JPS6411297B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 この発明はコンピユータトモグラフイに関す
る。

医学診断の分野でコンピユータ応用トモグラフ
イ（以下、ときに“CT”と略称する）の重要性
についての認識が最近ますます高まつている。典
型的な過程では、検査すべき患者の身体部位の両
側にＸ線源および検出器が互いに結合されて位置
決めされる。そしてＸ線源から投射され発散して
被検部位を透過するＸ線の吸収値が複数の透過経
路において検出器により測定される。周期的に、
Ｘ線源−検出器結合体が被検部位のまわりに回転
され、種々の投射角において投射・測定が繰り返
される。このような過程を通じて収集された大量
の測定データから、デイジタル計算機による相関
計算処理を経て、被検部位内の非常に多数（典型
的には10³のオーダー）の点に対する吸収値のデ
ータが導き出される。

これらの点ごとのデータは、被検部位の密度関
数を正確に描写する（可視的または他の）マトリ
クスの再構成を可能にするように組み合わされ得
る。こうして得られる被検部位についての情報か
ら、以前の診断方法では不可能ではないとしても
困難であつた腫瘍、血液凝結などの診断が行なわ
れる。

コンピユータ応用トモグラフイの分野における
その後の開発については、1975年12月23日付米国
特許出願第643894号「非吸収放射から平面断層の
再構成を行なうためのトモグラフイ装置および方
法（Tomographic Apparatus and Method for
Reconstructing Planar Slices from Non−
Absorbed Radiation）」および1975年12月23日
付米国特許出願第643896号「データ再構成のため
の装置および方法（Apparatus and Method for
Reconstructing Data）」の明細書に示されてい
る。これらの特許出願はいずれも本願と譲受人を
同じくしている。

上記の特許出願で開示されている装置は、扇形
ビームの形態で放射線を投射する放射線源を用
い、検出器により得られたデータから、その再整
理の過程を介さずに、コンボリユーシヨン法によ
り画像再構成を行なつており、それによりデータ
再整理に付随する誤りおよび計算時間の遅れをな
くしている。放射線源および検出手段は患者の被
検部位の両側に配置されており、また１回転また
はその一部分を通して被検部位のまわりを回転す
るように構成されており、その間に定められる複
数の透過経路において放射線吸収が検出器により
測定される。

上記２つの特許出願に示されている形式の装置
の典型的な実施例では、被検身体部分の位置決め
手段を受入れる中心孔を有し身体部分の走査対象
断面に対して垂直な軸線のまわりを回転し得るア
センブリが設けられている。このアセンブリの一
方の側にＸ線またはガンマ線の放射線源が取付け
られており、扇形ビームの形態で放射線を投射す
る。アセンブリを回転させる手段が設けられてお
り、この回転に伴い扇形ビームは複数の入射方向
で身体部分に当てられる。検出は放射線源と反対
の側でアセンブリに取付けられている検出手段に
より行なわれる。すなわち、吸収されずに被検断
面に沿つて身体部分を透過した放射線が検出され
る。

さらに、1979年４月10日付米国特許第4149249
号の明細書を参照することは、本発明を理解する
上で有益である。この特許は本願と譲受人を同じ
くしている。この「データ再構成のための装置お
よび方法（Apparatus and Method for
Reconstructing Data）」という名称の特許には、
本発明を直接適用し得る装置および方法が開示さ
れており、その内容を引用によりここに組み入れ
たものとする。

米国特許第4149249号には、前記の一般的な形
式の装置が、検出手段に組み合わされた再構成手
段と共に示されている。この再構成手段は汎用計
算機、専用計算機およびインターフエイス回路を
含んでおり、吸収または散乱されずに検出手段に
より検出された放射線に基づいてコンボリユーシ
ヨンおよび逆投影を可能にするための制御が行な
われる。この再構成手段にデイスプレイ手段が組
み合わされており、被検対象内の各点で吸収され
た放射線の量を示す可視的または他のデイスプレ
イまたは画像が得られる。

画像再構成に必要なデータは、約１ないし15秒
（典型的には３秒）間にわたり患者に対して放射
線源−検出手段結合体を前記のように相対的に回
転させながら、種々の投射角において検出手段に
より収集されるのが通常である。検出手段は、先
に引用した特許に開示されている形式のものであ
つてよく、典型的には、相並んでアレーをなす
301個の検出セルあるいは素子を含んでいる。放
射線源は連続的に作動してもよいが、通常はパル
ス状に作動し、典型的には回転角が1゜増加するご
とにパルス状に放射線を投射する。こうして1゜間
隔で301個の検出素子からの測定値の組が得られ
るので、360゜の１回転の間には360×301個の測定
値が収集される。

こうして収集された測定データを処理して得ら
れる画像の分解能（解像度）を増すためには、原
理的には、扇形ビームを検出するべく配置される
検出素子の個数を増すことが望ましい。しかし、
寸法および費用上の制約から、検出素子の個数の
増加は実際上困難である。

さらに、種々の理由から、放射線源および検出
手段を取付けたガントリ（gantry）あるいは回
転台が走査対象のまわりを１回転しないうちに照
射を停止し、それまでに収集されたデータから画
像の再構成を行ない得ることが望ましい。その理
由は、患者に不動の状態を保たせる必要のある時
間を短縮すること、患者の放射線被曝量を減少す
ることなどである。しかし、従来、１回転未満の
照射ですませようという試みは成功していない。
その理由は、部分的に欠落する投射方向でのデー
タが従来は随意に推定され、もしくはゼロとみな
されてきたが、これらの仮定は再構成された画像
に望ましくない推定部分および不鮮明部分を生ず
る原因となるからである。

またコンピユータ応用トモグラフイにより動的
事象を研究し得ること、たとえば心臓の研究にあ
たり心臓の鼓動サイクルの選択された位相におい
て心臓の断層撮影を行ない得ることが要望され
る。

同様に、医学的に重要な動的事象として血液の
流れがあり、これと連関して断層撮影を行なうこ
とは動脈溜、梗塞などの診断に非常に有意義であ
る。やはり本願と譲受人を同じくする1977年４月
12日付米国特許出願第789910号「心臓のコンピユ
ータ応用トモグラフイのための方法および装置
（Method and System for Cardiac Computed
Tomograply）」には、上記のような動的事象の
研究に応用可能な方法および装置が開示されてい
る。この装置では、データは１つまたはそれ以上
のフル回転サイクルの間に収集されて、適当に記
憶される。次いで、この種々の投射角に対応する
データが、対象の周期的な動きと結びつけられた
基準信号、たとえば心臓が対象の場合には心電図
から得られた基準信号、により対象の周期的な動
きのうち所望の位相と関連づけられ得る。しか
し、この形式の装置および方式では、一部の投射
方向でのデータが常に欠落している。すなわち、
360゜の全投射方向でのデータが通常利用されな
い。このことは、やはり画像の解像度および画質
を不満足なものとする理由となる。

以上あげた事情に鑑み、本発明の１つの目的
は、前記形式のコンピユータ応用トモグラフイと
組み合わせて、扇形ビームを検出するべく配置さ
れた検出素子の個数を実効的に増すことにより、
収集された測定データの処理により得られる画像
の解像度および画質を向上し得る画像再構成装置
を提供することである。

本発明の別の目的は、同じく前記形式のコンピ
ユータ応用トモグラフイと組み合わせて、放射線
源および検出器アレーを取付けたガントリあるい
は回転台の回転を１回転未満にとどめ、その間に
収集された測定データから解像度がすぐれており
望ましくない推定部分および不鮮明部分がほとん
どない画像を再構成し得る画像再構成を提供する
ことである。

本発明の他の目的は、同じく前記形式のコンピ
ユータ応用トモグラフイと組み合わせて、動的な
生理学的事象と連関した位相における画像を高解
像度・高品質の画像として構成し得る画像再構成
を提供することである。

この目的は特許請求の範囲第１項に記載された
構成により達成される。

本発明による改良によれば、上記の２次元画像
再構成方法に、投射の間に得られた測定データの
反射により所望の投射角における推定データを形
成する反射過程が含まれており、測定データおよ
び推定データの双方が再構成過程に用いられる。

上記の反射過程は、前記の所望の投射角への幾
可学的反射に適切なデータを生ずるように、特定
の検出素子からの相隣る（すなわち相次ぐ）デー
タの間を補間することにより各検出素子からの測
定データを調節する過程を含んでいる。

本発明の１つの特徴によれば、検出素子の個数
が実効的にたとえば２倍に増され、それにより所
与の検出器アレーを用いて得られる解像度が著し
く高められる。本発明のこの応用では、反射過程
で得られるデータは、測定データを生ずる投射の
間の検出素子の位置に対して横方向にずれた位置
で検出されると推定されるデータである。

本発明の他の特徴によれば、前記の所望の投射
角は測定データが得られる投射角に対して追加さ
れた投射角であり、それにより実際に投射が行な
われる投射角以外に実効的に投射角を追加するこ
とができる。

本発明の別の特徴によれば、測定投射が360゜の
１回転に満たない角度、たとえば215゜（180゜＋ビ
ーム角）で行なわれる。これらの投射から得られ
た測定データの反射により360゜の１回転に対する
投射角の組を完成するのに必要な投射角における
推定データが形成される。

さらに、測定投射は放射線源−検出手段結合体
の360゜の１回転またはそれ以上の間に行なわれ、
こうして得られた投射角の組の全数よりも少ない
数の投射角の組が選定されてよい。この場合、選
定された組がそのデータの反射により前記の所望
の追加的な投射角における推定データを形成する
のに利用され得る。選択される投射角の組は測定
投射が行なわれる全回転の時間のうち選択された
部分時間に対応し、それにより全回転時間のうち
の短縮された部分時間に対応する画像の再構成が
可能になる。

また、選択される投射角の組は全回転時間の間
に生起する予め選択された事象と一致し得る。た
とえば心臓の鼓動サイクルの特定の部分のように
動的事象の特定の位相を研究したい場合がある。
このような場合、前記事象の生起に一致する測定
投射の組を選択し、それらの組のデータの反射に
より追加的な投射角における推定データを形成す
ることができる。それにより事象生起に一致する
投射データが実効的に増すので、高品質の画像が
得られる。

以下、図面により本発明の好ましい実施例を説
明する。

第１図には、本発明における反射の基本的な幾
何学的関係が示されている。最初に留意すべきこ
ととして、本発明による改良が適用される装置、
すなわち米国特許出願第760492号による装置に用
いられる回転扇形ビーム走査方式は平行放射線走
査（たとえば並進−回転システム）により得られ
る180゜角度対称性を有していないが、回転扇形ビ
ームの幾何学的関係から360゜回転にわたり２回各
射線の実効的な測定が行なわれる。

第１図に示されているように、同一の線積分測
定が同一の射線Ｒの各端ＳまたはS′を占める線源
で生ずる。従つて本質的に、再構成を行なわれた
画像の空間的または時間的解像度を向上するた
め、本形式の装置に用いられる再構成アルゴリズ
ムに利用され得る扇形投射データには２重の冗長
性がある。

さらに第１図を参照すると、Ｇは回転台あるい
はいわゆるガントリを表わしており、ガントリの
縁部に放射線源が検出器アレーと向かい合つて取
付けられている（図示せず）。このような構造の
詳細は先に引用した米国特許出願第760492号ほか
に示されている。

回転する扇状ビームにより測定される投射デー
タはＬ（θ，ψ）で記述され、ここでθは投影角
あるいはＸ線源位置、またψは扇形ビームの２等
分線に対する射線の角度（射線角）である。線源
位置S′に対しては、上記のθおよびψにそれぞれ
ダツシユ記号を付すものとする。扇形ビームの全
内角（ビーム角）は2ψ_fとする。さて、同一の射
線Ｒが座標（θ，ψ）および（θ′，ψ′）を有し、
前者は線源がＳに位置する場合、後者は線源が
S′に位置するとみなされる場合である。上記のこ
とから次の幾何学的関係式が成り立つ。

（1a） θ′＝θ＋π＋2ψ および （1b） ψ′＝−ψ 上式からＬ（θ，ψ）および（θ′，ψ′）は射線
Ｒの２つの等価な測定であり、次式が成り立つ。

(2) Ｌ（θ′，ψ′） ＝Ｌ（θ＋π＋2ψ、−ψ） 測定されたデータ（線積分）をL_M（θ，ψ）、
また反射されたデータをL_R（θ′，ψ′）で表わすこ
とにすると、(1)および(2)式から次式が得られる。

(3) L_R（θ′，ψ′） ＝L_M（θ，ψ） および L_R（θ′，ψ′） ＝L_M（θ′−π＋2ψ′，−ψ′） (3)式は、反射の過程により、特定の投影角θ′に
おける欠落線積分L_R（θ′，ψ′）がすべての可能な
射線角ψ′（−ψ_fψ′ψ_f，ここで2ψ_fは前記のビ
ー
ム角）に対して測定データすなわち線積分L_M
（θ′−π＋2ψ′，−ψ′）から推定され得ることを
示
す。

上式および第１図からわかるように、各線源位
置での反射データを完全に得るためには検出器に
よる測定が4ψ_fにわたつて行なわれなければなら
ず、このことは反射データの計算にはビーム角の
２倍に相当するガントリ回転角からの測定データ
が必要であることを意味する。

走査過程で生ずる測定データは投影角θおよび
射線角ψの双方に関して均等な間隔のサンプルの
組から成る。この離散化は、いまの応用で考えら
れている形式のCT装置では、Δθ＝1゜、Δψ＝
0.11゜の間隔で行なわれる。従つて、検出素子の
角度間隔は線源位置の角度間隔の約1/10である。
反射データL_R（θ′，ψ′）を計算するためには、測
定データL_M（θ′−π＋2ψ′，ψ′）を用いることが
望
まれる。しかし、ψ′≠０の場合、測定データが所
望の角度θ′−π＋2ψ′に存在することは必ずしも
必要ではない。すなわち、L_Rを計算するため、
本発明によれば、L_M（θ，ψ）を所望の角度θ′−
π＋2ψ′に補間すればよいことが見い出されてい
る。この目的の補間は相次ぐ線源位置の間で行な
われる。この本発明の特徴について以下に説明す
る。

第２図には本発明の１つの実施態様を説明する
ための幾何学的関係図が示されている。これは検
出器アレーの角度オフセツトの効果を示すもので
ある。

第２図で検出器アレーは参照数字１０１および
１０１′を付した２つの位置に示されている。位
置１０１は、Ｓを線源位置とする測定投射の間に
測定データが得られる位置を示している。位置１
０１′は、反射データが推定されるべき位置を示
しており、この領域では検出器アレーが実際に１
組の測定を行なわなくてよく、または少なくとも
図示のように精密に配置されていなくてよい。

いずれの場合にも、検出器アレーは寸法的に誇
張して図示されており、また８個の検出素子から
構成されるものとして図示されているが、これら
は図面を簡明にするための模型的表示にすぎな
い。実際には本発明が特に応用可能なCT装置に
用いられる形式の検出器アレーでは、一般に301
個の検出素子が用いられている。検出素子の個数
はこれと異なつていてもよい。また、図面では検
出素子が円周に沿つて配列されているが、必ずし
もこのような配列でなくてもよい。

ライン１０３は線源Ｓから出発して線源−検出
器結合体の回転中心１０５、いわゆるアイソセン
ターを通過している。ライン１０７は線源Ｓとア
レー１０１の幾何学的中心との間の経路を表わし
ている。従つて、いまの場合、ライン１０７はア
レー１０１の素子４と素子５との間を通る。しか
し、このアレーの中心はライン１０３からずれて
いる。すなわち、ライン１０７はライン１０３か
ら角度Δψだけずれている。これは検出器アレー
の角度オフセツトを表わしており、本発明が応用
され得る形式のCT装置に空間的分解能の向上の
ためしばしば用いられている設計上の１つの特徴
である。

既に知られているように、患者のまわりの放射
線源の回転角が180゜よりも大きいCT走査装置で
得られる空間的分解能は、線源から出発して回転
中心を通るラインに対して検出器アレーの姿勢を
オフセツトすることにより改善される。このよう
な配置の結果、CT装置により検査されている身
体部分を通り各投射角において定められる線源−
検出素子間の経路は投射角の各々におけるすべて
の前記経路に対して異なる。その結果、360゜の１
回転の間に生ずるデータに対する情報が増大する
ので、前記データの処理により得られる画像の分
解能を高めることができる。

前記オフセツトΔψに伴い、図面に示されてい
るように、反射された投射データ中に等大逆方向
のオフセツト−Δψが生ずることは明らかである。
これは実質的に検出器アレーに横方向のずれを生
じさせる。従つて、反射データの処理にあたり、
逆方向のオフセツトを有する測定データおよび反
射データの再組立を行なうことが、このようなオ
フセツトが存在する場合には適切である。このこ
との意義はさらに後で説明する。

本発明の方法が多くの高度に有意義かつ有用な
目的にどのように応用されるかを以下に第３図な
いし第５図により説明する。

第３Ａ図には、本発明の方法を実施するための
手段を組み入れたコンピユータ応用トモグラフイ
装置２０１が非常に簡単化したブロツク図で示さ
れている。Ｘ線およびエレクトロニクス手段２０
３、再構成手段２０５および画像デイスプレイ手
段２０７はたとえば前記米国特許出願第760492号
に開示されている公知のCT装置を表わしている
と考えてよい。

いまの場合、Ｘ線およびエレクトロニクス手段
２０３から発するデータは基本的に検出器からの
生データ出力を表わしていると考えてよい。この
生データは、典型的に、ある間隔をおいて多数の
投射角の各々において測定が行なわれるつど301
個の検出素子からの生データの組として発せられ
る。ガントリ360゜の１回転をする間に1゜間隔の投
射角の各々において測定が行なわれれば、360組
の生データが得られる。しかし、本発明によれ
ば、多くの重用な応用において、360゜よりもはる
かに小さい回転スパンの間に必要なデータを収集
することができる。たとえば、215°の回転スパン
の間に301個の生データが215組収集されればよ
い。他の生データのとり方も、後記のように、可
能である。

生データのとり方はモード制御手段２０９によ
り指令されるが、そのいずれにおいてもＸ線およ
びエレクトロニクス手段２０３から発する生デー
タは、直接再構成手段２０５に与えられるととも
に、反射ロジツク２１１に分岐される。そこで生
データの反射により形成された所望の反射データ
は同じく再構成手段２０５に与えられる。反射ロ
ジツク２１１はメモリ手段（たとえばRAM）、
乗算手段、加算手段およびこれらの要素に対する
制御回路を含んでいてよく、処理の速度は各検出
素子と組み合わされた各処理チヤンネルに対して
１セツトの上記要素を反射ロジツク２１１に含め
ることにより速められ得る。

第３Ｂ図には反射ロジツク２１１のやや詳しい
ブロツク図が示されている。Ｘ線およびエレクト
ロニクス手段２０３からの検出器生データはモー
ド制御手段２０９（第３Ａ図）の指令のもとに入
力データ・バツフア２１３（RAM）に与えられ
る。次いで、このデータはアリスメテイツク・ロ
ジツク・ユニツト（ALU）２１５においてメモ
リ２１９（RAMまたはROM）からの補間定数
を用いて補間される。ここで用いられる補間定数
は選定された補間方法に関係する。

補間されたデータは、メモリ２２１から与えら
れるシフト定数に従つて出力バツフア２１７の特
定のロケーシヨンに転送される。これらのシフト
定数は式（1a）および（1b）を用いて定められ
る。第３Ｂ図の要素を通過するデータの流れはモ
ード制御手段２０９により制御される（それに必
要な制御線は図面を見やすくするため図示されて
いない）。

反射ロジツク２１１のメモリ手段は、所定の段
階でたとえば１回転の間に得られたデータを記憶
し、その後の処理過程を経て再構成手段２０５に
転送するのに用いられる。

たとえば、被検患者の心臓の鼓動サイクルの特
定位相における断層撮影を行ないたい場合、患者
の心臓がガントリの少なくとも360゜の１回転（好
ましくは４回転）にわたり走査され、選択された
投射角の組のデータが反射ロジツク２１１のメモ
リに与えられる。本願と譲受人を同じくする1977
年５月31日付米国特許出願第789910号に開示され
ているように、鼓動サイクルの特定の位相におけ
る断層撮影に必要な投射は心電図における特性パ
ルスの生起により容易に同定され得る。従つて、
上記特許出願による方法を用いて、必要な投射角
の組のデータがメモリから取出され得る。こうし
て取出されたデータは多くの投射角におけるデー
タが欠落したものとなる。しかし、本発明を応用
すれば、取出された組のデータから反射過程を経
て欠落投射角の一部または全部におけるデータが
得られ、再構成手段２０５に与えられる。

Ｘ線およびエレクトロニクス手段２０３からの
生データは必ずしもメモリに与えられる必要はな
く、“オン・ザ・フライ”でも処理され得る。た
とえば、上記の心臓撮影用の場合、必要な投射角
の組のデータはその発生と同時に直接的に収集さ
れ、それ以外の投射角ではデータが発生しても無
視され、またはＸ線管のパルス状作動が励起され
ず投射が行なわれない。

前記のように、本発明の方法は、所与の個数の
検出素子を用いて得られる画像の解像度を高めた
い場合にも応用可能である。たとえば、これまで
に説明した代表的な形式の装置では検出素子の個
数は301個であるが、多くの場合に、実際に検出
器アレー内に存在する検出素子の個数の２倍の検
出素子により得られるであろうレベルまで解像度
を高めることが要望される。

本発明の方法によれば、まさにこのような効果
が、測定投射の間に得られたデータをガントリの
反対側の複数の点に反射させることにより実現さ
れる。このような測定データが反射される点は、
その測定データを生ずる投射の間の検出素子の位
置に対して横方向にずらされた検出素子の位置に
相当する。これは所与の検出素子から相次いで得
られる測定データの間を補間して(3)式により所望
の投射角への幾何学的反射に適したデータを得る
ことにより実現される。

上記の方法は典型的にこれまでに説明した態様
でCT装置２０１のなかで実行される。すなわち、
モード制御手段２０９の制御のもとに、１回転の
間に生ずる検出器生データがＸ線およびエレクト
ロニクス手段２０３から反射ロジツク２１１へ与
えられ、そのメモリのなかに記憶された上で前記
の反射処理に用いられる。代替的な方法として、
検出器生データは必ずしもメモリ内に記憶される
必要はなく、その収集と同時に処理され得ること
は前記のとおりである。いずれにせよ反射により
形成されたデータは再構成手段２０５に与えら
れ、そこからさらに最終的な画像表示のために画
像デイスプレイ２０７に与えられる。

解像度を高めるためには、前記のように、実際
の検出素子の位置に対して横方向にずれた検出素
子の位置に相当する反射データが形成される。こ
れを実行する１つの方法として、各測定投射角に
おいて検出器により測定された測定データがメモ
リ（エレクトロニクス・ブロツク２０３の一部を
成すものであつてよい）のなかに記憶され、反射
により得られた同一の投射角に対応する推定デー
タを挿入される。こうして推定データを挿入され
たデータは、あたかもそれが一層高密度の素子を
有する検出器アレーから生じたものであるかのよ
うに、再構成過程に供せられる。

同じ目的のもう１つの方法として、各測定投射
角において検出器により測定された測定データが
ゼロを挿入され、あたかもそれが一層高密度の素
子を有する検出器アレーから生じたものであるか
のように、再構成過程に供せられる。同様に、各
測定投射角に対応する反射データ（すなわち推定
データ）がゼロを挿入され、測定データと同じく
再構成過程に供せられる。再構成手段２０５は
（前記米国特許出願第760492号に開示されている
ように）与えられたデータに応答して線形に作動
するので、与えられたデータ全体を処理した結果
は先に説明した方法で生ずるものと完全に等価で
ある。さらに、上記の方法におけるゼロの挿入
は、必要に応じて、再構成手段２０５の簡単な変
形により実行され得る。

第４図および第５図には、上記の効果を得るべ
く本発明による装置が作動する態様を理解するの
に役立つ図が示されている。

第４図には、第１図と同様に、上記形式の典型
的なCT装置のガントリＧが示されている。ガン
トリは走査動作の間に矢印３０３の方向に回転す
るものとして説明する。もしガントリＧが360゜の
１回転を行なうものとし、また実際に広く行なわ
れているように測定投射を1゜の角度間隔で行なう
ものとし、さらに検出器アレーが301個の検出素
子から成るものとすれば、360の測定投射角にお
いてそれぞれ301の測定値から成るデータが得ら
れることは明らかである。

こうして収集される生データの組は第５Ａ図に
全体として参照数字５０１を付して示されてい
る。上側の欄外には１から301までの検出素子の
番号が、また左側の欄外には１から360までの測
定投射角の番号が示されている。各測定投射角に
おけるデータは、代表して参照数字５０３，５０
５を付されている相次ぐ検出素子の測定値から成
るラインとして示されている。ある１つの検出素
子、たとえばNo.５の素子から得られるデータは、
代表して参照数字517519を付されている離散的な
測定投射角での測定値から成るコラムとして示さ
れている。

Ｓを線源位置とするある１つの測定投射角にお
いて、射線ＡおよびＢにより画定される扇形ビー
ムが301の測定値を発生する。これらの測定値は
参照数字５０７を付したラインで示されている。
ライン５０７の両端にＡおよびＢを付されている
測定値は、この測定投射角において射線Ａおよび
Ｂにより生ずる測定値である。

さて、データ組５０１に現われるデータ点のす
べてが本発明の方法に従つて反射されるものと
し、それにより得られる反射データの組が第５Ｂ
図に全体として参照数字５１１を付して示されて
いる。Ｓを線源位置とする測定投射角でのデータ
は第５Ａ図では横方向のライン５０７により示さ
れているが、このデータが反射されると、第５Ｂ
図に参照数字５１３を付して示されているような
対角線方向のライン５１３に変換される。ライン
５１３の右上および左下の端にＡおよびＢを付さ
れている点は同じく射線ＡおよびＢにより生ずる
測定値に対応するものである。

特記すべきこととして、反射点Ｘを仮想線源位
置とする扇形ビームは線源ＳがS′の位置に移動す
るまでは完成されず、これは（前記のように）検
出器による測定が実際にビーム角の２倍の角度に
わたつて行なわなければならないことを意味す
る。

このことは、データ組５１１を参照すると明ら
かになる。すなわち、ライン５１５に示されてい
る点Ｘからの投射は、ライン５１５の形成を可能
にするのに十分な対角ライン５１３が生ずるまで
は行なわれ得ない。データ組５１１における点Ｂ
と点Ａとの間の垂直間隔は、前記のように、線源
Ｓからのビーム角の２倍に相当する。

第４図には、射線ＡおよびＢに加えて、射線Ｃ
およびＤが示されている。これらは扇形ビーム内
の追加的な射線である。もし点X′において検出
器のアレーと交わる射線Ｃを考えれば、点X′が、
本発明の特徴によれば、反射データ点を定めるた
めの仮想線源位置とみなされ得る。しかし、前記
のように、射線ＡとＣとの間の角度は実際の幾何
学的関係により予め定まらず、X′からの幾何学
的反射は反射データが必要とされる点で実際に生
じない可能性がある。必要な点において反射デー
タを得るためには、その点への反射に適した点か
らの測定データを用いることがしばしば必要にな
る。そのため、相次ぐ測定投射角において同一の
検出素子から得られる測定データの間の補間が行
なわれる。

この補間が第５Ａ図には、相次ぐ測定投射角で
のNo.５の検出素子の測定値５１７と５１９との間
の補間として例示されている。すなわち、特に所
望される点における反射データを得るために、測
定値５１７または５１９ではなくこれらの測定値
を生ずる投射角の中間のある投射角で生ずるであ
ろう値（中間点Ｚにおける値）を用いるのが適当
であることがCT装置の幾何学的関係から示され
る場合がある。このような場合、測定値５１７と
５１９との間の補間により中間点Ｚにおける値が
求められ、この値が本発明による反射過程に用い
られる。

本発明を前記のように解像度の向上に応用する
場合にも、同一の補間法が応用可能であることは
理解されよう。典型的に、これらの場合、実際の
測定投射の間の検出素子位置の中間の点から反射
データを形成することが望まれる。従つて、測定
データの反射を行なうにあたつて、相次ぐ測定投
射角において特定の検出素子から得られた測定デ
ータの間の補間が行なわれ、それにより必要な点
に対する反射データが形成される。実効的に、こ
うして得られた反射データは、測定データを生ず
る投射の間の検出素子の位置に対して横方向にず
れた仮想的な検出素子の位置から生ずるであろう
データに相当する。上記のように、検出素子は、
場合によつては、測定データを生ずる投射の間、
検出器手段と線源との間の中心線から1/4素子分
ずらされており、この場合、反射データの横方向
のずれは検出素子の間隔の1/2に相当する。

本発明をその特定の実施例について説明してき
たが、以上に開示された内容に基づいて本発明の
範囲内で種々の変形が当業者により行なわれ得る
ことは理解されよう。

また、本発明を特定の形式の回転形CT装置に
応用するものとして説明してきたが、放射線源か
ら投射され被検断層を含む準平面内で発散する透
過放射線の複数の透過経路において放射検出器手
段により透過放射線の複数組の測定データを得る
任意のCT装置に本発明が応用可能であることは
当業者により理解されよう。

従つて、本発明の範囲はここに説明した実施例
により限定されるものではない。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明における反射の基本的な幾何学
的関係を示す図、第２図は検出器アレーの角度オ
フセツトの効果を説明するための幾何学的関係
図、第３Ａ図および第３Ｂ図には本発明によるコ
ンピユータ応用トモグラフイ装置で実施される態
様を示す概略ブロツク回路図、第４図は反射の説
明に役立つ付加的なパラメータを示す幾何学的関
係図、第５Ａ図および第５Ｂ図は本発明の反射過
程によつて生ずるデータの変換の説明図である。 Ｇ……ガントリ、Ｓ，S′……放射線源の位置、
１０１，１０１′……検出器アレーの位置、２０
１……CT装置（全体）、１０５……アイソセンタ
ー、２０３……Ｘ線およびエレクトロニクス手
段、２０５……再構成手段、２０７……画像デイ
スプレイ、２０９……モード制御手段、２１１…
…反射ロジツク、２１３……入力データバツフ
ア、２１５……アリスメテイツク・ロジツク・ユ
ニツト、２１７……出力バツフア、２１９……補
間定数メモリ、２２１……シフト定数メモリ、５
０１……測定データの組、５１１……反射データ
の組。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 対象の一平面を２次元的に表示するためのコ
   ンピユータトモグラフイであつて、扇状のビーム
   を発生するための放射線源Ｓおよび一列に並べら
   れた検出素子１〜８から成る放射線受信器１０１
   を有する装置を備え、前記検出素子は放射線源Ｓ
   の平面内で放射線源に対向し前記対象によつて吸
   収されなかつた放射線を検出するために用いら
   れ、その際前記装置は対象に対して相対的に回転
   軸の回りでステツプ状に回転可能であり、したが
   つて放射線受信器１０１の回転ステツプの間に多
   数の位置角θにおいて測定された検出器の組が得
   られ、これらの検出値の組はコンピユータにおけ
   る検出値の処理によつて対象の２次元像の構成を
   可能にし、その際該コンピユータは処理された検
   出値を表示するための画像デイスプレイ２０７と
   結合されるようになつたものにおいて、その入力
   に測定された検出値の組が印加される回路装置２
   １１（反射ロジツク）が備えられ、該回路装置２
   １１は、放射線源Ｓから放射された放射線Ｒによ
   つて検出素子１〜８において生起された測定され
   た検出値が放射線Ｒの仮想された逆の（反射され
   た）経路したがつて放射線源S′と受信器の逆の装
   置において放射線Ｒが当たるであろう仮想的な検
   出器素子１′〜８′に対応することによつて、これ
   らの検出値の組から所望の別の位置角θ′に対する
   計算された検出値の組が発生され、反射ロジツク
   ２１１の出力信号を形成する計算された検出値お
   よび測定された検出値は測定されたおよび計算さ
   れた検出値を処理するコンピユータに導かれるこ
   とを特徴とするコンピユータトモグラフイ。 ２ 反射ロジツク２１１は補間装置２１５を有
   し、該補間装置は入力バツフアメモリ２１３内に
   含まれる測定された検出値をメモリ２１９内に含
   まれる補間定数によつて次のように、すなわち測
   定された検出値の中間値が得られ、したがつて所
   望の別の位置角θ′に対して計算された検出値が発
   生されるように、処理する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。