
６……画像再生計算機、１８……人体、２０……
画像記憶装置、２２……表示装置、２４……画像
修正処理装置、２６……投影発生器、２８……骨
投影記憶装置、３０……第２記憶装置、３２……
誤差投影発生器、３４……デイジタル・フイル
タ、３６……画像再生計算機、３８……減算器、
４０……修正画像記憶装置。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ 透過性放射源およびその透過性放射源に対向
してその放射源からの放射を検出し、被検体に対
する既知の多色放射スペクトルの投射に応じた被
検体スライス上の投影値を得るとともに、多数方
向に設けた多数の通路に沿つて被検体を横切る放
射の空間強度分布を測定する検出器を具えたスキ
ヤナと、 前記検出器の出力端に結合した入力端を備え、
画素マトリツクスによつて描かれる前記スライス
の像の複数画素毎に放射減衰値を前記スライス上
の投影値から算出して各画素毎の放射減衰値を提
示する像再生計算機と、 その像再生計算機の出力端に結合した入力端を
備え、計算結果の前記スライスの像の放射減衰値
を蓄積するメモリと を備えて、少なくとも２構成要素からなる被検体
のスライスの像を測定するコンピユータ・トモグ
ラフイ装置において、 前記メモリの出力端に結合した入力端を備え、
前記複数画素毎に算出した放射減衰値に基づく各
画素毎の放射減衰値を、強弱の放射減衰係数をそ
れぞれ呈する前記２構成要素に当該強弱の放射減
衰係数に応じてそれぞれ割当てた第１および第２
の部分に分離するとともに、加算回路を備えて、
それら２構成要素にそれぞれ割当てた前記第１お
よび前記第２の部分の放射減衰値を前記多数方向
にそれぞれ設けた多数の通路に沿いそれぞれ加算
して各加算値をそれぞれ各構成要素毎の投影値と
する投影データ発生器と、 その投影データ発生器の出力端に結合した入力
端を備え、各方向の各通路毎に、それぞれの通路
に沿つて求めた前記構成要素毎の投影値を組合わ
せて当該通路に沿つた放射減衰値の実験により係
数既知の多次元多項式よりなる展開式における非
線形部分を求めることにより、前記２構成要素の
非線形相互作用によつて生ずる多色収差に基づく
投影誤差値を算出し、その投影誤差値の出力端に
結合した入力端を備えてその投影誤差値を受けた
前記像再生計算機が、その投影誤差値に基づき、
画素マトリツクス上に描かれて各画素毎の放射減
衰値の誤差を示す誤差像を算出するようにした誤
差投影発生器と、 前記像再生計算機の出力端に結合した第１入力
端および前記メモリに結合した第２入力端を備
え、前記メモリに蓄積した前記スライスの像の放
射減衰値から前記放射減衰値の誤差を各画素毎に
減算し、その減算の結果によつて修正した各画素
毎の放射減衰値を改めて前記メモリに蓄積するよ
うにした減算回路と をさらに備えて被検体のスライスの像の多色収差
を修正するようにしたことを特徴とするコンピユ
ータ・トモグラフイ装置。 ２ 前記投影データ発生器の出力端を前記構成要
素毎の投影値を蓄積する第２のメモリに接続する
とともに、その第２のメモリの出力端を前記誤差
投影発生器に接続したことを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載のコンピユータ・トモグラフイ
装置。 ３ 前記投影データ発生器に、放射減衰データを
少なくとも一つの閾値と比較するコンパレータ回
路およびその少なくとも一つの閾値との比較の結
果に基づいて放射減衰データを部分データに分離
する補間回路をさらに備えたことを特徴とする特
許請求の範囲第１項または第２項記載のコンピユ
ータ・トモグラフイ装置。 ４ 前記誤差投影発生器の出力端をフイルタ素子
に接続し、そのフイルタ素子を介して前記投影誤
差値を前記像再生計算機に供給するようにしたこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項、第２項ま
たは第３項記載のコンピユータ・トモグラフイ装
置。
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US05/901,212 US4217641A (en) | 1978-04-28 | 1978-04-28 | Correction for polychromatic X-ray distortion in CT images |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS54144189A JPS54144189A (en) | 1979-11-10 |
| JPH0260330B2 true JPH0260330B2 (ja) | 1990-12-17 |
Family
ID=25413756
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5245179A Granted JPS54144189A (en) | 1978-04-28 | 1979-04-27 | Method of measuring body tissue radiation attenuation data and computer tomograph |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4217641A (ja) |
| JP (1) | JPS54144189A (ja) |
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| GB (1) | GB2020939B (ja) |
| NL (1) | NL7903199A (ja) |
| SE (1) | SE7903602L (ja) |
Families Citing this family (57)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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