JPH0257B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

（産業上の利用分野） 本発明は放射線写真技術に関し、特にコンピユ
ータ・トモグラフイー（以下CTと呼ぶ）として
知られている放射線写真技術の分野における信号
処理装置に関するものである。 （従来技術） CTスキヤナが現在診断用装置として広く用い
られているが、CTスキヤナは、患者のからだの
横断面方向の仮想輪切り部分（以下これをスライ
スと呼ぶ）を横切る多数の実質的に直線状のビー
ム通路を通る際に透過性放射線が受けた減衰に関
するデータを取得し、次にそのようにして取得さ
れたデータを処理して上記スライスにおける１つ
の場所から他の場所までのＸ線の減衰または透過
の変化についての画像を得るように動作するもの
である。 特公昭52−1274号公報には、所望のデータを取
得するための多数の技術と適当な信号処理技術と
が開示されている。 特開昭54−45589号公報には、迅速なデータ取
得を可能にし、しかも遅いスキヤナにおける顕著
な軟組織識別能力を少なくとも相当な程度まで保
持した画像を得ることのできるCTスキヤナが開
示されている。その新しいCTスキヤナは回転・
回転型（即ち、回転放射源とそれに関連させて設
けられた検知器の配列との双方が、患者のからだ
の被検査スライスに対して実質的に直交する軸線
のまわりで回転走査運動を行なうようになされて
いる）のものである。 この特開昭54−45589号公報に記載されている
CTスキヤナと同様の構成が本願図面第４図に示
されており、被検査体（被検査位置１７）に関し
て互いに反対側にそれぞれ配置されたＸ線源（Ｘ
線管１９）と検知器アレイ２４とを備え、このＸ
線源と検知器アレイ２４とが時計方向に所定の一
定速度で回転するターンテーブル１４上に設けら
れ、Ｘ線源はＸ線管１９のアノード２０上を往復
することによつて周期的な往復変位運動をなすよ
うに構成されている。このＸ線源の往復変位運動
の１周期は、Ｘ線管１９および検知器アレイ２４
の回転運動の方向（時計方向）に対し逆方向（反
時計方向）の走査変位と、上記回転運動の方向と
同方向の戻り変位（いわゆるフライバツクで上記
走査変位よりもはるかに迅速である）とによつて
形成され、Ｘ線源の走査変位の速度はターンテー
ブル１４の回転速度よりも高速となつている。す
なわち、ターンテーブル１４の回転軸線１８から
みたＸ線管１９のアノード２０の角度拡がりが例
えば3θである場合、扇形のＸ線ビーム通路分布を
発生するＸ線源が１回の走査時にアノード２０の
一端から他端まで反時計方向に角度3θだけ移動す
る間にターンテーブルは時計方向に角度θだけ回
転し、したがつてＸ線管１９も検知器アレイ２４
も時計方向に角度θだけ回転する。このように構
成すると、本願図面第１ａ図に示されているよう
に、Ｘ線源の往復変位運動における１周期に検知
器アレイ２４中の１つの検知器（これを第１の検
知器と呼ぶ）に入射する複数のビーム通路の小グ
ループ４が占める領域と、Ｘ線源の往復変位運動
の次の１周期において他の検知器（これを第２の
検知器と呼ぶ）に入射する複数のビーム通路の小
グループ５が占める領域とが互いにオーバーラツ
プした重畳領域６が被検査体の内部に形成され、
しかもＸ線源の往復変位運動およびターンテーブ
ル１４の速度およびタイミングを所定の関係に選
ぶと上記ビーム通路の小グループ４および５を形
成するビーム通路を検知器アレイ２４が画く軌跡
円の外側まで延長すると、共通のピボツト点３上
に収斂するようになる。 上述の説明から明らかなように、上記重畳領域
６については、上記第１および第２の検知器の双
方によつてほぼ同一の複数のビーム通路を介して
検査されることになるから、第１および第２の検
知器の出力を比較すれば、第１および第２の検知
器の性能差（感度差）を知ることができ、これに
より第１および第２の検知器の性能を規格して被
検査体に関する正確なデータを得ることができる
ことになる。 このようにして上記重畳領域６に関するデータ
を第１および第２の検知器から得る場合に、上記
重畳領域６に関し第１の検知器から得られるデー
タを平均化し、かつその平均値を同じ重畳領域６
に関し第２の検知器から得られるデータの平均値
と比較して、これら第１および第２の検知器の性
能を規格化するのが通常行なわれる手法である。 しかしながら、このようにすると以下に述べる
場合に問題を生じる。その場合とは、第１の検知
器が当該重畳領域６に関する出力信号を発生する
直前に第２の検知器よりも多量の放射線を受取つ
た場合である。この問題は主として、放射線検知
器における「遅れ」（Iag）としてよく知られた現
象に基因して生じるものである。すなわち、放射
線量を多く受けた第１の検知器は、先に受けた放
射線の残留成分によつて汚染された出力信号を重
畳領域６に関する信号として発生するから、同じ
重畳領域に関して第１および第２の検知器から得
られた出力信号をそのまま比較しても正確なデー
タが得られないことになり、その結果、検知器の
性能の規格化に誤差を生じ、したがつて被検査体
に関し不正確なデータが得られるという問題があ
つた。 （発明の目的） そこで本発明は、上述の問題点を軽減ないし除
去しうるCTスキヤナ用信号処理装置を提供する
ことを目的とする。 （発明の構成） 本発明によるCTスキヤナ用信号処理装置は、
重畳領域６における一方の小グループ４に関する
検出出力７の平均値と、上記重畳領域６における
他方の小グループ５に関する検出出力８の平均値
との差を求め、この差を上記他方の小グループ５
に関する検出出力８に加算して修正された検出出
力９を得、この修正された検出出力９と、前記一
方の小グループ４に関する検出出力７とを用いて
信号処理を行なう手段を有している。そして、重
畳領域６内の複数のビーム通路に関連する検知器
から発生する出力信号のうち、１つの重畳領域６
の中央部付近のビーム通路に関連する出力信号に
ついては、これをその重畳領域６全体に亘つて分
布する多数のビーム通路に関連する出力信号を組
合せて平均化し、かつ、上記重畳領域６の両端縁
付近のビーム通路に関連する出力信号について
は、その通路近傍の少数のビーム通路に関連する
出力信号を組合せて平均化し、これら平均値を比
較する手段を有していることを特徴とする。 （発明の効果） 本発明によれば、第１の検知器が重畳領域に関
する出力信号を発生する直前に第２の検知器より
も多量の放射線を受取つた場合でも、それに影響
されることなく検知器の性能を規格化することが
でき、これによつて被検査体に関する正確なデー
タを得ることができる。 （実施例） 以下図面を参照して本発明の実施例につき説明
しよう。 第１ａ図を参照すると、CTスキヤナによつて
検査される患者のからだ即ち被検査体１の周縁が
２で示されている。前述したように、Ｘ線源の往
復変位運動における１周期に１つの検知器に入射
してピボツト点３に収斂する複数のビーム通路の
小グループ４が占める領域と、Ｘ線源の往復変位
運動の次の１周期において他の検知器に入射して
共通のピボツト点３に収斂する複数のビーム通路
の小グループ５が占める領域とが互いにオーバー
ラツプした重畳領域６が被検査体１の内部に形成
される。第１ａ図の場合、小グループ４の通路に
ある検知器は、被検査体１の端縁部を通る減衰を
受けていない放射線にもさらされるが、小グルー
プ５の通路にある検知器は被検査体１によつて減
衰を受けた放射線のみにさらされる。 したがつて、上記小グループ４の通路にある検
知器から得られた出力信号は、上記小グループ５
の通路にある検知器から得られた出力信号より
も、アフター・グローによつてはるかに多く汚染
されていることになる。第１ｂ図には、２つの検
知器から得られた小グループ４および５について
の（対数変換を含む予備処理後の）出力信号に関
する小グループ４および５を横切る方向の位置に
よる出力変化が曲線７および８によつて概略的に
示されている。重畳領域６に関して両方の検知器
から得られた出力信号は、それぞれ独立的に平均
値が求められ、しかる後にこれら平均値が互いに
減算されて差が求められ、この差が曲線８上のす
べての出力信号に加算される。この演算の結果、
本実施例では、重畳領域６の中間点にほぼ合致す
る点１０において曲線７と交差する破線９で示さ
れているような修正された検出出力が得られる。 ピボツト点３に収斂するビーム通路についての
出力信号のすべてのグループは、被検査体を横切
る方向に分布された通路の多数の小グループにつ
いての信号よりなり、各小グループについての信
号は各検知器から得られるものであり、かつ互い
に隣接する小グループは被検査体１を横切つて一
定角度をもつて分布された重畳領域６と同様の重
畳領域を生ずるようにオーバーラツプしているこ
とが理解されるであろう。各重畳領域は、第１ｂ
図について上述したように２つの関連した検知器
の性能を規格化するために用いられる。 従来のこの種の信号処理装置においては、点１
０までは曲線７上の出力信号を用い、次に小グル
ープ５と被検査体１の中心に向つて次に隣接する
小グループ（図示せず）との間の重畳領域の中心
に相当する点１１までは線９上の出力信号（即
ち、曲線８に関して「補正された」あるいは規格
化された信号）を用いていた。点１１からは、用
いられる信号は上記次に隣接する小グループの通
路にある検知器に対する補正された（規格化され
た）信号に対応するものである。このようにし
て、被検査体１を横切つて延びる規格化された信
号のチエンがピボツト点３に収斂する通路に対し
て構成された。被検査体１のまわりに（特開昭54
−45589号公報に記載されているように）分布さ
れた他のピボツト点のすべてに収斂する通路につ
いても同じ操作が実施されることが理解されるで
あろう。 しかしながら、上述の手法では、曲線７上の点
１０と点１２（曲線７の終点）との間にある出力
信号および修正された曲線９上の点１３（曲線９
の始点）との間にある出力信号と、他の小グルー
プに関係する対応する信号とが、平均化の途中に
おける以外においては特別に用いられないという
問題が生ずる。もしそのような信号が、使用され
た信号の対応する値でもつて単に「平均化」され
たというだけのものであれば、グリツチが生ずる
ことになるであろう。しかしながら、そのような
信号は、患者に施される放射線の使用を最適化す
るために用いられなければならない。 第２図は本発明の１つの実施例によつて上述の
問題がどのようにして克服されるかを示している
とともに、点１０即ち重畳領域６の中心の近傍に
おける曲線７および９を拡大して示すものであ
る。幾つかのビーム通路（この実施例では14個の
ビーム通路）に関する出力信号が数字６で示され
たような各重畳領域のそれぞれにおける各検知器
から得られることが理解されるであろう。 実質的にすべての出力信号を用い、しかもグリ
ツチの発生を回避するために、本発明は、本発明
の装置以外では用いられないであろうところの出
力信号（例えば、曲線９上の点１３と１０との間
の領域および曲線７上の点１０と１２との間の領
域における信号）に対して少ない回数の補正を導
入するものであり、次にそれがどのようにして行
なわれうるかということの一例について説明しよ
う。 本発明では、曲線９上の点１３と１０との間の
領域をそれが曲線７に実質的に合致するまで実効
的に曲げるとともに、曲線７上の点１０と１２と
の間の領域をそれが曲線９に実質的に合致するま
で曲げることが理解されるであろう。 本発明の一実施例においては、次の操作が行な
われる。 １ 曲線７上における信号Ａ，Ｂ，Ｃの平均値を
求める。 ２ 曲線９上における信号A′，B′，C′の平均値
を求める。 ３ 両平均値の差を信号B′に加え、その信号を
信号Ｂと実質的に等しいものとする。 信号C′については、信号Ａ〜Ｅの平均値と信号
A′〜E′の平均値との差をとり、この差をC′に加
えることを除けば上述の操作と同じ操作が行なわ
れる。信号D′については、信号Ａ〜Ｇおよび
A′〜G′の信号が求められ、信号E′については、
信号Ａ〜Ｇ，H′およびI′ならびにA′〜G′，Ｈおよ
びＩの平均値が用いられるという具合に次の表に
従つて行なわれる。

【表】 信号A′およびN′に対しては、信号B′および
M′に対するのと同じ補正を施しうることが理解
されるであろう。しかしながら、それらの信号は
重畳領域から得られたデータのわずかに約７％を
表わすにすぎないから採用しなくてもよい。 「終点」信号B′およびM′に加算される唯一の
情報は、隣接ピクセル（画素）間におけるように
比較的高い周波数変化よりなることが理解される
であろう。信号が点１０に接近するにつれて、そ
のような変化の周波数範囲が下方に延びることに
なる。 本発明によつて最終的に得られる結果として、
信号ＢおよびB′、ＣおよびC′、ＤおよびD′等が
実質的に等化され、そしてこれらの対応する信号
が「平均化」され処理のために用いられる。ある
種の状況においては、重畳領域が連続ではなく、
従つて、重畳領域間のある領域におけるビーム通
路が１つの検知器によつてのみ検査されることに
なる。そのような事態が生ずると、それらのビー
ム通路に関する出力信号が処理に先立つて２倍さ
れることにより、重畳領域から得られた加算され
た信号の両立が図られる。 第３図は、任意に第ｒ番目および第ｕ番目とし
て示されている２つの検知器から得られたデータ
の処理を示すフローチヤートである。このような
組織化は、勿論、１組の通路におけるすべての重
畳領域に対して同様に行なわれる。このような処
理の実施のために必要な電気回路および電子回路
は、ハード・ワイヤド形式のものとして構成され
てもよく、または適当にプログラムされたデジタ
ルコンピユータによつて形成されてもよく、ある
いはある種のハイブリツド回路構成でなるもので
あつてもよい。 第３図のフローチヤートについては、第４図に
示す回路図と併せて考えるのが好都合である。第
４図には、CTスキヤナが概略的に示されており、
それは開孔付き固定支持部材１６のまわりで従来
の手段（図示せず）によつて回転されうる開孔付
きターンテーブル１４を具備しており、それら２
つの部材１４および１６間の相対運動のために、
従来から用いられている大きい環状軸受１５が適
用される。支持部材１６の開孔内に患者位置１７
が画成され、軸線１８のまわりで部材１４の回転
が生ずる。動作時には、検査されるべき患者が、
彼のからだにおける選定された横断面方向のスラ
イスを患者位置１７に配置した状態で横たえら
れ、この場合、軸線１８は患者のからだの長手方
向に延びている。 ターンテーブル１４はＸ線の実質的に平面状の
扇形分布を発生するＸ線管１９を担持しており、
そのＸ線分布は患者位置７を横切つて投射され、
前述の被検査体１スライスを通り、コリメートさ
れたＸ線検知器アレイ２４に集められる。この実
施例では、前記Ｘ線管１９は、細長いアノード２
０と、カソード２１とを備え、そこから発生した
電子ビーム２２を、軸線１８のまわりでのターン
テーブル１４の回転速度よりも実質的に高い速度
でアノード２０に沿つて前後または左右に反復的
に偏向するための手段、例えば偏向コイル２３を
有している。このような構成によれば、放射線源
の位置即ちアノード２０に対する電子ビームの衝
突領域が検知器アレイ２４に関して反復的に変更
され、上述の特開昭54−45589号公報に記載され
ている効果が得られるのである。 本発明による信号処理装置についての理解を容
易にするために、第４図には、検知器アレイ２４
の２個の検知器、即ち第ｒ番目および第ｕ番目の
検知器に対するグリツチ補償回路のみが示されて
いる。しかしながら、第１ａ図に数字６で示され
た共通の重畳領域に関する出力信号を発生する各
対の検知器に対して同様の回路を設けてもよいこ
とが理解されるであろう。第４図において、それ
ら２つの検知器の出力信号は各予備処理回路２５
ｒおよび２５ｕに供給され、それらの予備処理回
路２５ｒ，２５ｕにおいては、CTスキヤナにお
いて通常行なわれているように、検知器から得ら
れた電気的出力信号が増幅され、積分され、デジ
タル化され、そして対数に変換される。その積分
は、軸線１８のまわりでのターンテーブル１４の
運動に伴つて発生するタイミングパルスの作用の
もとで行なわれるものであつて、一定の短い時間
間隔をもつて行なわれ、それにより、検知器の出
力信号が迅速にかつ規則的にサンプリングされ
て、それぞれ小グループ４および５における実質
的に直線状の多数のビーム通路に沿つて被検査体
１を透過した放射線の量に関するデータが得られ
るようになつている。 予備処理回路２５ｒおよび２５ｕからの信号
は、任意適当な形式のものであるデジタル記憶器
２６に与えられる。それ自体公知のアドレス回路
２７により、第ｒ番目の検知器から得られた重畳
領域６に関する信号が記憶器２６から加算回路２
８に順次印加されるようになつており、その加算
回路２８において、それらの信号が合成されて、
ΣZ６ｒとして図に表示されている信号を生ずる。
同様に、アドレス回路２７の作用により、第ｕ番
目の検知器から得られた重畳領域６に関する信号
が加算回路２９ににおいて合成されて対応した信
号ΣZ６ｕを生ずる。加算回路２８および２９か
ら発生するこれら２つの合成信号は、減算回路３
０に印加され、そこで信号ΣZ６ｕがΣZ６ｒから
減算されて、ΣMODと表示されている信号を発
生する。この後者の信号ΣMODは加算回路３１
において、小グループ５における検知器ｕから得
られた個々の信号Ｕ５に加算される。この加算に
よつて、修正された信号U′５が発生し、デジタ
ル記憶器３２に記憶される。そしてアドレス回路
３３の作用により、重畳領域６に関する修正信号
が他のデジタル記憶器３４に印加され、さらにそ
こから、アドレス回路３５の作用により、加算回
路３６および３７にそれぞれ印加される。 加算回路３６では、まず、記憶器３４から、第
２図における信号A′，B′およびC′に対応する修
正された信号、即ち重畳領域６における第ｕ番目
の検知器から得られた最初の３つの信号を受け取
り、そしてその結果得られた和（X′）を減算回
路３８に印加する。このことが行なわれているあ
いだに、重畳領域６に関して第ｒ番目の検知器か
ら得られた信号ｒ６がデジタル記憶器３９に記憶
されており、さらにアドレス回路４０の作用によ
り、第２図におけるＡ，ＢおよびＣに対応する信
号が記憶器３９から得られて、加算回路４１で合
成されている。その和（Ｘ）は減算回路３８に印
加されるものであるが、この場合、その減算回路
３８は差Ｘ−X′を算出し、この差Ｘ−X′が加算
回路４４に印加されて、そこで、アドレス回路３
５の作用によつて記憶器３４から得られる信号
B′と合成されるようになつている。 加算回路３６は次のような和を順次発生するよ
うになつている。 (a) A′＋B′＋C′＋D′＋E′ (b) A′＋B′＋C′＋D′＋E′＋F′＋G′ (c) A′＋B′＋C′＋D′＋E′＋F′＋G′＋Ｈ＋Ｉ (d) A′＋B′＋C′＋D′＋E′＋F′＋G′＋Ｈ＋Ｉ＋Ｊ
＋Ｋ (e) A′＋B′＋C′＋D′＋E′＋F′＋G′＋Ｈ＋Ｉ＋Ｊ
＋Ｋ＋Ｌ＋Ｍ 他方、加算回路４１は次の和を順次発生する。 (f) Ａ＋Ｂ＋Ｃ＋Ｄ＋Ｅ (g) Ａ＋Ｂ＋Ｃ＋Ｄ＋Ｅ＋Ｆ＋Ｇ (h) Ａ＋Ｂ＋Ｃ＋Ｄ＋Ｅ＋Ｆ＋Ｇ＋H′＋I′ (i) Ａ＋Ｂ＋Ｃ＋Ｄ＋Ｅ＋Ｆ＋Ｇ＋H′＋I′＋J′＋
K′ (j) Ａ＋Ｂ＋Ｃ＋Ｄ＋Ｅ＋Ｆ＋Ｇ＋H′＋I′＋J′＋
K′＋L′＋M′ 動作のタイミングについてみれば、和(a)および
(f)が同時に発生して減算回路３８に印加され、そ
の減算回路３８が差(f)−(a)を算出し、そしてこの
差が加算回路４４に供給されて信号C′に加算され
る。同様にして、差(g)−(b)、(h)−(c)、(i)−(d)およ
び(j)−(e)が順次算出され、そして加算回路４４に
おいてそれぞれ信号D′，E′，F′およびG′に加算さ
れる。 同様にして、信号H′〜N′と合成される信号が
発生する。 加算回路３７は次の和を順次算出するようにな
つている。 (aa) B′＋C′＋D′＋E′＋F′＋G′＋Ｈ＋Ｉ＋Ｊ＋Ｋ
＋Ｌ＋Ｍ＋Ｎ (bb) D′＋E′＋F′＋G′＋Ｈ＋Ｉ＋Ｊ＋Ｋ＋Ｌ＋Ｍ
＋Ｎ (cc) F′＋G′＋Ｈ＋Ｉ＋Ｊ＋Ｋ＋Ｌ＋Ｍ＋Ｎ (dd) Ｈ＋Ｉ＋Ｊ＋Ｋ＋Ｌ＋Ｍ＋Ｎ (ee) Ｊ＋Ｋ＋Ｌ＋Ｍ＋Ｎ (ff) Ｌ＋Ｍ＋Ｎ デジタル記憶器３９に接続された同様の加算回
路４２は次に示すような和を算出するようになつ
ている。 (gg) Ｂ＋Ｃ＋Ｄ＋Ｅ＋Ｆ＋Ｇ＋H′＋I′＋J′＋
K′＋L′＋M′＋N′ (hh) Ｄ＋Ｅ＋Ｆ＋Ｇ＋H′＋I′＋J′＋K′＋L′＋
M′＋N′ (ii) Ｆ＋Ｇ＋H′＋I′＋J′＋K′＋L′＋M′＋N′ (jj) H′＋I′＋J′＋K′＋L′＋M′＋N′ (kk) J′＋K′＋L′＋M′＋N′ (ll) L′＋M′＋N′ 動作のタイミングについてみれば、和（aa）
および（gg）が同時に発生するようになつてい
る。これらの和は減算回路４３に印加され、その
減算回路が差（aa）−（gg）を算出し、その差が
加算回路４５において信号H′に加算される。同
様にして、差（bb）−（hh）、（cc）−（ii）、（dd）
−
（jj）、（ee）−（kk）および（ff）−（ll）が減算回
路
４３において発生し、そしてこれらの差はそれぞ
れ加算回路４５において信号I′，J′，K′，L′およ
びM′に加算される。 加算回路４４および４５によつて得られた信号
は、他のすべての同様の回路によつて得られた信
号と一緒に、例えば特開昭50−28385号公報に記
載されている形態をとりうる逆射影（バツク・プ
ロジエクテイブ）CT処理回路４６に与えられる。 回路３６〜３８および４１〜４３は、それらに
関係づけられたデジタル記憶器およびアドレス回
路と一緒に、第ｒ番目および第ｕ番目の検知器の
双方から出力された重畳領域に関する信号のうち
の最初の３個、５個、７個、９個、11個および13
個と最後の13個、11個、９個、７個、５個および
３個の和をそれぞれ順次算出し、かつそれら２つ
の検知器から得られた対応する和を差引くように
作用することが理解されるであろう。次に、これ
らの和は、数字６で示されたような１つの共通の
重畳領域に関して異なる検知器（第r′番目および
第u′番目）から出力された信号間の比較に対する
アフターグローの作用を軽減するために、信号
B′〜M′のうちの該当するもので加算される。 第４図に示されている回路の多くの動作、特に
デジタル記憶器とそれらに関係づけられたアドレ
ス回路の動作は、主タイミング回路（図示せず）
によつて公知の態様で制御される。 要するに、本発明は、異なる検知器によつて検
出されるビーム通路の小グループ間に重畳領域が
発生するCTスキヤナ用信号処理装置に関するも
のであることが理解されるであろう。各重畳領域
は２つの該当する検知器から得られた出力信号を
規格化するために用いられるものであるが、本発
明による信号処理装置を用いない場合には、その
規格化のみではグリツチが生ずることになるであ
ろう。本発明の装置によれば、重畳領域における
個々のビーム通路に関連して得られた出力信号
は、グリツチの発生を防止するかあるいは少なく
ともグリツチを軽減するために用いられる。その
重畳領域の端縁部におけるあるいはそれの近傍の
数個のビーム通路に関連して２個の検知器から得
られた信号は重畳領域の端縁部の近くにおけるビ
ーム通路についての個々の検知器出力を規格化す
るために用いられるが、重畳領域におけるビーム
通路の実質的にすべてに関連する信号はその重畳
領域の中心およびその近傍におけるビーム通路に
ついての個々の検知器出力を規格化するために用
いられるのである。

【図面の簡単な説明】

第１ａ図は重畳領域の説明図、第１ｂ図は２つ
の検知器から得られる信号出力およびその修正さ
れた信号出力を示す図、第２図は第１ｂ図の検知
器出力信号を拡大して示す図、第３図は本発明に
よる装置が実行する信号処理ルーチンのフローチ
ヤート、第４図は本発明の装置の構成図である。 １……被検査体、３……ピボツト点、４，５…
…ビーム通路の小グループ、６……重畳領域、１
４……ターンテーブル、１８……軸線、１９……
Ｘ線管、２０……アノード、２１……カソード、
２４……検知器アレイ、２５……予備処理回路、
２６，３２，３４，３９……デジタル記憶器、２
７，３３，３５，４０……アドレス回路、２８，
２９，３１，３６，３７，４１，４２，４４，４
５……加算回路、３０，３８，４３……減算回
路、４６……バツクプロジエクテイブCT処理回
路。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 多数の検知器を備えたCTスキヤナを用いて、
   被検査体の平面状仮想輪切り部分における放射線
   吸収の変化をあらわす画像を得る場合に、前記被
   検査体内部における複数のビーム通路の小グルー
   プ４が占める１つの領域と、他の複数のビーム通
   路の小グループ５が占める他の１つの領域とが互
   いにオーバーラツプした重畳領域６内における実
   質的に同様な複数の通路に沿つた放射線を前記検
   知器で受けることによつて、各検知器の性能を規
   格化するCTスキヤナ用信号処理装置であつて、 (a) 前記重畳領域６における小グループ４に関す
   るＸ線ビーム検出出力７と、前記重畳領域６に
   おける小グループ５に関する修正されたＸ線ビ
   ーム検出出力９とを用いて信号処理を行なう手
   段を有し、 (b) この信号処理手段は、前記重畳領域６におけ
   る小グループ４に関する検出出力７の平均値
   と、前記重畳領域６における小グループ５に関
   する検出出力８の平均値との差を求め、この差
   を前記検出出力８に加算して前記修正された検
   出出力９を得る手段を備えており、 (c) また、前記信号処理手段は、前記検出出力７
   を構成する個々の検出出力Ａ〜Ｇ，H′〜N′の
   うちから選択された複数箇所の検出出力の平均
   値と、前記検出出力９を構成する個々の検出出
   力A′〜G′，Ｈ〜Ｎのうちから選択された複数
   箇所の検出出力の平均値との差を求め、この差
   を前記検出出力９のうちの所定箇所の検出出力
   および前記検出出力７のうちの所定箇所の検出
   出力にそれぞれ加算して、前記重畳領域６にお
   ける検出出力の補正値を得る手段を備えてお
   り、 (d) さらに、前記信号処理手段は、前記重畳領域
   ６の両端縁付近のＸ線ビームに関連する出力信
   号については、前記両端縁近傍の僅かな数の箇
   所の検出出力を選択し、また前記重畳領域６の
   中央部付近のＸ線ビーム通路に関連する出力信
   号については、前記重畳領域６全体に亘つて分
   布する多くの数の箇所の検出出力を選択する手
   段を備えていることを特徴とするCTスキヤナ
   用信号処理装置。