JPS6411295B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明はコンピユータ・トモグラフイ（CT）
装置として一般に知られている種類の医療用放射
線写真装置およびその装置を動作せしめるための
装置に関する。

CT装置は、患者のからだの通常横断面仮想輪
切り部分である選択された領域内における透過性
放射線の吸収の位置的変化についての表示を得る
ために用いられる。このような装置の例が特願昭
44−66087号（特公昭52−1274号公報）に記載さ
れている。その特許出願には、Ｘ線の実質的に平
面状の扇形分布を発生する放射線源を患者のまわ
りで軌道運動させ、そしてその分布内における複
数のビームに沿つて患者のからだを透過せしめら
れた放射線を検知することにより、検査を迅速に
行なうことができることが示されている。

その場合の検知は、放射線源と同期して患者の
まわりで回転する検知器によつて行なわれうる。
これに対し、上記特許出願に教示されているよう
に軌道運動をする放射線源からの放射線を検知す
るために患者のまわりに配設された固定検知器の
円形配列を用いることが提案されている。このよ
うな構成は、それらの検知器が配置されている円
の内側における被検査体のまわりで放射線源を軌
道運動せしめることによつて実施されうる（特願
昭52−23247号（特公昭55−30857号公報）を参
照）。これに対して、特願昭53−71418号（特公昭
59−53055号公報）には、その検知器円形配列の
半径よりも大きい半径をもつて放射線源を移動せ
しめるようになされた装置が記載されている。そ
の場合、検知器が患者と放射線源との間に存在し
てその検知器が患者を放射線から遮へいすること
がないようにするための手段が設けられる。その
構成は、検知器の個数が比較的少なくてすむとい
う利点がある。これら両方式においては、放射線
源において例えば50゜またはそれ以上の比較的大
きい角度をなす放射線の扇形が用いられるが、従
前においてはそれよりも狭い放射線拡がりを用い
ることが通常であつた。典型的には回転アノード
型Ｘ線管であるこのようなＸ線源はＸ線源のスポ
ツトを取り囲んだ領域から放射線が放出される傾
向を有しており、しかも必要とされる扇形角度が
広いがため、そのような放射線をアノード・シー
ルドによつて除去するのは都合が悪るいというこ
とが認められている。多くの場合においては、そ
のようなオフ・フオカス（off−focus）の放射線
は大きな問題とはなりえない。しかしながら、患
者のからだのほぼ円形の横断面につき放射線輪郭
を補正する補償用減衰体（それらは一般にサドル
状をなしているが「ウエツジ」として知られてい
ることが多い）を放射線と患者との間に配置する
ことも一般に行なわれている。そのようなオフ・
フオカス放射線は、主検査放射線が通過する部分
とは厚味が異なる部分においてウエツジを通過し
て、主ビームよりも減衰が小さくそれがため大き
な誤差を生ずることがある。

従つて、本発明はそのような誤差を軽減する装
置および方法を提供することを目的とする。な
お、本明細書中で用いられている「暈」という用
語は英語の「halo」という語に対応するものであ
り、放射線源のまわりの放射線（Ｘ線）の円（検
知器から見た）を意味し、「暈放射線」は主ビー
ムにおける放射線に対して暈における放射線を意
味し、「暈領域」は暈放射線が発生するＸ線目標
の領域を意味し、「暈寄与」は全放射に対する従
つて全出力信号に対する寄与を意味し、「暈成分」
は暈寄与によつて生じた出力信号の成分を意味
し、「暈輪郭」は暈放射線の空間分布または輪郭
を意味する。

本発明によれば、Ｘ線ターゲツト上の１つの領
域から主として発生しかつ１つの領域のまわりに
おける前記ターゲツト上の暈領域から部分的に発
生しそして患者が位置づけられうる患者位置を通
つて伝播する放射線の扇形分布を発生する放射線
源と、前記放射線が複数の異なる方向から前記患
者位置を通つて伝播するように該患者位置のまわ
りで前記放射線源に角運動をなさしめる手段と、
前記複数の異なる方向のそれぞれから相互に散開
した複数のビーム通路に沿つて前記患者位置を通
つて伝播した放射線を検知する検知装置であつ
て、前記放射線源が該検知装置に関して移動して
前記角運動の過程において異なる方向における複
数の通路に沿つて各検知器から前記放射線源が見
えるようにしかつ該各検知器が前記複数の通路の
うちの１つに沿つて受取られた放射線の強度をそ
れぞれ表わす出力を発生するようになされた複数
の検知装置と、前記放射線源位置および前記患者
位置間に配置されかつ前記放射線源と一緒に前記
患者位置のまわりで移動するようになされてお
り、前記患者位置における患者のからだを通る長
さの異なるビーム通路に対して異なる減衰を有
し、前記患者のからだ内における吸収を等化する
ための減衰手段と、出力信号または該出力信号か
ら派生した信号を補正して、前記患者のからだを
通過した後に検知装置によつて受取られる前記暈
領域から発生された放射線を表わす前記出力信号
または前記派生信号の成分を減少せしめる手段
と、前記補正された信号を処理して、前記患者の
からだの横断面仮想輪切り部分における前記放射
線の吸収について表示を発生する手段とを具備し
たコンピユータ・トモグラフイ装置が提供され
る。

本発明の他の局面によれば、Ｘ線が患者のから
だのまわりにおける複数の位置において放射線源
の１つの領域から扇形の分布をなして伝播せしめ
られて患者とその患者の内部における吸収長の異
なる通路からの吸収を等価する減衰手段とを通過
して複数の検知装置に入射し、該検知装置は異な
る方向における複数の通路に沿つて放射線を見て
各通路に沿つて受取られる放射線の強度を表わす
出力信号を発生するようになされたコンピユー
タ・トモグラフイ装置を動作せしめる方法におい
て、放射線源の前記領域からではなくてその領域
を取り囲んだ暈領域から発生した暈放射線から生
ずる成分につき出力信号を、各検知器における暈
放射線の強度を推定しかつ該推定値を各出力信号
から差引くことにより、補正することを特徴とす
る方法が提供される。

本発明のさらに他の局面によれば、電子ビーム
がターゲツト部材に入射して、患者のからだを通
過するように扇形の分布をなして伝播するＸ線を
発生するＸ線管と、患者のからだを通過した後の
放射線を受取りかつ患者のからだの横断面仮想輪
切り部分における放射線の減衰の分布についての
表示を与えるための処理のために、受取られた放
射線の強度を表わす出力信号を発生するようにな
された複数の検知器と、前記Ｘ線管と患者のから
だとの間に配置されて、異なる長さの通路に沿つ
て患者のからだを通過して後に検知器により受取
られる放射線の強度の差を軽減せしめる減衰部材
と、前記電子ビームが入射するターゲツトの領域
から発生したのではなくて、例えば前記ターゲツ
トに二次電子が入射することによつて、前記領域
を取り囲んだ暈領域において発生せしめられて受
取られた放射線から生じた出力信号の成分を軽減
せしめる補正手段とを具備した医療用放射線写真
装置が提供される。

以下図面を参照して本発明の実施例につき説明
しよう。

特願昭53−71418号（特公昭59−53055号公報）
に開示された型式のCT装置が第１図に概略的に
示されている。扇形のＸ線２を発生する放射線源
１は、患者４がほぼ軸線３上に配置される領域内
にあるその軸線３を中心として軌道運動をする。
患者４はカウチまたはプラツタ５上に支持され
る。患者４のまわりには検知器のリング６が配置
されているが、図面にはそれらの検知器のうちの
幾つかだけが示されている。放射線源１からの放
射線は患者の反対側において検知器によりとらえ
られる。それらの検知器は固定しており、放射線
源が移動すると、放射線が検知上を移動し、それ
らの検知器のうちの異なるものを照射する。図示
されてはいないが英国特許第4137455号に記載さ
れている手段が、放射線源に最も接近している検
知器により放射線がとらえられるのを防止するた
めに設けられるが、その効果は放射線源を検知器
リングの内側に配置することにより実現されう
る。

検知器により得られる信号は、検知器の開口と
読みを得るのに必要とされる時間内における放射
線源の運動とによつて画定される個々の狭いビー
ムに沿つて患者を透過せしめられた放射線を表わ
す。それらの信号は増幅器７に送られる。原理的
には、各検知器に対し１個の増幅器が必要とされ
る。しかしながら、実際には、それらの検知器が
すべて同時に放射線を照射されるわけではなく、
出力をある程度多重化することが可能であり、そ
れによつて装置の節減を図ることができる。上記
信号は次に、上記時間内における放射線源の運動
を考慮して、検知器によつて受取られた１本の放
射線ビームを表わす期間のあいだ積分器８で積分
される。所要のタイミング信号は、光源とフオト
セルとの間における光通路をさえぎる目盛マーク
を有していて放射線源と一緒に回転するように取
付けられた透明な基板のような放射線源位置表示
器（図示せず）によつて与えられる。

検知信号は次にアナログ・デジタル変換器９で
デジタル形式に変換され、そして変換器１０で対
数形式に変換され、その対数形式で処理回路１１
に与えられる。

処理回路１１はその信号を特願昭44−66087号
（特公昭52−1274号公報）に記載されているよう
にしてあるいは特願昭49−47032号（特公昭59−
11150号公報）に記載されているようにコンボリ
ユウシヨンを含む手法によつて処理しうる。これ
は平行な放射線ビームの複数の組に対して信号を
必要とするコンボリユウシヨン処理であり得、そ
の場合には、それらの信号は予め分類されて正し
いシーケンスとなされなければならない。しかし
ながら、好ましい処理は、扇形をなして分布せし
められたビームの複数組についての信号に適した
ものである。

処理されたデータは最終的にはテレビモニタや
ラインプリンタのような適当な装置で表示される
かあるいは将来使用されるために全体として数字
１２で示された装置に記憶される。

第２図は検知器信号を得るために用いられるス
キヤニング装置の端面立面図である。第１図に示
された要素は同一符号で示されている。装置は外
カバー１４で被われた主フレーム１３上に取付け
られており、それらの要素は適当な態様で取付け
られている。フレーム１３とカバー１４は患者を
入れるための開孔１５を有している。Ｘ線管１
は、軸受１７上で軸線３を中心として回転しうる
部材１６上に支持されている。その部材１６は、
主フレーム上に取付けられたモータ２０により、
ベルト１８およびギヤボツクス１９を介して駆動
される。Ｘ線管１に対する電力および冷却用オイ
ルはケーブル２１によつて供給され、そのケーブ
ルは、360゜と作用角速度に達するのに例えば180゜
および停止するのに例えば180゜を加えた角度だけ
Ｘ線管を軌道運動させるのに十分な長さと適当な
ケーブル処理機構を有している。

放射線源１の下方には、ビーム２を所定の扇形
とするコリメータ２２と、前述した補償用の「ウ
エツジ」２３とが、その放射線源とともに回転す
るようにして取付けられている。ウエツジ２３
は、カウチとパツキン材料が用いられている場合
には患者がほぼ円形の横断を有するようになり、
その結果、患者のからだの中心に近接した通路に
沿つて伝播する放射線がより長い通路となり、そ
れがためその放射線がからだの表面近傍を通る放
射線よりも小さい強度をもつて検知されることに
なるのを補償するためのものである。そのウエツ
ジは外側のビームに対してより長い吸収通路を与
え、すべての検知器がそれらの範囲の同じ部分で
動作するということを含む利点をともなつて強度
を等化するように作用する。

一般に、ウエツジを用いることは、実質的に点
状の発生源から放射線を発生するＸ線管を用いた
装置の場合にはあまり問題はないが、そのウエツ
ジを貫通する異なる通路によつて惹起せしめられ
る放射線の硬度の変化を補正する必要がある。

CT装置に用いられるＸ線管は比較的狭い角度
を有する放射線の扇形分布を発生することが多
く、点状発生源に十分に近似したものとなる。し
かしながら、それは、Ｘ線アノードに入射する二
次電子によつて開始せしめられる「オフ・フオカ
ス」放射線の放出を防止するためにそのＸ線アノ
ードのまわりにシールドを配置することによつて
一部達成されるものであり、上記オフ・フオカス
放射線は主放射線源スポツトのまわりに「暈」
（halo）を生ぜしめる。特願昭52−23247号（特公
昭55−30857号公報）および特願昭53−714183号
（特公昭59−53055号公報）の装置が広い角度（典
型的には50゜）の扇形を与えるようにするために
Ｘ線管が必要とされる場合には、そのようなシー
ルドを設けることは困難である。この問題は、回
転アノード型Ｘ線管が用いられる場合にはさらに
大きくなる。従つて、放射線には、アノード上の
よく画定された発生源スポツトからの主放出と、
そのスポツトのまわりのアノード表面からのさら
に拡散されかつ強度の小さい放射線の暈とが含ま
れることになる。

放射線の暈が補償用ウエツジとの組合せにおい
て有する効果が第３図に概略的に示されている。
Ｘ線ターゲツトまたはアノードが線２４で示され
ているが、実際には、それは一般に公知形式の回
転アノード・チユーブである。ターゲツト２４は
曲線２５で示されているような強度分布を有する
放射線を放出する。それは、中心の点２６からの
放出が最も大きく、それを取り囲く暈部分では強
度が小さくなる。放射線は補償用ウエツジ２３を
通過して検知器６に入射する。勿論、50゜の扇形
放射線は多数の検知器に入射するが、放射線源に
対向する検知器６ａに入射する放射線即ち扇形の
中心における放射線についてまず考える。中心ピ
ークからのビーム２７が暈部分の縁端からのビー
ム２８および２９と一緒に示されており、ビーム
２８および２９はビーム２７よりもウエツジ２３
を通る通路が長く、従つてより大きく減衰せしめ
られる。かくして、アノード２４上の異なる位置
からの検出器６ａの信号に対する寄与は曲線３０
によつて与えられ、それから暈の寄与が減少され
る。

扇形分布の縁端における検知器６ｂと中心ビー
ムおよび縁端ビーム２７′，２８′および２９′に
ついて考えると、中心ビーム２７′が、実際には、
暈成分であるビーム２９′よりもウエツジ２３内
において長い通路を有していることがわかるであ
ろう。アノード２４上における異なる位置からの
検知器６ｂの信号に対する寄与は曲線３０′によ
つて与えられ、その場合、暈の寄与は対称的であ
つて種々の場所で比較的大きくなつている。この
ことは、ビーム２７′ではなくてビーム２９′をさ
えぎる被検査体内の吸収物質が、そうであるべき
ではないにもかかわらず、検知器６ｂからの出力
信号に大きな影響を及ぼすことを意味する。

ウエツジ２３を反転しかつそれを軸線３にさら
に接近せしめて配置することによつてその問題を
軽減することが提案される。そうすることによつ
て、よりなだらかな曲線で同じ通路長補償を実現
できるが、この効果が２３′で幾分誇張して示さ
れている。しかしながら、このような手法によつ
ても問題は軽減されるだけであつて除去されるわ
けではない。

以下の説明の目的のために、CTにおいて患者
を通過するＸ線ビームの扇形分布という場合、そ
の扇形は２つの形態をとりうることを理解すべき
である。第１の形態は、第４ａ図に概略的に示さ
れているが、これが例として最も一般的に用いら
れており、放射線源１の１つの位置から放出され
た扇形のビームが６（ｎ−１）で示されているよ
うな複数の検知器に同時に入射する。この場合、
同時に測定される検知器出力信号は１つの放射線
源位置から放出されたビームの扇形についてのも
のであり、異なる時点で測定される信号は他の角
度配向における同様の扇形についてのものであ
る。

第４ｂ図に概略的に示されているように検知器
が放射線源１と一緒に軌道運動をしない場合に可
能な他の構成では、１（ｎ−１）、１および１（ｎ
＋１）で示されているような放射線源１の軌道に
おける複数の位置のそれぞれから放出された放射
線から、単一の検知器６ｎに入射するビームが選
択される。幾つかの放射線源位置にわたつて、順
次測定される出力信号は検知器６ｎの位置に収れ
んするビームの扇形についてのものである。勿
論、それらの出力信号はこの効果を実現するため
に記録されなければならず、一度に得られるもの
ではない。しかしながら、同時に他の検知器位置
に収れんするビームの扇形について出力信号が測
定される。この手法にはある種の利点があり、以
下の説明は、ビームの扇形は第４ｂ図に示されて
いるように「検知器扇形」であるが第４ａ図に示
されているように「放射線源扇形」にも該当しう
るという理解にもとづいてなされる。

第３図において３０および３０′で示されてい
るように１つの放射線源位置から検知器によつて
受けられる放射線発生点の分布について考える
と、それらの分布はそれぞれ中心のスポツトから
の放射線と暈領域からの放射線との組合せであ
り、それぞれウエツジによつて修正されているこ
とがわかるであろう。中心スポツト（あるいはそ
のスポツトから放出された放射線の主ビーム）に
対するウエツジの作用が勿論意図されており、そ
れがウエツジの目的である。各検知器が放射線源
に追従して一連の位置を通り１つの検知器扇形を
えがくと、暈部分に対する関数は３０′の円光成
分から３０の暈部分を通つて反対端における３
０′の鏡像まで変化する。これらは第５ａ，５ｂ
および５ｃ図にそれぞれ示されている。

暈輪郭２５の測定された形状と減衰体２３の既
知形状および組成とから派生される補正項で検知
器による読みを修正して、暈成分が少なくとも部
分的に除去された検知器信号を得ることが提案さ
れる。

操作されるべき検知器信号はビームの検知器扇
形につき１つの検知器によつて与えられるもので
あり、この手法が他のこの種扇形に対しても同様
に反復される。検知器が放射線源をみて出力信号
を発生する各位置において、ウエツジが存在しな
い状態において、暈のための放出輪郭が派生され
たと考える。ウエツジと被検査体を通過して後に
暈放射線によつて与えられる各検知器出力信号の
割合を決定することが所望される。このことを厳
密に実現するためには、被検査体による暈放射線
の吸収を知る必要がある。勿論、CT装置が評価
することを意図されているのはこの吸収である。
ウエツジによつて与えられた減衰が補償されるな
らば、検知器出力信号はそれ自体で、評価されて
いる検知器扇形に対するその吸収の第１の推定値
を与える。その出力信号は、暈放射線によつて汚
染されるが、補正の目的のためには被検査体吸収
の十分な第１推定値を与える。2n＋１値の補正
項は、評価されているものの両側における検知器
出力信号で（後述する態様で）処理され、その結
果得られるものが暈誤差成分である。

この処理は、測定された強度値から得られるも
のと、空間的に可能でかつ測定された暈輪郭およ
び減衰体２３の既知形態から派生されるものとの
２つの関数のコンボリユーシヨンに類似してい
る。次に、暈誤差成分が出力信号から差引かれて
暈補正された値を与える。この第１の補正値が最
終的な画像を生ずる処理に進むために十分なだけ
正確であることが提案される。しかしながら、各
積分において被検査体による放射線の減衰につい
てのより正確な推定値、従つて暈誤差成分につい
てのより正確な推定値を与える反復処理とするよ
うに上述の処理を修正することが有利でありう
る。

ウエツジの減衰係数μ_wとウエツジ中の吸収通
路長x_wは設計パラメータとして既知であること
が理解されるであろう。従つて、これらは、使用
されているＸ線管に対する暈の程度および装置の
寸法とともに、必要に応じて使用されるように記
憶されうるものであり、次に暈輪郭が必要に応じ
て計算されうる。

被検査体が存在せずかつウエツジ２３が除去さ
れている場合には、放射線源と検知器との十分に
多数の相対位置につき暈輪郭を測定するのが好都
合である。１個の検知器位置についての輪郭を得
る方法が第６図に示されている。

放射線源の回転時にアノード２４が１つの検知
器の視界を横切つて移動するときにその１つの検
知器につき観察される暈輪郭は、他の一切の事項
を考慮しない場合に他の検知器により観察される
ものと全く同じものとなることが理解されるであ
ろう。従つて１個の典型的な検知器についての論
郭を測定しさえすればよい。第６図に示されてい
るように、試料３１が検知器の前に配置され、１
個の検知器６を除くすべての検知器を遮へいし、
その１個の検知器には狭いビームライン３３に沿
つた狭いスリツト３２により放射線を入射せしめ
るようになされる。ウエツジ減衰体２３が除去さ
れかつ被検査体が存在しない状態で、アノード２
４を具備したＸ線管が通常の態様で回転軸線を中
心として軌道運動して、輪郭２５が読み取りビー
ムライン３３上を通過する。次にその輪郭が一連
のサンプルとして検知器６により記録される。輪
郭読取値は暈輪郭記憶器３４に記憶される。

この手法は使用Ｘ線管につき一回だけ実施され
さえすればよい予備較正手法の一部分であるが、
Ｘ線管の特性が変化した場合にはそれを反復して
行なえばよい。従つて、その手法には特別に用意
された回路が用いられうる。しかしながら、通常
の検知器出力信号処理回路を用いて、通常のスキ
ヤンにおけるように同じ時間間隔で目盛タイミン
グパルスに応答して暈輪郭がサンプリングされる
ようにするのが有利である。

ビームライン３３の有限幅の作用につき記録さ
れた暈輪郭を補正することも有益であることに注
目すべきである。

輪郭は主ビームスポツトに対する強度値I^o _pとし
て記憶器３４に記憶され、そのスポツトの両側に
おける多数のサンプルがそれぞれI^o _jで表わされ、
この場合通常−27≦ｊ≦27である。

測定された輪郭の使用を考える場合には、検知
器に対する放射線源の位置に符号をつけるのが好
都合であり、本発明のこの実施例の目的のために
は、それは整数ｒによつてなされる。第７図は、
暈輪郭２５ｒによつて示された放射線源の位置
と、任意の検知器６から軸線を通るラインに対す
る位置ｒにおける減衰用ウエツジ２３ｒとを示し
ている。整数ｒは放射線源の軌道位置を表わして
おり、１つの検知器積分期間に１つの整数だけの
回転が行なわれるようになされている。暈輪郭２
５ｒは、第７図では、主スポツトの両側に６個の
値を存在せしめて、第６図の構成により与えられ
るような離散的なサンプリング値として示されて
いるが、前述のように、典型なサンプルは27であ
る。

上述のごとく、暈サンプリングが通常の検知器
サンプリング時間間隔で行なわれるならば、暈サ
ンプルｊの間隔は回転位置ｒに対応する。かくし
て、位置ｒ−５における暈およびウエツジ（それ
ぞれ２５ｒ−５および２３ｒ−５で示されてい
る）については、主スポツトからの中心ビームｊ
＝０は、位置ｒに対するｊ＝−５における暈から
の放射線が走行する通路と同じ通路３５に沿つて
検知器６まで走行する。

ここで誤差の性質とそれの補正についてさらに
詳細に検討すると、放射線源の位置ｒにつき検知
器６において記録される強度は、暈の55（この実
施例では）のサンプリング位置（−27≦ｊ≦27）
のそれぞれにおいて発生するＸ線が、ウエツジを
貫通するそれらの各通路上においてそのウエツジ
によりかつ患者が存在する場合にその患者のから
だにより減衰せしめられた後におけるそれらのＸ
線の強度の和であることがわかるであろう。勿
論、それは主スポツト（ｊ＝０）において放出さ
れた放射線だけについてのものであり、他の位置
（ｊ≠０）で発生するものの割合を決定しかつそ
れを測定された信号から差引くことが望ましい。

暈からの通路に沿つた患者内の減衰は実際に測
定されうるが、ここでは、それが任意の１つの放
射線源位置における暈から検知器までのすべての
通路につき同一であると仮定するのが好都合であ
る。このように仮定された共通の患者通路に沿つ
た減衰は、ウエツジ内における各減衰を掛算した
放射線源サンプルの強度の和（すなわち、ウエツ
ジの直後における暈および主スポツトからの全放
射線）で検知器からの信号（すなわち暈と主スポ
ツトから受取られた全放射線）を割つたものであ
ると考えることができる。暈サンプルは第６図に
関して記述したように測定されたものでありかつ
ウエツジは既知の減衰係数を有する材料（アルミ
ニウム）よりなるものであるから、そのウエツジ
を通る各通路に沿つた減衰、従つて所要の除数を
決定するのが簡単である。

患者を貫通するこの仮定された共通の通路に沿
つた減衰が決定された場合、それは主スポツトか
らの中央通路に対して正しいものと仮定される。
しかしながら、第７図に関して説明されたよう
に、位置（ｒ−ｎ）に対する主スポツト（ｊ＝
０）からの通路は、位置ｒに対する暈サンプルｊ
＝−ｎからの通路と同じである。このことを用い
ると、位置ｒにおける暈サンプルｊ＝−ｎに対す
る患者通路に沿つた減衰は、位置（ｒ−ｎ）にお
ける検知器出力読取値を位置（ｒ−ｎ）において
ウエツジを通過した後における暈強度の和で割つ
たもので与えられる。

かくして、位置ｒにおける暈サンプルｊ＝−ｎ
からの測定される検知器出力に対する寄与は、暈
の位置−ｎにおける放射線強度にウエツジ内の減
衰を掛算し、さらに位置（ｒ−ｎ）における検知
器の全読取値を掛算し、そして全体を位置（ｒ−
ｎ）におけるウエツジの後の放射線源強度の和で
割つたものとなる。

従つて、全体の補正は、検知器読取値それ自体
を補正するためにその検知器読取値を用いること
と等価となるであろうところのｋ＝０の場合の寄
与を含めないで、（ｒ−ｋ）から（ｒ＋ｋ）まで
の放射線源位置に対して補正されつつある検知器
読取値の両側におけるある範囲の検知器読取値に
対する寄与を加算することによつて与えられる。

この補正は、正確な数学的な解析によつてでは
なくて、実際上妥当と考えられるある種の仮定を
することによつて評価された。もつとも、それ
は、説明を簡明にするために、次の式で表わされ
ることができる。

この式において、 0^rは放射線源位置ｒにおける１個の検知器の読
取値から差引かれるべき誤差項である。

I^r+k _Detは放射線源の位置（ｒ＋ｋ）に対して患者
のからだを透過せしめられた放射線についての一
定の検知器からの読取値であつて、この読取値は
暈誤差については補正されていないが実際には他
の誤差につきすでに補正されている場合が多い。

μ_wは均質ウエツジ（通常アルミニウム）の線
形減衰係数である。

x^k,r _wは放射線源の第ｒ番目の位置に対する暈の
第ｋ番目のサンプルから出て来た放射線（rays）
のウエツジを通る通路である。

I^o _kは暈の第ｋ番目のサンプルの相対強度であ
る。

上記のうち、I^r+k _Detだけがそれを決定するために
患者の存在を必要とする。従つて、補正は次の２
つに分離されうる。

0^r＝₂₇ 〓 ｋ＝−27 ｋ≠０P^r _k I^r+k _Det (2) ただし、P^r _kは次の式によつて与えられる第ｒ
番目の輪郭の第ｋ番目のエントリである。

式(3)の項はすべて装置内に被検査体やその他の
物件が存在しない場合における設定工程の一部分
として評価されうるものであり、検査において必
要とされるまで記憶器内に保持される。

上記補正のこれらの部分を実施するための回路
が第８図に示されている。第６図に関して説明さ
れた工程で測定された暈輪郭は記憶器３４内に保
持される。使用される記憶場所は、ｊ＝０である
ところの中心主スポツトからの整数ｊの値（この
実施例では−27≦ｊ≦27）に従つてアドレスセレ
クタ３４ａによつて選択された。同様に、記憶器
シーケンスアドレスからの整数ｊまたは整数ｋの
値に応答して出力に対する信号を選択する。ｊお
よびｋは主スポツトからの暈サンプルの番号に関
し同様の大きさを有する。しかしながら、ｊの大
きさは、異なるサンプルを用いるために暈輪郭を
横切る方向にカウントする場合についてのもので
ある。ｋの大きさは位置がｒ＋ｋである検知器出
力読取値を用いてサンプルｋからの暈成分がその
検知器からみえるようにした場合についてのもの
である。ｊおよびｋは、それらの大きさが異なる
ことを考慮して、別々にエントリされかつカウン
トされる。

ウエツジ形状および透過記憶器３７は、減衰用
ウエツジ２３の形状（さらに複雑な場合には、異
なる患者寸法に対するこの種のウエツジ）、それ
の減衰係数、および使用されるべきすべての通路
についてのウエツジを通る通路長に関する情報を
保持する。暈サンプルから任意の検知器までの通
路はｊ，ｋおよびｒのその時点の値によつて定義
される。各通路についての減衰は予め計算されて
記憶されうるものであり、かつアドレスシーケン
サ３６からの該当入力に応答して、記憶器３７
が、所定の通路についてのウエツジ２３内の減衰
をそれの出力側において供給する。

この実施例では、単一の暈輪郭が測定されかつ
ウエツジを通る減衰通路が３７に予め記憶される
が、減衰用ウエツジを第６図の構成に挿入してそ
の輪郭を測定することも勿論可能である。その場
合には、記憶器３４は１つの輪郭ではなくて検知
器６からウエツジを介して放射線源がみえるすべ
ての方向について測定される多数の輪郭を保持す
るであろう。そのようにすれば、記憶器３７を省
略できるが、実際には効率が悪るくなると考えら
れる。

このようなウエツジを用いる場合には、アルミ
ニウムのような物質によるウエツジ内のビーム
波を補正することが現在では一般的に行なわれる
ことがわかるであろう。本発明の一部分を構成す
るものではないが、記憶器によつて与えられる減
衰値はそのような補正を含むように予め計算され
うる。

第３図の回路は、ｋの１つの値に対する式(3)の
分母、即ち放射線源が位置ｒ＋ｋにあるときに被
検査体が存在しない状態で検知器により受取られ
る全光子束主ビームおよび暈をまず決定する。ア
ドレスシーケンサ３６は、それが開始するように
プリセツトされるｒおよびｋの値を与え、かつ暈
輪郭記憶器３４が非ゼロ値（−27〜＋27）を保持
するｊの各値を通じて一度に１つずつ計数する。
各ｊ値において、記憶器３４は暈サンプルを与
え、かつ記憶器３７は出力ａにウエツジ通路減衰
を与える。これらは掛算器３８で掛算され、ｊの
値のすべてに対して記憶器３９内に蓄積される。
式(3)の分子のために、シーケンサ３６が３４から
暈サンプルｋをそして３７からそれのウエツジ通
路減衰をそれぞれ選択する。これらは、ｊのシー
ケンスが完了した結果与えられ、かつ掛算器４０
で掛算されて、ウエツジによつて減衰されかつ放
射線源位置ｒに対する主ビーム出力信号を汚染す
るに至る暈の要素ｋに基因する全Ｘ線束を与え
る。これら２つの束（フラツクス）の比は分割回
路４１によつて与えられ、将来の使用のために記
憶器４２に記憶されるP^r _kの値である。ｋの値は
１つずつステツプされ、その工程が３４における
暈輪郭値の程度によつて制限されるｋの値に対し
て（ただしｋ＝０に対してではない）反覆され
る。

前述のように、第８図の処理は検査開始前にお
ける較正工程として実施される。図示された回路
は実際に使用するのに適したものであるが、記憶
器４２内に保持されるすべての値は、暈輪郭が測
定されかつ将来の使用のために適当な記憶器に入
れられたときに、予め計算され得たことが明らか
であろう。

患者の検査時に、第９図にブロツクダイヤグラ
ムで示されている回路によつて上記補正が実施さ
れる。

アナログ・デジタル変換器に供給される検知器
出力信号は、ランダム・アクセス・メモリ
（RAM）でありうるところの一時記憶器４３に
入れられる。それらの出力信号が入れられる記憶
場所は目盛タイミングパルスに応答してアドレス
セレクタ４３ａによつて決定される。この場合の
アドレスは、従来の装置におけるごとく、使用さ
れるべき再構成処理の形式に対して必要とされる
場合に「検知器扇形」として順番に信号を配列す
るように作用する予め定められた態様で決定され
る。各扇形についての記録された信号に対する場
所は前述のように整数ｒおよびｋで識別される。
記憶器４３における記憶を含めて、上記の手法は
現在入手可能な装置について公知のものであり、
破線４４で示されているように、多分公知の形式
の他の補正のための他の任意の回路が含まれてい
てもよい。

本発明を実施するためには、記憶器４３内の各
信号が取り出されて、その各信号から、式(2)に関
して説明されたように、同じ扇形内におけるその
各信号の両側におけるｋ読取値に記憶器４２にお
ける補正項を掛算したものを差引かなければなら
ない。

回路動作はアドレスシーケンサ４５からのｒお
よびｋ整数値によつて制御される。それは最初の
誤差成分が蓄積されるべきｒの初期値で始動する
ようにプリセツトされる。次にそれは、ウエツジ
と放射線源に依存する補正が保持される−Ｎから
＋Ｎ（ゼロを含まない）までの値の範囲にわたつ
てｋをシーケンスする。整数ｋの各値において、
記憶器４３および４２からの出力が掛算器４６で
掛算され、ｋの全範囲についての合計が蓄積記憶
器４７内に蓄積され、蓄積された誤差値が記憶器
４８のアドレスｒに入れ込まれる。

この工程が、補正されつつある扇形に対するｒ
のすべての該当値について反復される。最後に、
ｋはゼロにセツトされ、ｒは測定された検知器出
力信号を差回路４９に与える扇形に対するそれの
範囲にわたつてシーケンスせしめられ、その差回
路４９において、記憶器４８からの同じｒ値に対
する誤差信号が前記出力信号から差引かれる。補
正された検知器信号は対数変換器１０およびそれ
に続く処理回路に供給される前に一時記憶器５０
に入れられる。

上記の説明では、出力信号が得られる放射線源
と検知器の各相対位置につき暈輪郭が測定されか
つ記憶されるものと仮定された。しかしながら、
放射線源と検知器との小さい相対運動によつては
暈輪郭に小きい変化が生ずるにすぎないことが明
らかであろう。かくして、幾つかの、例えば３つ
の相対位置について各輪郭が用いられうるので、
その分だけ記憶装置を節減できる。同様に、2N
＋１読取値の暈輪郭はより精度を低くして
2N＋１／ｍ読取値として与えられ、それらの読取値 がそれぞれｍ回（典型的にはｍ＝３）反復される
ようにしてもよい。しかしながら、このような記
憶装置の節減は、暈輪郭が平滑で広い外形を有し
かつ欠落輪郭項を補充するために補間が用いられ
る場合にのみ適切に用いられうるものであること
に注意すべきである。

上述のごとく、本発明は所要の手法に供される
特殊目的回路を用いて実施される。必要とされる
作業の多くを実施しかつ動作のシーケンスを制御
するためにCT装置にデジタルコンピユータを設
けることが一般に行なわれている。本発明は、そ
のようなコンピユータを適切に設計またはプログ
ラムすることによつて、容易に実施されうるもの
であることを理解すべきである。

例えばCT装置の特定の処理工程または設計に
適合するようにするための本発明の他の実施例が
当業者には容易に明らかとなるであろう。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明を使用しうる装置を概略的に示
す図、第２図は第１図に示された装置のスキヤニ
ング部分を示す図、第３図は広角放射線源からの
放射線に対する減衰用ウエツジの作用を示す図、
第４ａおよび４ｂ図はＸ線ビームの扇形を組立て
る２つの方法を説明するために用いられる図、第
５ａ，５ｂおよび５ｃ図はウエツジによつて減衰
された後における異なる方向からみたＸ線源から
の暈放射線に対する輪郭を示す図、第６図はウエ
ツジによつて減衰される前における暈放射線の輪
郭がどのようにして測定されるかを示す図、第７
図は上記装置の幾何学的形状と異なる方向から１
つの検知器によつて受取られる放射線の大きさを
説明するために用いられる図、第８図は患者の検
査に先立つて補正項を決定するための回路のブロ
ツク図、第９図は検査されつつある患者のからだ
について測定された正しい出力信号を補正するた
めに用いられる回路のブロツク図である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ Ｘ線ターゲツト上の１つの領域から主として
   発生しかつ該１つの領域のまわりにおける前記タ
   ーゲツト上の暈領域から部分的に発生しそして患
   者が位置づけられうる患者位置を通つて伝播する
   放射線の扇形分布を発生する放射線源と、前記放
   射線が複数の異なる方向から前記患者位置を通つ
   て伝播するように該患者位置のまわりで前記放射
   線源に角運動をなさしめる手段と、前記複数の異
   なる方向のそれぞれから相互に散開した複数のビ
   ーム通路に沿つて前記患者位置を通つて伝播した
   放射線を検知する検知装置であつて、前記放射線
   源が該検知装置に関して移動して前記角運動の過
   程において異なる方向における複数の通路に沿つ
   て各検知器から前記放射線源が見えるようにしか
   つ該各検知器が前記複数の通路のうちの１つに沿
   つて受取られた放射線の強度をそれぞれ表わす出
   力を発生するようになされた複数の検知装置と、
   前記放射線源位置および前記患者位置間に配置さ
   れかつ前記放射線源と一緒に前記患者位置のまわ
   りで移動するようになされており、前記患者位置
   における患者のからだを通る長さの異なるビーム
   通路に対して異なる減衰を有し、前記患者のから
   だ内における吸収を等化するための減衰手段と、
   出力信号または該出力信号から派生した信号を補
   正して、前記患者のからだを通過した後に検知装
   置によつて受取られる前記暈領域から発生された
   放射線を表わす前記出力信号または前記派生信号
   の成分を減少せしめる手段と、前記補正された信
   号を処理して、前記患者のからだの横断面仮想輪
   切り部分における前記放射線の吸収について表示
   を発生する手段とを具備したコンピユータ・トモ
   グラフイ装置。 ２ 特許請求の範囲第１項記載の装置において、
   前記補正手段が、前記放射線源に関する検知装置
   の異なる位置に対する前記暈領域の異なる部分か
   らの検知装置により受取られる放射線の輪郭を保
   持する記憶器と、該輪郭に依存して各出力信号ま
   たはそれから派生された信号を修正する手段とを
   具備している前記装置。 ３ 特許請求の範囲第２項記載の装置において、
   前記補正手段が、暈輪郭と前記減衰手段により放
   射線に与えられる減衰の推定値を利用して、前記
   成分が派生される補正信号を派生せしめる手段を
   具備している前記装置。 ４ 特許請求の範囲第３項記載の装置において、
   前記補正手段は、出力信号が補正されているビー
   ム通路の両側におけるビーム通路につき、補正信
   号に複数の出力信号を掛算して蓄積誤差信号を与
   える手段と、各出力信号から誤差信号を引算する
   手段とを具備している前記装置。 ５ 電子ビームがターゲツト部材に入射して、患
   者のからだを通過するように扇形の分布をなして
   伝播するＸ線を発生するＸ線管と、患者のからだ
   を通過した後の放射線を受取りかつ患者のからだ
   の横断面仮想輪切り部分における放射線の減衰の
   分布についての表示を与えるための処理のため
   に、受取られた放射線の強度を表わす出力信号を
   発生するようになされた複数の検知器と、前記Ｘ
   線管と患者のからだとの間に配置されて、異なる
   長さの通路に沿つて患者のからだを通過して後に
   検知器により受取られる放射線の強度の差を軽減
   せしめる減衰部材と、前記電子ビームが入射する
   ターゲツトの領域から発生したのではなくて、例
   えば前記ターゲツトに二次電子が入射することに
   よつて、前記領域を取り囲んだ暈領域において発
   生せしめられて受取られた放射線から生じた出力
   信号の成分を軽減せしめる補正手段とを具備した
   医療用放射線写真装置。 ６ 特許請求の範囲第５項記載の装置において、
   複数の異なる方向から放射線の発生源が各検知器
   から見えるように該検知器に関してのＸ線管の運
   動を生ぜしめる手段を具備しており、前記補正手
   段が、前記暈領域において発生せしめられかつ前
   記減衰部材によつて減衰せしめられて前記異なる
   方向のそれぞれにおける検知器に受取られる放射
   線の推定値を記憶する手段と、患者のからだによ
   る暈放射線の吸収を考慮して前記推定値を修正す
   る手段と、各出力信号から修正された推定値を差
   引く手段とを具備している前記装置。 ７ 特許請求の範囲第６項記載の装置において、
   前記修正手段は、出力信号が補正されている通路
   に近接した通路についての補正されていない出力
   信号を前記推定値に結合せしめる手段を具備して
   いる前記装置。 ８ 特許請求の範囲第７項記載の装置において、
   前記結合手段が前記推定値に前記補正されていな
   い出力信号を掛算しかつその積を蓄積するように
   なされている前記装置。