JP2009500136A - Ｘ線又は赤外線による撮影方法及び撮影装置 - Google Patents

Abstract

Ｘ線による身体の撮影方法及び撮影装置であって、被検体を受容する支持体と、Ｘ線ビームを放射する光源（１１ａ、１１ｂ）と、Ｘ線ビームにより照射される検出器（１３ａ、１３ｂ）と、検出された光度をデータに変換する変換器（１５）と、光源（１１ａ、１１ｂ）及び検出器（１３ａ、１３ｂ）に対して回転軸を中心として移動可能に取り付けられた支持体を或る回転角度だけ回転させる手段（３１）と、コンピュータ（２７）であって、当該コンピュータを適切にプログラムすることによって、好適には直交する一組の回転角度に対して検出器（１３ａ、１３ｂ）の帯状領域で取得したデータをｎ個の平均値及びｍ個の平均値にし、このｎ個の平均値及びｍ個の平均値を用いて初期画像（ｎ、ｍ）を形成し、最小二乗法によって減衰係数を調整することにより調整画像を取得し、次いで、好適には直交する様々な回転角度の組で取得したデータに対して上記ステップを繰り返し、調整画像を重ねて一項ずつ平均を出すことにより、被検体の減衰係数を表す合成画像を取得する、コンピュータ（２７）とを使用する、Ｘ線による身体の撮影方法及び撮影装置。
【選択図】 図２６

Description

本発明は、
被検体を受容する支持体と、
被検体を照射するか、若しくは照らすために伝播方向に沿ってＸ線ビーム又は光線ビームを放射する光源と、
Ｘ線又は光線による被検体の通過に応じて減衰される光度を検出するために、該ビームにより照射されるか、若しくは照らされる検出器と、
検出された光度を、被検体によるＸ線又は光線の減衰を求めることができるデータに変換するアナログ−デジタル変換器とを含む、
Ｘ線又は赤外線による身体の撮影方法及び撮影装置に関する。

このような装置は、例えば米国特許第３９２４１３１号明細書又は米国特許第３９１９５５２号明細書から既知である。
スキャナーグラフ（又はコンピュータ断層撮影法）は、１９６８年にＥＭＩ社のエンジニアであるＧ．Ｎ．Ｈｏｕｎｓｆｉｅｌｄにより発見された。
１９７２年の特許の名称は、「Ａ ｍｅｔｈｏｄ ａｎｄ ａｐｐａｒａｔｕｓ ｆｏｒ ｅｘａｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｂｏｄｙ ｂｙ ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｓｕｃｈ ａｓ Ｘ ｏｒ ｇａｍｍａ−ｒａｄｉａｔｉｏｎ」とされている。
当該発明によって、本発明者は１９７９年にノーベル賞を受賞した。

発明の原理は、以下の通りである。

Ｘ線ビームが、所定の平面をスキャンし、器官をまっすぐ通過し、Ｘ線プレート又はＸ線検出器にあたる。
器官の通過によって、ビームは減衰されるが、検出器によってこの減衰を測定する。
断層面の交差スキャンによって、一連の情報を生成し、接続されたコンピュータの適切なソフトウェアにより、これらの一連の情報を処理する。

実際、減衰は、不均質な媒質内の各走査軸に沿って、光電吸収とコンプトン効果による散乱とを考慮しながら指数分布により表すことができる。

基準値をＩ０とし、点Ｘにおける値をＩｘとすると、この関係式は、以下の式で表せる。

上記の式により、離散化によって、以下の式が導かれる。

連続値Ａ₁，Ａ₂，…，Ａ_nは、Ｘ₁，Ｘ₂，…，Ｘ_nにより定義される各セグメントの値に相当する。

それにより、一連の等式によって、正確な角度（又は位置）に関連する各スキャンの輪郭を表すことができる。

減衰係数の基準値に対する相対値、例えば水又は適切に選択された他の全ての分子の値によって、特定の尺度を定義できる。

使用される尺度は、大抵の場合、あらゆる生体で豊富にみられる分子、すなわち水に関するものになる。

水の減衰係数をＡ（ｈ２ｏ）とすると、以下の相対尺度を使用できる。

水は人体の不可欠な成分であるので、水の減衰係数値は１又は０に等しいと定義でき、これによって使いやすい計数システムが作られる。

また、得られる情報を（視覚的に）表す方法に応じて、他のシステムを用いてもよい。
骨に対しては１０００という値が、空気に対しては−１０００という値がしばしば選択される。

実際には小セル又は基本ゾーンを画定する、十分な数の交差スキャンの情報処理により、スキャン数がセル数に等しいという条件で線形方程式全体を解くことができる。

情報の編集及び使用は、接続されるコンピュータにより実施される。

コンピュータは、データ全体を収集し、各基本ゾーンの減衰係数値を計算する。

計算により得られた情報を、コンピュータ断層撮影面のマップによって表す。

マップ全体が、この分析の３次元スキャン画像を構成し、これによって縦断面又は横断面が得られる。

そのため、組織の実際の内部画像に基づいて医学的な解釈が行われる。

このような画像により、脳の状態と共に幾つかの骨の状態を確認し、腫瘍その他の異常を検出できる。

上記診査は、例えば超音波エコグラフィー又は磁気共鳴画像法等の他の診査の後に行われるか、又はこれらの他の診査によって補われる。

彼によって手ほどきされたスキャナとスキャナ方法とは、依然として医学的な診査の不可欠なツールである。

当初は、およそ角度が３度ずつの一連の角方向移動を百回ほど繰り返していた。

その後の改良により、多数の検出器によって同じ瞬間に実施される測定数を増やすのに十分な長さの検出バーに、複数のビームを組み合わせることが可能になった。

第５世代のスキャナでは、断層面に対して垂直な検出バーを用いることにより、あらゆる移動を回避している。

得られる画像は、
各投影に対して減衰値を得るステップと、
一つの輪郭の複数値を計算するステップと、
各断層面を行列で表すステップと、
特定のマップにより各表示を示すステップと、
空間的なマップシステムを設定するステップとを含む、プロセスから生成される。

今日では、各基本ゾーンの容積が、ｍｍ³単位にまでなっている。

しかしながら、生きた細胞数は１ｍｍ³中に約１０億個であるので、顕微鏡の尺度とはかけ離れている。
人間の細胞の平均寸法は１０ミクロンである。
人体内で発見される微生物の大きさは、約１μｍ³であることもある。

癌の早期検出では、精細度利得を著しく向上させることが必要とされている。
しかし、所定の患者に対するシステムの使用時間は、明確な経済閾値を超えることはできない。
その一方で、特に輪郭数が増えると照射量が増す。

実際には、癌の小結節は、関係する血管構築を引き起こす時に成長が加速されることが認められており、この現象は、臨界寸法が例えば５０〜５００ミクロンに達する時に生ずる。
従来の方法では、５０ミクロン相当の精細度に達するために、照射量と計算時間とを８０００で乗じている。
米国特許第３９２４１３１号明細書 米国特許第３９１９５５２号明細書

本発明の目的は、上記の従来技術における既知の装置を改良し、照射量とデータ処理中のコンピュータの計算時間とを削減することにより、診査と、この診査によって得られる画像との精細度を上げることにある。

このために、本発明は、Ｘ線又は赤外線による身体の撮影方法であって、被検体が支持体に受容され、
伝播方向に沿ってＸ線ビーム若しくは光線ビームを放射する光源により被検体を照射するか、又は照らし、
ビームにより照射されるか、若しくは照らされる検出器により、Ｘ線又は光線による被検体の通過に応じて減衰される光度を検出し、
アナログ−デジタル変換器により、検出された光度を、被検体によるＸ線又は光線の減衰を求めることができるデータに変換し、
枠に取り付けられる光源及び検出器に対して回転軸を中心として移動可能に取り付けられる支持体を或る回転角度だけ回転させるか、或いは支持体に対して回転軸を中心として移動可能な枠に取り付けられる光源及び検出器を或る回転角度だけ回転させ、
適切にプログラムされたコンピュータを用いて、
（１） 第１の回転角度に対して検出器の帯状領域で検出される光度を変換して得られるデータを、帯状領域のｎ個の基本セグメントの内部でｎ個の平均値にすると共に、好適には第１の回転角度とは９０度異なる第２の回転角度に対して検出器の帯状領域で検出される光度を変換して得られるデータを、帯状領域のｍ個の基本セグメントの内部でｍ個の平均値にするステップであって、
ｎ個の基本セグメントとｍ個の基本セグメントとが、回転軸に垂直な対象物の断層面のｎ×ｍ個の基本ゾーンから成るアレイに相当し、得られたｎ個の平均値とｍ個の平均値とが、それぞれ列生成ベクトルの項と行生成ベクトルの項とを構成することによる、平均値を出すステップと、
（２） 行列項（Ｂｉｊ）を各基本ゾーンに割り当てることによって、２個の生成ベクトルの項で初期行列（ｎ、ｍ）を形成するステップであって、行列項は、減衰係数を示すと共に、行生成ベクトルの項の数（ｍ）により列生成ベクトルの対応項（ｉ）を割ったものと、列生成ベクトルの項の数（ｎ）により行生成ベクトルの対応項（ｊ）を割ったものとを足して２で割ることにより定義される、初期行列を形成するステップと、
（３） 初期行列の各行で行列項（Ｂｉｊ）の和により定義される行の境界値と、初期行列の各列で行列項（Ｂｉｊ）の和により定義される列の境界値と、行又は列のひずみとしての生成ベクトルの項とを考慮し、以下の式を用いることによって、最小二乗法により各基本ゾーンの減衰係数を調整するステップであって、

この場合、この式において、
Ｃｉｊ＝所望の値、
Ｂｉｊ＝初期の推定値、
（ｎ）＝初期行列の行の数、
（ｍ）＝初期行列の列の数であり、
全てのｉの値に対して列ｊのひずみは、

全てのｊの値に対して、行ｉのひずみは、

であり、

これにより、調整値（Ｃｉｊ）を用いて計算した行及び列の境界値が各行及び各列に対して行生成ベクトル及び列生成ベクトルの項にそれぞれ等しい調整行列を得る、各基本ゾーンの減衰係数を調整するステップと、
（４） 様々な回転角度の組で取得したデータに対してステップ（１）〜ステップ（３）を繰り返すステップと、
（５） 様々な回転角度の組で得られた調整行列を回転演算子で処理するステップであって、全体を同一組の角度（０度と９０度）に重ね、次いで、重ねられた調整行列の平均値を一項ずつ出すことにより、被検体の減衰係数の画像をアレイにより求められる精細度で表す合成行列を得る、調整行列を処理するステップ、
とを実施する、Ｘ線又は赤外線による身体の撮影方法を対象とする。

二重検出のために、枠は、好適には９０度異なる、軸方向の第１の伝播方向及び第２の伝播方向に沿って第１のＸ線ビーム又は光線ビーム及び第２のＸ線ビーム又は光線ビームを放射する２個の光源と、第１のビーム及び第２のビームにより照射されるか、若しくは照らされる２個の検出器とを含み、
適切にプログラムされたコンピュータを用いて、
第１の帯状領域及び第２の帯状領域が延びている回転軸（１９）に垂直な対象物の断層面に対して、第１の検出器（１３ａ）の第１の帯状領域で検出された光度を変換して得られるデータの平均値を出すと共に、第２の検出器の第２の帯状領域で検出された光度を変換して得られるデータの平均値を出すことによって、ステップ（１）を実施する。

簡単のために、一般に行数と列数とが等しくなるように断層を形成する（ｎ＝ｍ）。

広範囲に実施するために、光源の一つ又は複数の制御パルスによって、回転軸に平行に被検体の或る範囲を照射するか、若しくは照らし、適切にプログラムされたコンピュータを用いて、以下の追加ステップを実施する。
（６） 検出器の照射された若しくは照らされた範囲全体で検出される光度を変換して得られるデータを記録し、
（７） 第１の回転角度及び第２の回転角度に対して検出器の照射された若しくは照らされた範囲の帯状領域で、又は、それぞれ、第１の検出器及び第２の検出器の第１の帯状領域及び第２の帯状領域で検出された光度を変換して得られるデータを呼び出し、
呼び出されたデータに基づいてステップ（１）〜ステップ（５）を実施する。

光源を円錐ビーム又は角錐ビームとして投影することにより、被検体の範囲、さらには全体を照射するか、若しくは照らす場合、
適切にプログラムされたコンピュータを用いて、
（８） 円錐ビーム又は角錐ビームの幾何学的な頂部と検出器との間でビームの軸方向に沿った距離と、幾何学的な頂部と検出器の照射された若しくは照らされた範囲の帯状領域の基本セグメントとの距離とに依存する修正係数で、呼び出されたデータを乗じることによって、該呼び出されたデータを修正し、この修正が、回転軸に沿って被検物を仮想拡大することに相当し、
呼び出されて修正されたデータに基づいてステップ（１）〜ステップ（５）を実施する。

本発明は、本発明による方法を実施するように特別に設計された装置であって、特に被検体が個人の身体である場合、第１の実施の形態では、
被検体を受容するための支持体と、
被検体を照射するか、若しくは照らすために伝播方向に沿ってＸ線ビーム又は光線ビームを放射する光源と、
Ｘ線又は光線による被検体の通過に応じて減衰される光度を検出するために、ビームによって照射されるか、若しくは照らされる検出器、
とを備え、さらに、該装置において、
支持体と、光源及び検出器とは、個人が立った位置又は座った位置で支持体に受容されるように、垂直な回転軸を中心として支持体が光源及び検出器に対して移動可能である、特別に設計された装置にまでおよぶものである。

支持体は、垂直な回転軸を中心として回転する台を有することができ、好適には、個人を固定する手段又はＸ線が透過できる椅子を備えている。

光源及び検出器は、２個の光源と２個の検出器とに分割されることにより、それぞれ、２個の検出器を照射するか、若しくは照らすために、好適には、２つの直交方向に沿って伝播する２個のＸ線ビーム又は光線ビームを形成することができる。

支持体と、場合によっては回転台とは、好適にはＸ線を通さない小部屋に配置され、光源又は検出器は、接合モジュールを介してＸ線を放射若しくは受光し、当該接合モジュールは、垂直移動手段によって垂直に並進することにより小部屋の壁に作られた窓の正面で移動し、また、水平移動手段によって水平に並進することにより窓を介して移動して小部屋に通じる。

光源及び検出器は、同期制御される垂直移動手段により接合モジュールに対して垂直に並進可能である。

窓を形成する開口部を開放するために、スライドパネルが、有利には、小部屋の門形の枠内で上昇手段により群ごとに引き上げられ、この窓を介して接合モジュールが水平移動して小部屋に通じる。

光源及び検出器は、支柱により支持されながら垂直な回転軸を中心として回転移動可能である。

第２の実施の形態では、本発明による方法を実施するように特別に設計された装置であって、
被検体を受容するための支持体と、
被検体を照射するか、若しくは照らすために伝播方向に沿ってＸ線ビーム又は光線ビームを放射する光源と、
Ｘ線又は光線による被検体の通過に応じて減衰される光度を検出するために、ビームによって照射されるか、若しくは照らされる検出器、
とを備え、
支持体と、光源及び検出器とが、水平な回転軸を中心として支持体が光源及び検出器に対して移動可能であり、さらに、該装置において、
光源及び検出器は、２個の光源と２個の検出器とに分割されることにより、それぞれ、２個の検出器を照射するか、若しくは照らすために好適には２つの直交方向に沿って伝播する２個のＸ線ビーム又は光線ビームを形成する、
特別に設計された装置。

本方法の第１の改善点は、減衰係数についてのポイントツーポイントのデータ取得に関する。
本発明者は、好適には検出器への画像投影を用いることを選択した。
この方法は、通常は被検物の放射線撮影を行うことを目的としており、コンピュータの画面、次いでプリンタに、放射線撮影型画像を生成する。

情報取得は、以下の２つの方法で実施できる。
すなわち、放射線撮影画像を生成してからこれを処理するか、又は、検出器の出力で情報を取り出し、アナログ情報をデジタル情報に変換処理してから、この情報を処理する方法である。

このようにすると、後述するように、寸法が約２５ミクロンの画素に対応する数百万個の基本情報を市販の検出器によって回収可能になるので、非常に多量の情報が得られる。
この技法により瞬間的に得られる情報が増えるので、処理要求自体が著しく増大し、そのために処理プロセスの見直しが必要になった。

したがって、第２の改善点は、線形代数学による従来の処理に代えて、以下のように要約される別の方法を用いた情報処理に関する。
ａ） 例えば得られた第１の画像から、例えば厚さ１ｍｍに相当するが２５μｍまで薄くてもよい帯状領域を取り出し、この帯状領域を、ビームの方向に平行で被検物の回転軸に垂直な基本層と同数に対応する長さ１ｍｍの基本セグメントにカットする。
画像読み取りソフトウェアによって基本光度の平均値を測定し、そこから各基本セグメントに対して被検体による吸収係数の平均値を導いて、各基本セグメントに結合される減衰係数を導き出すことができる。
このようにして、各断層から第１のベクトルを得る。
次に、対象物又は撮影の回転により、例えば９０度ずらした異なる角度で得られる第２の画像を取り出す。
同じ断層面に配置された帯状領域を同様の仕方でカットし、そこから第２のベクトルを導き出す。
このようにして、２個の直交ベクトルを得る。
ｂ） この２個の直交ベクトル（又はいずれにしても交差するベクトル）から、第１の初期行列を以下のように生成することができる。
すなわち、各ベクトルを初期行列の生成ベクトルとみなす。
この行列の各行又は、各列を他のベクトルの項の数に等しい数で割ると、異なる行又は列に結合される２種類の基本項が得られる。
その場合、行に対応する項と、この項が置かれている列に対応する項との算術平均（又は幾何平均）を出すことによって行列の各項を推定できる。
かくして、ベクトル自体がこのように得られる場合、ミリメートル単位のカットに対応する初期行列が形成される。
ｃ） 後述する調整方法により、各ベクトルの項を行又は列のひずみとみなすことによって、この初期行列を調整する。

既に第１の画像を示している画面に、調整された結果行列を画像として示すことができる。
探索を完全なものにするために、９０度ずらした一連の画像対を形成し、これらの対と同数の基本行列をそこから導き出す。
画像対の数は、基本ベクトル数と等しくすることができる。
そこで、個々の行列の対応項の平均値に等しい項を持つ行列を計算すればよい。
最後に、各項に対して標準偏差を計算し、全体が申し分なければ、平均値の行列に対応する画像を生成できる。

本発明による装置の長所は、以下の２つである。
ポイントツーポイントによる走査システムよりもデータ取得が非常に高速化され、制約が少ない。
検出器の画素の精細度が約２５ミクロンの場合（例えば寸法２３×０．６ｃｍのＡＴＭＥＬ社の検出器は、１辺が２５ミクロンの２００万個のゾーンをその表面上に提供する）、例えば互いに対してずらした２個の画像を得るという条件では、空きスペースを考慮に入れたとしても数百万個の点が得られる。

高い解像度によって、数百万回の走査の代わりに数分の１秒間のフラッシュを１回行うので、その結果、物理的な走査による分析に代わって一連の情報処理走査が用いられる。

そのため、用いられる放射量は、著しく減少する。
データ処理は、このように調整計算を一挙に利用し、この計算を、ｐ回の撮影に対して調整行列数をｐに等しくするように繰り返すことにより、非常に簡素化できる。
完全な一回転の間に定期的に角度をずらして実施されるこれらの撮影を、９０度ずらした組と対にする。
合成画像は、回転後に同一平面で重ね合わせをして、取得した同等値の平均値を計算することによって得られる。

１４４００００個の項を持つ行列の場合、市販されているコンピュータ（ＰＣ）での計算時間は１２０秒である。
この計算時間は、回転角度の対を４個ずつグループ化することにより実施される方法を用いれば８秒になる。
本特許に詳しく説明する計算プロセスの改良によって、以下の実験結果が出た。
すなわち、同じＰＣでさらに良好な数字に到達可能であって、１４４００００個の項に対する計算時間は秒単位となり、顕著な改善がみられたのである。

さらにパワフルなＰＣでは、以下のように予想される。
５００万個の項の計算時間：１秒
１０００個の断層の計算時間：１０００秒すなわち約１５分

これを理由として、市販されている既存のマルチプロセッサを患者のスキャンに使用できる。
このシステムにより、精細度１ｍｍでは個人全体を１秒でスキャンし、精細度１００ミクロンでは高さ数十センチにわたって通常の個人をスキャンすることが可能であって、ズームソフトウェアを用いれば分単位の時間で２５ミクロンの前立腺等の器官をスキャンできる。
ＰＣの標準プロセッサを用いるマイクロプロセッサ全体の価格はおよそ１００００ユーロである。

もちろん、現行のスキャナに接続されるスーパーコンピュータを使用すれば時間はさらに短縮されるであろうが、その費用は２０００００ユーロにも達し得る。
しかしながら、本特許に示す計算方法によって性能を改善することにより、これを避けることができる。

データ取得の面で、連続ビームを放射するＸ線源と、例えば精細度２７ミクロンの検出器とを用いて当該方法を実施する場合、コンピュータプログラムのステップ（１）では、データ処理の面で、被検体のｎ×ｍ個の基本ゾーンから成るアレイに対応する調整すべき初期画像の精細度を、情報処理技術によって選択できる。
上記に挙げた例では、調整済みの画像は、ユーザの選択により、精細度が２７ミクロンか、又はこの数の倍数すなわち５４、１０８、２１６若しくは４３２となる。
２個の画像間の間隔もまた２７、５４、１０８、２１６若しくは４３２ミクロンになる。
本方法は、減衰係数のポイントツーポイント計算に至るので、さらにズーム作用を実施することができる。
すなわち、例えば個人の身体で骨盤等の所定のゾーンを選択し、このゾーンで中程度の精細度の画像を生成してから、選択されたゾーンで例えば前立腺に対応する個人の骨盤部分等のより小さいゾーンを画定し、当該より小さいゾーンに対して高い精細度で計算を実施するのである。

とはいえ、幅の広いビームによって得られる画像の品質は低いと反論されるかもしれない。
実際、やや円錐形のビームの各光線は、隣接する光線の画像、又は強い特異点（例えば金属中の不純物）によるエコーの影響を受けた画像を生成する。

だが、実験によれば、この影響は顕著ではない。
しかも、数学的な処理をすれば分析を容易にすることができる。
実際、結果として得られた行列の行又は列で得られる値は、例えば多項式調整によって補正可能値として処理できるので、以下の２つの結果が得られる。
つまり、偶然誤差が平滑化される一方で、２個又は複数個の交差補間を考慮しながら測定ポイント間を補間して補正関数を用いることにより、精細度を改善することもできる。

３６個の基本画像に基づく１つの合成画像を用いると、ビームの形状による誤差が非常に大幅に除去される。

かくして、この研究により、多くの国において、癌等の病気の研究で系統診査を検討するには今日でも尚コストが高過ぎる分野の技術手段又は情報処理手段が著しく節約される。

したがって、以下の開示では、本発明による厳密な意味での調整計算の方法について説明する。
この方法は、検査生体を照射した後にＸ線装置が生成する基本ビームの光度又は残留値を、放射線検出器により測定し、その結果として得られる信号処理において重要な役割を果たす。

ｎ個の行とｍ個の列を有するディメンジョンの行列の処理を望む場合、
行ｉと列ｊの推定値をＢｉｊとし、
行列の対応項で最も確率の高い値をＣｉｊとし、
列ｊの項の和をρｊとし、
行ｉの項の和をｃｊとすると、
Ｂｉｊの推定値は、線形調整方法若しくは多項式調整方法の結果として、或いはより簡単には算術平均若しくは幾何平均の結果として得られる。

この場合、行及び列のひずみを考慮して、Ｃｉｊ値の解、すなわち下記の関数の最小値を求める。

ｉ及びｊの全ての値に対して、

ひずみのもとで、

ｊの全ての値に対して、

ｉの全ての値に対して、

ひずみのもとでの関数の最小値を求めるには、ラグランジュ乗数法を用いる。
ラグランジュ関数は、以下のように表せる。

この関数は、２個の部分から成り、第１の部分は、ゆがみ特性がなく、第２の部分は１次関係式の集合である。

したがって、ラグランジュ関数は、行及び列のひずみに結合されるラグランジュ乗数である変数Ｃｉｊ、λｊ、及びμｊに対して、微分可能である（実際、行のひずみと列のひずみとの２つのひずみグループが利用可能である）。

これらの条件において、ラグランジュ関数の微分により変数Ｃｉｊに関する線形関係式の集合と、ひずみ値に関する関係式の値の集合とが得られ、これは以下のように表される。

ｄＬ／ｄＣｉｊが、変数Ｃｉｊに対する関数Ｌの偏微分を示すとすると、

ｄＣｉｊ

ひずみは以下の通りである。

全てのｊに対して、

全てのｉに対して、

偏微分に対応するｎ^*ｍ個の関係式全体とｎ＋ｍ個のひずみ関係式とを加えると線形になり、ｎｍ＋ｎ＋ｍ個の変数に対応する解が１つだけ得られる。

例えば、行数ｎが２５、列数ｍが３０である行列の処理を望む場合、線形代数学による解は、以下のように処理することから成る。

７５０個の変数Ｃｉｊ
行の乗数に対応する２５個の変数μｉ
列の乗数に対応する３０個の変数λｊ

輪郭は７５０個ではなく５５個のみを設定すべきであるので、第１の目的は既に達成されている。

合計で、８０５個の変数に対して、偏微分に対応する７５０個の関係式と、ひずみに対応する５５個の関係式とが利用可能である。
行列計算を用いてこの問題を解く方法は最も自明の解法であるが、非常に複雑な計算、すなわち従来の方法で使用されるものよりもやや複雑な計算を含んでいる。
本発明者は、まず、計算プロセスの速やかな改良に着目し、その一方で、検査中の照射量の制限という主要目標を超えて、計算時間の短縮を試みる研究を続けた。

関係式１及び２の組み合わせにより、以下の式が導かれる。

これらの関係式から以下の式を導くことができる。

これらの条件で、例えばμｉにλｊの値をあてはめると、以下が得られる。

全てのｊに対して、

全てのｉに対して、

が、行のひずみに関連する乗数の平均値であるとすると、以下の２つの関係式が得られる。

全てのｊに対して、

全てのｉに対して、

実際、

は、μ^-に等しい。

これらの条件で以下の関係式、

をあてはめると、代数関係式が得られる。

この調整方式によって、１項ずつの計算によりＢｉｊの行列からＣｉｊの行列を導くことができる。

このようにして、本発明者は、意外にも行列計算を用いる必要のない代数学的な計算に至ることに成功した。

代数計算方法では基準行列の部分処理が可能であり、大抵の場合はそれで十分とすることができる。

以下、この信号処理方式と、医学的な面で望ましい画像精細度の値の設定方式との数値検証について説明する。

［単純モデルへの本方法の適用例］
したがって、ｎ個の行とｍ個の列から成る行列において、ｎ＝３、ｍ＝４とする。

この行列では、推定値が３行４列で記録され、行のひずみがＣ列に記録されている。

列のひずみは、最終行Ｐに記録されている。

列（又は行）のひずみの総数が項の和に等しいため、上記方式の適用は簡素化されている。
これにより以下のような表になる。

簡易計算機で実現した計算を考慮すると、縦方向又は横方向に加算された項の値がひずみを満たすだけでなく、まさに所望の結果に導かれることが確認できる。

［線形代数方法を用いる均衡化］
この方法は、変数Ｃｉｊ及びＢｉｊと、変数λｊ及びμｊとの線形関係式を直接表している。

線形系の解を求める従来の方法は、変数間で関係式の係数行列を反転させ、関係式の右辺を示すベクトルをこの反転行列で乗じている。

ａ）ラグランジュ関数の偏微分の式によって得られる変数間の１２個の関係式は、以下の形で存在する。

ｂ）列に関するひずみの４個の関係式及び行に関するひずみの３個の関係式は、以下の形で存在する。

この場合、従来の方法は、ｎ^*ｍ＋ｎ＋ｍに等しい大きさの行列、この場合は１９×１９個の行列の反転を必要とし、その計算時間は明らかに非常に長くなる。

上記の例では、表４、表５、表６に示した３１×３１個の項の例と同様に、行列の増幅方法によって、又は経験に基づいて設定された方法によって、初期値Ｂｉｊを推定した。
しかしながら、このような方法は本発明に特有のものとはみなされず、本発明は、初期値Ｂｉｊの推定に際して、後述するように、ひずみベクトル自体から生成する方法を用いている。
以下、分かりやすくするために３×４個の項だけを含む初期値Ｂｉｊの単純な生成例を挙げる。

したがって、ｎ個の行とｍ個の列から成る行列においてｎ＝３、ｍ＝４とする。

この行列では、推定値が３行４列で記録され、行のひずみはＣ列に記録されている。
列のひずみは、最終行Ｐに記録されている。
初期値Ｂｉｊは、算術平均を用いて行及び列のひずみ値から生成された。
かくして以下のようになる。

２１．４１７＝（７８／４＋７２／３）／２；２０．９＝（７８／４＋６７／３）／２；１９．５８＝（７８／４＋６０／３）／２；１９．７５＝（７８／４＋６０／３）／２；

２２．２９２＝（８５／４＋７０／３）／２；２１．８＝（８５／４＋６７／３）２；２０．４６＝（８５／４＋５９／３）／２；２０．６２５＝（８５／４＋６０／３）／２；

２３．２９２＝（９３／４＋７０／３）／２；２２．８＝（９３／４＋６７／３）／２；２１．４６＝（９３／４＋５９／３）／２；２１．６２５＝（９３／４＋６０／３）／２

次に、初期値Ｂｉｊの行ごとの和と、列ごとの和を出す。
得られる和は、表に示される。

２１．４１７＋２０．９＋１９．５８＋１９．７５＝８１．６４７； ２２．２９２＋２１．８＋２０．４６＋２０．６２５＝８５．１７７、

２３．２９２＋２２．８＋２１．４６＋２１．６２５＝８９．１７７； ２１．４１７＋２２．２９２＋２３．２９２＝６７、

２０．９＋２１．８＋２２．８＝６５．５； １９．５８＋２０．４６＋２１．４６＝６１．５； １９．７５＋２０．６２５＋２１．６２５＝６２

列（又は行）のひずみの総数２５６が列（又は行）の項の総数２５６に等しいので、ここでは一般的な調整方式の適用が簡素化されており、このため以下のような表が導かれる。

各値を以下のように調整した。

２１．５＝２１．４１７＋（７８−８１．６４７）／４＋（７０−６７）／３； ２３．２５＝２２．２９２＋（８５−８５．１７７）／４＋（７０−６７）／３、

２５．２５＝２３．２９＋（９３−８９．１８）／４＋（７０−６７）／３； ２０．５＝２０．９＋（７８−８１．６５）／４＋（６７−６５．５）／３、

２２．３＝２１．８０＋（８５−８５．１８）／４＋（６７−６５．５）／３； ２４．３＝２２．８＋（９３−８９．１８）／４＋（６７−６５．５）／３、

１７．８＝１９．５８＋（（７８−８１．６５）／４＋（５９−６１．５）３； １９．６＝２０．４６＋（８５−８５．１８）／４＋（５９−６１．５）／３、

２１．６＝２１．４６＋（９３−８９．１８）／４＋（５９−６１．５）／３； １８．１６７＝１９．７５＋（７８−８１．６５）／４＋（６０−６２）／３、

１９．９１７＝２０．６３＋（８５−８５．１８）／４＋（６０−６２）／３； ２１．９１７＝２１．６３＋（９３−８９．１８）７４＋（６０−６２）／３

簡易計算機で実現した計算を考慮すれば、縦方向又は横方向に加算された項の値がひずみを満たすだけでなく、まさに所望の結果に導かれることが確認できる。

この単純な例では、行と列のひずみ値から初期値Ｂｉｊを計算するために算術平均を用いた。
同様に、例えば幾何平均等の他の平均を用いてもよい。
この場合、各値Ｂｉｊは、行のひずみ値の対応項と列のひずみ値の対応項との積の平方根に等しい。
しかし、この平均は計算時間が長くなるので、算術平均を用いることが好ましい。

実際には、同じ大きさのベクトルによって、行数が列数に等しく、各ベクトルに対して物理的な理由から項の和が同一値になる行列を生成するようにされている。
これらの条件では、一般式の第３の項はゼロになる。
その場合、第１のベクトルが行のひずみを示す垂直ベクトルに対応し、第２のベクトルが列のひずみを示す水平ベクトルに対応するような２個の生成ベクトルから、大きさｎの結果行列を直接生成できる。

直接生成されたベクトルは、垂直ベクトルの各項が、ｎで割った行のひずみから、２ｎ²で割ったベクトルの項の和を減算したものに等しくなるようにされている。
水平ベクトルの項は、それとは対称的に、ｎで割った列のひずみから、２ｎ²で割ったベクトルの項の和を減算したものに等しくなるようにされている。
計算の観点からみると、計算時間は２分の１になる。

本装置の動作を確認できるようにするために、本発明者は、以下の設備を備える試作品を実現した。
直径６ｃｍで、端部品２９を構成する光源１１の鉛管から出る７０ｋｖのＸ線ビーム。
４５×３０ｍｍの小型検出器１３。
ビームと検出器１３との間に配置された１のピッチでの被検物９の回転手段１７（図１、図２参照）。
様々な回転ピッチで被検物９の放射線画像を得られる医療用撮影ソフトウェア（ＫＯＤＡＫ社製）を収容するマイクロコンピュータ２７。

ａ）最初に１０度のピッチ、すなわち０、１０、２０、…９０、…１８０、…２７０、…３６０で３６個の画像を作成した。

そのため、０度の画像にぴったりと重なり、回転が適切に行われたことを確認できる３６０度の対照画像を作成した。
例として、添付図面では、図３ａ〜図３ｄに、０度、９０度、１８０度、２７０度についての検出光度画像を示した。

ｂ）第２に、０度と９０度、９０度と１８０度、１８０度と２７０度、２７０度と３６０度による、直角での分析を行った。

ｃ）実際、基準面から一定の距離のところでカットした図３ａ〜図３ｄ及び図９の画像では、回転軸１９の一端である黒い斑紋１８と関連して、各画像幅の３０分の１である１ｍｍ幅の狭い区間が示されているのが見える。
このようにして、０度、９０度、１８０度、２７０度に対応する４つの帯状領域７５ａ〜７５ｄを得る。

次に、１ｍｍ幅の各帯状領域を、（ほぼ）３０ｍｍである画像の有効部分において１ｍｍ²の基本面積に対応する、長さ１ｍｍの基本セグメントにカットする。
各基本面積における画素の光度の平均値を、適切なソフトウェアにより読み取る。
それによって、各基本面積の平均値に対応する３０（又は３１）項のベクトルを得る。

図４の表の読み取りにより確認されるように、値は０〜２５５の間で変化する。
２５５の場合、基本セグメントは完全に白である。
これらの条件で、ベクトルの対応項に達する線に沿った減衰係数は、２５５から同等の斑紋の光度値を引いたものに等しいことが認められる。
これらの条件では、介在物がないと減衰係数値は０になる。
基本セグメントが完全に黒の場合は減衰係数値が２５５になり、ビームの光線全体が吸収されたことになる。

９０度、１８０度、２７０度の帯状領域についても同様の処理を更新していくが、これは図４の表のＶＡＬ ＣＯＲＲ（修正値）と題する欄に示されている。
修正値は０度、９０度、１８０度、２７０度の４つの断層について示されている。
この表では、適切なソフトウェアによって平均値が推定されており、標準偏差は許容限度内にとどまっている。

認識画素数が多い場合、精細度がミリメートル以下になるまで分析を続行することが可能である。
得られた値を補正して、各列の値の和が平均値に等しくなるようにするが、それは距離の条件が同じであれば所与の被検体による吸収は一定であるためである。

ｄ）上記の項を３１で割って、そこから水平ひずみ値（９０度）又は垂直ひずみ値（０度）を導き出す。
これらのひずみ値を図５に示した。
したがって、この表（初期行列）は以下を示している。
行と列の和。
図４の表から導いたひずみ。
和とひずみとの偏差。
上記の偏差を３１で割った減少した偏差。

各項の計算後、この初期行列を図５の表に示した。

ｆ）精細度１ｍｍの画像を速やかに得ることを望む場合、調整計算を実施すると、結果として図６の表が得られる。

使用したプロセスを繰り返す。
該プロセスは、３６個の基本放射線画像において生成された３６個の断層から３６個の画像を生成し、前述のように第１の回転角度０度のカットと第２の回転角度９０度のカットとを組み合わせて推定されるデータを、対ごとに計算することから成る。

次いで、０度の点から回転角度の逆数に等しい角度だけ各画像（最初の画像を除く）を回転させて３６個の画像を重ねる。

０度と９０度、９０度と１８０度、１８０度と２７０度、２７０度と３６０度の対に対して得られた表をまとめると、回転後は図７及び図８の表のようになる。

高い精細度の画像を得るには、以下の機能を備えたソフトウェアを作ることが必要であった。
基本画像と、図３ａ〜図３ｄに示したような関連するデジタルデータとを取得及び記録する。
光源に対して支持体の回転軸に垂直なＸ線の光源のビーム１１により照射される被検体９の範囲の帯状領域７５をグラフで画定する（図９）。
この同じ面に配置される画像に組み合わされた値を、この区間から導き出す。
例えば、０度〜３６０度まで１０度ずつ増分される３６個の回転角度から取り出した３６個の基本放射線画像おいて生成された３６個の断層を取り出す。
ずれが９０度である回転角度の対に対して、値を２個ずつ組み合わせることにより、この場合には３６個の画像を生成する計算を実施する。
３６個の画像を均質に重ねるように、回転角度に等しい角度のずれに応じて画像を回転させる。
回転軸に対して垂直であり且つ帯状領域が延びている、選択された断層面で検査される鳥の骨の断層を示す図１０、図１１に示したような合成画像を生成する。

図１０の骨の断層であり、これにおいては、小型金属要素の存在による特異点に対応するかすかな斑紋がみられる。
図１１は、この金属要素のより良好な検査を可能にする拡大図である。

より詳細には、例えばそれぞれ１００ミクロンと２５ミクロンの精細度で、２つの合成画像を検査することができる。
１００ミクロンの図１２は、検査された骨に金属球があることを示している。
２５ミクロンの図１３では、特異点をより容易に認識することができる。

ここで、項ごとの計算は、以下の公式によって得られることに留意する。

以下に説明する方法に従って回転させた後に様々な画像を重ねて組み合わせることができる、回転角度を９０度ずらした各組又は各対について異なる画像を得た。

実際、簡易計算により、簡易演算子を得ることができる。

この演算子は、以下の行列の逆行列から構成される。

一例を挙げると、以下の３つの表で示される。

例えば、Ｘ＝−２、Ｙ＝１、Ｚ＝０にそれぞれ等しい座標点を選択する。

以下の表は、計算プロセスを示している。

この行列を、ベクトルＸ、Ｙ、Ｚにより乗ずると、以下の座標が得られる。

上記の事例では、回転軸のずれが確認されたため、この回転軸を回転させ、表を統一して９０度、１８０度、２７０度ずらした各表において、それらの座標を探しだすために図１４ａ〜図１４ｄを参照し、適切な合成画像を生成した。

これらのずれを考慮して、初期行列２９×２９（図７の表）と、結果行列（図８の表）とを生成した。

図７の表は、様々な回転角度についての結果の表を、作成し、統一するために、得られた行列を回転して得たものである。
グラフ９０−１８０に対しては、０度。
グラフ９０−１８０に対しては、２７０度。
グラフ１８０−２７０に対しては、１８０度。
グラフ２７０−０に対しては、９０度。

これらの回転を、以下の簡易行列演算子を用いて簡素化した。

この場合、初期行列を、この演算子で乗じ、そして、結果として得られた中間行列を移項し、９０度回転させた初期行列が得られた。

２７０度の回転は、このような３連続の９０度の回転を行った結果である。

換言すると、２組の角度、例えば０度と９０度のペア及び１０度回転させた１０度と１００度のペアに対して得られた結果行列を重ねる場合、１０度と１００度に対して得られた結果行列を反対符号の角度、ここでは−１０度だけ回転させなければならない。
好適には、この回転を自動的に、そして高速で処理するために前置方法を実施する。
図にある表に前置方法を示した。

したがって、図１５は、それぞれ１０度と１００度のＸ線ビームの垂直な２つの伝播方向について得られた行及び列のひずみ値で調整されたＣｉｊ値の結果行列を示している。

これらの値を、それぞれ０度と９０度の２つの伝播方向について得られた値と重ねるには、調整値Ｃｉｊの行列を−１０度回転させなければならない。
この回転を行うには、最初に、大きさが［５、５］の行列を、大きさが［３、２５］の行列に展開する。
これにおいて、図１６でみられるように、３つの行は、値がＣｉｊである２５個の基本ゾーンのアレイ及び基本ゾーン地点のＸ座標と、この点のＹ座標及びＸ座標とにそれぞれ対応する。
その場合、展開された行列［３、２５］を大きさが［３、３］の上記の回転演算子で乗じることにより、図１７の回転行列［３、２５］を得ることができる。
各点の回転座標Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’の値は、整数値ではない。
その場合には、図１８に示したように、丸めを行って、これらの回転座標を整数Ｘ”、Ｙ”、Ｚ”にする。
このようなＸ、Ｙ、ＺからＸ”、Ｙ”、Ｚ”への座標変更は、１回だけ実施する。
その結果、行列（１０度、１００度）の座標点Ｘ、Ｙ、Ｚの各調整値Ｃｉｊに、この行列の−１０度の回転に相当する座標前置（Ｘ”、Ｙ”、Ｚ”）を割り当てる。
座標Ｘ’、Ｙ’、Ｚ’からＸ”、Ｙ”、Ｚ”への丸めの影響については、無視してよい。

好適には、本発明による方法は、以下のように実施される。
好適には、互いに直交な４組の回転角度（０度と９０度、９０度と１８０度、１８０度と２７０度、２７０度と３６０度）から成る第１のグループに対してステップ（１）を実施することにより、第１の回転角度（０度；９０度；１８０度；２７０度）に対して得られたｎ個の平均値をそれぞれ座標で有する４個の列生成ベクトルと、各４組の角度の第２の回転角度（９０度；１８０度；２７０度；３６０度）に対して得られたｍ個の平均値をそれぞれ座標で有する４個の行生成ベクトルとを構築する。
４個の列ベクトルと４個の行ベクトルとを回転演算子で処理することにより、同一組の回転角度（０度と９０度）でこれらを重ね、次いで、同一組の回転角度（０度と９０度）で重ねた列ベクトル及び行ベクトルの座標の平均値を項ごとに平均化することによって、単純化された列生成ベクトルと単純化された行生成ベクトルとを構成する。
単純化された列生成ベクトル及び行生成ベクトルの項から、ステップ（２）を実施する。
ステップ（３）を実施し、各行及び各列に対して調整値を用いて計算された行及び列の境界値が、単純化された行生成ベクトル及び列生成ベクトルの項にそれぞれ等しい調整行列を得る。
第１のグループの組の回転角度に対し、基準角度（１０度）の倍数だけずらした、異なる４組の回転角度の各グループに対し、ステップ（４）及び（５）を実施する。

このような好適な実施形態により、計算時間を短縮できる。
これについては、３６個の画像についての下記の例から分かる。

行列の生成ベクトルを、回転されていない０度と９０度の行列の行生成ベクトル及び列生成ベクトルと、９０度回転させた９０度と１８０度の行列の行生成ベクトル及び列生成ベクトルと、１８０度回転させた１８０度と２７０度の行列の行生成ベクトル及び列生成ベクトルと、２７０度回転させた２７０度と０度の行列の行生成ベクトル及び列生成ベクトルとから構成されるグループＩに再編成する。

これらの４つの行生成ベクトル及び列生成ベクトルを、４で割った同等の生成ベクトルの和に項が等しい行生成ベクトル及び列生成ベクトルにそれぞれ再編成する。

初期行列と、４個の行列を重ね、項を４で割ったものに対応する調整行列とを生成する。

１０度、１００度、１９０度、２８０度のベクトルを、グループＩＩに再編成して、グループ２の合成行列の行ベクトルを生成し、１００度、１９０度、２８０度、３７０度（１０度）のベクトルを再編成して、このグループ２の合成行列の列ベクトルを生成等する。

このようにして、適切な角度で行列全体を回転した後に重ねられる９個の中間合成行列を得る。
グループＩの行列：回転なし。
グループＩＩの行列：回転１０度。
グループＩＩＩの行列：回転２０度。
グループＩＶの行列：回転３０度。
グループＶの行列：回転４０度。
グループＶＩの行列：回転５０度。
グループＶＩＩの行列：回転６０度。
グループＶＩＩＩの行列：回転７０度。
グループＩＸの行列：回転８０度。

この条件においては、行列の生成時に行われた簡素化を含めなくても、回転の計算時間が４分の１になる。
さらに、誤差計算を見ると、３６個の行列を生成した場合や、回転数を減らすことで凝集した場合よりもずっと高いレベルの精度に到達することが分かる。

４つのグループのみの使用を検討してもよい。
グループＩは、点０を起点として０度ずらした行列に再編成される、０度、９０度、１８０度、２７０度の４つの角度のずれに対応する。
グループＩＩは、３０度ずらした行列に再編成される、３０度、１２０度、２１０度、３００度のずれに対応する。
グループＩＩＩは、６０度ずらした行列に再編成される、６０度、１５０度、２４０度、３３０度のずれに対応する。
グループＩＶは、９０度ずらした行列に再編成される、９０度、１８０度、２７０度、３６０度のずれに対応する。

このようにして４つの合成行列を生成し、そのうちの３つを回転させて最終合成行列を得る。
そのため、最終合成行列は、一項ずつの場合の３５回転ではなく、わずか３回転のみで得ることができる。
その場合の精度は、３６個の行列を用いて得た精度に匹敵する。
したがって、計算時間は、行列を生成する新しい方式による計算時間の節約を考慮しなくても、ほぼ１２分の１になるはずである。
特に初期行列は、一方が行に、そして他方が列に対応する単純化された２個のベクトルから生成することが可能である。
第１のベクトルの項は、ひずみベクトルの項を係数２^*ｎで割ることによって導かれる。
同様に、第２のベクトルの項は、列のひずみベクトルの項を係数２^*ｍで割ることによって導かれる。
このため、行列の各項は、対応する単純化されたベクトルの２個の項の和にすぎない。
この方法は、同様に結果行列にも適用される。
非常に大型の行列の場合、この方法は、各項の生成で加算のみが実施されるため、計算時間を著しく短縮することができる。

さらに、例えば１５度ずらして４つのグループに再編成される中間値の使用を検討し、極０度、１５度、３０度、４５度、６０度、７５度の行列を用いることや、２４個の基本行列を示す６グループの行列を用いることを検討してもよい。
回転数は５にされ、精度は現行の３６個の行列の場合よりも優れたものになる。

この実験の結果から、図１９に示したような新型のＸ線撮影装置又は赤外線撮影装置を検討することが可能であり、この装置は、以下のように構成されている。
検査を受ける人間（又は物体）が置かれる回転台３１。
人間は通常は立っていることができるが、具合が悪い場合は連結シートに座らせることができる。
このシートは、シート連結部により、検査部位を適切に検査できるように傾斜したまま座らせることができる。
多くの患者に対しては、図２０に示したように、撮影用に回転することが可能なＸ線透過式の連結椅子３４に座らせるようにしてもよい。
Ｘ線源１１から、垂直支柱２３に沿って移動可能な水平軸状に放射されるビーム。
検査部位の寸法に応じて、垂直支柱２５に沿って垂直移動又は水平移動可能な検出器１３。
支柱の代わりに、平行六面体の接合モジュールの２個の保持プレートを支える歯付きベルト手段を備えたリフトキャリッジを用いてもよい。
このベルトの回転によって、接合モジュールを下方又は上方に移動させることができる。
キャリッジは、それ自体が動いて接合モジュールを水平面で移動させる。
検出器１３とビームとが、回転台３１の回転軸１９の交差軸でアラインメントされる瞬間に、検出器１３からビームの各フラッシュに対して送られる情報を、アナログ−デジタル変換器１５を介して瞬間的に受信するコンピュータ２７。

本装置は、第１のビームと検出器の組から９０度ずらして配置され、そして、同期動作する、第２のビームと検出器の組によって補完できる。

このシステムの動作は、以下のように実施することが可能である。
回転台３１は、回転角度が互いにちょうど隣接する画像をとるように一項ずつ回転する。
例えば、回転軸１９から検出器１３までの距離が７５ｃｍの場合、検出器は、約４．７０ｍの円で完全に一回転する。
検出器１３が２３ｃｍのプレートである場合、互いに９０度で選択される対又はペアから１０個の基本画像を得るには、単一回転の間に約２０のピッチで十分である。
ピッチが６ｃｍしかない場合、円形運動は、約８０個のピッチにさらに正確にカットされ、所望の精細度で４０個の画像を生成することができる。
ビーム及び検出器が約４．７０ｍの円に配置されていなくても、接近した場合に得られる画像の幾何学処理によって、幅４７ｃｍ、高さ１０ｃｍの画像を得ることができる。

垂直方向にほとんど広がりのない部位の検査を望む場合は、検出器１３を水平位置に配置するようにし、垂直方向にいっそう広がりのある部位で満足できる場合は、検出器１３を垂直位置に配置し、一定の場合には、分析部位の的を適切に絞るように患者を移動させる。

また、身体の任意の一部の検査を可能にする適切な高さのところにくるように、患者が垂直移動することを検討してもよい。
これは、患者が、伸縮装置３３で垂直移動可能な連結椅子３４に座れば可能になる。

図２１〜図２４は、伸縮式の椅子の動作を示している。
図２１では、患者の上部すなわち頭部と肩をスキャンできる。
図２２では、中央部分、特に腹部をスキャンできる。
図２３では、下部すなわち脚部をスキャンできる。
図２４の位置では、連結椅子３４がわずかに傾斜しており、伸縮装置の高さが２．４０ｍ又は２．５０ｍに制限されるように構成されている。

しかし、システムをさほど複雑化することなく、あらゆる特定の用途に対する別の構成の検出器を使用してもよい。

今日では、様々な可能性を得るために、価格が適正な異なる検出プレートを用いることで、検出器１３のサイズを調整することができる。

一回転は損傷なく１分間で実施することが可能であり、検討された事例では約１２００万個の２０倍又は８０倍の情報画素が回収されるため、オペレータが思い通りに決定することができる精細度で、様々な写真濃度の膨大な数の断層を生成することができる。

もちろん、精細度が高ければ高いほど計算時間は長くなる。

オペレータは、一度画像を保存してからプロトコルを選択し、最初は低い精細度の画像又は中間の精細度の画像を得て、スキャン中に生成される画像を保存しながら組織の任意の部分の検索を絞り込み、患者を解放した後に調査を続行する時間を得ることができる。

いずれにしても、低い精細度の画像の場合、調査後に数秒間これらの画像を画面に映すことができ、場合によっては検査組織の他の部位についての調査を続行することができる。

人間の身体は一般に、（特に肩又は骨盤の位置で）水平方向の最大寸法が約４８ｃｍである。これは、検出プレートが約４８ｃｍであり、ビーム自体の水平方向の寸法が４８ｃｍになり得ることを前提としている。
このような状況では、ビームから検出器までの距離は、最大約３．２５ｍでなければならない。
実際、２０個の画像を得ることを望んだ場合、直径３．２５ｍの円の円周は約１０ｍである（基本角度を約１８度とし、すなわち弧を約５０ｃｍで弦を約４８ｃｍとする）。
ビームと検出器との距離３．２５ｍは参考の値であり、検出器の寸法に匹敵するビーム寸法を距離に応じて決定することで、これよりも短い距離で画像を得ることができる。

この第１の考察は、４８ｃｍの検出プレートで３６個以上の写真をとる撮影システムの構造を決定するものであり、２０個の写真の撮影を可能にする構成が選択されている。
したがって、アセンブリは、例えば１７５×１７５×２０５ｃｍ又は１９０×１９０×２０５ｃｍの小部屋から成り、本発明による方法を実施するために特別に設計された装置を構成しており、以下のものを含んでいる（図２５、図２６）。
システム全体の構造体と、Ｘ線からの周囲の保護という２つの役割を有する、寸法１７５×１７５×２２０ｃｍの小部屋。
直交動作する検出器とＸ線ビームとを支持可能にする４個の接合平行六面体１２ａ、１２ｂ、１４ａ、１４ｂ。
上記平行六面体を垂直及び水平の並進を可能にする４個の二重支柱２３。
２個の平行六面体１４ａ、１４ｂに配置される２個の検出器１３ａ、１３ｂ。
他の２個の平行六面体１２ａ、１２ｂに配置される２個のＸ線ビーム１１ａ、１１ｂ。
基本画像及び合成画像を生成するために検出器のデータを受信する情報処理システム２７。
動作機能全体の制御コンソール。

小部屋は、検出されたデータの取得速さと予測不能な患者の動きとを考慮するために、二重検知式に設計されている。
そのため、この小部屋は、撮影時に全く同じ高さで９０度で配置された２個の同一ビームを装備しており、その撮影は同期化して行われる。
その結果、構築された小部屋の仕様は、以下のようになっている。
鉛板の連結構造を支持する１７５×１７５ｃｍの鋼板フロア２１。
床から約１５ｃｍのところで鋼板フロアに配置され、椅子３４の回転電動機にアクセスできるように分解可能な１７５×１７５ｃｍの鉛フロア２５。
鉛板を支持するための、形鋼の金属構造及び鋼管。
前面の正面壁について、中央が、２つの高さの間に未処理ゾーンを残さないように垂直にスライドする、５２．５×１０ｃｍの２０枚のパネル３８を支持可能な、高さ２０５ｃｍ、幅５５ｃｍの門形支持枠３７から成り、この門形支持枠の右側と左側が、高さ２０５ｃｍ、幅６１．２５ｃｍの鉛ガラスのドア４２から成る。
右側の壁について、この壁は、中央が、２つの高さの間に未処理ゾーンを残さないように垂直上方にスライドする、５２．５×１０ｃｍの２０枚の鉛パネル３８を支持可能な、高さ２０５ｃｍ、幅５５ｃｍの門形支持枠３７から成り、右側と左側は、２０５×６１．２５ｃｍの鉛の壁１６から成る。
左側の壁について、この壁は、中央が、２つの高さの間に未処理ゾーンを残さないように垂直上方にスライドする、５２．５×１０ｃｍの２０枚の鉛パネル３８を支持可能な、高さ２０５ｃｍ、幅５５ｃｍの門形支持枠３７から成り、右側と左側は、２０５×６１．２５ｃｍの鉛の壁１６から成る。
底について、中央が、２つの高さの間に未処理ゾーンを残さないように垂直上方にスライドする５２．５×１０ｃｍの２０枚のパネル３８を支持可能な、高さ２０５ｃｍ、幅５５ｃｍの門形支持枠３７から成り、右側と左側は、高さ２０５ｃｍ、幅６１．２５ｃｍの鉛ガラスのドア４２から成る。
スライドパネル群の持ち上げ設備を支持可能な１７５×１７５ｃｍの鉛製の天井４０。

Ｘ線を通過させ得るヒンジが提起する問題と、２つの開放ゾーンの間にまたがって配置される未処理ゾーンの問題とを考慮するために、パネル３８は、Ｌ字型の小型プレートにより保護される垂直レール３５でスライドする。
図２７では、パネルは、群ごとに引き上げられて所定の窓４１を開放し、手動又は自動で開閉可能な連結要素３６によって結合されている。

例えば３個のパネルを結合する場合、接合平行六面体を挿入するためにオペレータが選択した高さの分だけ３個のパネルの全体を引き上げる。
また、引き上げカム３９により下部のパネルも引き上げて、システムの任意のゾーンを選択するようにすることができる。
これらの条件で、スライドパネルの動きを同期化することにより、小部屋の４個の中央門形枠の窓４１を同じ高さで同時に開放する。
結合されたパネル群を持ち上げることを可能にする機構を、小部屋の屋根４０に配置する。
メンテナンスを容易にするために、下部プレート２５を取り外し式にし、患者が座る椅子を駆動する電動機にアクセスできるようにする。

窓４１の開放と、窓を介した接合平行六面体の小部屋への挿入とを可能にするために、少なくとも以下の２つの方式を実施することが可能である。
金属ワイヤを介してパネル群を駆動し、金属フィルムが巻かれた２個のウインチを備え、各ウインチが、例えばＯＲＩＥＮＴＡＬ ＭＯＴＯＲＳ社のステッピングモータにより駆動され、そのトルクが、１度未満のピッチで約２０ニュートンメートルである、プーリ機構による機構。
ＨＯＥＲＢＩＧＥＲ社が製造したようなジャッキを用いる機構。
ジャッキは、以下のように構成される。
すなわち、二端に固定されたウォームに金属バーを配置し、該金属バーは、ねじのピッチに適合するピッチを有する管によってウォームに結合される。
電動機でウォームを回転させることによって、毎秒数１０ｃｍを超え得る速度で１５００ニュートンまで持ち上げられる。
その場合、ジャッキ４４は、小部屋の屋根４０に結合された金属プレート４９に配置され、適切な出力のパルスで動作するモータ４７により駆動され、限度内若しくは選択された速度でいずれかの方向への移動を行うようになされている。

また、ドアとスライドパネルとを良好に接合し、２００ｋＶのＸ線ビームに対する保護を行う。

例えば、接合平行六面体の寸法は、以下の通りである。
内法１０ｃｍ、外法１０．８ｃｍ、内側の奥行き５２．５ｃｍ、外側の奥行き５３．３ｃｍ、幅７５ｃｍ。
したがって、各平行六面体の重量は約２２ｋｇであり、各平行六面体は、検出器又はビームとトンネルとに対して２６ｋｇまでの追加重量に耐えられる。
垂直寸法１／２ミリメートルの精度で、約５０ｋｇのアセンブリを垂直移動させるように構成されている。

二重支柱は、小部屋のフロア２１のプレートに固定されたレール２６に取り付けられ、水平に並進できるようになっており、これによって、スライドパネル３８の引き上げ時に形成される窓４１を介して小部屋に接合平行六面体を導入することが可能になる。
約１ｃｍの精度で、接合平行六面体を水平移動させるように設計されている。

接合平行六面体は、スライドパネルの引き上げによって形成される中央門形枠の窓４１において、ビーム１１と検出器１３とがちょうど向かい合って配置されるように、二重支柱２３に沿って垂直に移動することができる。

小部屋の水平寸法は、平行六面体モジュール１２、１４の長さを延ばすことにより減少分を補償するという条件で、低減されてもよい。
同様に、さらに多くの画像を得る場合は、平行六面体モジュールの代わりに、これよりも長い同形のモジュールを用いてもよい。
モジュールの長さの選択は、どのくらいの精度を望むかに依存し、モジュールが延長された場合は、一段と強力なＸ線ビームと、感度がいっそう高い検出器とを用意しなければならない。
平行六面体の接合モジュール１２、１４は、回転台３１に正面壁、側壁、底を近づけることにより、小部屋の外形寸法の低減を可能にすることが分かる。

図２８〜図３０の検出器１３は、プレート５９に固定され、接合平行六面体１４の外側又は内側の端に固定されている。
このプレートには、複数のタイプの検出器を取り付け可能である。
検出器１３は、好適には、例えば２３×０．６ｃｍで幅全体が４６ｃｍのＡＴＭＥＬ ＡＴ７１９５７タイプの二重検出バー４８と、二重検出バーの支持体５０とを含み、当該バーは、接続部４３により電子装置５４に接続される。
電子装置は、アナログデータをデジタルデータに変換し、これをバッファメモリに保存して、複数行から構成される行列としてコンピュータに転送する。
行列の対応する物理的な寸法は約４６ｃｍ、行間の間隔は２７ミクロンであり、これによって約１０×４６ｃｍの形状に相当する行列を生成できる。
この電子装置の寸法は、ほぼ５０×２０×５ｃｍである。

電子装置５４を保護するために、２個の鉛プレート５６を約１ｃｍの間隔で隔てながら、支持体５０に固定するように設計する。
この間隔が、二重検出バー４８用の開口部５２を構成する。
同様に、二重検出バー４８の後方に幅の狭いプレート５７がおかれる。

２個のバーの間に推定１．４ｃｍの黒色ゾーンができないようにするために、患者をずらして連結椅子３４の回転軸が直交ビームの合致軸と一致しないようになされる。
最初に、電子装置５４を断面中央軸の左に０．７ｃｍ移動し、次いで、電子装置をこの軸の右に０．７ｃｍ移動し、再び垂直スキャンを行って２個の画像を得、これらの画像を情報処理により重ねることによって、黒色ゾーンのない１個の画像が得られる。

検出器１３は、中央門形枠３７でスライドパネル３８を引き上げるための前述のタイプの電動ジャッキ４４、４７に基づく機構を介して、接合モジュール１４に対して移動するように取り付けられる。
電動ジャッキは、応力引き受けプレート４９を介して接合モジュール１４に固定される。

図３１のＸ線ビーム１１は、接合平行六面体の、それぞれ上部と下部のスリット６１を介して配置される２枚のプレート６０を介して、外側の端から短い距離で接合平行六面体１２に固定される。

前記プレートには、複数のタイプのビームを取り付けることができる。
例えば、供給電圧が４０〜１１０ｋＶ、電力が３２００ワット、動作シーケンスが数秒の内蔵高圧変換器を有するビームを使用できる。
また、供給電圧が１２５ｋＶ、電力が３００００ワット、動作シーケンスが１ミリ秒〜１．６秒の同型ビームを用いることもできる。
好適には、供給電圧が１６０ｋＶ、連続電力が４０００ワットのビームの使用が想定される。
これらのビームは、４ｍｍの作動電極を有し、該作動電極はオイル循環により冷却され、該オイル自体がオイル／水交換器により冷却される。

プレート６０の間には、検出器１３の２枚の保護プレート５６を分離する間隔から成る１ｃｍの開口部５２に対応する、高さ約１ｃｍ、幅約４８ｃｍ〜５０ｃｍの開口部８を設けた。
この配置には、患者が受ける放射線の量を、検出器１３の検出バー４８の照射にちょうど必要な量に制限するという長所がある。

好適には、Ｘ線暴露をさらに減少するために、接合モジュール１２の内部にＸ線ビームのコリメータ手段を設ける。
このコリメータ手段は、２枚のプレート６０と、接合モジュール１２の反対側の端に配置される同様の２枚のプレート６０と、接合モジュールの内部に延び、コリメータトンネルを形成するように、２枚の端部プレート６０に、例えば溶接又はねじ止めによってそれぞれ固定される２枚の水平プレート５８とを有する。
このアセンブリは、Ｘ線ビームがモジュールの高さのスキャンを行うことができるように固定される接合モジュール１２に対して、垂直に移動することが可能である。
接合モジュール１２に対するコリメータトンネルの移動は、ここでも同様に、中央門形枠３７におけるスライドパネル３８の移動で説明した電動ジャッキタイプの１つ又は２つの電動ジャッキ４４、４７によって保障される。
電動ジャッキは、応力引き受けプレート４９を介して接合モジュール１２に固定される。

２枚の水平プレート５８は、厚さ２〜４ｍｍのモリブデン鉛鋼である。
これらのプレートは、Ｘ線ビームのコリメータトンネルを設けるように、約１ｃｍの間隔をあけられている。
このようにして、厚みの薄いＸ線ビームを設け、患者が受ける放射線の量を制限する。

同様に、検出器１３の接合モジュール１４にコリメータを設置し、Ｘ線ビームが検出器の検出バー４８に正確に当たるようにしている。

小部屋の内部では、電動式に回転する回転台３１は、水平プレート２５の上に置かれる。
回転運動は、プログラムにより規定されたステップ式の回転角度で、一回転又は複数回転を実施するようにプログラム可能である。
回転台３１には、患者を固定するベルトを連結することが可能な、Ｘ線透過材料製の患者固定装置４６又は連結椅子３４を固定する。

複合材料は、厚さ４ｍｍのポリエチレンシートを下面においてポリエチレンコーティングで包んでいる、厚さ２〜４ｍｍの鉛シートによって構成される。

制御コンソールは、以下の操作を実現するように設計されている。
４個の接合平行六面体を、水平方向に同じ位置に配置する。
スライドパネルを引き上げて、約２０ｃｍの検査スペースを開ける。
接合平行六面体と、ビーム閉鎖手段とを挿入させる。
接合平行六面体で、パネルを正確に閉じる。
ビームと検出器を、高さ１０ｃｍのところで同時に移動させて、２個の同期画像を生成するように制御する。
この操作にかかる時間は、２〜４秒とする。
場合によって、検出器は、２つの位置の間で１．４ｃｍのずれを伴って、垂直方向に２回の反復動作が可能である。
特に、フラッシュの持続時間を決定するビームの動作制御を行う。
例えば、１０度以上の角度で患者を回転させる。
新しい角度下で、上記操作を繰り返す。
合成画像を生成する複数の基本画像を得るために、１２回〜３６回シーケンスを繰り返す。

様々なプロトコルに従って制御が行われるように、制御全体を時間的に組織化する。

情報処理システムにより、以下のシーケンスに従って検出器からのデータを取得できる。
アナログデータをデジタルデータに変換する。
この変換は、検出器に内蔵された特殊チップによって実施することが可能である。
そして、十分な容量のディスクにデジタルデータを保存する。
また、ディスクをコピーして、医療検査の必要性に応じて、スキャンされた様々な断層画像を生成するのに適切なソフトウェアによって、各オペレータに伝達することを可能にする。

ビームと検出器とから成る２個のアセンブリを、９０度ずらして配置することを可能にすることにより、同じ瞬間に取り出された情報から構成される複数画像を、数分の１秒間で得ることが可能になる。
約２〜３秒の回転時間の間に、組織の任意の部分の画像が１０個又は４０個得られるので、この場合、高速スクロールにより、数分の１秒単位でずらした一連の画像を生成することが可能になる。

小部屋を、単一検出式として検討することもできる。
その場合は、単一のＸ線ビームと単一の検出器だけを配置する。

接合モジュールには、ビームのフィルタリング手段及び線形化手段が配置されている。

Ｘ線ビームを線形化させるアルミニウムフィルタの配置も、患者に到達するｘ線の量に一定の影響を及ぼす。

小部屋は、オペレータ及び患者の照射量からオペレータを完全に保護し、二重検出は、等量のＸ線で、より多くの情報を得ること、或いは同じ情報に対して少ないＸ線で情報を得ることを可能にする。

実際、ステップごとに１８度回転すると、二重検出式の小部屋では、二重検出により２０個の同期画像を得られ、また、非同期の場合は、検出器ごとに２０個で４０個の画像が得られる。
換言すれば、単一検出式の小部屋では、６０個の画像を形成するのに患者が受ける照射線量が６０線量であるのに対し、患者の照射線量が４０線量のみで６０個の画像が得ることが可能であるということである。
二重検出式の小部屋では、同数の画像に対して照射率が１／３減ることが分かる。

所定のプロトコルに対する操作手段は、以下の通りである。
直交ビーム１１ａ、１１ｂと、対応する検出器１３ａ、１３ｂとを、フロア２１のプレートに対して同じ高さの第１の位置に移動する。
この移動は、フロア２１のプレートに対して同じ位置を占有する中央門形枠３５の２枚のスライドパネル３６の正面に接合モジュール１２、１４を配置するように、二重支柱２３を用いて実施される。
窓４１を開放するために、中央門形枠３７において、スライドパネル３６を垂直に並進移動させる。
レール２６を用いて、ビーム及び検出器の接合モジュール１２、１４を、窓４１を介して水平に並進移動させ、連結椅子３４に座っている患者に、ビームの接合モジュールからＸ線が出る端と、検出器１３の接合モジュールにＸ線が入る端とを接近させる。
引き上げカム３９を用いて、窓４１を介して接合モジュールの位置を調節する。
ビーム１１ａ、１１ｂ及び検出器１３ａ、１３ｂを、個々の接合モジュール１２、１４に対して垂直に並進移動させる。
該接合モジュールは、この移動中、垂直支柱２３に対して固定位置に留まる。
この移動には、電動ジャッキ４４、４７を使用する。
これらの２つの移動を同一速度で同期化して実施することにより、ビーム１１ａ、１１ｂの前方に配置されるコリメータトンネルのプレート６０の間に形成される開口部８と、検出器１３ａ、１３ｂの２枚の鉛プレート５６の間の分離間隔から形成される開口部５２とを対応させて保持する。
これらの２つの移動の間、ビーム１１の開口部８及び検出バー４８の開口部５２が、接合モジュール１２、１４の全高１０ｃｍを通り抜ける。

上記の装置においては、接合モジュール１２、１４の高さは１０ｃｍであり、それによって、電子装置５４の保護プレート５６のサイズと垂直移動重量とを減らしている。
電子装置の性能を考慮すると、移動速度の変化は、例えばデータ取得中は毎秒１．５〜５ｃｍであるが、データを記録せずに全体を低い位置又は高い位置に置きなおす場合はさらに高速化できる。
接合モジュール１２、１４に対してビーム１１ａ、１１ｂと検出器１３ａ、１３ｂとを同期化させて移動する間、２秒〜６秒間に１０×４６ｃｍの画像を得る。
患者を回転させて、互いに１８度ずらした２０個の画像を連続して得る。
また、直交するように配置された、ビームと検出器とから成る他方のアセンブリに対称に、互いに１８度ずらした２０個の画像を同じく得る。
そこで６０個の画像を利用可能になるが、これは、一方は検出器１３ａから、他方は検出器１３ｂから、２個ずつ同期化されて送られる２０個の同期画像と、検出器１３ａの非同期画像２０個と、検出器１３ｂの非同期画像２０個とに分けられ、すなわち、全部で６０個の画像を利用できる。
回転全体は、約６０秒間続く。

次いで、これらの画像を処理して所望の精細度の画像を得る。
前述のように、高さ１０ｃｍで精細度２５ミクロンの場合、情報処理手段によってデータを重ねることにより、２５ミクロンの倍数の精細度を有する画像を生成することができる。
その際、画像生成は、選択されたゾーン全体或いはズーム手段のシリンダに配置された一連のゾーンでズーム撮影可能であれば、より低い精細度で実施可能である。

患者の回転は、少なくとも以下の２つの方法で行われる。
２個のビーム１１ａ、１１ｂの交差地点に回転軸１９を配置することによって、交差軸に配置される直径が約１ｃｍのデッドゾーンを形成できる。
図３２に示したようなフロア２５に固定された溝２８に沿った移動により偏心するように、回転軸１９を配置する。

連結椅子の旋回管に連結された滑り溝に配置されるという条件で、椅子３４そのものを偏心させてもよい。

ここで、幾つかの数値を挙げる。
患者の体重は１２０ｋｇ、椅子の重量はその連結部を含めて２０ｋｇに達し得る。
回転モータが、それ自体が椅子を支持する回転軸を支える堅牢なプレートを駆動する必要があるのはそのためである。
この堅牢なプレートは、フロアの下に配置され、その溝の寸法は、下に配置されるモータとその制御システム全体とを保護するような寸法にすることができる。
接合モジュール１２、１４をレール２６において逆方向に移動させることにより、窓４１から接合モジュールを引き抜き、中央門形枠３７のスライドパネル３６を、垂直方向に下げて窓を閉めることにより、ビーム１１と検出器１３とに対して小部屋を閉じる。
接合モジュール１２、１４を垂直方向に移動することにより、フロア２１のプレートに対して第２の高さの位置に配置されるスライドパネル３６の正面に配置する。
新たに開放された窓４１を介して、レール２６において接合モジュール１２、１４を水平方向に移動して、ビーム１１の接合モジュールから出る端と、検出器１３の接合モジュールに入る端とを患者に接近させる。
引き上げカム３９を用いて、窓４１を介して接合モジュールの位置を調節する。
第２の高さの位置で支持される接合モジュール１２、１４に対してビーム１１及び検出器１３を新たに移動し、そして第１の高さの位置での撮影に関する前述の手順に従って、再び６０個の画像を取得する。

より小型の検出器を選択してもよいことはいうまでもなく、その場合には、検出器の幅に応じて直径が決められるシリンダ内に画像が配置される。

検出器の大きさに応じてＸ線撮影のシーケンスを定義するのだが、例えば約２４ｃｍの検出器では、回転ピッチが例えば９度であることにより４０個の画像を得られ、それらの画像の品質は良いが、カバー領域は狭い。

このシリンダの大きさは、人体の一部を検査するには十分とすることができる。

回転台３１上で被写体を移動することによって、所望の精細度で身体の複数の部分をカバーすることができる。

各ビームにそれぞれ由来する２個のベクトルを知る必要がある４６×４６ｃｍの基本スキャンの計算は、高精細度の合成画像をリアルタイム又は数秒で得るのに十分に高速で実施される。

スキャンの実施までの操作は、以下のシーケンスに従って行われる。
例えば、１８度のピッチごとに角度を回転させることにより、２０回の二重撮影を行って高さ４６ｃｍの領域に関する情報を取得すること。
全てのビットマップを、ハードディスクに記録すること。
放射線技師が精細度４００ミクロンの第１の検査を行い、すなわち、１２００個よりもやや少ないカットを約１分半で形成すること。
及び、検査領域の全部又は一部に対して、より高い精細度で専門医が補完検査を行うこと。

カット全体について精細度が５０ミクロンである実例であって、例えば腫瘍の転移を検査する場合、計算は比較的長い時間続くこともある。
特にプログラミング面で高価なマルチプロセッサシステムを使えば、計算時間を１００分の１〜１０分の１だけ短縮できる。
このようなシステムは、第１の検査の後、得られた結果に応じて設置してもよい。

このようにして、組織内部のダイナミックビジョンを実現し、組織の動きを感知し、そこから例えば呼吸または心臓の運動等の追加情報を導き出すことができる。

当然のことながら、同じ装置を物体の観察にも適用可能であることにより、以下を実施できる。
任意の物体の非破壊検査。
閉じた対象物の内部の動きを観察したい場合は、一連の画像の観察。
実際、物理的な対象物を、例えば毎秒１０回転又は２５回転の速度で高速回転させることができる。
幅６ｃｍの検出器を使用することにより、回転により４０個の画像を形成し、結合可能なそれらの画像で完全な１個の合成画像を作り出して、毎秒２５回転でテレビ画面上で生成される画像に匹敵するダイナミック画像を得る。

以下、歯列全体を探知し、それによって歯列の形状を確認するための、顔のワイド画像に関する例について説明する。

ここで、本発明は、３次元画像を実現し、顎と、場合によっては脳頭蓋との断層分析を行うことができる。
図３３、図３４が示す装置は、以下を備える。
水平面に延びていて、患者が立って配置される回転台又は非回転台３２。
その上には、垂直回転軸を中心として回転し、高さ約２５ｃｍ、幅６ｃｍの検出器１３と、検出器に患者の一部の画像を投影可能なＸ線ビーム１１とを支持する水平コンソール２２を備えるアセンブリを支持可能な、垂直支柱２４。

動作は、以下の通りである。
位置０の角度で、上部コンソール２２を回転させ、約１／２秒でＸ線ビームを供給して、例えば６×２５ｃｍの画像を取得システムにより得て、検出器とビームとのアセンブリを、例えば１０度の角度で新たに回転させて新しい画像を撮影して、これを記録する。
以下、同様に行う。

コンソールの直径を約７０ｃｍ、ビームと検出器との間の距離を約６８ｃｍとして、得られる画像が接合されるようにする。

２個の検出器１３ａ、１３ｂを照射して、複数の９０度の画像を同じ寸法を保ちながら可能にする２個の直交ビーム１１ａ、１１ｂを用いた図３４の二重検出法を用いる場合、３６個の同期画像と７２個の非同期画像が得られる。
情報の品質は、脳頭蓋全体を３次元で容易に再現できるような品質である。

また、カラーグラデーションを選択することによって、或いは異なる色の複数のグラデーションを用いることによって、高品質の画像が得られ、当該画像において、骨及び歯等の硬い部分をそれらがもつ自然な乳白色で示し、舌や口蓋等の非常に血液循環が多い部分を赤で示し、また脳等の部分を灰色で示すことができる。

また、Ｘ線から保護するという理由で、鉛ガラスのドアが付いた鉛製の小寸法の小部屋に、アセンブリを配置することを検討してもよい。

図３５は、本発明による装置の別の実施を示しており、該装置は以下を含む。
被検体９を受容する支持体３０。
被検体９を照射するか、若しくは照らす伝播方向に沿ってＸ線ビーム又は光線ビームを放射する光源１１ａ、１１ｂ。
Ｘ線又は光線による被検体９の通過に応じて減衰される光度を検知するために、ビームにより照射されるか、若しくは照らされる検出器１３ａ、１３ｂ。
支持体３０と光源及び検出器であって、水平回転軸１９を中心として互いに対して移動可能であり、光源１１及び検出器１３を、２個の光源１１ａ、１１ｂと２個の検出器１３ａ、１３ｂとに分けることにより、２個の検出器１３ａ、１３ｂを、それぞれ照射するか、若しくは照らすために、好適には、２つの直交方向１０ａ、１０ｂに沿って伝播される２つのＸ線ビーム又は光線ビームを形成する、支持体３０と光源及び検出器。

しかし、たとえ人間の場合でも、２個ずつ同期作業する複数組を組み合わせることにより画像撮影のダイナミック特性を改善して、１秒又は２秒続く一回転で十分な数の合成画像を得ることができる。

より複雑なこのような装置は、最初は検査により使用される。

Ｘ線ビームの代わりに、例えば、透過性能が高い赤外線等の光線ビームを使用してもよい。

記載される装置の動作を確認するために、基本ソフトウェアにルーチンを付加した。
このルーチンによって、ポイントツーポイントで、この地点に関する標準偏差が計算可能になり、この標準偏差を基準値で割ることによって当該地点に関する誤差レベルを得てから、これらの誤差レベルの平均値を出し、ひいては画像全体において又は特定ゾーンごとに画像の精度を得られる。

図３６は、回転軸の固定面から第６２番の平面にあるコンピュータ断層撮影図を提示する。
図３７は、第１７８番の面にあるコンピュータ断層撮影図である。
画像品質の評価が可能であって、画像全体に対する平均誤差は、図３６では１．９０％であり、図３７では１．１３％である。

次に、図３８〜図４３を参照しながら、本発明の第６の実施形態について説明する。
精細度が非常に高い画像を得るためには、精細度が非常に高い検出器を用いるか、又は以下の原理に基づいて幾何学的な増幅を実現すればよい。
軸方向１０に中心を合わせた円錐ビーム７１又は角錐ビーム７３が、被検物９を通過する。
このビームは、例えば２５ミクロンの精細度である検出器１３に達する。

実際、現時点では、精細度が２５ミクロンよりも優れた検出器は市場にない。

０．１ミクロンの精細度に達するために、本発明による装置は、図３８では、ＡＴＭＥＬ社製の、サイズ２３０ｍｍ、精細度２５ミクロンの検出器１３と、ＫＯＤＡＫ ＴＲＯＰＨＹ社製の電圧７００００ボルトのＸ線源１１とを備えており、これによって、波長を約０．０２ナノメートルにすることができる。

例えば、ミリメートル単位若しくは顕微鏡でしか見えない程度の小寸法の被検体９を、内径が約１００ミクロンの光学管３３に入れる。
この光学管３３を、１度、５度、１０度、１８度にすることが可能なピッチで、ステッピングマイクロモータにより回転軸１９を中心として回転駆動させて、３６０個、７２個、３６個、２０個の角度位置を得る。

Ｘ線管１１を、外装８１内に配置する。
円錐ビーム７１又は角錐ビーム７３として光源１１を投影する手段６９を、外装８１に固定する。
図４０及び図４１は、それぞれ円錐型と角錐型の投影例を示している。
図４０では、投影手段６９が円錐台である。
図４１では、投影手段６９が角錐台である。
Ｘ線を通さない外装８１は、投影手段６９の正面に、開口部８３を備えている。
円錐ビーム７１又は角錐ビーム７３と検出器１３との交点は、円７７、楕円形、又は多角形７９を描く。

このＸ線管は、それ自体がガラスか、又はＸ線透過材料から成り、陰極８７に接続されたフィラメント８５と、このフィラメントに面して配置されたブロック状の陽極８９とを含む。
この陽極は、例えば銅等の良好な熱伝導性を有する材料から成る。
陽極には、約１ｍｍのタングステン製のターゲット９１を挿入する。
ターゲット９１に電子ビームが当たると、これらの電子が制動され、それらの運動エネルギーの一部がＸ線に変換されるのだが、該Ｘ線の波長は電子ビームの電子ボルト数に応じて決められる。
例として、１６００００ボルトの管の場合、波長は０．００７７４ナノメータである。
半波長で達成可能な精細度は０．１ミクロンを超える。

検出器１３は、被検物９のレベルで、円錐台又は角錐台の寸法が約１００〜１０００ミクロンになるように、且つ、検出器の寸法が２３０ｍｍになるように配置される。
その場合、幾何学的な増幅は、２３００〜２３０となる。

これらの条件で得られる精細度は、０．１〜１ミクロンである。
もちろん、簡単な調節によって光源と検出器との間の距離を修正すれば、適切な幾何学的な増幅が得られる。
幾何学的な増幅率は、円錐の頂部及び検出器間の距離と、円錐の頂部及び被検物間の距離との比に等しい。

Ｘ線は全方向に放射できるが、Ｘ線管１１によって放射されるビーム７１は、投影手段６９が円錐台形であると共に、円形の底面を有する開口部６７を備えていれば円錐形になる。
この場合、円錐は、ターゲット９１を頂部Ｓとし、外装８１の開口部８３に等しい投影手段の開口部６７により可能にされる角度を開放角度とする。

円錐の頂部Ｓがターゲット９１と一致する場合、増幅率は、投影手段６９の開口部６７と検出器１３との間の距離によって制限される。
図３９と図４２に示すように、くびれ部分６８を作成することによって、円錐の頂部Ｓを管１１の外に配置する。

Ｘ線源を一つ又は複数のパルスで制御する場合、有利には、モータＭにより制御される回転陽極を用いるように構成する。

図４２では、複数のターゲット９１を支持し、高速回転することにより一連のフラッシュを発生する陽極８９を使用できるのだが、該フラッシュの持続時間は、ターゲットの幅と陽極の直径とに応じて決められる。
例えば、直径１１．４ｃｍ、したがって円周が約３６０ｍｍの陽極に、幅１ｍｍの３６個のターゲットを配置可能であり、各ターゲットが、約１ｍｍすなわち約１度の弧を占有する。
そのため、完全に一回転すると３６個のフラッシュが発生し、これらのフラッシュが、有利には、同期手段９３と、支持体３３及び回転陽極８９のモータＭとによって、被検物９の支持体３３の回転と同期されて、角度が１０度ずれた３６個の画像を得る。
このようにして、光源の各パルスが、支持体３３の回転ごとに、検出器１３を照射するか、又は照らす。

これは、フラッシュの記録速度が、きわめて高速であることを前提としている。
この速度が毎秒１０〜５０回転であるとすると、１秒間に１０〜５０個の画像が得られ、各画像は３６個の基本画像の集約によって生じる。
もちろん、計算時間は取得時間よりもずっと長いが、当該計算によって、被検物についての毎秒５０個の画像を有する本格的なフィルムが得られる。

陽極の回転は、例えば、陽極に固定されたモータＭにより既知の複数の方法で得られ、当該モータＭは、低圧電流によって、又は陽極８９に固定されたロータに対して、管１１の内部で作用する回転磁界によって制御される。

上記の回転陽極によりダイナミックな作動を行うために、検出器１３がそれほど高速でない場合は、反応速度が速い微粒子銀フィルム９７の使用を検討する。

複数のターゲット９１を支持する陽極８９の回転により、ビームを規則正しく発射することによって、そのようなフィルム９７をスクロールさせるのだが、該フィルムは、回転陽極８９の回転と共に同期される移動手段Ｍにより間欠的に移動し、それにより、光源１１の各パルスが、間欠移動ごとにフィルム９７を照射するか、若しくは照らして、例えば毎秒５００回の撮影を行うようにされている。
ピッチ１８度ごとに光学管３３を一回転させ、適切な速度でフィルムを移動させると、毎秒２５個の画像を有するフィルムが得られるが、これによって著しい数の画像処理が行われるので、スーパーコンピュータの使用が必要になる。
検出された光度を変換するには、写真フィルム読み取り用のカメラを備えたアナログ−デジタル変換器１５を用いる。

図４３の装置は、次を備える。
上部に、連結アーム９９により容易に移動できるＸ線源１１。
底面が２３０ｍｍ×６０ｍｍで、頂部が約１ｍｍの穴である、角錐ビーム７３として光源を投影する角錐台６９から構成された投影手段。
被検体９を支持する役割をする、直径約１ｍｍの光学管３３。
光学管３３を回転制御する、ステッピングモータＭ。

動作は、以下の通りである。
回転軸１９を中心とする光学管３３の第１の角度位置で、光源１１を作動させて、１ミリ秒〜１００ミリ秒の間で可変する時間の間、検出器１３を励起し、コンピュータ２７に、この第１の画像をビットマップとして回収する。

操作を３５回繰り返し、各操作で光学管３３を１０度回転させる。
このようにして３６個の画像を得て、これを処理することによって、照射される範囲の、回転軸１９に垂直であるどのような断層面のコンピュータ断層撮影写真も得られる。
本方法を繰り返すと、被検体のダイナミックビジョンを可能にする、経時的にずらした複数画像が得られる。
さらに、３次元画像の生成を可能にする、光学管３３の回転軸１９に沿った被検体の範囲におけるコンピュータ断層撮影写真が得られる。

検出された光度から得られるデータの処理は、上述した処理と同じである。
適切にプログラムされたコンピュータ２７を用いて、以下のステップを実施することを改めて確認するだけでよい。
回転軸１９を中心とする第１の回転角度に対して、検出器１３の帯状領域７５において検出された光度を変換して得られるデータを、帯状領域のｎ個の基本セグメント７６の内部でｎ個の平均値にすると共に、好適には、第１の回転角度とは９０度異なる第２の回転角度に対して、検出器１３の帯状領域７５で検出された光度を変換して得られるデータを、帯状領域のｍ個の基本セグメント７６の内部でｍ個の平均値にするステップ。
ｎ個とｍ個の基本セグメントは、回転軸１９に垂直な被検物９の断層面のｎ×ｍ個の基本ゾーンのアレイに対応する。
得られたｎ個とｍ個の平均値は、それぞれ列生成ベクトル及び行生成ベクトルの項を構成する。
減衰係数を示すと共に、行生成ベクトルの項の数（ｍ）により列生成ベクトルの対応項（ｉ）を割ったものと、列生成ベクトルの項の数（ｎ）により行生成ベクトルの対応項（ｊ）を割ったものとを、足して２で割ることにより定義される行列項（Ｂｉｊ）を、各基本ゾーンに割り当てることによって、２個の生成ベクトルの項で初期行列（ｎ、ｍ）を形成するステップ。
初期行列の各行における項（Ｂｉｊ）の和により定義される行の境界値と、初期行列の各列における項（Ｂｉｊ）の和により定義される列の境界値と、行又は列のひずみとしての生成ベクトルの項とを考慮すると共に、上記の式を用いることにより、最小二乗法によって各基本ゾーンの減衰係数を調整するステップであって、これにより、調整値（Ｃｉｊ）を用いて計算される行及び列の境界値が、各行及び各列に対して行生成ベクトル及び列生成ベクトルの項にそれぞれ等しい調整行列を得る、調整するステップ。

様々な回転角度の組で取得されたデータに対して、これらのステップを繰り返す。
次いで、様々な回転角度の組に対して得られた調整行列を、回転演算子で処理することにより、全体を同一組の角度（０度と９０度）に重ね、重ねられた調整行列の平均値を一項ずつ出すことにより、被検体９の減衰係数の画像をアレイにより求められる精細度で表す合成行列を得る。

しかしながら、ビームが円筒形ではない場合、検出器により得られた検出光度は、Ｘ線に沿った吸収係数だけではなくＸ線自体の波長にも依存する。
円筒ビームの場合と同様に画像を処理するには、円錐ビーム７１又は角錐ビーム７３の幾何学的な頂部Ｓと検出器１３との間の、ビームの軸方向１０に沿った距離Ｄ、及び、幾何学的な頂部Ｓと、検出器１３により照射されるか、若しくは照らされる範囲にある帯状領域７５の基本セグメント７６との間の距離Ｄｓを考慮して、円錐ビーム又は角錐ビームの仮想円筒化に相当するデータ修正を実施しなければならない。

この修正は、回転軸１９に沿った被検物９の仮想拡大に相当し、以下の表に示すことができる。

この表では、欄Ｉに、基本セグメント７６と、ビームの軸方向１０が検出器１３と交わる点との間の距離（単位ｃｍ）を記録した。
欄ＩＩでは、幾何学的な頂部Ｓと検出器との間の、軸方向１０に沿った距離Ｄを４４．４ｃｍとして、幾何学的な頂部Ｓと基本セグメント７６との間の距離Ｄｓを計算した。
以下の３つの修正を計算した。
距離Ｄｓの値と４４．４ｃｍとの比に直接比例する１次修正（欄ＩＩＩ）。
１次修正の２乗である２次修正（欄ＩＶ）。
１次修正の３乗である３次修正（欄Ｖ）。

このようにして、検出器により検出された光度に対して、一般には２次修正に相当する系統的な修正を適用できる。
また、検出器、画像、又は標準グリッドのあらゆる地点で行われた測定で実施される校正によって得られた経験に基づく修正を適用してもよい。
また、３次の、または必要に応じて３次以上の多項式調整を実施してもよく、これは、修正評価プロセスに直接組み込まれる。

この修正の結果、円筒ビームに対して検出されたものに非常に近い修正値が得られる。

したがって、コンピュータ２７は、この場合、円錐ビーム７１又は角錐ビーム７３の幾何学的な頂部Ｓ及び検出器１３間のビームの軸方向１０に沿った距離Ｄと、幾何学的な頂部Ｓ及び、検出器１３の照射されるか、若しくは照らされる範囲にある帯状領域７５の基本セグメント間の距離Ｄｓとに依存する修正係数で乗じてデータを修正することから成る追加ステップを実行する。
この修正は、回転軸１９に沿った被検物の仮想拡大に相当する。

実際には、距離修正によって、大幅に改善された精細度で、あたかも円筒投影による拡大画像を生成するように、全てが行われる。

上述した装置は、小部屋を備えた装置についての上述の説明と同様に、２個の光源１１ａ、１１ｂと、２個の検出器１３ａ、１３ｂとを備えることができる。
この場合、各光源１１ａ、１１ｂは、投影手段６９を備える。

直交ビームは同期動作するので、２０回の基本的な撮影に対して２０個の同期画像が得られ、ダイナミックビジョンを生成したい場合は特に有効である。

例えば、寸法が約２〜３ミクロンの微生物を、光学管３３内に配置する。
これらの微生物は、光学管の回転軸１９に沿った範囲で撮影を行う場合、３次元で見ることができ、照射される範囲若しくは照らされる範囲は、投影手段６９の開口部６７に依存する。

上記のいわゆる「細胞」スキャナは、人間又は動物の細胞の形状及び内部構造を、さらによく知ることに貢献する一方で、また、小型の対象物、特に時計産業又はマイクロエレクトロニクス産業の製品のような小型対象物の観察を容易にするに違いないであろう。
実際、７５ｃｍ×４８ｃｍの画面で、約１００×６５ミクロンの画像を投影すると仮定すると、７５００倍の拡大効果が得られる。
１０倍のズーミングだけで、容易に１０ミクロンの細胞の内部ビジョンが得られ、小型細胞又は細胞の複数の部分をこれまでよりもずっとよく観察できる。

達成された計算速度により、以下の数値を予想できる。
高精度ＰＣ用に使用されるプロセッサでは、０．２秒間に１００ミクロンの視野に対して、精度０．１ミクロンの画像すなわち百万個の点が生成されること。
現在市販されているマルチプロセッサシステムでは、１０個のプロセッサを結合するだけで、２０秒間に１０００個の画像が生成されること。

本発明による第１の装置を示す概略図である。 図１の装置をより詳細に示す図である。 ０度で得られた鳥の骨の画像を示す図である。 ９０度で得られた鳥の骨の画像を示す図である。 １８０度で得られた鳥の骨の画像を示す図である。 ２７０度で得られた鳥の骨の画像を示す図である。 それぞれ０度、９０度、１８０度、及び２７０度で検出された光度の表である。 初期行列を示す表である。 結果として得られた調整行列を示す表である。 それぞれ０度と９０度、９０度と１８０度、１８０度と２７０度、２７０度と３６０度の対に対して結果として得られた調整行列をまとめた合成行列の表である。 それぞれ０度と９０度、９０度と１８０度、１８０度と２７０度、２７０度と３６０度の対に対して結果として得られた調整行列をまとめた合成行列の表である。 照射範囲の断層面に関して狭い帯状領域を選択し、図３ａ〜図３ｄによって示される鳥の骨の画像のうちの一つを示す図である。 所与の解像度で特異点を示す骨の断層図である。 拡大解像度で特異点を示す図１０の拡大図である。 １００ミクロンの解像度で特異点を示す別の例の図である。 ２５ミクロンの解像度で図１２に示される特異点を示す拡大図である。 ９０度の回転処理を示す表である。 １８０度の回転処理を示す表である。 ２７０度の回転処理を示す表である。 ３６０度の回転処理を示す表である。 初期行列を、回転座標の整数値への丸めを伴って示す表である。 展開された行列への初期行列の展開を、回転座標の整数値への丸めを伴って示す表である。 展開行列の角度３０度の回転を、回転座標の整数値への丸めを伴って示す表である。 ３０度回転された展開行列の構成を、回転座標の整数値への丸めを伴って示す表である。 本発明による第２の装置を示す概略図である。 第２の装置において使用される椅子を特に示す図である。 伸縮式の脚部に取り付けられた椅子の使用を示す図である。 伸縮式の脚部に取り付けられた椅子の使用を示す図である。 伸縮式の脚部に取り付けられた椅子の使用を示す図である。 伸縮式の脚部に取り付けられた椅子の使用を示す図である。 本発明による第３の装置を示す概略図である。 第３の装置の上面図である。 第３の装置による小部屋の側壁に取り付けられるスライドパネルの引き上げを概略的に示す図である。 接合平行六面体に対して移動可能な、第３の装置で用いられる検出器を示す概略図である。 接合平行六面体に対して移動可能な、第３の装置で用いられる検出器を示す概略図である。 接合平行六面体に対して移動可能な、第３の装置で用いられる検出器を示す概略図である。 コリメータを備えた接合平行六面体の特定の構成を示す図である。 第３の装置の回転軸の偏心を示す概略図である。 本発明による第４の装置を示す概略図である。 本発明による第４の装置を示す概略図である。 本発明による第５の装置を示す概略図である。 計算精度及び得られた画像の精度をポイントツーポイントで示す図である。 計算精度及び得られた画像の精度をポイントツーポイントで示す図である。 Ｘ線源を円錐ビームとして投影する手段を備えた、本発明による第６の実施形態を示す概略図である。 くびれ部分を有する投影手段を備えた、本発明の第６の実施形態を示す図である。 円錐ビーム用の本発明の第６の実施形態を示す概略斜視図である。 角錐ビーム用の本発明の第６の実施形態を示す概略斜視図である。 回転陽極を備えた光源を有する本発明の第６の実施形態を示す概略図である。 本発明の第６の実施形態の全体図である。

符号の説明

１ 支持体
２ 支持体
３ 支持体
４ 支持体
５ 支持体
６ 支持体
７ 支持体
８ 開口部
９ 被検体
１０ 軸方向
１１ 光源
１２ 接合モジュール
１３ 検出器
１４ 接合モジュール
１５ アナログ−デジタル変換器
１６ 小部屋
１７ 回転手段
１８ 黒い斑紋
１９ 回転軸

Claims (20)

1. Ｘ線又は赤外線による身体の撮影方法であって、
   被検体（９）が、支持体（１、３、５、７；３１、３４；３０；３２；３３）に受容され、
   伝播方向（１０）に沿って、Ｘ線ビーム若しくは光線ビームを放射する光源（１１）により、前記被検体（９）を照射するか、又は照らし、
   前記ビームにより照射されるか、若しくは照らされる検出器（１３）により、前記Ｘ線又は前記光線による前記被検体（９）の通過に応じて減衰される光度を検出し、
   アナログ−デジタル変換器（１５）により、前記検出された光度を、前記被検体による前記Ｘ線又は前記光線の減衰を求めることができるデータに変換し、
   枠（２１、２３、２５）に取り付けられる前記光源（１１）及び前記検出器（１３）に対して、回転軸（１９）を中心として移動可能に取り付けられる支持体（１−７；３１、３４）を、或る回転角度だけ回転させるか、或いは前記支持体（３０、３２）に対して回転軸を中心として移動可能な枠（２２）に取り付けられる前記光源（１１）及び前記検出器（１３）を、或る回転角度だけ回転させ、
   適切にプログラムされたコンピュータ（２７）を用いて、
   （１） 第１の回転角度に対して前記検出器（１３）の帯状領域（７５）で検出される光度を変換して得られるデータを、該帯状領域のｎ個の基本セグメント（７６）の内部でｎ個の平均値にすると共に、
   好適には、第１の回転角度とは９０度異なる第２の回転角度に対して前記検出器（１３）の帯状領域（７５）で検出される光度を変換して得られるデータを、該帯状領域のｍ個の基本セグメント（７６）の内部でｍ個の平均値にするステップであって、
   前記ｎ個の基本セグメントと前記ｍ個の基本セグメントとが、前記回転軸（１９）に垂直な前記対象物（９）の断層面のｎ×ｍ個の基本ゾーンから成るアレイに相当し、
   得られた前記ｎ個の平均値と前記ｍ個の平均値とが、それぞれ列生成ベクトルの項と行生成ベクトルの項とを構成することによる、平均値を出すステップと、
   （２） 行列項（Ｂｉｊ）を各基本ゾーンに割り当てることによって、２個の生成ベクトルの項で初期行列（ｎ、ｍ）を形成するステップであって、
   前記行列項は、減衰係数を示すと共に、
   前記行生成ベクトルの項の数（ｍ）により前記列生成ベクトルの対応項（ｉ）を割ったものと、該列生成ベクトルの項の数（ｎ）により該行生成ベクトルの対応項（ｊ）を割ったものとを足して２で割ることにより定義されることによる、初期行列（ｎ、ｍ）を形成するステップと、
   （３） 前記初期行列の各行で、前記行列項（Ｂｉｊ）の和により定義される行の境界値と、該初期行列の各列で前記行列項（Ｂｉｊ）の和により定義される列の境界値と、行又は列のひずみとしての生成ベクトルの項とを考慮し、
   以下の式を用いることによって、最小二乗法により各基本ゾーンの前記減衰係数を調整するステップであって、
   

   

   この場合、この式において、
   Ｃｉｊ＝所望の値、
   Ｂｉｊ＝初期の推定値、
   （ｎ）＝前記初期行列の行の数、
   （ｍ）＝前記初期行列の列の数であり、
   全てのｉの値に対して列ｊのひずみは、
   

   

   全てのｊの値に対して行ｉのひずみは、
   

   

   であり、
   これにより、前記調整値（Ｃｉｊ）を用いて計算した行及び列の境界値が、各行及び各列に対して前記行生成ベクトル及び前記列生成ベクトルの項にそれぞれ等しい調整行列を得ることで、各基本ゾーンの前記減衰係数を調整するステップと、
   （４） 様々な回転角度の組で取得したデータに対して、前記ステップ（１）〜前記ステップ（３）を繰り返すステップと、
   （５） 前記様々な回転角度の組で得られた前記調整行列を、回転演算子で処理するステップであって、
   全体を同一組の角度（０度と９０度）に重ね、次いで、該重ねられた調整行列の平均値を一項ずつ出すことにより、前記被検体（９）の前記減衰係数の画像を、前記アレイにより求められる精細度で表す合成行列を得る、処理するステップとを実施する、
   Ｘ線又は赤外線による身体の撮影方法。
2. 好適には、互いに直交する４組の回転角度（０度と９０度；９０度と１８０度；１８０度と２７０度；２７０度と３６０度）に対して、前記ステップ（１）を行うことにより、
   前記４組の回転角度のそれぞれの前記第１の回転角度（０度；９０度；１８０度；２７０度）に対して得られる前記ｎ個の平均値を座標としてそれぞれ有する４個の列生成ベクトルと、前記第２の回転角度（９０度；１８０度；２７０度；３６０度）に対して得られる前記ｍ個の平均値を座標としてそれぞれ有する４個の行生成ベクトルとを形成し、
   前記４個の列生成ベクトルと、前記４個の行生成ベクトルとを、回転演算子により処理することによって、
   これらを同一組の回転角度（０度と９０度）に重ね、
   次いで、該同一組の回転角度（０度と９０度）で重ねられた前記列生成ベクトル及び前記行生成ベクトルの対応項の平均値を一項ずつ出すことにより、単純化された１個の列生成ベクトルと単純化された１個の行生成ベクトルとを形成し、
   前記単純化された列生成ベクトル及び前記単純化された行生成ベクトルの項から、前記ステップ（２）を実施し、
   前記ステップ（３）を実施することにより、前記調整値（Ｃｉｊ）を用いて計算された行及び列の境界値が、各行及び各列に対して、前記単純化された行生成ベクトル及び前記単純化された列生成ベクトルの項にそれぞれ等しい調整行列を取得し、
   前記第１のグループの組の前記回転角度に対して基準角度（１０度）の倍数だけずらした４組の回転角度の異なるグループについて、前記ステップ（４）と前記ステップ（５）を実施する、
   請求項１に記載のＸ線又は赤外線による身体の撮影方法。
3. 前記枠（２１、２３、２５、２２）が、好適には、９０度異なる、軸方向の第１の伝播方向（１０ａ）及び第２の伝播方向（１０ｂ）に沿って、第１のＸ線ビーム又は光線ビーム及び第２のＸ線ビーム又は光線ビームを放射する２個の光源（１１ａ、１１ｂ）と、該第１のビーム及び該第２のビームにより照射されるか、若しくは照らされる２個の検出器（１３ａ、１３ｂ）とを含み、
   適切にプログラムされた前記コンピュータ（２７）を用いて、
   第１の帯状領域（７５ａ）及び第２の帯状領域（７５ｂ）が延びている前記回転軸（１９）に垂直な前記対象物の前記断層面に対して、
   前記第１の検出器（１３ａ）の前記第１の帯状領域（７５ａ）で検出された光度を変換して得られるデータの平均値を出すと共に、
   前記第２の検出器（１３ｂ）の前記第２の帯状領域（７５ｂ）で検出された光度を変換して得られるデータの平均値を出すことによって、前記ステップ（１）を実施する、
   請求項１又は２に記載のＸ線又は赤外線による身体の撮影方法。
4. 前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）の一つ又は複数の制御パルスによって、前記回転軸（１９）に平行に前記被検体（９）の或る範囲を照射するか、若しくは照らすことを特徴とする方法であって、
   適切にプログラムされた前記コンピュータ（２７）を用いて、
   （６） 前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）の照射された若しくは照らされた前記範囲の全体で検出される光度を変換して得られるデータを記録し、
   （７） 前記第１の回転角度及び前記第２の回転角度に対して検出器（１３）の照射された若しくは照らされた前記範囲の前記帯状領域（７５）で、又は、それぞれ、前記第１の検出器（１３ａ）及び前記第２の検出器（１３ｂ）の前記第１の帯状領域（７５ａ）及び前記第２の帯状領域（７５ｂ）で検出された光度を変換して得られる記録データを呼び出し、
   前記呼び出されたデータに基づいて、前記ステップ（１）〜ステップ（５）を実施する、
   請求項１〜３のいずれか一つに記載のＸ線又は赤外線による身体の撮影方法。
5. 前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）を、円錐ビーム（７１）又は角錐ビーム（７３）として投影することにより、前記被検体（９）の前記範囲、さらには該被検体の全体を照射するか、若しくは照らすことを特徴とする方法であって、
   適切にプログラムされた前記コンピュータ（２７）を用いて、
   （８） 前記円錐ビーム（７１）又は前記角錐ビーム（７３）の幾何学的な頂部（Ｓ）と前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）との間で、前記ビームの軸方向（１０）に沿った距離（Ｄ）と、前記幾何学的な頂部（Ｓ）と前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）の照射された若しくは照らされた前記範囲の前記帯状領域（７５、７５ａ、７５ｂ）の基本セグメントとの間の距離（Ｄｓ）とに依存する修正係数で呼び出されたデータを乗じることによって、呼び出されたデータを修正し、
   この修正が、前記回転軸（１９）に沿って前記被検物を仮想拡大することに相当し、
   呼び出されて修正された前記データに基づいて、前記ステップ（１）〜ステップ（５）を実施する、
   請求項４に記載のＸ線又は赤外線による身体の撮影方法。
6. 前記請求項１〜４のいずれか一つに記載の方法を実施するように特別に設計された装置であって、
   特に被検体が個人の身体である場合、
   前記被検体（９）を受容するための支持体（３１、３４；３２）と、
   被検体（９）を照射するか、若しくは照らすために伝播方向に沿ってＸ線ビーム又は光線ビームを放射する光源（１１、１１ａ、１１ｂ）と、
   前記Ｘ線又は前記光線による前記被検体（９）の通過に応じて減衰される光度を検出するために、前記ビームによって照射されるか、若しくは照らされる検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）とを備え、
   前記支持体（３１、３４；３２）と、前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）及び前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）とが、前記個人が立った位置又は座った位置で、前記支持体に受容されるように、垂直な回転軸（１９）を中心として前記支持体が前記光源及び前記検出器に対して移動可能である、特別に設計された装置。
7. 前記支持体（３１、３４；３２）が、前記垂直な回転軸（１９）を中心として回転する台（３１）を有し、
   好適には、前記個人の固定手段（４６）又はＸ線が透過できる椅子（３４）を備えている、
   請求項６に記載の特別に設計された装置。
8. 光源（１１）及び検出器（１３）が、２個の光源（１１ａ、１１ｂ）と２個の検出器（１３ａ、１３ｂ）とに分割されることにより、
   それぞれ、該２個の検出器（１３ａ、１３ｂ）を照射するか、若しくは照らすために、
   好適には、２つの直交方向（１０ａ、１０ｂ）に沿って伝播する２個のＸ線ビーム又は光線ビームを形成する、
   請求項６又は７に記載の特別に設計された装置。
9. 前記椅子（３４）が、伸縮式の脚部（３３）に取り付けられることを特徴とする、
   請求項７又は８に記載の特別に設計された装置。
10. 前記支持体（３１、３４；３２）と、場合によっては前記回転台（３１）とが、
    Ｘ線を通さない小部屋（１６、４２、３７、３８、２５）に配置され、
    前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）又は前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）が、接合モジュール（１２、１２ａ、１２ｂ、１４、１４ａ、１４ｂ）を介してＸ線を放射若しくは受光し、
    該接合モジュールは、垂直移動手段（２３）によって垂直に並進することにより前記小部屋の壁（３７、３８）に作られた窓（４１）の正面で移動し、また、水平移動手段（２６）によって水平に並進することにより前記窓（４１）を介して移動して前記小部屋に通じる、
    請求項６〜８のいずれか一つに記載の特別に設計された装置。
11. 前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）及び前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）が、同期制御される垂直移動手段（４４、４７、４９）により、前記接合モジュール（１２、１２ａ、１２ｂ、１４、１４ａ、１４ｂ）に対して垂直に並進可能である、請求項１０に記載の特別に設計された装置。
12. 前記窓（４１）を形成する開口部を開放するために、
    スライドパネル（３８）が、前記小部屋の門形の枠（３７）内で上昇手段（４４、４７、４９、３６、３９）により群ごとに引き上げられ、
    この窓を介して、前記接合モジュール（１２、１２ａ、１２ｂ、１４、１４ａ、１４ｂ）が水平移動することにより、前記小部屋に通じる、
    請求項１０又は１１に記載の特別に設計された装置。
13. 前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）及び前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）が、
    支柱（２４）により支持されながら、前記垂直な回転軸（１９）を中心として回転移動可能である、
    請求項６又は７に記載の特別に設計された装置。
14. 請求項１〜４のいずれか一つに記載の方法を実施するために特別に設計された装置であって、
    被検体（９）を受容するための支持体（１、３、５、７；３０）と、
    前記被検体（９）を照射するか、若しくは照らすために、伝播方向に沿ってＸ線ビーム又は光線ビームを放射する光源（１１、１１ａ、１１ｂ）と、
    前記Ｘ線又は前記光線による前記被検体（９）の通過に応じて減衰される光度を検出するために、前記ビームによって照射されるか、若しくは照らされる検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）とを備え、
    前記支持体（１、３、５、７；３０）と、前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）及び前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）とが、水平な回転軸（１９）を中心として、前記支持体が前記光源及び前記検出器に対して移動可能であり、
    光源（１１）及び検出器（１３）が、２個の光源（１１ａ、１１ｂ）と２個の検出器（１３ａ、１３ｂ）とに分割されることにより、
    それぞれ、該２個の検出器（１３ａ、１３ｂ）を照射するか、若しくは照らすために、好適には、２つの直交方向（１０ａ、１０ｂ）に沿って伝播する２個のＸ線ビーム又は光線ビームを形成する、特別に設計された装置。
15. 請求項５に記載の方法を実施するために特別に設計された装置であって、
    特に、被検体がミリメートル単位又は顕微鏡でしか見えない大きさである場合、
    前記被検体（９）を受容するための支持体（３３）と、
    前記被検体（９）を照射するか、若しくは照らすために、伝播方向（１０）に沿ってＸ線ビーム又は光線ビームを放射する光源（１１、１１ａ、１１ｂ）と、
    前記Ｘ線又は前記光線による前記被検体（９）の通過に応じて減衰される光度を検出するために、前記ビームによって照射されるか、若しくは照らされる検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）とを備え、
    前記支持体（３３）と、前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）及び前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）とが、回転軸（１９）を中心として、該支持体が該光源及び該検出器に対して移動可能であり、
    前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）が、前記ビームの軸方向（１０）を中心とする円錐ビーム（７１）又は角錐ビーム（７３）によって、前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）を照射するか、若しくは照らすように、投影手段（６９）が設けられている、特別に設計された装置。
16. 前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）が、複数のターゲット（９１）を備えた回転陽極（８９）を有し、
    該回転陽極が、前記光源（１１、１１ａ、１１ｂ）に対する前記支持体（３３）の回転と同期される移動手段（Ｍ）によって回転制御されることにより、
    前記光源の各パルスが、前記支持体（３３）の各回転の間に、前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）を照射するか、若しくは照らす、請求項１５に記載の特別に設計された装置。
17. 前記検出器（１３、１３ａ、１３ｂ）が、写真フィルム（９７）を有し、
    前記アナログ−デジタル変換器（１５）が、該写真フィルムで検出される光度を読み取り、且つ該光度をデジタルデータに変換するためのカメラを含む、請求項６〜１６のいずれか一つに記載の特別に設計された装置。
18. 前記写真フィルム（９７）が、前記回転陽極（８９）の回転と同期される移動手段（Ｍ）によって、間欠的に移動することにより、
    前記光源（１１）の各パルスが、各間欠移動の間に、前記写真フィルム（９７）を照射するか、若しくは照らす、請求項１７に記載の特別に設計された装置。
19. 請求項１〜５のいずれか一つに記載の方法、又は請求項６〜１８のいずれか一つに記載の装置を実施するために適切にプログラムされたコンピュータ（２７）。
20. コンピュータ（２７）へのロード時に、請求項１〜５のいずれか一つに記載の方法、又は請求項６〜１８のいずれか一つに記載の装置を実施するためのコンピュータプログラム。

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