JPS59103651A - コンピユ−タ化ｘ線断層撮影結像のための方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明はコンピユータ化Ｘ線断層撮影に関するものであ
り、よシ詳細に述べれは、そのような走査機の誤動作Ｘ
線検知器チャンネルに対して検知器のデータを近似させ
る方法および装置に関するものである。

背景技術 最近の１０年間にコンピユータ化Ｘ線断層撮影の技術は
実験的技術から世界中の病院で使用されている良好な診
断方法になるまでに成長した。コンピユータ化Ｘ線断層
撮影診断技術は、コンピユータ化Ｘ線断層撮影技術を使
用して患者のスライスを介した密度変化を表わす画像を
得ることができるのに対して、従来のＸ線は単に患者の
断面の影像のみをもたらすという点で従来のＸ線放射技
術と異なっている。従来のＸ線を見る医師はＸ線の構成
間の密度差を判定するのに真に熟練していなければなら
ない。しかしながら、コンピユータ化Ｘ線断層撮影装置
からの出力を見る医師は提示された画像から密度差を即
座に識別することができる。

コンピユータ化Ｘ線断層撮影においては、患者または被
験体の当該断面は患者の当該スライスを介してＸ線を方
向付けるＸ線放射源によって多数の方向から連続走査さ
れる。放射源から患者の反対側に位置決めされた１つ以
上の検出装置はＸ線放射が患者を通過した後その放射の
強さの読取りを得る。種々の方向からの十分な強さの測
定または読取りが共られた場合、これらの強さの読取り
を多数の既知の再構成アルゴリズムの１つに従って使用
して患者断面の密度マツピングを発生することができる
。再構成技術は２０世紀初頭にさかのほろ数学的再構成
アリゴリズムから引出される。患者を通過する放射の各
々の強さの値は、放射源から強さが感知される位置まで
の患者断面を介して取った減衰関数の線積分に対応する
。

コンピユータ化Ｘ線断層撮影装置の第１世代は非常に低
速でｓｂ走査されている物体の低分解能の画像を発生し
た。しかしながらこの第１世代の装置は基本的なコンピ
ユータ化Ｘ線断層撮影技術を確証し、精密化によってコ
ンピユータ化Ｘ線断層撮影方法を患者の内部構造を診断
する際医師を補助するのに利用し得ることを示唆した。

第１世代装置は多数の異なる角度方向で何度も被験体を
通過して直線態様で走査するようにさせた１つのＸ線放
射源および１つの検出装置を使用した。動作時第１世代
装置は直線走査技術を使用し、よって検出装置および放
射源は繰返し連続的に並進され回転され次いで再度並進
されて分析再構成に適尚な強さの読取りを発生した。こ
れらの第１世代装置は低速であった。

これらの装置は先行技術のコンピュータを作動するのに
十分な強さの読取りを得て粗画像を発生するのに１０分
以上を要した。プロセスの低速性と最終画像における分
解能の不足は、コンピユータ化Ｘ線断層撮影が有用な診
断の道具として日常的に使用され得る前に克服しなけれ
ばならない重要な問題であった。

コンピュータ化Ｘ線断層°撮影装置の第２世代は第１世
代が開発したのと同じ原理で動作したが分解能を著しく
増加させるとともに使用可能な画像を発生するために要
する時間を速めた。

第２世代装置はＸ線放射源および検出装置のバンクまた
はアレーを備えておシ、該アレーは第１世代装置と同様
の運動で放射源と一致して運動し、すなわち並進運動と
回転運動が連続的に交番して多数の方向から患者を照射
しよって画像を再構成するのに十分な強さの読取シを発
生する。コンピユータ化Ｘ線断層撮影装置の第２世代は
市販可能になシ病院で患者を診断するのに使用するため
に販売された。

コンピユータ化Ｘ線断層撮影装置の第３世代はさらに高
速の結像をもたらした。第５世代装置は画像を発生する
のに交番する並進および回転運動をもはや必要としなか
った。第３世代装置における運動の特徴は軌道運動であ
り、１つの放射源および検出装置のパンクまたはアレー
が患者のまわりを一致して軌道運動する。第３世代装置
装置においては放射源および検出装置を停止させたυ始
動させたりする際にもはや時間を浪費することはなくな
、った。第３世代のコンピユータ化Ｘ線断層撮影装置は
はるかに高速であったがデータサンプリングおよびいわ
ゆるリング形成における欠点が問題であった。これらの
欠点は文献に記載されており、第５世代装置によっても
たらされた強化および速度はそれらによって実質的に相
殺されたということを指摘する以外は詳細に述べる必要
はない。

第３世代のコンピユータ化Ｘ線断層撮影走査装置は第４
世代の設計に従って作られたＣＴ装置のように現在もな
お市場釦用されている。第２世代装置は可動Ｘ線源に対
して固定した検出装置のアレーを備えている。通常第４
世代の検出装置アレーはＣＴ走査のため患者を位置決め
する患者用開口部を完全に取囲んでいる。次いでＸ線源
は多数の異なる方向から患者を照射し、これは最も一般
的には患者のまわりでＸ線誇を軌道まだは回転させるこ
とによって行なわれる。

第４世代設計は第１．および第２世代装置に共通の停止
および始動動作を排除し、従って軌道タイプ構成（第３
世代）の速度の利点が達成されしはしげこれを上回りリ
ング形成の問題は経験されない。通常の第４世代ＣＴ走
査装置で患者の画像を発生するのに必要な時間は１秒程
度に低減され、この時間はコンピユータ化Ｘ線断層撮影
技術が高められるにつれてさらに短縮することができる
ことがわかる。

全てのコンピユータ化Ｘ線断層撮影装置に共通の１つの
特徴は、患者を通過したＸ線放射の強場を検出する装置
を備えていなければならないということである。第１世
代ＣＴ装置においてはこの装置は可動放射源と一致して
運動する１つの検出装置を備えていた。第２および第３
世代ＣＴ装置は同様に患者に対して運動する複数の検出
装置を備えており、第４世代装置では極めて多数の検出
装置が使用されている。

初期のコンピユータ化Ｘ線断層撮影Ｖｉ２つのタイプの
Ｘ線放射検出装置の１つを使用した。

一方のタイプの検出装置はそれに衝突するＸ線放射を可
視光に変換する結晶を使用したシンチレーション検出装
置であり、該可視光は次いで光重、子増倍管によって検
出された。この増倍管は光を電流に変換しこの電流を強
さを測定するのに適当なレベルに増幅した。

カスイオン化室も一部ＯＣＴ設計で使用され現在もなお
使用されている。このようなイオン化室においては放射
源から患者を介して検出装置に向かう高エネルギー放射
によって、それがガス分子と衝突する際イオン化室に蓄
積されたガスのイオン化が生じる。このイオン化工程で
発生された電流を測定することによってＸ線放射の強さ
の指示が得られる。

ホトダイオードはＣＴ装置で使用されるシンチレーショ
ン結晶からの光を検出するためますます光電子増倍管に
取って代わった。これらの検出装置は通常ホトダイオー
ドに近接して取付けたシンチレーション結晶を備えてお
り、該ホトダイオードはシンチレーション結晶に衝突す
るＸ線の強さに比例する出力電流を発生する。

第４世代装置においては例えは６００以上の近接してパ
ックしたホトダイオードのアレーは円形アレーで位置決
めされて患者用開口部を取巻いており、従って回転Ｘ線
管からのＸｆｌＪ放射はＸ線管が患者のまわりで軌道運
動する際アレーを構成している各検出装置に衝突する。

各検出装置に結合された電子装置は各ホトダイオードか
らの電流出力を所与の検出装置に衝突するＸ線の強さに
比例するデジタル信号に変換する。

前記検出装置はカスイオン化まだは光電子増倍管検出装
置より有利である。おそらく半導体検出装置が有する最
も重要な利点はこれらの検出装置が第４世代装置におい
て可能にする極めて密集した実装密度である。通常のシ
ンチレーション結晶およびホトダイオードは１０００個
を優に上回る検出装置を円形アレーのすわりに走査のだ
めの適当な空間をとって位置決めすることを可能にする
のに十分小型のパッケージに取付けることができる。

被挟物用開口まわシに円形アレーに取付けられた１００
０個以上の検出器を必要とするＣＴ装置において、ある
検出器が誤動作して、意味のある出力データを発生する
ことはできなくなることもありうる。また、検出器から
の出力を分析する電子回路は、場合によって、前記回路
からの出力が不正確となり信頼できない点まで誤動作す
るということもありうる。したがってどちらの場合にお
いても、悪い検出器または悪い回路（検出器チャンネル
）は再構成のだめに無視することが必要である。

過去において、検出器または回路が悪くなった場合に、
強さの読出しは悪い検出器に極く隣接した２箇の検出器
からの強さの出力を平均化することによって悪い検出器
に割当られてきた。

この簡素な平均化技術についての経験によれば。

簡素な平均化を用いて再構成された画像において縞（模
様）にするので十分でないことになっている。これらの
縞は、普通、被検物中の内部構成なしのものに対応する
再構成画像を横切る縞線を含んでいる。、これらの縞は
不正確な値が平均化技術に割当てられているので生ずる
。したがって、悪い検出器あるいは回路に対する強さの
読出しを与える更に精巧技術が、それらの縞を回避した
いのであれば必要であることは明らかである。

発明の開示 本発明によって構成されたコンピユータ化Ｘ線断層撮影
像は、先行技術による不良検知器近似をより正確化する
ととＫよって前記検知器近似に関する縞模様を避ける。

別の宵い方をすれば、検知器が作動していたため、本発
明によって使用された近似を前記検知器からの出力デー
タと比較することができた場合、前記比較は、誤動作検
知器の隣りのそれら検知器の単一平均化よりも正確なも
のとなる。検知器出力の単一平均化は非動作もしくけ不
良検知器からの出力を近似するのに使用するためよシ選
択的に選んで入れ換えられる。

本発明を最奄良く理解するにはコンピュータ化Ｘ＃！断
層撮影の強さの読み取りがどのように得られたかを想起
するとよい。移動Ｘ線放射源が問題の被検物の回りの概
して円形の経路をたどる際、Ｘ線放射が被検物によって
減衰された時のＸ線放射の強さを、密接に間隔を置いて
並べられた検知器が測定する。これらの強さの読み取シ
は連続的な周期で行なわれ、所定の検知器が放射線は照
射される際、その検知器からの多数の連続的強さの読み
取りが感知され、デジタル出力に変換され、かつ計算機
の記憶装置に記憶されるようにしている。コンピユータ
化Ｘ線断層撮影走査中の検知器の出力は直角グリッド系
で表わすことができるが、前記直角グリッド系では前記
検知器が縦座標の目盛に沿って表わされ、測定の空間位
置が横座標に沿って表わされる。一つの検知器からの測
定は投影として周知となる。

本発明によれは、密接に空間を置いて並べられた作動し
ている検知器からの出力間で種々の差が取シ出される。

これらの差は比較され、最小差が良好な差として選択さ
れる。この良好な差ハ次いで、検知器のグリッド対位置
マツピングの勾配、もしくは方向を定めるのに用いられ
る。このことは先行技術と対照されるべき点であって、
前記先行技術では、一方向のみ、例えば各検知器の投影
の同じ相対位置で二つの近接して作動する検知器によっ
て定められた方向に対応する垂直方向のみを、このマツ
ピングに関して選択することができた。

近接する検知器間の差を最小に選択することによって、
欠陥のある検知器に対して値を割り当てる際好適とされ
る検知器データが峻急かつ突発的な値の不連続ではなく
ゆるやかな漸進的値の変化を与えるように決定するのに
影響を与える。検知器出力の単なる平均化は時々これら
の不連続を生じ、かつ本発明の実行を通して最小勾配方
法を用いることによってそのような急激な変化を受けに
くくすることが判る。

検知器／位置マツピングに関して好適な方向が一度定め
られると、この方向に沿ってのデータ下降は、もはや有
効な出力読み取シを生じない不良検知器に対する値を近
似するのに用いられる。その最も単純な実施例では、欠
陥検知器の位置に対して二つの最も近接した読み取シが
共に平均され、消失した検知器に対して割シ当てられる
。本発明のより複雑な実施例では、消失検知器の位置附
近に密接に空間を置かれて並べられたスケール化された
出力の重みづけ平均がその位置に割り当てられる。

強さの出力を近似する好適な技術は単一検知器に限らな
い。二つの近接した検知器が作動していない場合、それ
らの誤動作検知器の周囲の検知器は双方の検知器に対す
るデータを近似するのに使用することができる。二つの
近接する検知器に対するデータを近似するのに用いられ
る技術は単一検知器の場合と類似しているが、一対の誤
動作検知器のいずれかの側のより多くの強さの読み取シ
を必要とする。

１２００個の検知器を有するコンピユータ化Ｘ線断層撮
影走査機において、開示された本発明は、たとえ多数の
検知器が誤動作したとしても有効なコンピユータ化Ｘ線
断層撮影像を発生させる。多数の検知器が誤動作した場
合、それら検知器は単一、もしくは小数グループでアレ
ー状に空間を置いて並べられ、周囲の検知器からの十分
なデータによって誤動作検知器から消失しているデータ
を正確に近似されるようにしているのが好ましい。

上記のことから、本発明の対象の一つは、固定検知器ア
レーから成る検知器のある種の検知器が誤動作している
固定検知器コンピユータ化Ｘ線断層撮影走査機からコン
ピユータ化Ｘ線断層撮影像の発生させることである。特
に、先行技術による不良検知器近似に関する縞模様は、
近接する検知器からのデータの妥尚性を分析し、好適な
勾配を生ずるようにこれらの読み取りを最も効果的に活
用する返り技術を通して避けられる。本発明のこれら、
およびその他の対象、利点ならびＫｌｆｊ徴については
添付の図面と関連して一層詳しく説明する。

発明を実施する最適な態様 本発明の好適な実施例を添付図面を参照して以下説明す
る。

第１図において患者の当該断面スライスを結像するのに
使用するコンピユータ化Ｘ線断層撮影（ＣＴ）走査装置
１０を示す。コンピユータ化Ｘ線断層撮影装置１０はス
キャナ１２、可視コンノール１４、コンピュータ１６お
よび制御およびデータ処理のためスキャナ１２が必要と
する特殊電子回路１７を備えている。

スキャナ１２は検出装置の固定アレーが患者用開口部１
８を取囲んでいる第４世代ＣＴスキャナである。結像中
患者は寝台２０上に位置決めされ結像しようとする断面
スライスが適当に位置、決めされる寸で患者用開口部１
８中へ通される。スキャナ前面パネルはスキャナハウジ
ングに±÷昏した２つの部分２２．２４に分割されてい
る。これらの２つの部分は第１図に示した位置から偏位
してスキャナ１２の内部にアクセスすることができるよ
うにする。スキャナハウジングは１対の支持部材２６．
２８によって支持され床と平行に支持部材を介して延長
する軸回シに傾斜させることができる。このようにして
垂直断面以外の患者の断面を患者を再位置決めすること
なく得ることができる。

Ｘ線放射の発生にはＣＴスキャナ１２の横に示した一連
の電子サブシステム３０が必要である。Ｘ線管において
、高加速電子は管のカンードからアノードに方向付けら
れ、特におよそ１５［１，０００電子ボルトのエネルギ
ーを有する電子はアノードに衝突してＸ線放射を発生す
る。

電子を加速するためおよそ５［）、０００ボルトの電圧
を可、子装置３０からスキャナ１２の回転部分に送らな
けれはならない。これらの高電圧を発生するのに必要な
電子回路は熱交換器３１、バク−モジュール３２、高圧
変圧器３３、電圧調整装置３４、Ｘ線制御モジュール３
５および高速始動装置３６を備えている。

コンピユータ化Ｘ線断層撮影走査においてはスキャナ１
２によって検出された強さの値を分析するのに必要な特
殊な電子回路も必要である。

この特殊電子回路１７はスキャナ検出装置からの出力パ
ルスをカウントするとともにＸ線管の運動を制御し出力
信号の分析によってこの運動を調整する。特殊電子回路
１７に結合されたサービスモジュール１９によってコン
ピュータ１６または可視コンソール１４の補助無しでス
キャナ１２を試験することができる。

高速コンピユータ化Ｘ線断層撮影走査は高速データ処理
コンピュータ１６の使用によってのみ可能である。図の
好適なコンピュータ１６は３２０．０００，０００バイ
トのディスク記憶容量を有する３２ビツト・パーキン＝
エルマー小型コンピュータである。このコンピュータ１
６は患者用開口部を取囲んでいる複数の検出装置から取
られた強さの読取υから患者のスライス内の密度変化の
グリッド状マツピングを再構成するため複雑なデータ処
理を行なう。選択した特定のコンピュータは断面像密度
を分析し再構成するだけでなくこの情報をコンノール１
４上に表示する役割を果たす。

第１図に示しだコンソールはＣＴ装置を操作する技術者
用の第１稼動ステーシヨン３７および発生された像を診
断する責任者用の第２稼動ステーシヨン３８を備えてい
る。第１図には示さないが遠隔診断ステーションを任意
に設けて患者を診断する人が操作者と同じ場所にいなく
てもよいようにする。

パネル部分２２．２４が第１図に示した位置から回動す
る際Ｘ線管４０およびＸ線放射検出装置の固定アレー４
２が見える（第２図参照）。

図のアレー４２は患者用開口部１８を完全に取囲んでい
る。走査中Ｘ線管４０はコリメータ４４によって整形さ
れてほぼ平担な分散放射ビームを発生するＸ線ビームを
発生し、この放射ビームは開口部１８を通過してアレー
４２中の対向検出装置に向かう。Ｘ線放射は患者（また
はＸ線放射の経路中の任意の他の物体）によって減衰さ
れ次いでその強さはアレー４２中の検出装置によって検
出される。Ｘ線管４０およびコリメータ４４は共にスキ
ャナ１２に回転可能拠取付けられたＣＴフレーム４６に
取付けられている。ＣＴ装置の背面におるモータ（図示
せず）はフレーム４６に回転運動を与え、該クレームは
患者用開口部を取囲んでいる軸受（図示せず）Ｋよって
スキャナ１２の固定部分に承軸されている。

Ｘ線管４０は動作中熱くなり特にそれが冷却されない場
合Ｘ線管４０は過熱して誤動作することがある。このた
め冷却装置４８をＸ線管の横に取伺けて肢管に結合して
管ハウジングに冷媒を循環させる。

検出装置のアレー４２は各々患者用開口部１８のまわり
の固定関係の複数の近接して離隔した検出装置を支持し
ている個々のモジュール５０で構成されている。好適な
設計によれば各モジュール５０は６０個の検出装置を支
持しており従ってアレー４２を構成している２０個のモ
ジュールは円形アレーで１２００個の検出装置を支持し
ている〇 モジュール５０の各モジュールは容易に走査機１２に取
シ付けられ、もしくは取シ外されるため、組み立て装置
の組み立て、もしくは保守が容易で感る。固定ガントリ
５２は、多数のモジュール取シ付は台５４を支持してい
るが（第３図参照）、各モジュール取シ伺は台５４は前
記取シ付は台５４から径方向に外へと伸びる一連のフィ
ンガー５６を定める。これらのフィンガーはねじきシ開
口５８を定めており、前記開口５８にモジュール５０上
のねじきシ連結器がねじ止めされ患者用開口１８の回り
のモジュール５０が取り付けられる。組み立て中、第１
のモジュールがねじ止めされ、かつ検知器アレーをｉ成
する他のモジュール５０が第１のモジュールと共働でモ
ジュール取り伺は台５４に連続して取り付けられて初め
て、２０個のモジュールの全アレーが適所に位置決めさ
れる。

（リ　発明の技術分野 冷たい空気を検出装置９日に方向付ける空気調節装置の
構成要素を第２図および第６図に最も明確に示す。との
空気調節装置は圧縮装置１１４、凝縮装置１１６および
２つの蒸発装置１１８．１２０　　を備えている。開示
した第４世代ＣＴ装置の検出装置は全て固定しているの
で、冷却装置構成要素も全て固定しており特にＣＴハウ
ジングの４隅で該ノ・ウジンと検出装置アレー４２の間
に取付けられている。

空気調節装置はフレオン冷媒を使用して低温フレオンと
ＣＴスキャナ１２を取巻いていル比較的暖かい周囲の空
気の間で熱交換を行なう。

冷却プロセスの第１段階として圧縮装置１１４は気体状
態のフレオンを圧縮して高温にし、この圧縮フレオンを
凝縮装置１１６に方向付ける。

凝縮装置において圧縮フレオンは膨張し従って冷却させ
られる。凝縮装置１１６内の凝縮装置コイル１３２は周
囲の空気が凝縮装置コイルを通過させられ高温空気排気
口１３４によって装置から排出される際該空気を加熱す
る。液体フレオンは凝縮装置１１６を離れる際液体フレ
オンを浄化するフィルタ１１９を通過する。凝縮装置１
１６からの出力はＴ字管１１７　に通じており、該１字
管はフレオンを２つの蒸発装置１１８．１２０　　に対
する別々の経路１２３，１２５に分割する。蒸発装置内
で液体フレオンは蒸発し、その際ＣＴ装置の後部から凝
縮装置１１８゜１２０　を介して蒸発装置の各々上の１
対の出口１２７．１２９　　に吹付けられる空気を冷却
する。

検知器の温度を周囲の温度以下に減少させるためモジュ
ール５０の各モジュールを介して冷気が強制的に送沙込
まれる。この温度の減少によって、検知器の出力の雑音
が減少する。

各検知器はホトダイオードに結合されたシンチレーショ
ン水晶を備えているが、前記ホトダイオードは、次いで
、磁器塩シ付は台に取り付けられている。検知器はアル
ミニウム缶のカブ七ルに収容されているが、前記アルミ
ニウム缶は可視光線を反射すると共にＸ線放射がシンチ
レーション水晶に自由に伝送されるようにする。

動作中、Ｘ線管からのＸ線放射はシンチレーション水晶
に衝突するが、前記シンチレーション水晶はＸ線放射を
可視光線に変換し、前記可視光線は、次いで、ホトダイ
オードの電流の流れに影響を及はす。Ｘ線放射によって
生じた電流の変化は、アナログ電流信号から、カウント
されるパルスのシーケンスへと変更される。

ホトダイオードの電流変化に応答してこれらのパルスを
発生する電子回路装置は先行技術において周知のもので
ある。パルスは次いでｉｔ算され、周期によって除算さ
れるが、前記周期で所定時間に検知器に衝突するＸ線放
射の強さの表示を得るよう計算される。この計算機能を
行なう回路は本発明の出願人による米国特許第４．０５
２，６２０号に開示されている。

放射線を検知する段階１５０、パルスを発生する段階１
５１、ならびに強さを判定する段階１５２　がフローチ
ャート（第４図）に図示されておす、コンピユータ化Ｘ
線断層撮影のプロセスを示している。これら三つの段階
１５０，１５１゜１５２　の後に計算機のデータのロギ
ングおよびそのデータの記憶１５４が続けられる。検知
器によって測定されたＸ線の強さは所定の放射経路に対
する被検物密度の線積分指数に逆比例する。密度データ
の対数は減衰情報ではなく密度データを発生する。

コンピユータ化Ｘ線断層撮影プロセスの残すの段階は計
算機１６によって行なわれる。前記計算機は、まず、デ
ータに関する一連の較正および補正計算１５６を行なう
。これらの計算はＣＴ設定サすクル中得られたデータに
基づいている。これらの計算には電子回路装置の検知器
の感度、利得、およびオフセットの変化が考慮される。

これらの較正段階が一度完遂されると、デジタル的にフ
ィルタリングを行なう段階１５８が行なわれ、そこで各
検知器からの全データが先行技術で周知の多くの技術の
うちの一つによってフィルタされる。二つの周知の技術
はデータ処理すなわちデータの高速フーリエ変換（ＦＦ
Ｔ）を採用している。後者の場合のプロセスは、データ
の７オワードＦＦＴを行なう段階、空間周波数フィルタ
によって変換されたデータを乗算する段階１６０１次い
でフィルタされたデータを生ずるよう反転ＦＦＴを行な
う段階１６２　とから構成されている。

コンピュータ化Ｘ線断層撮影プロ七スの次の段階では、
動作していないそれら検知器に対するフィルタされたデ
ータは有効データを供給しているそれら検知器からのフ
ィルタされ之データに基づいて割り当てられる（１６４
）。最後に、作動しているそれらの検知器および作動し
ていないそれらの検知器双方からの全データは記憶装置
へと後方投影され（１６６）％検査中の特定の患者のス
ライスの映像を生ずる。との後方投影プロセスが一度完
遂されると、このデータは再び記憶され、可視コンソー
ル１４でこのスライスの画像を結像させる（１６Ｂ）の
に利用される。

Ｘ線源４０は、患者用開口の回シを回転する際検知器ア
レー４２を構成する各検知器を連続的に放射線照射する
。良好な設計によれば、Ｘ線放射のファンはアレー４２
を構成する全検知器の一部に放射線を照射する。しかし
ながら、図示のため、第５図の表示は通常放射線照射さ
れる場合よりも実質的に少ない検知器を示している。

患者用開口１８内の被検物の密度が概して均一な場合、
被検物を照射しそこなったその放射部分は本質的に減衰
されず、被検物の最も厚い部分を通過するＸ線放射は最
大範囲に減衰される。

第６図は、所定の検知器が第５図に示した断面被検物の
回りのその軌道経路で１１源４０からの放射を感知した
時前記検知器に対する計算機に記憶されたデータを示し
た亀のである。Ｘ線源４０が最初被検物の回りを回転し
ても何らの放射減衰も生じず、特定の検知器に対する対
応するデータ値は最小となる。Ｘ線放射源が移動し続け
ると、関連する検知器に当たるｘ！ｓ放射が被検物によ
って減衰され始め、かつ計算機に記憶された対応するデ
ータ値が増大し始め、その検知器に衝突するＸ線放射は
データが最大値に達する点で最大減衰を受けるまで続く
。Ｘ線源４０が移動し続ける時、よシ小さな断面を通過
する際に減衰は低減し、放射は、再び、Ｘ線源４０から
関連する検知器に、減衰されずに通過する。

検知器がＸ線源４ｏによって放射線を照射されている期
間に渡る特定の検知器に対する全データアレーは投影と
して周知である。検知器のアレー４２を構成する検知器
の各検知器からの投影は、そのデータをデジタル的にフ
ィルタリングするのに先立ち、計算機のディスク記憶装
置に記憶される。良好な設計によれば、各検知器の投影
はｓ　　１，０２４データ値から構成されているが、前
記データ値の夫々はデジタル的にフィルタされ、次いで
、問題としている断面のグリッドもしくはマツピングに
渡って後方投影されなければならない。表１に上げた数
字はアレー４２を構成する８つの隣接検知器からフィル
タされた典型的なデータ値の限定された数字である。一
つの検知器に対する特定の投影は１．０２４のこれらポ
イントから構成されているので、前記投影の非常に限定
された部分のみが表１に示されているのが判る。

１２３４５　６７８ １　　１０！Ｓ　　　２０１　　２０１　　２０５　　
２０３　　２０９　　２００　　２０！Ｓ２　１０４　
１０１　２０１　２０６　２０４　２０５　２０５　２
０５３　１０３　１０９　１０６２０９　２０５　２０
２　２０３　２０５４　１Ｑ４　１Ｑ５　１０４　１０
６２０９　２０２　２０８　２０８５　　１０５　　１
０４　　１０７　　１００　　１０５　　２０５　　２
００　　２０２６　１０４　１００　１０４　１０５　
１０５　１０２　２０８　２０７７　１０５　１００　
１０７　１０１　１０８　１０７　１０３　２０８８　
　１００　　１０５　　１０４　　１０２　　１０７　
　１０８　　１０９　　１０９検知器が誤動作したのを
判定する種々の技術は周知のもｄである。ある方法では
較正走査をし、その走査の後方投影された結果を検査す
る。

画像の縁の単一のポイントから径方向に離れて向かうＬ
４　（縞）、も、シ〈はっくられた線は、検知器（もし
くはその関連する回Ｍ）が誤動作したことをはっきり示
す。この点は検知器の出力を直接検査することによって
確認することができる。別の技術ではコンソールに一連
の検知器からのデータを表示し、あってはならない変化
を見つけ出す。このことは、例えば、走査機によって、
空気もしくは水に関する試験走査が行なわれており、検
知器アレー４２の回りの検知器の出力にほんのわずかな
変化があった場合にのみ可能となる。

どの検知器が故障したかが一度判ると、それら検知器に
対する消失データは計算機によって割り当てられる。先
行技術によれば、非動作の検知器に対する消失データ値
は、誤動作している検知器のいずれかの側の二つの検知
器からのデータポイントを加算し２で除算すること罠よ
って得られた。故に、図中、先行技術による平均化技術
が利用される場合、検知器４番はすぐ上か下の数の平均
に対応する値を割り当てられ、従って、値１５５は表１
に表示された５番目のデータポイントに割シ当てられる
。これは、理想的にはこのデータポイントに対して割シ
当てられるべき実際のデータポイン）　２０？　ｌｊ照
されるべきものである。先行技術の結像技術では非動作
検知器に対するデータ値の総誤算は縞、もしくはつくら
れた線を生じた。

不良検知器データの近似に関して説明を続けるが、こと
で術語Ｄ（Ｍ、Ｎ）は表１のＭ番目の検知器のＮ番目の
データポイントに対する値を意味するのに使用されてい
る。従って、Ｄ（４，５）はその表で２０９の値を有す
る。Ｄ（４，５）の値がＤ（３，５）およびＤ（５，５
）の平均値である場合、実際の値　２０９ではなくその
実例に対する値１５５が得られる。

本発明によって、勾配は近似しようとする特定のデータ
ポイントに関して多方向に計算される。近くの良好な検
知器からのどのデータポイントが消失した不良検知器の
データポイントに関するより正確な判定を得るのに使用
されるべきかを判断するのＫこれら勾配値に含まれた情
報を使用することができる。

方法を図示するため、Ｍ番目の検知器が不良で、隣接の
検知器（Ｍ−１）および（Ｍ＋１）が良好であると仮定
する。データポイントＤ（Ｍ、Ｎ）は下記の如く近似す
ることができる。

１）ポイン）Ｄ（Ｍ、Ｎ）に関して下記の如く勾配を定
める。すなわち、 Ｇ（Ｍ、Ｎ）＝ｌＤ（Ｍ−１，Ｎ−ｕ）−Ｄ（Ｍ＋１．
Ｎ＋ｕ）１但し、Ｕは選択可能な限界、−Ｕから＋Ｕ間
で変化可能な整数である。

、２）ｕの各位に対してＧ（Ｍ、Ｎ）の値を計算する。

３）Ｇ（Ｍ、Ｎ）に対する最小値を与えるＵの値を判定
し；Ｕのこの値をＵｍｌｎ、と定める。

４）不良ポイン）Ｄ（Ｍ、Ｎ）に対する値を下記の如く
計算する。すなわち、 Ｄ（Ｍ、　Ｎ）＝　）　Ｘ　（Ｄ（Ｍ−１，Ｎ−Ｕｍｉ
ｎ）＋Ｄ（Ｍ＋１．　Ｎ＋ＵｍＪｎ　）　） 明確な例で図示するため、表１の検知器４は不良であり
、検知器４の５番目のデータポイントに対する値を判定
したいと仮定する。下記勾配計算はＵ＝２と仮定してな
されたものである。

ｕ＝２　　に対してＧ（４，５）＝ｌ　１０６−２００
１＝　　９４ｕ＝１　　に対してＧ（４，５）＝ｌ　２
０９−２０５１＝　　　４Ｕ＝Ｏに対してＧ（４，５）
−１２０５−１０５１＝　１００ｕ＝−１に対して（）
（４，５）＝ｌ　２０２−１１０１＝　　９２ｕ＝−２
に対してＧ（４，５）＝ｌ　２０３−１０７１＝　　９
６上記の式よりｕ　＝　１によってＧ（４，５）の最小
値が得られることが判る。故に１ Ｕｍｉｎ　＝　　１　　　となる。

結局、不良検知器のポイントに対する判定値は。

Ｄ（４，５）＝　Ｖ２ｘ　（２０９＋２０５）＝２０７
となる。

この近似は１５５より理想的な値２０９にずっと近づく
。

単一の不良検知器の勾配計算は多数の不良検知器近似に
外挿することができる。更に、Ｍ番目の検知器が不良で
あり、この場合に、Ｌが最も近い低位序列の良好な検知
器であり、かつＨは最も近い高位序列の良好な検知器で
あると仮定する。

（Ｍ−Ｌ）≧（Ｈ−Ｍ　）　　であれば、Ｇ（Ｍ、　Ｎ
）＝ｌＤ（Ｌ、　Ｎ−ｕ）　−Ｄ’（Ｈ，Ｎ＋ｕ’）　
ｌ　　但し、（Ｈ−Ｍ）≧（Ｍ−Ｌ）　　であれば、Ｇ
（Ｍ、　Ｎ）＝　ｌ　Ｄ　（Ｌ、　Ｎ−ｕ’）　−Ｄ　
（）Ｌ　Ｎ＋ｕ　）　ｌ但し、（Ｈ−Ｍ）＝（Ｍ−Ｌ）
　　であると、ｕ’＝ｕとな９、従って Ｇ（Ｍ、Ｎ）＝ｌＤ（Ｌ、Ｎ−ｕ）−Ｄ（Ｈ，Ｎ＋ｕ）
ｌＵ′が整数でない場合　ｕ／を使用するデータポイン
トの値を判定するのに内挿法（例えば線形）が使用され
る。

Ｇ　（Ｍ、　Ｎ）はＵの各整数値に対して判定される。

但し、−〇≦Ｕ≦Ｕ０ Ｇ　（Ｍ、　Ｎ）の最小値を生ずるＵの値はＵｍｉｎと
称す。

不良検知器のデータは下記の如く発生される。

（例１）（Ｍ−Ｌ）≧（Ｈ−Ｍ）　　であればＤ（Ｍ、
　Ｎ）＝　８　［Ｄ（Ｌ、　Ｎ−ＵｍＩｎ）＋Ｄ（Ｈ，
Ｎ＋Ｕ’ｍｌｎ　）　）　　である。

（例Ｈ）（Ｈ−Ｍ）≧（Ｍ−Ｌ）　　でおればＤ（Ｍ、
　Ｎ）＝　、ｊ’　（Ｄ（Ｌ、　Ｎ−Ｕ’ｍｉｎ　）＋
Ｄ（Ｈ，Ｎ　＋Ｕｍｉｎ　）　）である。

明確な例で図示するため、検知器５および４が不良であ
ると仮定する。ポイン）Ｄ（４，５）を発生するのに下
記のことに注意されたい。すなわち、 Ｌ＝２％Ｈ＝５、従ってＭ−Ｌ＝４−２＝２、Ｈ−Ｍ＝
５−４＝１ よって、ｕ’＝　ｕ　ｘイ　　と々る。

（Ｊ＝２と設定すると、 ｕ＝２に対してＧ（４，５）＝ｌ　　２０１−２０５　
１＝　　４ｕ＝１　に対してＧ（４，５）＝ｌ　　２０
６−１５５　１＝５１ｕ＝ｏに対してＧ（４，５）＝ｌ
　　２０４−１０５　１＝９１ｕ＝−ＩＫ対してＧ（４
，５）＝ｌ　　２０５−１０７．５１＝９７．５−ｕ＝
＝−２に対してＧ（４，５）＝ｌ　２（１５−１１０１
＝９５Ｇ　（４，５）の最小値はｕ＝２に対してであり
、従ってＤ（４，５）の判定値＝ン（２０１＋２０５）
＝２０５となる。

勾配技術とやや異なる技術に相関技術と称すものがある
。単一の不良検知器に対してＣ但し、 Ｕは−Ｕ≦Ｕ≦Ｕの間で変化する整数であり、ｋは−に
≦に≦にの間で変化する整数である。

近似方法は下記の通りとなる。

リ　Ｕの各位に対してＣ（Ｍ、Ｎ）を計算し、２）どち
らのＵの値がＣ（Ｍ、Ｎ）の最大値を生ずるかを判定し
、Ｕのその値をＵｍａｘと称す。

３）不良検知器のデータを下記の如く発生する。

Ｄ（Ｍ、　Ｎ）＝　ｇ　（Ｄ（Ｍ−１，Ｎ−ＴＪｍａｘ
　）＋Ｄ（Ｍ＋１゜Ｎ＋Ｕｍａｘ　）　） 多数の不良検知器相関も可能である。

（例１　）　　　（Ｍ−Ｌ）≧（Ｈ−Ｍ）であればｋ）
である。

Ｕ′が整数でない場合、ポイント（Ｎ＋ｕ’＋ｋ）の値
を判定するのに内挿法が使用される。

Ｕｍａｘ　＝　Ｃ（Ｍ、　Ｎ　）が熾火となるＵの値不
良検知器のデータは下記の如く判定される。

Ｄ（Ｍ、Ｎ）＝　Ｆ２　（Ｄ（Ｌ、Ｎ−Ｌｌｍａｘ）＋
Ｄ（）−１，Ｎ＋Ｕｍａｘ　））（例２）（Ｈ−Ｍ）≧
（ｋｉ−Ｌ）であればｋ） Ｄ（Ｍ、Ｎ）”　”２　　（Ｄ（Ｌ、Ｎ−Ｕ’ｍａｘ）
＋Ｄ（Ｈ，Ｎ十Ｌ１ｍａｘ　）　）である。

相関技術を図示するため単一の不良検知器の例を考えて
みる。検知器４番が誤動作したと仮定する。ポイント５
、すなわちＤ（４，５）を判定するためＵ＝２．に＝１
と設定する。

ｕ−２に対しテＣ（４，５）−（１０９ｘ２０５）＋Ｃ
ＩＱ６ｘ２ＱＱ％２０９ｘ２０２）＝８５９ａ５ｕ−１
に対して　　　　−（１０６Ｘ１０５）＋（２０９Ｘ２
０５）４（２０５Ｘ２０Φ−９４９７５ｕ−ｏ　　に対
して　　　　−（２０９Ｘ１１０）＋（２０５Ｘ１０５
）＋（２０２ｘ２０５）−８５９２５ｕ−−１に対して
　　　　−（２０！＆１０７）＋（２０２ｘ１１０）１
（２０３Ｘ１０５）＝６５４７０Ｕ−−２に対して　　
　　客（２０２Ｘ１０４升ΩＱ３Ｘ１０７亜２０５ｘ１
１０）＝６５２７９相関ファクタの最小値の代わりに最
大値を選択すると、　Ｕｍａｘ　＝　１　　が得られ、
従ってＤ（Ｍ、Ｎ）に対する式にこの値を代入すると、 Ｄ（４，５）＝　）／２（２０９＋２０５）＝２０７　
　となる。

多数の不良検知器に対する相関技術を図示するため、検
知器５，４および５が故障してお沙、かつポイン）Ｄ（
４１５）を判定したいと仮定する。

Ｕ＝２．に＝１とし、下記の如く相関ファクタをｉｔ７
？：する。

ｕ−２に対しテＣＣ４，５）−（１０２Ｘ１０２）＋（
２０１Ｘ２０８）１（２０６ｘ２０７）−９４７５２ｕ
−１い二交寸して　　　　　　　　−（２０１Ｘ１ｏ５
）−ｔ−（２ｏ６Ｘ１ｏ２片（２０４Ｘ２０Ｂ）＝８４
１４７ｕ−Ｑ　　に対して　　　　−（２０６Ｘ１　Ｇ
１５）＋（２０４Ｘ１０Ｓ）Ｋ２０５Ｘ１０２）＝６Ｓ
１４０ｕ−−１に対しチー（２Ｇ４ｘ１０４）４（２０
５ｘ１０３）＋（２０５Ｘ１０！５）−６３４４６ｕ＝
−２１にン１しグＣ−（２０ｓｘ１００）Ｋ２０５ｘ１
０４）＋（２０３ｘ１０３）−６２７２９ｕｍａχ＝２
　となり、従ってＤの式に適当な値を代入すると下記の
値が得られるのが判る。すなわち、 Ｄ（４，５）＝δ（２０１＋２０８）＝２０４．５上記
の式より、本発明は、特定の例について説明されてきた
と共に、不良検知器の近似技術にある種の変更を行なう
ことは当業者には容易に明瞭なことが判る。添付の特許
請求の範囲の精神もしくは範囲に含まれるそのような種
々の修正、および／あるいは変更は全て保証されること
が目的とされている。

一夕化Ｘ線断層撮影（ＣＴ）走査岸およびその走査機の
周辺構成要素の斜視図であり、第２図は空気調節装置を
含む主な構成要素を図示し九〇Ｔ走査機の正面図であり
、第３図は固定走査ガントリに関する検知器モジュール
の斜視図であり、第４図はコンピユータ化Ｘ線断層撮影
の影像を再構成するのに行なわれる一連の段階を示した
図であシ、第５図は断面被検物に渡って方向づけられた
放射７アンビームを示したものであり、第６図はＣＴ検
知器が第５図の被検物を介して通過する放射を感知した
際前記ＣＴ検知器からの出力に対応して計算機に記憶さ
れるデータの図であり、かつ第７図は第６図のデータに
対応するデジタル的にフィルタされたデータである。

図中、１０はコンピユータ化Ｘ線断層撮影走査装置、１
２は走査機、１４は可視コンソール、１６はｄ［算機、
１７け特別電子回路装置、１日は患者用開口、１９はサ
ービスモジュール、２０は寝台、２６．２８は支持体、
３０は電２子す゛ブ回路装置、３１は熱交換器、５２は
パワーモジュール、５３は高電圧変換器、５４は電圧調
整器、３５はＸ線制御モジュール、５６は高速始動器、
３７は第１作業台、３８は第２作業台、４０はＸ線管（
放射源）、４２は検知器アレー、４４は規準器、４６は
ＣＴフレーム、４８は冷却装置、５０はモジュール、５
１は６０個の検知器、５２は固定ガントリ、５４はモジ
ュール取シ付は台、５６はフィンガー、５８はねじきり
開口、１１４　は圧縮機、１１６　は凝縮器、１１７　
は熱風排気装置、１１８・１２０　は蒸発装置、１１９
はフィルタ、１２１　は１字管、１２３・１２５　は別
個の経路、１２７・１２９　はアウトレット、１５０は
放射を検知する段階、１５１　はパルスを発生する段階
、１５２は強さを判定する段階、１５４はデータをロギ
ングし記憶する段階、１５６　はデータに関する較正・
補正計算を行なう段階。

１５８　はデジタル的にフィルタリングする段階、１６
０　は空間周波数フィルタによって変換されたデータを
乗算する段階、１６２　は反法ＦＦＴ（高速フーリエ変
換）を行なう段階、１６４　は作動していない検知器に
対してフィルタされたデータを割り当てる段階、１６６
　は全データを記憶装置へ後方投影する段階、１６８　
は断面スライスを結像させる段階を夫々示す。

Claims (7)

【特許請求の範囲】
1. （１）被検物の断面スライスを結像させるコンピユータ
   化Ｘ線断層撮影走査装置であって、前記装置は密接した
   とられた放射線感知器アレーと、多数の位置から前記検
   知器アレーへと前記被検物を介して直接放射するよう回
   転可能に取り付けられた放射源と、前記移動放射源から
   の放射線が検知器のアレー忙達する際前記被検物によっ
   て放射線が減衰された後放射線の強さの表示出力を記憶
   する手段と、前記アレーの非動作検知器に対して密接し
   て位置決めされた作動している検知器からの強さの値の
   良好な関数に対応する値を割り当てることによって前記
   の非動作検知器に対する強さの値を近似する手段と、そ
   れら作動している検知器からの強さのデータおよび非動
   作検知器に対して割シ当てられた値とを操作して再構成
   された、コンピユータ化Ｘ線断層撮影の影像を生じ、か
   つ断面スライスの密度変化を認識する形式で前記影像を
   生ずる手段とを備えていることを特徴とする上記のコン
   ピユータ化Ｘ線断層撮影結像装置。
2. （２）患者の断面を結像させる静止検知器アレーを使用
   するコンピユータ化Ｘ線断層撮影の方法であって、前記
   方法は検知器アレーを構成する多数の検知器のうちどの
   検知器が作動しておシ、どの検知器が作動していないの
   かを探知する段階と、移動する放射源からの放射拡散ビ
   ームが前記断面を介して前記固定アレーの連続部分に衝
   突するよう前記放射拡散ビームを方向づける段階と、作
   動しているそれら検知器からの放射の強さを感知する段
   階と、密接に隣接して作動している検知器間のデータの
   良好な差を計算し、次いで前記の良好な差に基づいて各
   非動作検知器に対するデータを計算しかつ割り当てるこ
   とによって非動作検知器に対してコンピユータ化Ｘ線断
   層撮影データを割シ当てる段階と、作動しているそれら
   検知器からのデータ、および作動していないそれら検知
   器に割り当てられたデータとを用いて前記断面の密度変
   化を判定するのに適合した前記断面の影像を再構成する
   段階とから構成されていることを特徴とする上記コンピ
   ユータ化Ｘ線断層撮像方法。
3. （３）％許請求の範囲第２項記載の方法において、前記
   の計算する段階は密接に隣接して作動する検知器からの
   放射の強さの最小差を同時および異なる時間の双方で見
   つけ出す段階と、この差を用いて強さを読み取）、次い
   で前記読み取シを処理し、かつ後方投影する段階とから
   構成されていることを特徴とする上記のコンピユータ化
   Ｘ線断層撮影結像方法。
4. （４）特許請求の範囲第２もしくは第３項記載の方法に
   おいて、前記の計算する段階はそれら作動している検知
   器からの強さのデータが処理された後に行なわれ、その
   結果良好な差が処理されたデータで計算されることを特
   徴とする上記コンピユータ化Ｘ線断層撮影結像方法。
5. （５）　　コンピユータ化Ｘ線断層撮影において被検物
   の断面スライスを結像させる方法であって、前記方法は
   円形アレーで多数の密接した放射線検知器を位置決めす
   る段階と、前記スライスが前記円形アレーの中心と一致
   するように前記被検物を位置決めする段階と、前記円形
   検知器アレーの半径より少ない半径を有する円形経路に
   沿ってＭｉｔ記被検物の回りＫＸ線方射源を軌道に沼っ
   て回転させる段階と、放射線が前記被検物によって減衰
   される際異なるＸ線方射経路に沿って放射の強さを感知
   する段階と、作動している前記アレーのそれらの検知器
   から感知された強さを記憶する段階と、前記の作動して
   いる検知器から強さのデータをフィルタしてフィルタさ
   れたデータを与える段階と、フィルタされたデータ値を
   非動作検知器に割り当てる段階と、作動している検知器
   および非動作の検知器双方からのデータを用いて前記ス
   ライスの映像を後方投影する段階とから構成されており
   、前記方法は、更に、近接して間隔の置かれた時間に、
   密接に間隔を置いて並べられた作動している検知器間の
   フィルタされたデータの産を計算し、かつ良好な差を選
   択して勾配を定める段階と、前記勾配に泪って作動して
   いる検知器からのデータの関数を与えることによって前
   記勾配で非動作の検知器に対してフィルタされたデータ
   値を割り当てる段階とから構成されていることを特徴と
   する上記コンピユータ化Ｘ線断層撮影結像方法。
6. （６）特許請求の範囲第５項記載の方法において、前記
   割り当ての段階は密接に間隔を置いて並べられた作動し
   ている検知器間のデータを内挿することによって達成さ
   れることを特徴とする上記コンピユータ化Ｘ線断層撮影
   結像方法。
7. （７）固定検知器アレーを使用して患者の断面を結像さ
   せるコンピユータ化Ｘ線断層撮影方法において、前記方
   法は検知器アレーを備える多数の検知器のうちのどの検
   知器が作動しておシどの検知器が作動していないのかを
   探知する段階と、移動する放射臨からの放射拡散ビーム
   が前記断面を介して前記固定アレーの連続部分に衝突す
   るよう前記放射拡散ビームを方向づける段階と、それら
   検知器からの放射の強さを感知する段階と、密接に隣接
   して作動している検知器間のデータの良好な相関を計算
   し１次いで前記の良好な相関に基づいて各非動作検知器
   に対するデータを計算し割り当てることによってコンピ
   ユータ化Ｘ線断層撮影データを非動作検知器に割り当て
   る段階と、作動しているそれら検知器からのデータおよ
   び作動していないそれら検知器に削り当てられたデータ
   を使用して前記断面の密度変化を判定するのに適合した
   前記断面の映像を再構成する段階とから構成されている
   ことを特徴とする上記コンピユータ化Ｘ線断層撮影結像
   方法。