JPS6314983B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

〔本発明の背景〕 本発明は物体のスライスによつて吸収または散
乱されない線投影からその物体の２次元像を構成
する方法と装置に関し、この方法と装置は放射線
医学、マイクロスコピー（顕微鏡学）及び非破壊
試験の分野で有用である。放射線医学用にＸ線を
使用する本発明の一分野はコンピユータライズ
ド・トモグラフイー（コンピユータ処理断層撮影
法）と呼ばれることもある。 〔従来技術の説明〕 多くの技術において、再構成したい物体の２次
元平面スライスが存在する準平面を通つて取られ
た投影から生ずる一連の１次元のデータから２次
元の図法表示を構成することは有用なことであ
る。例えば人体の内部の図形表示を得るためにＸ
線を利用する場合、Ｘ線またはガンマ線を人体の
組織に通過させ、種々の組織によるＸ線またはガ
ンマ線の吸収を測定することが知られていた。異
なつた組織は異なつた量の放射線を吸収するとい
うことが知られているため組織の性質は各組織に
おける放射線の吸収のパーセントの程度によつて
測定される。 平面状の放射線が物体を通過するようにし、相
補的に離間した複数の検出器によつてその物体内
部での吸収量を検出することによつて２次元画像
に投影されるべき３次元物体が得られる。これは
情報の重畳を生じるため情報の損失を招く。もし
放射線吸収の場所による変動に対して従来よりは
るかに敏感にし、しかも重畳効果を少なくしなが
ら人体を検査しようとするならば更に改良された
技術を工夫しなければならない。 一般断層撮影法として知られている方法におい
ては放射線源と写真フイルムは、人体の一平面内
の部品がほぼ静止したままであるように人体の近
くのだ円通路または他の通路に沿つて回転させら
れる。この技術は人体の２次元平面スライスに沿
つて適切な情報を得るために利用される。この方
法は所望の平面スライス以外の人体の平面上の人
体組織の陰影が背景の情報としてあらわれ、その
スライスから得られるべき情報を部分的にあいま
いにする。 更に正確な情報を得ようとして放射線とその検
出器の双方を検査されるべき物体の平面スライス
内部に置く方法が提案されて来た。それによると
物体の薄いスライスの２次元再成が行われ、描こ
うとするまたは診断しようとする各スライスにつ
いてこれが繰返される。 ジヤーナル・オブ・アプライド・フイジクス、
34巻９号2722―2727ページ（Journal of
Applied Physics、Vol.34、No.９）（レフアレン
ス１）に掲載されたコーマツク（A.M.
Cormack）氏の著作になる論文
“Representations of ａ Function by Line
Integrals with Rediological Applications”（幾
つかの放射線学上の応用を有する線積分による関
数の表示）において著者はコバルト60ガンマ線の
コリメートされた７ミリメートルの直径のビーム
とコリメートされたガイガーカウンターとを使用
した。夫々アルミニウム、アルミニウム合金及び
木から成る同心円柱の厚さ５cm直径20cmのフアン
トム（人体模型）を通つたビームの各５mm横に変
位した部分について約20000カウントが計数され
た。フアントムの対称性のため測定は１つの角度
でのみ行われた。その結果算定された吸収係数は
プラスマイナス1.5パーセントの精度であつた。 1964年10月に前述のコーマツク氏がジヤーナ
ル・オブ・アプライド・フイジクス、35巻10号
2908―2913ページに前述の論文のその２を掲載
し、ここで彼は２次元の問題をただ単に同径方向
の変数のみを有する関数の１組の１次元積分方程
式に分離した。測定値は有限のゼルニケ多項式に
展開したときの同径方向の密度関数の係数に等し
い係数を有する正弦級数に展開された。この方法
は数字的にはフーリエ変換技術と同等であるが、
実際の応用においては異なり、内挿法によつて重
大な人為的なものが導入される。コーマツクはコ
バルト60ガンマ線のコリメートされた５×５ミリ
メートルのビームとコリメートされたガイガーカ
ウンタを使用した。各ビーム位置について約
20000カウントが計数された。ビームは５ミリメ
ートルの間隔で横方向に変位させられて19本の平
行なビーム群が形成され、このビーム群は25の
別々の角度について7.5゜の間隔で繰返された。フ
アントムは中心がアルミニウム円盤、周囲がアル
ミニウムリング、軸外れがアルミニウム円盤で残
りが透明合成樹脂より成り厚さが2.5cm、直径が
20cmであつた。475個の別々の測定から243個の定
数が決定され、吸収分布を合成するために使用さ
れた。その結果得られた計算吸収値の精度は平均
して良かつたが、密度の急激な変化によつてリン
ギングが導入された。コーマツク氏の方法は理論
上新規な主要解を生ずることができるが複雑であ
つて実際の用途は限定されており、しかもその実
際に容易な形態においては誤差を生じやすい。 ネイチヤー（Nature）、217巻、130―134ペー
ジ（1968年１月13日）、(3)、“Reconstruction of
Three―Dimensional Structures from
Electron Micrographs”（イレクトロン・マイク
ログラフからの３次元構造の再生）によるとドロ
ジヤー（D.J.DeRosier）とクルーグ（A.Klug）
の両氏は物体を３次元であらわす一連の断面を生
ずるため多数の角度（非対称物体について30個）
で２次元電子走査像（イレクトロン・マイクログ
ラフ）のフーリエ変換を用いた。最終的な３次元
フーリエ密度マツプの解像度は250オングストロ
ームT4バクテリオフアージの尾の場合30オング
ストロームであつた。 サイエンス（Science）、159巻、1464―1467ペ
ージ（1968年３月）、(4)、“Electron Microscopy
of Unstained Biological Material：The
Polytropic Montage”（汚染されていない生物試
料のイレクトロン・マイクロスコピー、ポリトロ
ープ・モンタージユ）によるとハート（R.G.
Hart）氏は異なつた角度で12のイレクトロン・
マイクログラフを取り、飛点走査管と陰極線管と
48ビツト、32Kワード・コアのコンピユータを用
いてデジタル重畳による断面表示を得た。解像度
は３オングストロームに近づいた。 レイデオロジー（Radiology）、87巻、278―
284ページ（1966年８月）、(5)、（第10図参照）
“Transmission Scanning：Ａ Useful Adjunct
to Conventional Emission Scanning for
Accurately Keying Isotope Deposition to
Radiographic Anatomy”（透過走査、同位体沈
積物を放射線解剖学に精密に適合させるため通常
のエミツシヨン・スキヤニングに有益な付属装
置）によるとクール（D.E.Kuhl）、ヘイル（J.
Hale）、イートン（W.L.Eaton）の３氏はコリメ
ートされた放射線源（600KeVのアメリシウム
241の100ミリキユリー）を２つの向かい合つた検
出器を有する走査管の一方の検出器に向かい合つ
て取付けた。クール氏はまた２つの検出システム
の各検出器に対向して１ミリキユリー、30KeV
ヨウ素125源を取付けることができると指摘した。
対向する検出器のコリメート内に6.3ミリメート
ルの穴があけられた。通常15゜の角度間隔で患者
を多数回走査するため２つの対向する検出器が共
に移動させられた。これについてはレイデオロジ
ー（Radiology）、83巻、926号（1964年11月）
932ページ、“Cylindrical and Section
Radioisotope Scanning of Liver and Brain”
（肝臓と脳の円筒及び断面放射性同位体走査）、
(6)、著者クール（Kuhl）、エドワーズ
（Edwards）両氏、を参照のこと。陰極線が掃引
されて患者を通る6.3ミリメートル・ガンマ線の
方向と位置に対応する狭い輝線が形成され、走査
が進むにつれてCRT上の輝線の輝度は検出器の
計数率に従つて変えられた。次に横断面像が
CRTを見ながらフイルム上に形成された。クー
ル氏は横断面透過走査が人間の胸腔と縦隔洞の同
時横断面透過走査の解剖学上の目的に特に有用で
あることを発見した。 1966年アメリカ合衆国フイラデルフイアにて核
医学会が開催され、ジヤーナル・オブ・ニユーク
リア・メデスイン（Journal of Nuclear
Medicine）、７巻332ページ（1966年６月）、(7)、
アブストラクトＡ―５、“Reorganizing
Transverse Section Scan Data as ａ
Rectilinear Matrix Using Digital Processing”
（デジタル処理を利用してレクテリニア・マトリ
ツクスとして横断面走査データを再構成するこ
と）においてクール（D.E.Kuhl）とエドワーズ
（R.Q.Edwards）の両氏は計数率変調CRT線のフ
イルム露出加算の前述の方法によつて得られる像
よりすぐれたレクテリニア・マトリツクス像を得
るため横断面走査データのデジタル処理の使用を
述べた。患者の周り7.5゜の角度間隔で24の異なつ
た角度で行われる一連の走査によつて各検出器か
らの走査データは磁気テープに蓄積された。
10000個の要素の横断面像マトリツクスを生ずる
ためこのデータについて12分間、181000個の操作
が行われた。 このプロセスはレデイオロジー（Radiology）、
91巻、975ページ（1968年11月）、(8)、
“Reorganizing Data from Transverse Section
Scans of the Brain Using Digital
Processing”（デジタル処理を用いて脳の横断面
走査からデータを再構成すること）においてクー
ル、エドワーズ両氏によつて更に詳細に述べられ
ている。そのマトリツクスは2.5ミリメートル×
2.5ミリメートルの要素の100×100の配列より成
つていた。各画素については24の走査角度の各々
で画素を通る走査線上に記録された計数値が磁気
ドラム装置からのプログラム化された探索によつ
て抽出され、積算され、24で割られ、テープに蓄
積された。その後それらを逐次CRTラスタ走査
を生ずるために呼び出すことができた。 ロンドンのロイヤル・ササイアテイ（Royal
Society）の会報、317A、319（1970）、(9)、“The
Reconstruction of ａ Three Dimensional
Structure from Projections and Its
Application to Electron Microscopy”（投影か
らの３次元構造の再成とそのイレクトロン・マイ
クロスローピーへの応用）によるとクラウザー
（R.A.Crowther）、デロジヤー、クルーグの３氏
はフーリエ変換を用いて２次元のイレクトロン・
マイクログラフ投影から３次元吸収分布を再成す
る問題の形式解を詳細に説いた。彼らは＋45度か
ら−45度までの一連の５度の傾斜を考慮して、直
径Ｄの物体をd.p.332の解像度で再成するのには
少なくともπD/dの視界が必要であることを発見
した。 ニユークリア・インストルメンツ・アンド・メ
ソツズ（Nuclear Instruments and Methods）
101、509（1972）、(10)、“Three Dimensional
Density Reconstruction from ａ Series of
Two―Dimensional Projections”（一連の２次
元投影からの３次元密度再成）において、ゴイテ
イン（M.Goitein）氏は２次元再成のための標準
的な行列変換技術はあまりにも大きな記憶用のス
ペースを必要とするということを示した。彼は
511ページで15×15の要素の物体格子の場合225×
225行列の変換のため50Kのワード・メモリーが
必要であり、しかもオーバーフロー・メモリーの
使用によつて実行時間が物体格子の端に沿つたセ
ルの数の６乗として増加するということを述べて
いる。100×100行列のような典型的な物体格子の
場合厳密な解がコンピユータによつては得られな
いため彼は反復リラクセーシヨン法を提案してい
る。この技術はすべてのセルの密度を調整してそ
のセルを含む全測定値を最小二乗法に基づいて調
整する。彼はモデルとしてコーマツク氏のフアン
トム構造（1964）を用い、それをコンピユータで
シミユレーシヨンし、横方向に分離した51本の走
査線で吸収測定を等間隔の40の角度で繰返し、測
定結果に１％のランダム誤りを生じ、15回の繰返
しによつて30×30の格子について横断面図内の吸
収分布を計算した。彼はまたアルフア線透過測定
とＸ線透過測定から他の人々によつて得られたデ
ータのほかに、コーマツク氏（1964）によつて記
録された初期の吸収データを用いて横断面図内の
吸収分布を計算した。 ジヤーナル・オブ・ニユークリア・メデスイン
（Journal of Nuclear Medicine）13巻、447ペー
ジ（1972年６月）、(11)、アブストラクト、
“Quantitative Section Scanning Using
Orthogonal Tangent Correction”（直交接線補
正を用いる定量断面走査）において、クール、エ
ドワーズ、リツチ（A.R.Ricci）、レイビク（M.
Reivich）の４氏はある角度での走査からのデー
タをこれと90゜の角度での走査からのデータと組
合せ、この計算プロセスを多数の角度について繰
返す、繰返し計算法を述べている。全角度にわた
つて繰返し補正が続けられるためVarian16ビツ
ト8Kワード・コア・コンピユータ（米国カリフ
オルニア州アービン（Irvine）、バリアン・デー
タ・マシーンズ（Varian Data Machines）を用
いると10分間の時間が必要である。 これらの方法の全部が幾つかの欠点を有してい
る。そのような従来技術に固有な誤りは簡単に確
認できない。データを集めるのに時間がかかり、
Ｘ線診断の場合これによつて患者が不快な体勢に
置かれる時間が長引き、その機械の患者を処理す
る能力（スループツト）が制限される。それはま
た腹腔のような部位のスライスの場合、測定の間
患者の通常の呼吸によつて対象物が動き、その結
果出力画像がぼける。それによつて例えば腫瘍の
存在がマスクされることがあり得る。データを画
像の形にするのに必要な時間は長く、典型的には
15分程度必要である。出力画像の空間解像度はし
ばしばかなり低い。 IEEE Transactions on Nuclear Science、
NS―21巻、１号（1974年１月）、(12)、“Ａ High
Pressure Xenon Proportional Chamber for Ｘ
―Ray Laminographic Reconstruction Using
Fan Beam Geometry”（扇形ビーム形状を用い
るＸ線断層再生用高圧比例キセノンチヤンバー）、
185ページにおいてボイド（D.Boyd）、クーンロ
ツド（J.Coonrod）、デイネルト（J.Dehnert）、
チユー（D.Chu）、リム（C.Lim）、マクドナルド
（B.MacDonald）、ペイレイス・メインデイス
（V.Perez―Mendez）の７氏はデータ再生のコン
ボリユーシヨンを使用する扇形ビーム源用の再生
方法を述べている。この扇形ビームの使用によつ
てデータ収集時間を短縮し、放射線束の利用を更
に効率化することができる。しかし扇形のビーム
は最初に平行なビームにされ、次に公知の平行ビ
ーム・コンボルーシヨン法が使用される。データ
を最初に再編成するこの段階によつて遅延が生ず
る。この方法に伴なう別の問題は大部分の用途に
おいて通常考慮される構造の最適化のために扇形
ビームの個々のビームの間の角度がビーム源の各
パルスの間の弧の張る角度より小さくなければな
らないということである。従つて扇形のビームと
平行ビームの間には１対１の対応が存在しない。
その結果、再編成の間近似がなされなければなら
ず、出力画像の解像度が低下する。たとえば扇形
ビームと平行ビームの間に１対１の関係があつて
も結果として生ずる各平行ビームの間の距離が同
一でなくなる。従つてまた別の解像度を低下させ
る一連の近似が行わなければならない。再編成に
付随する他の問題は再編成がビーム源の１回転あ
たりのパルスの数を変更できないように固定して
しまうということである。これは融通性の低下を
招く。なぜなら、例えば写されるべき物体の幅が
広いほど同一の解像度に必要なパルスの間の弧の
張る角度が小さくなるからである。もし再編成し
なければ対象物の大きさに従つてパルスの間の弧
の張る角度を調整することのできる便利な手段を
その機械に組込むことができる。 扇形ビーム源の使用とデータ再生のコンボルー
シヨン法の適用とを組合せ、その間に互いに他方
についての検出されたプロジエクシヨン・プロフ
イールの再編成を介在させない従来技術は存在し
ない。すぐれた扇形ビーム源が使用されていると
き一連の１次元投影から２次元像を精密に再生す
ることのできる従来技術も存在しない。 〔本発明の目的〕 従つて本発明の主要な目的はコンピユータを利
用する断層撮影法、イレクトロン・マイクロスコ
ピー、及び他の技術分野において使用される連続
的な線投影から２次元像を再生し、一連の２次元
像を継ぎ合わせることによつて３次元像を生成す
る改良された方法と装置を提供することである。 本発明の他の目的は放射線の照射時間が従来よ
り短縮されて人体のまたは他の対象物のスライス
の２次元Ｘ線図形表示を得るための手段を提供す
ることである。 本発明の更に他の目的は対象物のスライスを通
してその準平面内に放射線を射出することによつ
て得られる一連の１次元データに基づいて像の精
密な２次元再生を行なうことである。 本発明の更に他の目的は対象物に放射線を通過
させることによつてその対象物の平面スライスの
２次元図形表示を、図形表示に固有な誤りが容易
に確認できるように再生する改良された手段を提
供することである。 本発明の更に他の目的はデータ収集時間とデー
タ再編成時間の両方を同一程度の解像度の従来技
術に比較してかなり短縮して一連の１次元像から
２次元像を再生する改良された装置と方法を提供
することである。 本発明の更に他の目的は対象物のスライスを通
してその準平面内に扇形の放射線ビームを投射
し、扇形ビームを異なつたビーム群に再編成する
ことを介在させずに扇形ビームによつて生じ検出
されたプロジエクシヨン・プロフイールについて
作用するデータ再編成のコンボルーシヨン法によ
つてその対象物の像を再生することである。 本発明の更に他の目的は一組の１次元測定投影
を生じる異なつた角度で放射線の扇形ビームが対
象物を通過するとき２次元対象物スライスの精密
な再生リプリカを作ることである。 本発明の更に他の目的はデータ収集時間と再生
時間が同一の従来技術に比較して解像度を向上さ
せ、対象物によつて吸収も散乱もされなかつた検
出放射線の量に対応する一組の１次元投影値に基
づいて２次元対象物を図形的に再生することであ
る。 〔本発明の概要〕 前述の目的に従つて簡明に述べると本発明は
様々な角度から対象物のスライスの準平面に放射
線を通過させ、そのスライスによつて吸収も散乱
もされなかつた放射線の量を測定することによつ
て得られた線投影から対象物のスライスの２次元
像を構成する方法と装置に関する。準平面とは薄
く有限の厚さの平面状のものを意味する。この方
法と装置は放射線医学、マイクロスコピー、非破
壊試験の分野において、また他の分野においても
同様に使用することができる。 放射線（これは光、熱、音、透過性超音波、電
磁波、Ｘ線、ガンマ線、あるいは電子、陽子、中
性子のような原子より小さい粒子、あるいは重い
イオン、あるいは他の形態の透過性放射線であ
る）の扇形のビームが準平面内にある対象物のス
ライスを通過させられる。準平面は薄く、Ｘ線診
断の場合、典型的にはおよそ１mmと15mmの間であ
るが必ずしもこの範囲内にあるとは限らない。各
１ないし15mmの厚さの並存する１組のスライスを
写すことによつて３次元対象物全体を描写するこ
とができる。その組全体を同時に写すことができ
る。 その対象物は放射線の一部を吸収し、他の一部
の放射線を散乱する。残りは放射線源及び対象物
のスライスと同じ平面内にありこれらと整列し、
放射線源と反対側に置かれた細長い１個のまたは
複数個の検出器によつて検出される。個々の検出
点の間の角度間隔は一定である。従つて検出器列
は幾何学的に精密であるのが望ましく、完全な円
または楕円を成す。あるいは検出器列は各検出点
を放射線源に向けて直線状に置かれる。検出器に
達する放射線の強度の変動を減少させるため対象
物の周囲に補償器（コンペンセータ）が配置され
る。検出器からデータが連続的に、または並列的
に間断なく、または間欠的に抽出される。ガンマ
線またはＸ線の場合には個々の検出素子はヨウ化
カリウムのような結晶物質と光電子倍増管または
ホトダイオードを使用する気体シンチレータ、液
体シンチレータ、または固体シンチレータより成
る。それとは異なり、検出装置は気体、液体、ま
たは固体状態のキセノンのような原子番号の大き
な元素が封入され、Ｋ放出Ｘ線を捕獲するためキ
セノンと同様の状態でアルゴンのような原子番号
のより若い元素を封入した、または封入しない電
離箱より成ることができる。これともまた異な
り、検出器は高純度のゲルマニウム、テルル化カ
ドミウムあるいはヨウ化第２水銀のような半導
体、またはイメージ増強管であつてもよい。検出
器は電流積算モードで動作する。あるいはそれは
個々のガンマ線光子またはＸ線光子を計数する。
検出器は連続する放射線角度でプロジエクシヨ
ン・プロフイールを遂次記録するため扇形ビーム
に対して直角に移動させられるシンチレーシヨン
スクリーンとフイルムの組合せを有し、飛点走査
管が現像されたフイルムからデータを検出する。 放射線ビームと検出器は連続的であり得るが通
常は飛び飛びである。いずれの場合にも、結果と
して検出された放射線は密度または輪郭を描くこ
とができる印刷用紙またはCRTのような図形表
示装置で２次元図形表示に変換するためコンピユ
ータに供給される。もし検出器がアナログ出力を
生じ、デジタルコンピユータが使用されるなら
ば、情報は最初にアナログ・デジタル変換器で処
理される。もし検出器がデジタル出力を生じ、ア
ナログコンピユータが使用されるならば、情報は
最初にデジタル・アナログ変換器で処理される。
いずれの場合にもコンピユータは描かれる対象物
のスライスの上に重ねられたメツシユまたは格子
内の各セルについての吸収の程度を計算する。こ
のデータは次に処理されてアナログまたはデジタ
ル２次元図形に変換される。 人体及び動物のからだを診断するため放射線を
使用する場合、からだの異なつた組織が異なつた
量の放射線を吸収するため動脈瘤、出血、腫瘍、
異常腔、凝血、臓器肥大、及び心室（例えば）の
異常を判別し明瞭に描くことが可能である。 本発明は扇形ビームを新らたなビーム群にあら
かじめ再編成することなしに扇形ビームについて
コンボルーシヨン再生法を利用する最初の方法と
装置である。 数学の本によるとｘ、ｃ（ｘ）のコンボルーシ
ヨン法は次の形の積分関数または和関数である。 ｃ（ｘ）＝∫f（ｘ−x′）ｇ（x′）dx′ または ｃ（ｘ）＝〓ⁿ ｆ（ｘ−x_o）ｇ（x_o） コンボルーシヨン法とはそのようなコンボルー
シヨン過程を使用するすべての方法を意味する。 コンボルーシヨン法は従来技術において使用さ
れた繰返し法に比較して同量の放射線については
るかに速く、しかも同一のまたはすぐれた解像度
を生ずる。米国ニユージヤージー州マリ・ヒル
（Murray Hill）、ベル・ラボラトリーズ（Bell
Laboratories）、シエツプ（L.A.Shepp）、ローガ
ン（B.F.Logan）両氏による“The Fourier
Reconstruction of ａ Head Section”（頭部の
断面のフーリエ再生）、1974年７月、（13）、５―
７ページ、においては平行形状のためのコンボル
ーシヨン法が遂次近似法と比較されその利点が説
明されている。本発明は極座標であらわされるよ
うな形状に基づいてダイレクト・コンボルーシヨ
ン法を使用するためこの利点を強調する。扇形ビ
ームのすぐれた特性を利用するためにあらかじめ
ビームを平行なビームになおすというようなむだ
で誤りを生ずることをする必要はない。 本発明はまた測定値とそれらに固有な誤りの間
の関係を示すことができる。なぜなら飛び飛びの
実施例は実際、連続的な実施例の特別の場合であ
るため各簡単化のための近似の影響を測定するこ
とができるためである。 扇形ビールの利点はそれがビーム源と検出器を
移動することによつて生ずる平行ビーム源の場合
よりデータ収集が速く、ビーム源を移動すること
なく多数の測定値を得ることができ、従つて精度
を損なう機械振動の影響を減少させることができ
ることである。人体にまたは動物にＸ線が照射さ
れる場合、その対象物は従来よりはるかに短時間
だけ静止すればよく、従つて一定の時間に本発明
に基づく装置によつて従来より多数の対象物を処
理することができる。断面走査に必要な全データ
が１秒程度（従来装置より１ないし２けた速い）
で得ることができるという重大な事実によつて、
患者が長時間息を止めることなしに腹腔のような
人体の部位の精密な像を得ることができ、しかも
蠕動や他の器管の運動の影響を従来より少なくす
る。 ビーム源と検出器のセツトは通常360゜の円形通
路内の対象物のスライスの周りに回転させられ
る。あるいは固定しているビーム源・検出器組立
体の内部で対象物を回転させてもよい。他のやり
方も可能であり、それは以下の「好適な実施例の
説明」のところで説明される。ビーム源は連続的
に、または少しづつステツプ状に回転させられ
る。いずれの場合でも、放射線はビーム源から絶
えず（例えばビーム源が放射性の場合）、または
周期的なパルスの形であるいは突発的に発出され
る。検出されたデータは従来の扇形ビーム装置の
ような最初にデータを新らたなビーム群（例えば
平行なビーム群）に再編成する必要がなく重畳
（合成）され、バツク・プロジエクシヨンが行わ
れる。バツク・プロジエクシヨンとは検出器に結
びついて重畳（合成）されたプロジエクシヨン・
プロフイールデータを検査中の対象物のスライス
全体についてあらかじめ選択された任意の数の点
Ｐで吸収された密度の値に変換する過程を意味す
る。 本発明はすぐれた扇形ビーム源が使用されると
き対象物のスライスによつて吸収されない放射線
の一連の１次元投影からそのスライスの２次元像
の最初の精密な再生をする。これはデータ収集時
間とデータ再編成時間がたとえ短かくとも出力画
像の精度と解像度が良好であることを意味する。
従つて扇形ビームを用いる方法は科学的探究の実
用的な道具として増強される。 更に、精密な再生が行われるため（使用される
装置の不完全さと一般的な場合に故意に導入され
る近似による偏差によつてのみ制限される）、導
入された近似と出力応答の質と速度の間の関係を
従来より直接的に感知することが可能である。従
つて解像度と速度の交換について従来より精密な
制御が得られる。 〔好適な実施例の説明〕 第１図はデータ収集が連続的に行われる場合の
本発明の的確なブロツク図である。放射線源Ｓ、
対象物のスライス５０及び連続的な検出器６０が
同一の準平面内にある。この準平面は薄く、コン
ピユータが使用される断面撮影の場合には典型的
に数ミリメートルの程度である。放射線源Ｓと連
続的な検出器６０は整列させられており、これら
は絶えず互いに向かい合うようにされているのが
望ましい。これらの各々は例えば対象物のスライ
ス５０の周りの円形路内を回転するガントリー１
０にしつかりと取付けられている。あるいは対象
物が不動の放射線源検出器組立体の内部で回転し
てもよい。あるいはまた360゜連続した検出器を回
転する放射線源に動かないように取付けることも
できる。また、複数の放射線源を円の一部の各々
に使用することもできる。更にまた、360゜連続し
た１個の放射線源を使用し、どの所定の時間にも
この放射線源の一点のみを付勢し、この点が時間
の経過と共に360゜の弧全体を横切るようにするこ
ともできる。 回転力はモーター１３によつて与えられる。モ
ーター１３は駆動歯車１２によつてエネルギーを
ガントリーギア１１に伝達する。連続的な検出器
６０が反対側の放射線源Ｓを追跡するのが望まし
く、また形状が弧状であるのが望ましい。形状が
弧状のとき検出器上の各点が放射線源Ｓから等距
離であるようにその形状寸法が定められているの
が望ましい。 放射線源Ｓはイレクトロン・マイクロスコピー
の場合には電子ビーム、人体または他の対象物を
検査する場合にはＸ線またはガンマ線であるよう
にどのような種類の放射線であつてもよい。精密
なデータ再編成が望ましい場合には（後述の方程
式33を参照のこと）、放射線源はその360゜円形横
断路にわたつて連続的に付勢される。あるいは放
射線源は間欠的に付勢される。Ｘ線の場合、検出
器６０は典型的にはヨウ化ナトリウムのような結
晶物質より成るシンチレータと光電子増倍管また
はフオトダイオードである。あるいは検出器はキ
セノンのような物質、またはキセノンとアルゴン
のような気体、液体あるいは固体状態の混合物が
封入されている電離箱より成る。検出器はまた写
真乳剤でもよい。 コリメータ３０は放射線源Ｓから発生する放射
線ビームを扇形に成形し、少なくとも対象物５０
の幅まで広げる。第１図の紙面平面に平行なコリ
メータ３１は互いに隣り合うものから離間してい
て扇形を薄い準平面ビームに形成する。この準平
面ビームは必ずしも均一な厚さである必要はな
い。例えばもし点放射線源が使用されるとビーム
は水平方向だけでなく垂直方向にも広がるであろ
う。検出器コリメータ６１は結像準平面以外の平
面からのコンプトン散乱による影響を最小限にす
る働きをする。コリメータ３０，３１及び６１は
典型的には鉛より成るが、望まない方向への放射
線を吸収するものならば他のどんな物質でもよ
い。Ｘ線診断の場合、コリメータ３１によつて定
められる扇形の厚さは典型的には対象物の中央部
で１ないし15mmである。扇形の張る弧は対象物の
スライス全体をおおうのに十分なほど大きい。 水またはプラスチツクで満たされた袋である補
償器（コンペンセータ）３２は扇形ビームの強度
を幾分か減衰させ、それによつて検出器６０の応
答する強度範囲を減少させるために、対象物５０
を包むように任意に配置することができる。補償
器３２はガントリー１０にしつかりと取付けられ
てガントリーと一体に回転するか、対象物５０に
しつかりと取付けられる。 放射線源検出器配列が対象物の周りに（精密な
像再生が望ましい場合には絶えず）相対的に約１
ないし15秒間回転させられると、吸収も散乱もさ
れなかつた放射線の示度が検出器６０に沿つて連
続的に取られる。このデータ収集は装置の１回転
（360゜）の間に終了するのが望ましい。検出器か
らのデータは最初に平滑化され、次に後に説明す
る様に他のデータと合成（コンボルブ）され、再
び平滑化され、次にコンピユータ７０内に蓄積さ
れる。このコンピユータはもしアナログ型ならビ
デオ・デスクまたは音波デスクのようなアナロ
グ・メモリを有する。もしデジタル型ならば、そ
のコンピユータは高速コンピユータであるのが望
ましい。このデータは対象物の模写である出力画
像８０を生ずるため他のデータと共に後にバツ
ク・プロジエツクトされる。 出力画像は深度、輪郭、陰影または色として描
かれる対象物の密度を示すことができる静電出力
端子またはCRTのような視覚表示装置９０の上
に描かれる。次にCRT像の写真または他のハー
ドコピーが取られる。 一連の２次元画像は前述のような像を連続的に
取ることによつて、あるいはガントリー１０の横
に互いに離間して取付けられた放射線源検出器構
造の配列を製造することによつて得られる。いず
れの場合にも出力は、例えば各出力画素を陰影の
つけられた、または着色された半透明の球または
立方体として描くことによつて３次元像として描
かれる。あるいは、一連の透明な光パネルを３次
元表示用に使用することもできる。 第２図は第１図とほぼ同様の図であり、その差
異は連続的な検出器６０が別個の検出器６５の配
列によつて置換され、格子６６が付加されている
ことのみである。これら２つの図が同一である場
合、第１図に関連して述べた説明はそのまま第２
図にも適用される。第２図は本発明の飛び飛びの
（別個の）実施例を示すもので連続的な実施例の
特別な場合である。放射線源Ｓから発出する放射
線は１個の検出器につき少なくとも１本のビーム
があたる飛び飛びの（別個の）１群のペンシルビ
ーム（例えば１組のコリメータによつて形成され
る）または連続的な扇形ビームである。飛び飛び
の検出器６５の数は典型的には300個であるが、
他の値を選択することもできる。 検出器列は各検出器の間の角度が一定であるよ
うに配置される。例えば検出器列は弧状に配置さ
れるか、製造を容易とするため直線状にされて各
検出器は検出器から放射線源に引いた直線と整列
させられる。鉛のような元素より作られた格子６
６は対象物のスライスと同一の準平面内のコンプ
トン散乱による影響を最小限とするため各検出器
６５と整列されてそれに連結される。この格子は
使用される放射線がＸ線であるときには実際上重
要である。この格子は対象物のスライスと同一準
平面内でコンプトン散乱の問題が生ずる恐れのあ
るときには連続的な検出器の場合にも同様にして
任意に使用することができる。その用途の場合、
格子線が出力画像上にあらわれないように格子は
検出器６０を中心として振動または絶えず移動さ
せられる。 この好適な実施例の場合、放射線源検出器配列
は円形路内でガントリー１０と共に回転させられ
る。周期的に、典型的には１回転につき360回の
短期間（各２ミリ秒程度）の間、放射線は放射線
源からパルス化され、デジタル化され、平滑化さ
れ、コンピユータ７０の内部の作業用記憶域に送
られる。パルス幅及びパルスの間の弧の角度が操
作員によつて迅速に調整されるようにコンピユー
タには制御プログラムが組込まれている。これら
はまた連続的な検出器の実施例において精密なデ
ータ再編成が必要ないときにも使用することがで
きる。 このデータは次に対象物５０内部のあらかじめ
定められた複数の点について吸収密度を生ずるよ
うに処理され、この再編成された一群の密度は出
力画像８０として描かれる。必要な機能を果たす
ためコンピユータはハードウエア化、フアームウ
エア化（マイクロプログラム化またはPROMを
溶解した）、またはソフトウエア・プログラム化
（あるいは前述の任意の組合せ）され、連続的な
検出器の実施例にもこれは同様にあてはまる。 放射線医学において患者に適用される一実施例
において、装置のパラメータは以下のとおりであ
る。 Ｘ線管電圧 120KVd.c. Ｘ線管平均電流 250mA Ｘ線管平均電力 30KW １対象物スライスあたりのＸ線露出時間 ４秒 ガントリー回転速度 0.25rps １対象物スライスあたりのＸ線パルスの数
360個 対象物の表面への露出 8rad Ｘ線管パルス電流 1000mA Ｘ線パルス幅 28ミリ秒 パルス間隔 8.3ミリ秒 軸から放射線源までの距離 80cm 放射線源から検出器までの距離 16cm 対象物スライスの最大の大きさ 40cm 扇形ビームの角度の広がり 29゜ 対象物の中央での扇形ビームの厚さ ８mm 対象物の中央での扇形ビームの間隔 1.5mm 最大の対象物スライスを横ぎる扇形ビームの数
267本 検出器の公称数 300個 扇形ビームの角度間隔 0.109゜ １パルスあたりの放射線源の回転間隔 1゜ 直径40cmの対象物の周辺でのパルスの間の間隔
3.5mm 対象物がないとき１個の検出器の１個のパルス
あたりのＸ線光子数 2.2×10⁸個 40cmの水を透過する１次光子の透過率１／2000 対象物を透過する１個の検出器の１個のパルス
あたりのＸ線光子の数 1.1×10⁵個 １測定あたりの量子統計学的変動 0.33％rms 対象物スライスの1.5mm×1.5mmの１個のセルの
360回の全測定の統計学的誤差 0.6％rms 直径40cmの像内の再生点の数 40000個 直径40cmの像内の再生点の間の間隔 1.8mm もし扇形ビームが新らたな平行ビーム群に再編
成されるならば、扇形内で順次１度の間隔でのび
ている９本のビームの束は擬似平行ビームを得る
ため放射線源で順次1゜角度はなれるように再編成
される。これら９本のビームの束の中央のビーム
は平行であろうが、放射線源が直線状ではなく円
形路上を動くことによりその中央のビームが扇形
ビームの中心から射出されるか端から射出される
かによつてその中央のビームの間隔は1.5mmから
1.45mmまで変化し、３％の誤差が生ずる。 扇形ビームの個々のビームの個々の検出器まで
の間隔は対象物の中央部で1.5mmである。遂次パ
ルス化される扇形ビームの中央の軸の間隔は直径
40cmの対象物のスライスの周辺で3.5mmである。
もしガントリーの回転間隔を0.5゜とし、720個の
パルスを使用すれば、この比較的大きな対象物に
ついてよりすぐれた解像度が得られ、対象物の周
辺での中央ビームの間隔が扇形ビーム内部のビー
ムの間隔に匹敵し、それによつて全方向について
更に均一な解像度が得られる。パルス幅は今度は
1.4ミリ秒、パルス間隔は4.1ミリ秒（対象物のス
ライスのためのＸ線露出が４秒の場合）となり、
検出器からのデータ抽出速度は２倍、プロフイー
ル・コンボルーシヨンとバツク・プロジエクシヨ
ンの計算の数は２倍とする必要がある。このよう
に、公称300個の検出器で１度の間隔で360個のパ
ルスの選択は直径が数cmから40cmまでの大きさの
範囲の対象物に対しては実用的であることがわか
る。 次に検出器が連続的及び飛び飛びである両方の
場合についてのデータ再編成法を説明する。点Ｐ
での密度についてのラドンの式は次のとおりであ
る。 Ｄ（Ｐ）＝−１／π∫^∞ ₀dr１／ｒ df（ｒ）／dr ここでｒは点Ｐから測定される距離であり、ｆ
（ｒ）は点Ｐからの距離ｒを通過する直線につい
ての密度の全線積分の平均である。P.J.Radon、
Ueber die Bestimmung von Funktionen
durch ihre Integralwerte laengs gewisser
Mannigfaltigkeiten（一定の多様体に沿つた積分
値による関数の決定について）、Berichte
Saechsische Akademie der Wissenshaften（ラ
イプチピ）、Mathematische―Physische
Klasse69、262―277（1917年ドイツ）を参照のこ
と。この使用においてはＤ（Ｐ）は点Ｐで吸収さ
れる放射線の程度または密度をあらわす。 第３図に示されている図表を検討する。放射線
源Ｓから出発し角度θ及びβで定義される半直線
に沿う吸収された放射線の積分（つまり測定）と
して測定値H_P（θ、β）を定義する。換言すると Ｈ＝∫D dx である。 ここでdxは既知の線に沿つた距離の増分であ
る。添字Ｐはβが放射線源Ｓから任意の点Ｐに引
いた線から測定されたという事実を示すものであ
る。Ｉを検出器６０または６５に到達する放射線
の測定値、I₀を対象物５０のような物体が全くな
い場合に検出器に到達する放射線とすると、対象
物５０は放射線源を発出するすべての放射線を減
衰させるので基本的な物理法則から次の関係が得
られる。 Ｉ＝I₀ exp（−∫D dx）＝I₀ e^-H すなわち、Ｈ＝ln I₀−ln Ｉ＝−ln（Ｉ／I₀）で
ある。 装置が最初に目盛定めされるとき、I₀が統計学
的に適当な情報（例えば各検出器で１個のパルス
について少なくとも10³個のＸ線またはガンマ線）
を生ずるのに十分なほど大きく、しかし患者のＸ
線診断に装置が使用されるとき放射線の過度の線
量によつて患者が害を受けない程度に（全パルス
についてＸ線またはガンマ線の全線量が50ラド以
下）選択される。 ラドンの式は次のように変形することができ
る。 Ｄ（Ｐ）＝１／π∫^∞ ₀dr₁１／r₁ ｄ／dr₁｛１／2π∫
²〓₀dα₁H_P（θ、β）｝(3) ここで積分の変数をdr₁dα₁からdθdβに変えな
ければならない。そこで次式を利用する。 dr₁dα₁＝J₁dβdθ ここでJ₁はヤコビアンであり、 によつて与えられる。 変換を定義する座標は次のとおりである。 r₁＝Ｚ sinβ (5) α₁＝β−π／２＋γ (6) ここで である。 （tan^-1の主要な範囲をｏからπまでと仮定） ヤコビアンの値を求めると、 ∂r₁／∂β＝Zcosβ (9) ∂r₁／∂θ＝RDsinθ／Ｚsinβ (10) ∂α₁／∂β＝１ (11) ∂α₁／∂θ＝∂γ／∂θ＝R²−RDcosθ／Z² (12) である。 従つて、 J₁＝R²cosβ−RDcos（θ−β）／Ｚ (13) である。 また次の項を考慮する。 ∂／∂r₁｛H_P（θ、β）｝∂H_P／∂θ ∂θ／∂r₁＋
∂H_P∂β ∂β／∂r₁ (14) 導関数∂θ／∂r₁及び∂β／∂r₁は方程式(5)と(6)を
陰的に微 分することによつて得ることができる。次に方程
式(5)を考慮する。その導関数は次のようにあらわ
される。 Ｉ＝RDsinθsinβ／Ｚ ∂θ／∂r₁＋Zcosβ∂β／∂
r₁(15) 同様にして方程式(6)のr₁に関する導関数は次の
ようにあらわされる。 Ｏ＝R²−RDcosθ／Z² ∂θ／∂r₁＋∂β／∂r₁ (16) 方程式(15)と(16)を∂θ／∂r₁と∂β／∂r₁について
解くと 次のようになる。 ∂θ／∂r₁＝Ｚ／RDcos（θ−β₁）−R²cosβ₁ (17) ∂β／∂r₁＝RDcosθ−R²／Ｚ｛RDcos（θ−β）−R²
cosβ｝(18) これらの結果全部を方程式(3)に代入することに
よつて最終的に以下のような式が得られる。 Ｄ（Ｐ）＝−１／2π²∫²〓_Odθ∫〓_Odβ₁１／Zsinβ ｛−∂H_P（θ、β₁）／∂θ＋R²−RDcosθ／Z² ∂H_P
（θ、β）／∂β｝(19) ∂H_P（θ、β）／∂θを含む項を次に検討する。それ はθについて部分的に積分することができ、次式
が得られる。 ∫²〓_Odθ１／Ｚ ∂H_P／∂θ＝∫²〓_OdθRDsinθ／Z³H
_P（θ、β）(20) 従つて(19)式は以下のようになる。 Ｄ（Ｐ）＝−１／2π²∫²〓_OdθRDsinθ／Z³∂dβ｛−H
_P（θ、β）／sinβ｝ ∂−１／2π²∫²〓_OdθR²−RDcosθ／Z³∫〓_Odβ１／
sinβ ∂H_P（θ、β）／∂β(21) この方程式を得るにあたつて、対象物は放射線
源Ｓから発出する扇形ビームによつてカバーされ
る弧の外側にはのびていないと仮定した。従つて
点Ｐに中心を有する円に接するビームの密度の線
積分は、放射線源Ｓから発出する扇形ビームの張
る弧の外側にそのような円の少なくとも一部があ
り、前述の接点も前記扇形ビームの外側にあるた
めＯであると仮定される。 再び第３図に戻り、r₁とα₁の代わりにr₂とα₂を
用いて方程式(3)を書き直すとＤ（Ｐ）について次
のような第２の方程式が得られる。 Ｄ（Ｐ）＝−１／π∫^∞ _Odr₂１／r₂ ∂／∂r₂ ｛１
／2π∫²〓_Odα₂H_P（θ、β）(22) 再び積分の変数をdr₂dα₂からdβdθに変える。
前と同じようにして次式が得られる。 r₂＝−Zsinβ (23) α₂＝π／２＋β＋γ (24) ヤコビアンの数値を求めると、 J₂＝R²cosβ−RDcos（θ−β）／Ｚ (25) となる。 ∂θ／∂r₂と∂β／∂r₂の値を求めると、 ∂θ／∂r₂＝Ｚ／R²cosβ−RDcos（θ−β） (26) ∂β／∂r₂＝R²−RDcosθ／Ｚ｛RDcos（θ−β）−R²
cosβ｝(27) である。 これらの式を方程式(22)に代入することによつ
て次式が得られる。 Ｄ（Ｐ）＝＋１／2π²∫²〓_Odθ∫^O _-〓dβ１／Zsinβ ｛∂H_P（θ、β）／∂θ−R²−RDcosθ／Z² ∂H_P（θ、β）／∂β｝ (28) 再び∂H_P／∂θをθについて積分することによつて Ｄ（Ｐ）＝＋１／2π²∫²〓_OdθRDsinθ／Z³∫^O _-〓d
βH_P（θ、β）／sinβ −１／2π²∫²〓_OdθR²−RDcosθ／Z³∫^O _-〓dβ１
／sinβ ∂H_P／∂β(29) が得られる。 方程式(21)と(29)を加えて次式が得られる。 Ｄ（Ｐ）＝１／4π²∫²〓_OdθRDsinθ／Z³∫⁺〓_-〓d
βH_P（θ、β）／sinβ −１／4π²∫²〓_OdθR²−RDcosθ／Z³∫⁺〓_-〓dβ
１／sinβ ∂H_P（θ、β）／∂β(30) さて方程式(30)を以下のように変更することが
できる。 (1) 積分の変数をβからδに変更。 （β＝δ−δ₀） (2) H_P（θ、β）をH₀（θ、δ）に変更。ここで
添字₀は回転中心Ｏと点Ｓを結ぶ線分からδが
測定されることを示すものである。 (3) RDsinθ／Z³＝Rsinδ₀／Z² (31) (4) R²−RDcosθ／Z³＝Rcosδ₀／Z² (32) 方程式(30)は従つて次のように変形される。 Ｄ（Ｐ）＝１／4π²∫²〓_OdθRsinδ₀／Z²∫⁺〓_-〓d
δH₀（θ、δ）／sin（δ−δ₀） −１／4π²∫²〓_OdθRcosδ₀／Z²∫⁺〓_-〓dδ１／s
in（δ−δ₀） ∂H₀（θ、δ）／∂δ(33) 方程式(33)は所望の結果であり精密解である。
これはデータ収集の連続的な場合をカバーする。
δ＝δ₀が特異点であるように見えるけれども興味
があるのは積分の主要値である。δについての積
分はコンボルーシヨンの形であることに注意しな
ければならない。更に、Ｒが無限大に近づくと方
程式(33)はより簡単な平行形状の場合に帰結され
る。 アナログ法を用いて方程式(33)を数値化するこ
とができるけれども、以下の理由によつて通常デ
ジタル（飛び飛び）技術が使用される。 (1) 迅速なデータ収集のため平行なデータ抽出を
行なう場合、多数の別個の増幅器に接続されて
いる同数の別個の検出器を使用することが便利
である。 (2) 全放射線露出が有限であつて放射線量子の数
が有限である場合、検出された放射線の値の統
計学的変動のために、飛び飛びの配列の検出器
を多数の細かな素子に分割することが再生像の
質をさほど改善しない減衰帰環点に到達する。
従つてこの分割法を連続的な検出器の限界まで
続けることは正しくない。 (3) 放射線源の角度位置の回転が連続的な場合、
有限な扇形ビームの厚さが検出されたデータの
同等の角度の広がりにわたつて広がり、この角
度の広がりをデコンボルートする精度に限界が
あるため便宜的に有限な数の放射線源位置角度
を用いることによつてはほとんど像の質が劣化
しない。 (4) δ＝δ₀での特異点の存在はアナログ技術によ
つては容易に処理されない。 (5) 必要な精度がアナログ計算法で通常得られる
精度より高い。 方程式(33)は以下のようにして離散形にするこ
とができる。δについての積分はＯから2πまで
の全域をカバーする。従つて方程式(33)を次のよ
うに書き直すことができる。 Ｄ（Ｐ）＝１／4π²∫²〓_OdθRsinδ₀／Z²∫²〓_OdδH
₀（θ、δ₀＋δ）／sinδ −１／4π²∫²〓_OdθRcosδ₀／Z²∫²〓_Odδ１／sin
δ ∂H₀（θ、δ₀＋δ）／∂δ(35) さてΔを測定点の間の角度距離とし、Δ＝
2π／4Nとする。従つてH₀（θ、δ₀＋δ）を以下
のような有限のフーリエ級数に展開することがで
きる。 従つて、 及び、 ∫⁺〓_-〓cos nx／sin ｘdx＝Ｏ(38) である。 方程式(35)を次のように書き直すことができ
る。 Ｄ（Ｐ）＝−１／2π∫²〓_OdθRsinδ₀／Z²S_b（θ、δ₀
） ＋１／2π∫²〓_OdθRcosδ₀／Z²S_a（θ、δ₀） (39) ここで、 であり、また である。従つて である。ｎについての和を次のように数値化する
ことができる。 Ｎをπ／2Δで置換すると、 及び、 となる。さて方程式(48)と(49)を方程式(39)に代入
し、θについての積分を和で置換すると、 となる。 これはまた と簡単化することができる。方程式(50)及び(51)
の両方において、ｍについての和の限界値を書か
なかつた。この和は全検出器について取られる。
ｍは正でも負でもあり得、しかも単にδ₀にある検
出器からはなれている検出器の数である。 最初に数値化しなければならない方程式(51)の
括弧内部の式はコンボルーシヨンをあらわし、方
程式(51)の残りの部分はバツク・プロジエクシヨ
ンをあらわす。方程式(51)をゆつくり数値化する
方法は各検出値を得るため各点Ｐで吸収密度を計
算することであろう。しかし一度にＰの多数の値
を得るような方程式(51)を解く速い方法がある。
典型的にはＰの数は約40000であり対象物５０の
上に重ねられた200×200の格子をあらわす。点Ｐ
の間隔は均一または不均一である。θのため360
の値が選択され、300個の検出器が選択されたと
きデータ収集はおよそ６秒で行われた。これは同
質の画像の従来技術に比較して１桁ないし２桁速
い。Δが減少すると測定値の数、θ及びＰが増加
してより精密な画像が得られるが、データ収集時
間と計算時間は長くなる。 すでに述べたようにH₀（θ、δ₀＋mΔ）は検出
器６５で取られた測定の結果として得られる。指
数ｍはδ₀、つまり放射線源Ｓから検出器にのび任
意の点Ｐを通る半直線の位置から決定される。換
言するとH₀（θ、δ₀）はＳからＰにのびる半直線
に沿つた検出器をあらわし、H₀（θ、δ₀＋Δ）、
H₀（θ、δ₀＋2Δ）などはδ₀から一方向に順にのび
ている検出器をあらわし、H₀（θ、δ₀−Δ）、H₀
（θ、δ₀−2Δ）などはそれとは逆方向に順にのび
ている検出器をあらわす。検出器からのデータは
遂次に、または平行して抽出される。 θの各値及びδ₀の各値を得るため１個のコンボ
ルーシヨン・プロフイール値が計算され蓄積装
置、つまり配列Ｃ（θ、δ₀）に蓄積される。放射
線源がその通路に沿つて回転し続ける間、特定の
θについてのデータ収集が完了するや否や各θに
ついて全部のδ₀の計算が終了する。その特定のθ
の全測定値が蓄積装置に読み出され、方程式(51)
の内側のループ（コンボルーシヨン部分）が完了
するや否や方程式(51)の外側のループ（バツク・
プロジエクシヨン部分）もまたθについて終了す
る。従つて測定と計算は同時に行われる。これは
本発明の技術が時間を節約する１つの（決つして
最も重要というわけではない）理由である。 バツク・プロジエクシヨン・ループのとき、Ｐ
の大部分は放射線源Ｓから検出器の中央の点まで
のびる半直線に沿つてはいないという事実を考慮
するため内挿法が行われる。内挿法が線型である
のは十分条件であるが必要条件ではない。線型内
挿法に利用されるコンボルーシヨン・プロフイー
ル値は放射線源Ｓから問題とする点Ｐを通つての
びる半直線によつて切断された検出器配列に沿つ
た点に隣接する検出器の中央の点または他の通常
の検出点に関連している。この内挿法はコンボル
ーシヨンの間にも行うことができる。 全計算が終了すると各点Ｐでの吸収密度の値が
出力画像８０として図形表示される。 第４図を参照することによつて出力画像がどの
ように描かれるか深く理解される。θの指数はｉ
であり、最初はＯである。θiで放射線は対象物を
透過し、検出器によつてＩの値として読み取られ
る。この点で放射線はθの次の値まで回転自在で
ある。もし主要な目的がデータ収集時間を最小化
することであるか、コンピユータの内部に２つの
プロセツサがあり１つがデータ収集もう１つがデ
ータ整理用ならば、この回転は実際に行われる。
後者の場合データ整理の大部分はデータ収集と同
時に行うことができる。しかし説明の都合上図示
の流れ図はθの次の値まで回転する前に計算が行
われるデータ再編成実施例を示すものである。人
体にＸ線を照射する場合に過度のＸ線が人体には
いることはない。なぜならＸ線は通常θの各値に
対応して短期間のパルスとされるからである。次
にＨは各検出器で計算され、蓄積部分、つまり配
列Ｈ（θ、δ₀）に蓄積される。この点で放射線源
はθの次の値まで回転するが、こうすることが望
ましいのは前と同じ理由による。θiとδ₀の各値に
ついてコンボルーシヨン・プロフイール値が得ら
れ、第２の蓄積部分つまり配列Ｃ（θ、δ₀）内に
蓄積される。再びこの点で放射線源はθの次の値
まで回転する。しかし図示の流れ図は別のステツ
プがこの時に行われる場合を説明している。 これらステツプの多数の交換が可能であること
は容易に理解されよう。重要な点は特定のθにつ
いて取られる各組の測定値について、次の回転及
びθの他の値についての測定値の収集が行われる
か行われないかにかかわらず、コンボルーシヨ
ン・ステツプまたはコンボルーシヨン・ステツプ
にバツク・プロジエツクシヨン・ステツプを加え
たもののいずれかがこの時点で行われるというこ
とである。もしプロセツサがさほど速くなく、し
かも同じプロセツサがデータの読出しとコンボル
ーシヨン・ステツプ、バツク・プロジエクシヨ
ン・ステツプの両方を行なうのならば、通常全デ
ータが最初に読出されてデータ収集時間が最小と
される。もしデータ収集ステツプのためもう１つ
のプロセツサが使用されるのならば、コンボルー
シヨン・ステツプとバツク・プロジエクシヨン・
ステツプを同時に行なうために多大な時間が節約
される。 各ＰについてＺは１つであり、あらかじめ得ら
れ、Ｚはθとδの、またはθとｍの関数と考える
こともできるということに注意しなければならな
い。放射線源Ｓから点Ｐを通る半直線は通常検出
器の中心点を、または通常測定値が取られる検出
器の他の点を通らないという事実を考慮するた
め、外側ループ（バツク・プロジエクシヨン部
分）の間線型内挿法あるいは他の内挿法によつて
補正が行われる。 換言すると、もし既知の直線が検出器m₁とm₂
の検出点の間の距離１／10の検出器列を通るなら
ば、計算のためこの直線に対応するＣの値はm₁
に基づく（９／10）Ｃ＋m₂に基づく（１／10）
Ｃであると仮定される。 第４図に戻り、指数ｉが増加させられる。「ｉ
はあらかじめ選択された最大値に等しいか？」と
いう問いが発せられる。この最大値i_naxの典型的
な値は360である。もし答えがNOであるならば
θの値が次に増加され、新らたな一連の測定、ま
たは測定と計算が行われる。もしｉがi_naxに等し
いならばデータ収集とプロセスの先の計算部分を
終えたこととなり、あとはただ単に計算を完了
し、Ｄ（Ｐ）を画像に変換することである。第４
図に示されている例においてはデータ収集等の終
了の後に行なうべきことは観察者の視覚による検
査のためＰの各値についてＤ（Ｐ）を画像に変換
することである。 検出器が飛び飛びである実施例に関する前述の
説明の大部分はまた検出器が連続的な実施例にも
適用される。つまり方程式(33)の図形表示も同様
に適用される。 IBM360コンピユータ用のフオートラン言語で
書かれた以下のコンピユータ・プログラムは前記
の本発明の典型的な実施例を履行するものであ
る。

【表】

【表】

【表】

【表】

【表】

【表】

【表】

【表】 本発明に従う好適なデータ再生装置において、
第１図のコンピユータ７０は汎用コンピユータま
たは再生装置の形態で具体化される。この後者は
本発明の使用に特に適しており、本発明に従つて
得られたデータの極度に速い操作処理を可能とす
るため汎用コンピユータに関連して設計されるも
のである。更に詳細に説明すると、再生装置はそ
の入力データと、前記の汎用コンピユータ（つま
り主コンピユータ）からの指示とを受信する。特
定の一連の計算を行なつた後、再生装置は結果を
汎用コンピユータに送り返す。汎用コンピユータ
は今度は表示の間、記録及び（または）別の処理
を行なう。 第５ないし７図に関連して更に詳細に説明され
る再生装置は基本的にパイプライン・プロセサで
ある。パイプライン・プロセサの制御機能は汎用
コンピユータと接続する制御論理回路によつて得
られる。この汎用コンピユータは例えばバリア
ン・データ・マシーンズ・モデルV76（Varian
Data Machines Model V76）のような装置であ
る。パイプライン・プロセサは高速の特殊専用計
算装置として特徴づけられる。つまりパイプライ
ン・プロセサは本発明に必要な大量の再生の計算
を行なう。一般的な意味において、パイプライ
ン・プロセサは後に明白になるようにバツク・プ
ロジエクシヨン動作モードまたはコンボルーシヨ
ン動作モードのいずれでも働くことができる。コ
ンボルーシヨン動作モードにおいてパイプライ
ン・プロセサは合成されたデータ関数を計算す
る。バツク・プロジエクシヨン動作モードにおい
て、パイプライン・プロセサは表示装置９０用の
各画素での質量密度を計算する。パイプライン・
プロセサはまた制御動作モードでも動作する。こ
の動作モードでは前記の制御論理回路は汎用コン
ピユータまたはパイプライン・プロセサと連絡す
る。 第６及び７図の特殊専用コンピユータつまり再
生装置の働きを更に深く理解するために最初に第
５図を参照すると、本発明の回転可能なガントリ
ー部分１０の略図が示され、次に説明する動作の
分析に役立つ種々の概略的に描かれた情報が含ま
れている。この略図において、Ｘ線源１０２とし
て例示されている透過性放射線源は回転可能なガ
ントリー１０をあらわす円１０１の片側に配置さ
れている。円１０１の半径はＲとして指示されて
いる。円１０１の反対側でＸ線源１０２の正反対
側には検出器の配列１０３が概略的に示されてい
る。これら検出器は直線１０５に沿つて配置され
ており、この配置はこれら検出器にとつて好まし
いものであるが、公知でありかつ第１ないし３図
に示されているように弧に沿つても配列すること
ができる。直線的配列が利用されるとき、各検出
セル６５の軸であり格子６６を構成する板は、そ
のようなセルの各々とそれに関連する一対のコリ
メータ板が半径に沿つてＸ線源１０２に向けられ
るように傾斜される。 円１０１の中心には多数の画素１０７が概略的
に描かれている。本発明に従つて最終的に得られ
る再生像内のそのような画素の実際の数は、この
略図に示されているものよりはるかに大きい。画
素１０７の代表的な総数は65536個である。なぜ
なら、再生像においては典型的に256個の行と256
個の列の画素があるからである。個々の画素の位
置が容易に特定されるように第５図にはＸ軸とＹ
軸が記載されている。この配列の左隅の最上部の
画素は座標X₀、Y₀を有し、そのすぐ下の画素は
座標X₀とY₁を有する。 Ｘ線源１０２から回転中心１０９を通つて検出
器配列１０３までのびている直線１０８はＸ軸と
共にプロジエクシヨン角度θを形成する。つま
り、データは分析される部位を通る放射線の通過
の結果検出器配列にその角度θで発生される。座
標軸ＺはＸ軸またはＹ軸と一致するもので直線１
０８に対してより直角に近い。Ｑとして特定され
ている距離はＸ線源１０２から特定の注目する画
素（例えばX₀、Y₀）までの距離をあらわす。距
離ＳはＺ軸に直角な方向でＸ線源１０２と注目す
る画素の間の距離をあらわす。この距離以下の説
明で重要性を有するものである。本目的にかなり
重要なものはバツク・プロジエクシヨン角度であ
り、この角度はＸ線ビームの中心線１０８とＸ線
源１０２から注目する画素を通る直線１１１の間
の角度である。このバツク・プロジエクシヨン角
度はもちろん第３図の角度δ₀に対応する。このバ
ツク・プロジエクシヨン角度をBPAと記すこと
とする。 第５図を考察すると、座標X₀、Y_Nにあるいず
れの特定の画素の場合でも、Ｘ線源からそのよう
な画素を通り検出器配列に達する直線は次式で与
えられる位置でＺ軸を横切る。 Z_o＝ＲY_ocosθ−X₀sinθ／Rcosθ−X₀ ΔZ≡Z_o−Z_o-1＝ＲY_N−Y_N-1）cosθ／Rcosθ−X₀ ＝ＲΔYcosθ／Rcosθ−X₀ 従つて、BPA_N＝tan^-1（Z_Ncosθ／Ｒ−Z_Nsinθ） (54) である。角度BPAについての式(54)は後に説明す
るように利用される。 第６及び７図の概略図を参照すると、パイプラ
イン１１３の形を取る特殊専用コンピユータは６
個の部分、つまりスライス１から６までのスライ
スより成る。各スライスは全体の計算の一部を成
し、各スライスの出力は隣接する次のスライスの
入力として利用される。パイプライン１１３はマ
スター・クロツク（この概略図では図示せず）に
よつて同期化される。スライスの各々はクロツ
ク・パルスの後縁でその動作を開始する。クロツ
ク・パルスの期間は、全部のスライスが次のクロ
ツク・パルスの後縁の前に動作を完了するのに十
分な時間を有するのに足るほど長くされている。
データの各組は一定のクロツク・サイクル（サイ
クルＮ）の間スライス１で発生し、サイクルＮ＋
１等でスライス２等に達し、そしてサイクルＮ＋
５でスライス６に達する。 バツク・プロジエクシヨンを一般的な言葉で説
明すると、その仕事は合成されたデータ関数から
検査される対象物の断面像を計算することであ
る。これは断面像を前述の多数の画素に分割し、
そしてそのような画素の各々の内部での質量密度
を計算することによつて達成される。すでに述べ
たような典型例においては断面像は全部で65536
個の画素のため256×256の行と列の配列に分割さ
れる。この構成において、各画素密度は典型的に
360゜の走査プロジエクシヨン角度から得られ、
各々は1200個の合成されたデータ値によつてあら
わされる。バツク・プロジエクシヨン法の概略は
次のとおりである。 各走査プロジエクシヨン位置をθとして各画素
についてのバツク・プロジエクシヨン角度が計算
される。この角度から合成されたデータ関数の数
値が求められる。更に詳細に説明すると、そのよ
うな合成されたデータ関数の数値は、テーブルと
して適当なメモリーに蓄積されている典型的には
1200個の数値から更に限られた数の数値より内挿
法によつて求められる。合成されたデータ関数は
BPAの関数である。この合成されたデータ関数
は実際には連続的であるが、限られた数の点で任
意に計算される。つまり、この場合には中間値を
計算するために内挿法を利用して座標に沿つた
1200個の離間した位置で計算される。 各画素のBPAについての合成されたデータ関
数を計算した結果生じた値はその時考慮している
プロジエクシヨン角度θでの特定の画素への密度
の寄与を生ずるため係数（R/Q）²だけ大きさを変
えられる。この値は適当なメモリーに加えられ、
このメモリーは個々の画素についての他の部分密
度寄与を得るため前記の操作が繰返される後続の
プロジエクシヨン角度についての個々の画素への
密度の寄与を積算する。 バツク・プロジエクシヨンの間前述の操作が行
われるあり様は第６図を参照することによつて十
分に理解されよう。各画素１０７についてスライ
ス１は最初に行または列内部の画素位置を測定す
る変数Ｚを計算する。各画素が等間隔であるた
め、Ｚ（Ｎ＋１）＝Ｚ（Ｎ）＋ΔZである。ここでΔZ
は第５図のＺ軸上での画素の間の距離である。こ
の後者の値は汎用コンピユータ１１５から制御論
理回路１１７、接続コード１１８及びメモリー１
１９を通して加算器１２１に加えられる。加算器
１２１はまたメモリー１２３から接続コード１２
５を通して先の画素のＺ値を受け取る。メモリー
１２３から出る変数Ｚは加算器１２１からメモリ
ー１２３に戻るループ１２７によつて積算され
る。このようにパイプラインの各サイクルの間変
数Ｚが接続コード１２９を通して進む。この結果
は次のクロツク・パルスのときＺメモリー１３１
に加えられる。 実際の装置ではＺの整数部分ＮはＺメモリーに
加えられ、分数部分ＫはＺメモリーをバイパスし
て乗算器１３３に加えられる。Ｚメモリー１３１
には限られた数のＺの位置についてのBPAの値
があらかじめ蓄積されている。なおこのBPAの
値は式(54)を利用して計算されたものである。こ
の点での目的には直線内挿法を利用してこれらテ
ーブルにした値から所望の画素に適する特定のＺ
値のためBPAを計算することである。このよう
に接続コード１３５を通して得られるＺの整数部
分は図にBPA（Ｎ）として指示されている前記整
数部分に対応するBPAをＺメモリー１３１から
出力コード１３７に読み出すために利用される。
それと同時に値ＮについてのBPAとそれの次に
大きなBPAの間のBPAの増加分、つまりBPA
（Ｎ＋１）−BPA（Ｎ）、は接続コード１３９を通
してＺメモリーから読み出される。接続コード１
４１を通して進むＺの分数部分Ｋは次に乗算器１
３３で接続コード１３９からの出力と掛け算をさ
れる。従つて乗算器１３３から接続コード１４３
に量、Ｋ×〔BPA（Ｎ＋１）−BPA（Ｎ）〕があら
われる。この量は加算器１４５で出力コード１３
７の出力に加えられる。従つて加算器１４５から
あらわれる量はBPA（Ｚ）である。 従つて、 BPA（Ｚ）＝BPA（Ｎ）＋Ｋ×〔BPA（Ｎ＋１）−
BPA（Ｎ） (55) である。第５図に示されているバツク・プロジエ
クシヨン動作モードの間、接続コード１９７を通
して働く論理回路１１７はデータ・セレクタ１９
９が接続コード１４７のデータを接続コード１９
８のスライス１の出力に加えるように設定する。
従つてそのような出力に所望の画素に対応するバ
ツク・プロジエクシヨン角度BPAが生ずる。 メモリー１２３から進む１２９のような『コー
ド』というのは実際には複数の電気的に別個の信
号運搬手段より成る。つまりそのような『コー
ド』はデータ母線のような性質のものである。従
つて１３５と１４１（これらは別個の信号を運搬
する）のような複数のコードの分岐は共通の母線
に組み入れられたとき互いに別個であつた信号運
搬手段の分岐をあらわすものである。 次のスライス、つまりスライス２、でなされる
機能は得られたバツク・プロジエクシヨン角度
BPAの関数として一定の走査位置で合成された
データ（CD）を得ることである。ここで幾つか
の計算を簡単化するため、特定の画素の密度は次
式によつて与えられるというすでに説明した事実
を一時考慮することとする。 画素の密度＝ΣCD（BPA）×（Ｒ／Ｑ）² 上式でＱ＝Ｓ（Ｒ／cosβ＋sinβtanθ）、β≡BPA である。 やはりバツク・プロジエクシヨン角度の幾何学
的に大きさを増減される関数である補助関数
CD〓を以下のように任意に定義する。 CD〓（β）CD（β）（cosβ＋sinβtanθ）²、β≡
BPA 従つて、画素の密度はまた次式によつて与えら
れる。 画素の密度＝〓 〓CD〓（β）（Ｒ／Ｓ）² 上式でＳはすでに第５図を参照して説明した。
Ｓが各画素の列と各θについて一定であるため、
必要なことは補助関数CD〓が利用されている各
256個の画素についてＳを計算することだけであ
る。これによつて計算の条件が簡単となり、コン
ピユータ１１５にかかる負担が軽減され、しかも
各計算を異なつた時間に行なうことができるため
コンピユータ１１５の使用法が向上する。第６図
のスライス２ではＦメモリー１３０が実際に補助
関数CD〓（BPA）をテーブルにする。この補助
関数はコンピユータ１１５から論理回路１１７、
接続コード１５１を通してＦメモリー１３０にす
でに蓄積されたものである。今度はコンピユータ
１１５がコンボルーシヨン・モードにおいてパイ
プライン１１３の動作の間決定されるCD値から
CD値を計算する。コンボルーシヨン・モードに
ついては後に説明することとする。 スライス１に関連してすでに説明したものと同
じ種類の直線内挿法がスライス２について利用さ
れる。詳説すると、接続コード１９８を進む注目
の画素のバツク・プロジエクシヨン角度は分割さ
れ、その整数部分ＭだけがＦメモリー１３０に加
えられる。その分数部分Ｌはバイパス・コード１
５３を進み、乗算器１５５に供給される。従つて
アドレスＭに対応する値CD〓（Ｍ）がＦメモリー
１３０から出力コード１５７に読み出され、出力
コード１５９はCD〓（Ｍ）とCD〓の次の値の間
の差、つまりCD〓（Ｍ＋１）−CD〓（Ｍ）が読み
出される。この最後の量は乗算器１５５に供給さ
れる。乗算器１５５の出力は加算器１６１で出力
コード１５７の出力に加えられ、そして最終的に
出力コード１６３にスライス３について出力、
CD〓（BPA）＝CD〓（Ｍ）＋Ｌ×〔CD〓（Ｍ＋１）
−CD〓（Ｍ）〕が生ずる。 パイプライン１１３の次のスライス、つまりス
ライス４、でスライス３から接続コード１６３を
進む合成されたデータCD〓は係数を掛けられる。
この係数、つまり（Ｒ／Ｓ）²はＫメモリー１６５
から読み出される。Ｋメモリーのこの係数はコン
ピユータ１１５から論理回路１１７、接続コード
１６７を通して得られる。スライス４で乗算器１
６９に供給される２つの係数はそのような乗算器
から出力コード１７１に量、CD〓（BPA）×
（Ｒ／Ｓ）²＝CD（BPA）×（Ｒ／Ｑ）²を生ずる。こ
の点で補助関数CD〓は考慮している画素の全体
の密度への寄与のため望ましい形に戻される。 最後にパイプライン１１３のスライス５と６で
各画素への密度の寄与が積算される。詳説する
と、スライス４の出力は接続コード１７１を通し
てスライス５の加算器１７３に加えられ、加算器
１７３の出力は各画素の像密度を保持するＭメモ
リー１７７に接続コード１７５を通して加えられ
る。加算器１７３はＭメモリー１７７の出力コー
ド１７９を含むループ内にある。従つて積算が行
われる。つまり、Ｍメモリー１７７は各プロジエ
クシヨン角度θでの動作の間なされる寄与の結果
個々の画素の積算密度を保持する。Ｍメモリーは
所望の視覚像の表示などを行なうため出力コード
１８１を通して論理回路１１７と汎用コンピユー
タ１１５とに連絡している。 第７図にはコンボルーシヨン動作の間のパイプ
ライン１１３の動作が示されている。そのような
動作の過程において、本明細書の初めの部分で説
明したように合成されたデータ関数CDは走査プ
ロジエクシヨン・データから、つまり検出器配列
から得られる生のデータと特定のコンボルーシヨ
ン関数とから得られる。図にはバツク・プロジエ
クシヨン動作に関連して説明した種々のスライス
で行われる動作が再び記載されている。 コンボルーシヨン動作を考慮するに、BPAの
整数値、つまりCD（Ｍ）の合成されたデータ関数
を計算するのに関連した一般的な数学的操作は
式、 CD（Ｍ）＝〓^K DATA（Ｋ）×CF（Ｍ−Ｋ）、 (55) で与えられる。上式でＫは検出素子配列の検出素
子の特定の数であり、その和はDATA（Ｋ）と
（Ｍ−Ｋ）についてのCF（コンボルーシヨン関数）
との積について変数Ｋに関して行われる。 コンボルーシヨン操作の間積極的に働く唯一の
部分はＦメモリー・アドレス・カウンタ１８３で
あり、このカウンタは図示のように接続コード１
８５を通して論理回路１１７と連絡している。ア
ドレスＮは接続コード１８７を通して順次読み出
される。接続コード１９７を通して働く論理回路
１１７は接続コード１８７のデータが接続コード
１９８のスライス１の出力へ、そしてスライス２
のＦメモリー１３０に供給されるようにデータ・
セレクタ１９９を設定する。接続コード１４７に
接続されている第６図のスライス１の部分は、セ
レクタ１９９が第７図に示されている位置にある
ときは使用されず、そのような部分は図面を明瞭
にするため第７図から省略されている。 第６図に関連してすでに説明したＦメモリー１
３０には、コンピユータ１１５で発生したコンボ
ルーシヨン関数が論理回路１１７と接続コード１
８９を通して供給される。整数値Ｎのコンボルー
シヨン関数はスライス２から接続コード１３７に
順次に読み出される。接続コード１３９を通して
乗算器１３３に加えられるＮとＮ＋１についての
コンボルーシヨン関数の間の差を生ずる、読み出
されるメモリー内の他の要素はこの場合接続コー
ド１４１を通して乗算器１３３に零を入れること
によつて無視される。従つて乗算器接続コード１
３４の出力は零となる。このようにして接続コー
ド１４７にある加算器１４５の出力は関数CF
（Ｎ）であり、この関数はパイプライン１１３の
スライス４にはいる。 第６図に関連して先に説明したＫメモリー１６
５にはコンボルーシヨン操作の間検出素子配列か
ら生のデータが加えられる。論理回路１１７とコ
ンピユータ１１５から接続コード１９１を介して
制御信号と生のデータ入力を受けるＫメモリー１
６５の出力は接続コード１７０を通して乗算器１
６９にDATA（Ｋ）の出力を生ずる。次に乗算器
１６９は掛算CF（Ｎ）×DATA（Ｋ）をして前記
式(55)の一部を成すコンボルーシヨン・データ関
数の種々の項を生ずる。これらの関数はスライス
５で加算器１７３に加えられ、その出力は最終的
な結果CD（Ｍ）を蓄積するスライス６のＭメモリ
ー１７７に加えられる。 Ｍメモリー１７７は加算器１７３と接続コード
１７９を含むループ内にある。従つてＭメモリー
はやはり式(55)に従つて合成されたデータ関数
CD（Ｍ）を構成する複数の項を積算する働きをす
る。この合成されたデータは次にコンピユータ１
１５に供給され、そしてすでに説明したように前
述のバツク・プロジエクシヨン操作に関連して利
用される。 本発明の原理は前記の実施例において明らかと
なつたが、当業者には前記の原理から逸脱するこ
となくその実施例に多数の変更を加えることがで
きる、ということが明白であろう。 例えば本明細書で詳記した以外のコンボルーシ
ヨン関数を使用することができる。更に本発明の
技術は、扇形ビームの形の放射線が複数の角度で
対象物を通過した後検出される限り、広い範囲の
用途、例えば透過性超音波学、電子顕微鏡学など
に利用することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図はデータ収集が連続的である本発明の装
置の実施例の部分概略部分ブロツク図、第２図は
データ収集が飛び飛びである本発明の装置の実施
例の部分概略部分ブロツク図、第３図は本発明に
おいてデータの収集と再編成の好適な実施例の配
置図、第４図は本発明の飛び飛び実施例における
データ収集と再編成の典型例を説明する流れ図で
あり、第５図は第２図に示されている種類の装置
の回転可能なガントリー部分の概略図であつて本
発明の幾つかの特長の分析に有用な概略的情報を
示しているものである。第６図は本発明と共に利
用可能なデータ再構成装置の好適な態様のバツ
ク・プロジエクシヨン・モードにおける動作を説
明する概略ブロツク図、第７図はコンボルーシヨ
ン・モードにおける第６図の装置の動作を説明す
る概略ブロツク図である。 Ｓ…放射線源、１０…ガントリー、１１…ガン
トリーギア、１２…駆動歯車、１３…モーター、
３０…コリメータ、３１…コリメータ、３２…補
償器、５０…対象物、６１…検出器コリメータ、
６５…検出器、６６…格子、７０…コンピユー
タ、８０…出力画像、９０…視覚表示装置、１１
３…パイプライン、１１５…汎用コンピユータ、
１１７…制御論理回路。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 準平面内にある対象物の２次元表示を構成す
   るための装置において、扇形ビームの形の放射線
   を発生しこの放射線の少なくとも一部が前記対象
   物を通過するように配置されている放射線源、前
   記準平面内で前記対象物によつて吸収されなかつ
   た放射線を検出するため前記放射線源の反対側に
   整列して配置されしかも前記準平面内に配置され
   ている検出手段、前記放射線源と前記検出手段が
   前記準平面内にとどまるように前記対象物と放射
   線源検出手段組立体とを回転軸の周りに相対的に
   回転させる手段、前記検出手段に接続されており
   非吸収非散乱放射線の値を前記対象物内部で選択
   された任意の多数の点の各々で吸収された放射線
   の値に変換する再生手段、並びに、該再生手段に
   接続されており前記吸収された放射線の量を表示
   する読み出し手段を有し、前記再生手段は汎用コ
   ンピユータ、再生装置として構成され畳込みおよ
   びバツクプロジエクシヨンのための構成要素を含
   む特殊専用コンピユータ、及びこれらコンピユー
   タを接続すると共にこれらコンピユータのそれぞ
   れの働きを制御する制御論理回路を有することを
   特徴とする装置。 ２ 前記特殊専用コンピユータがパイプライン・
   プロセサより成る、特許請求の範囲第１項記載の
   装置。 ３ 前記パイプライン・プロセサが少なくとも、
   前記対象物の前記選択された点に関連する合成さ
   れたデータ関数が計算されるコンボルーシヨン動
   作モードと、前記点について質量密度が計算され
   るバツク・プロジエクシヨン動作モードで動作可
   能であり、前記コンボルーシヨン動作モードまた
   は前記バツク・プロジエクシヨン動作モードは前
   記制御論理回路によつて実行可能にされる、特許
   請求の範囲第２項記載の装置。 ４ 前記パイプライン・プロセサが、前記対象物
   内部で選択された前記点についてのバツク・プロ
   ジエクシヨン角度を決定する第１の手段、該第１
   の手段で決定された前記バツク・プロジエクシヨ
   ン角度の各々に関連する合成されたデータ関数を
   指示する幾何学的に大きさを増減された関数を生
   ずる前記第１の手段の下流側の第２の手段、前記
   放射線源から前記点までの距離を反映するよう前
   記第２の手段から得られる関数の大きさを増減さ
   せるため前記第２の手段の下流側に配置されてお
   り前記点についての部分密度関数を生ずる第３の
   手段、及び前記点の各々について適用可能な部分
   密度を積算するため前記第３の手段の下流側に配
   置されており前記点についての全体の適切な密度
   を与える第４の手段を含む、特許請求の範囲第３
   項記載の装置。 ５ 前記第２の手段が、前記コンボルーシヨン動
   作モードにおける動作に付随して先の計算から前
   記合成されたデータを示す前記関数を蓄積する記
   憶手段を含む、特許請求の範囲第４項記載の装
   置。 ６ 前記第２の手段が、前記記憶手段に蓄積され
   た値に加えて前記関数についての値を生ずるため
   前記蓄積された値の間を直線的に内挿する手段を
   含む、特許請求の範囲第５項記載の装置。 ７ 前記記憶手段は前記コンボルーシヨン動作モ
   ードにおける前記パイプライン・プロセサの動作
   の間前記汎用コンピユータから得られるコンボル
   ーシヨン関数を表にし、前記パイプライン・プロ
   セサは前記検出手段からのデータ蓄積するための
   第２の記憶手段、前記蓄積されたデータを読み出
   すと共に表にされたコンボルーシヨン関数によつ
   てそのデータに作用する手段、及びバツク・プロ
   ジエクシヨンに使用される前記パイプライン・プ
   ロセサの出力で結果として生じた合成されたデー
   タ関数を蓄積するための手段を含む、特許請求の
   範囲第５項記載の装置。