JP2006071472A - Ct method and ct apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、コンピュータトモグラフィー法（以下、「ＣＴ法」とする。）およびコンピュータトモグラフィー装置（以下、「ＣＴ装置」とする。）に関するものである。 The present invention relates to a computer tomography method (hereinafter referred to as “CT method”) and a computer tomography apparatus (hereinafter referred to as “CT device”).
ＣＴ法は、医療分野や非破壊計測の分野等において広範に使用されており、ローテイト／ローテイト（Ｒ−Ｒ）方式や、ステーショナリ／ローテイト（Ｓ−Ｒ）方式等が知られている。
ＣＴ法においては、断層像を得るべき試料の一方の側に光源が配置されるとともに、この試料に対して光源の反対側には光源からの放射線を検出する検出器が配置され、光源および検出器が一体となって試料のまわりを回転せしめられ、あるいは、試料が光源および検出器の対に対して回転運動せしめられる。あるいは、試料を囲むように多数の検出器が円周状に配置され、検出器と試料の間に光源が配置されて、光源が試料のまわりを回転運動せしめられる。
この回転運動の間に、光源から試料に対して放射線が照射され、試料通過後の放射線が検出器によって検出されて、一定の回転角度毎に、放射線の強度データ、すなわち、試料の投影像が取得される。そして、取得されたデータに基づいてＣＴ再構成演算が実行され、それによって試料の断層像が求められる（特許文献１、２参照）。
The CT method is widely used in the medical field, the field of nondestructive measurement, and the like, and a rotate / rotate (RR) system, a stationary / rotate (SR) system, and the like are known.
In the CT method, a light source is disposed on one side of a sample from which a tomographic image is to be obtained, and a detector for detecting radiation from the light source is disposed on the opposite side of the light source with respect to the sample. The instrument can be rotated together around the sample, or the sample can be rotated relative to the light source and detector pair. Alternatively, a large number of detectors are arranged circumferentially so as to surround the sample, a light source is arranged between the detector and the sample, and the light source is caused to rotate around the sample.
During this rotational movement, the sample is irradiated with radiation from the light source, and the radiation after passing through the sample is detected by the detector, and the radiation intensity data, i.e., the projected image of the sample, is obtained at a certain rotation angle. To be acquired. Then, CT reconstruction calculation is executed based on the acquired data, thereby obtaining a tomographic image of the sample (see Patent Documents 1 and 2).
すなわち、従来のＣＴ法においては、必ず、試料、または光源、または光源および検出器の対を回転運動させて、一定角度毎に試料の撮影データを取得しなければならず、このため、従来のＣＴ装置には、必ず、試料、または光源、または光源および試料を回転させるための回転駆動機構が備えられていた。
しかしながら、回転駆動機構は一般に高価であり、特に、正確な断層像を得るためには動作精度の高い回転駆動機構が要求されることから、ＣＴ装置は高価なものとなっていた。さらには、大きな試料の場合には、それ自体を回転させることが難しく、また、光源や検出器を回転させるにしても、かなり大掛かりな構成とならざるを得ず、実際上、試料の断層像を得ることはできなかった。
That is, in the conventional CT method, the sample or the light source, or the pair of the light source and the detector must be rotated to acquire the photographing data of the sample at a certain angle. The CT apparatus always includes a sample or a light source, or a rotation drive mechanism for rotating the light source and the sample.
However, the rotational drive mechanism is generally expensive, and in particular, a CT apparatus is expensive because a rotational drive mechanism with high operational accuracy is required to obtain an accurate tomographic image. Furthermore, in the case of a large sample, it is difficult to rotate the sample itself, and even if the light source or the detector is rotated, the structure must be quite large. Could not get.
したがって、本発明の課題は、回転駆動機構を用いることなく試料の断層像が得られるようなＣＴ法およびＣＴ装置を提供することにある。 Therefore, an object of the present invention is to provide a CT method and a CT apparatus that can obtain a tomographic image of a sample without using a rotational drive mechanism.
上記課題を解決するため、第１発明は、試料の一方の側に実質上点状の光源を配置するとともに、前記試料に対して前記光源の反対側に前記光源からの放射線を検出する検出器を配置し、前記光源および前記検出器の相対的な位置関係を保持したまま、前記光源および前記検出器の対と前記試料とを相対的に平行移動させつつ、前記光源から放射線を前記試料に照射し、前記試料を通過後の放射線を前記検出器によって検出し、前記検出器によって検出した放射線の強度データをシノグラムデータに変換し、前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、前記試料の断層像を構成することを特徴とするＣＴ法を構成したものである。 In order to solve the above-described problem, the first invention is a detector that disposes a substantially point light source on one side of a sample and detects radiation from the light source on the opposite side of the light source with respect to the sample. While maintaining the relative positional relationship between the light source and the detector, the pair of the light source and the detector and the sample are relatively translated, and radiation is emitted from the light source to the sample. Irradiating, detecting the radiation after passing through the sample by the detector, converting the intensity data of the radiation detected by the detector into sinogram data, performing CT reconstruction calculation based on the sinogram data, The CT method is characterized in that it forms a tomographic image of the sample.
上記課題を解決するため、また、第２発明は、試料の一方の側に実質上点状の光源を配置するとともに、前記試料に対して前記光源の反対側に前記光源からの放射線を検出する検出器を配置し、前記検出器および前記試料の相対的な位置関係を保持したまま、前記検出器および前記試料の対と前記光源とを相対的に平行移動させつつ、前記光源から放射線を前記試料に照射し、前記試料を通過後の放射線を前記検出器によって検出し、前記検出器によって検出した放射線の強度データをシノグラムデータに変換し、前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、前記試料の断層像を構成することを特徴とするＣＴ法を構成したものである。 In order to solve the above-mentioned problem, the second invention arranges a substantially point light source on one side of the sample and detects radiation from the light source on the opposite side of the light source with respect to the sample. A detector is disposed, and while the relative positional relationship between the detector and the sample is maintained, the detector and the sample pair and the light source are relatively translated, and radiation is emitted from the light source. The sample is irradiated with radiation, and the radiation after passing through the sample is detected by the detector. The intensity data of the radiation detected by the detector is converted into sinogram data, and CT reconstruction calculation is performed based on the sinogram data. And a CT method characterized in that a tomographic image of the sample is constructed.
第１および第２の発明の構成において、前記平行移動を、１の方向に沿った直線運動とこれに対して垂直な方向に沿った直線運動の組み合わせとして行うことが好ましい。また、複数の前記光源を互いに間隔をあけて１直線上に配列するとともに、各光源に対応する前記検出器のそれぞれを１直線上に配列し、前記光源の列および前記検出器の列をそれぞれ一体的に移動させるようにし、前記平行移動を、前記光源の列に対して垂直な方向に沿った直線運動として行うことが好ましい。 In the configurations of the first and second inventions, it is preferable that the parallel movement is performed as a combination of a linear motion along one direction and a linear motion along a direction perpendicular thereto. A plurality of the light sources are arranged on a straight line at intervals, and the detectors corresponding to the light sources are arranged on a straight line, and the light source column and the detector column are respectively arranged. It is preferable that the movement is performed integrally, and the parallel movement is performed as a linear motion along a direction perpendicular to the row of light sources.
第１および第２の発明の構成において、また好ましくは、前記検出器の検出領域は、前記光源からの距離が遠ざかるにつれて、その検出感度が高くなるようになっており、また、前記検出器の検出領域は、放射線の強度を減衰させるための減衰板によって覆われており、前記減衰板は、前記光源からの距離が遠ざかるにつれて、その厚さが薄くなるように形成されている。
また好ましくは、前記光源は、Ｘ線および可視光および赤外線および紫外線および電波および中性子線およびγ線および電子線のうちのいずれか１つを照射するようになっている。
In the configurations of the first and second inventions, and preferably, the detection area of the detector has a higher detection sensitivity as the distance from the light source increases. The detection region is covered with an attenuation plate for attenuating the intensity of radiation, and the attenuation plate is formed so that the thickness thereof becomes thinner as the distance from the light source increases.
Preferably, the light source emits any one of X-rays, visible light, infrared rays, ultraviolet rays, radio waves, neutron rays, γ rays, and electron beams.
また上記課題を解決するため、第３発明は、実質上点状の光源と、前記光源を支持する第１の支持手段と、前記光源から間隔をあけた位置に配置され、前記光源から照射される放射線を検出する検出器と、前記検出器を支持する第２の支持手段と、試料を支持して、前記光源および前記検出器の間に形成される放射線検出エリアを通って平行移動させる試料移動手段と、前記試料が前記試料移動手段によって前記放射線検出エリア内を通過する間に、前記検出器によって検出された前記試料通過後の放射線の強度データをシノグラムデータに変換するデータ変換部と、前記データ変換部によって変換された前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、前記試料の断層像を構成する断層像構成部と、前記断層像構成部によって構成された断層像を表示するディスプレイ部と、を備えていることを特徴とするＣＴ装置を構成したものである。 In order to solve the above-mentioned problem, the third invention is arranged at a position spaced apart from the light source, a substantially point-like light source, first support means for supporting the light source, and irradiated from the light source. A detector for detecting radiation, second support means for supporting the detector, and a sample that supports the sample and is translated through a radiation detection area formed between the light source and the detector. A data converter for converting intensity data of the radiation after passing through the sample detected by the detector into sinogram data while the sample passes through the radiation detection area by the sample moving means; A CT reconstruction operation based on the sinogram data converted by the data conversion unit, and a tomographic image forming unit that forms a tomographic image of the sample; and the tomographic image forming unit It is obtained by constituting the CT apparatus according to claim which includes a display unit for displaying a tomogram, a.
上記課題を解決するため、また、第４発明は、試料を支持する試料支持手段と、実質上点状の光源と、前記光源から間隔をあけて配置され、前記光源から照射される放射線を検出する検出器と、前記光源および前記検出器を支持し、これらを一体的に平行移動させ、これらの間に形成される放射線検出エリアが前記試料を通過するようにせしめる光源／検出器移動手段と、前記放射線検出エリアが前記試料を通過する間に、前記検出器によって検出された前記試料通過後の放射線の強度データをシノグラムデータに変換するデータ変換部と、前記データ変換部によって変換された前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、前記試料の断層像を構成する断層像構成部と、前記断層像構成部によって構成された断層像を表示するディスプレイ部と、を備えていることを特徴とするＣＴ装置を構成したものである。 In order to solve the above-mentioned problem, the fourth invention is arranged to detect the radiation irradiated from the light source, the sample support means for supporting the sample, the substantially point-like light source, and the light source arranged at a distance from the light source. And a light source / detector moving means that supports the light source and the detector, translates them integrally, and allows a radiation detection area formed between them to pass through the sample. A data conversion unit that converts intensity data of the radiation after passing through the sample detected by the detector into sinogram data while the radiation detection area passes through the sample, and converted by the data conversion unit A CT reconstruction operation is performed based on the sinogram data, and a tomographic image forming unit that forms a tomographic image of the sample and a tomographic image formed by the tomographic image forming unit are displayed. It is obtained by constituting the CT apparatus according to claim which comprises a spray unit.
上記課題を解決するため、また、第５発明は、試料を支持する試料支持手段と、試料の一方の側に配置された実質上点状の光源と、試料に対して前記光源の反対側に配置され、前記光源から照射される放射線を検出する検出器と、前記検出器を支持する検出器支持手段と、前記光源を支持して、試料に対して平行移動させる光源移動手段と、前記光源が平行移動する間に、前記検出器によって検出された試料通過後の放射線の強度データをシノグラムデータに変換するデータ変換部と、前記データ変換部によって変換された前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、試料の断層像を構成する断層像構成部と、前記断層像構成部によって構成された断層像を表示するディスプレイ部と、を備えていることを特徴とするＣＴ装置を構成したものである。 In order to solve the above-mentioned problem, the fifth invention is a sample support means for supporting a sample, a substantially point light source disposed on one side of the sample, and a sample opposite to the light source with respect to the sample. A detector arranged to detect radiation emitted from the light source; detector support means for supporting the detector; light source moving means for supporting the light source and moving it parallel to the sample; and the light source Is converted into sinogram data by the radiation intensity data after passing through the sample detected by the detector, and CT based on the sinogram data converted by the data converter A CT apparatus comprising: a tomographic image forming unit configured to perform a reconstruction operation and forming a tomographic image of a sample; and a display unit displaying a tomographic image formed by the tomographic image forming unit. Are those that form.
また上記課題を解決するため、第６発明は、実質上点状の光源と、前記光源を支持する光源支持手段と、前記光源から間隔をあけて配置され、前記光源から照射される放射線を検出する検出器と、前記検出器を支持するとともに、試料を前記検出器の検出領域に対向させて支持して、前記検出器および試料を前記光源に対して平行移動させる検出器／試料移動手段と、前記検出器および前記試料が平行移動せしめられる間に、前記検出器によって検出された試料通過後の放射線の強度データをシノグラムデータに変換するデータ変換部と、前記データ変換部によって変換された前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、前記試料の断層像を構成する断層像構成部と、前記断層像構成部によって構成された断層像を表示するディスプレイ部と、を備えていることを特徴とするＣＴ装置を構成したものである。 In order to solve the above-mentioned problem, the sixth invention is a substantially point light source, a light source support means for supporting the light source, and spaced from the light source to detect radiation emitted from the light source. And a detector / sample moving means for supporting the detector and supporting the sample so as to oppose the detection region of the detector and moving the detector and the sample in parallel with respect to the light source. While the detector and the sample are moved in parallel, the data conversion unit converts the intensity data of the radiation after passing through the sample detected by the detector into sinogram data, and is converted by the data conversion unit A CT reconstruction calculation is performed based on the sinogram data, and a tomographic image forming unit constituting the tomographic image of the sample and a tomographic image formed by the tomographic image forming unit are displayed. Is obtained by constituting the CT apparatus characterized in that it comprises a play unit.
第３〜第６発明の構成において、好ましくは、前記平行移動は、１の方向に沿った直線運動とこれに対して垂直な方向に沿った直線運動の組み合わせからなっている。また好ましくは、複数の前記光源が互いに間隔をあけて１直線上に配列されるとともに、各光源に対応する前記検出器がそれぞれ１直線上に配列されており、前記光源の列および前記検出器の列はそれぞれ一体的に移動せしめられるようになっており、前記平行移動は、前記光源の列に対して垂直な方向に沿った直線運動からなっている。 In the third to sixth aspects of the invention, preferably, the parallel movement is a combination of a linear motion along one direction and a linear motion along a direction perpendicular thereto. Preferably, a plurality of the light sources are arranged on a straight line with a space therebetween, and the detectors corresponding to the light sources are arranged on a straight line, respectively. The parallel movements are linear movements along a direction perpendicular to the light source lines.
また好ましくは、前記検出器の検出領域は、前記光源からの距離が遠ざかるにつれて、その検出感度が高くなるようになっており、また、前記検出器の検出領域は、放射線の強度を減衰させるための減衰板によって覆われており、前記減衰板は、前記光源からの距離が遠ざかるにつれて、その厚さが薄くなるように形成されている。
さらに好ましくは、前記光源は、Ｘ線および可視光および赤外線および紫外線および電波および中性子線およびγ線および電子線のうちのいずれか１つを照射するようになっている。
Preferably, the detection area of the detector has a higher detection sensitivity as the distance from the light source increases, and the detection area of the detector attenuates the intensity of radiation. The attenuation plate is formed such that its thickness decreases as the distance from the light source increases.
More preferably, the light source emits any one of X-rays, visible light, infrared rays, ultraviolet rays, radio waves, neutron rays, γ rays, and electron beams.
本発明によれば、光源および検出器の対と試料とを相対的に平行移動させ、あるいは、検出器および試料の対と光源とを相対的に平行移動させることによって、試料の断層像を得るようにしているので、高価な回転駆動機構は不要であり、ＣＴ装置の製造コストを従来よりも大幅に低減することができる。また、平行移動機構とすることによって、回転駆動機構より動作精度を上げることができ、より精度の高い断層像が得られる。さらには、試料を回転させ、あるいは、光源および検出器を試料のまわりに回転させる必要がないので、回転させることが難しい巨大な試料の断層像を得ることが可能となる。 According to the present invention, a tomographic image of a sample is obtained by relatively translating the light source and detector pair and the sample or by relatively translating the detector and sample pair and the light source. Thus, an expensive rotational drive mechanism is unnecessary, and the manufacturing cost of the CT apparatus can be greatly reduced as compared with the conventional case. In addition, by using the parallel movement mechanism, it is possible to improve the operation accuracy as compared with the rotation drive mechanism, and a tomogram with higher accuracy can be obtained. Furthermore, since it is not necessary to rotate the sample, or to rotate the light source and the detector around the sample, it is possible to obtain a tomographic image of a huge sample that is difficult to rotate.
以下、添付図面を参照して本発明の好ましい実施例について説明する。図１は、本発明の１実施例によるＣＴ法の構成を示すフロー図である。図１を参照して、本発明のＣＴ法においては、まず最初、試料の一方の側に実質上点状の光源を配置するとともに、試料に対して光源の反対側に光源からの放射線を検出する検出器を配置する（図１のステップＳ１）。光源は、Ｘ線および可視光および赤外線および紫外線および電波および中性子線およびγ線および電子線のうちのいずれか１つを照射するようになっている。 Hereinafter, preferred embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 is a flowchart showing the configuration of a CT method according to one embodiment of the present invention. Referring to FIG. 1, in the CT method of the present invention, first, a substantially point-like light source is disposed on one side of a sample, and radiation from the light source is detected on the opposite side of the light source with respect to the sample. The detector to be arranged is arranged (step S1 in FIG. 1). The light source emits any one of X-rays, visible light, infrared rays, ultraviolet rays, radio waves, neutron rays, γ rays, and electron beams.
次に、光源および検出器の相対的な位置関係を保持したまま、光源および検出器の対と試料とを相対的に平行移動し、その間に、光源から放射線を試料に照射し、試料を通過後の放射線を検出器によって検出する（図１のステップＳ２）。この場合、平行移動を、１の方向に沿った直線運動とこれに対して垂直な方向に沿った直線運動の組み合わせとして行うことが好ましい。あるいは、複数の光源を互いに間隔をあけて１直線上に配列するとともに、各光源に対応する検出器のそれぞれを１直線上に配列し、光源の列および検出器の列をそれぞれ一体的に移動させるようにし、平行移動を、光源の列に対して垂直な方向に沿った直線運動として行うことが好ましい。この構成によれば、一定の幅をもつ試料に対して、その長さ方向にスキャンを１回行うだけで、当該試料の断層像を得ることができる。 Next, while maintaining the relative positional relationship between the light source and the detector, the pair of the light source and detector and the sample are relatively translated, while the sample is irradiated with radiation from the light source and passes through the sample. The subsequent radiation is detected by the detector (step S2 in FIG. 1). In this case, it is preferable that the parallel movement is performed as a combination of a linear motion along one direction and a linear motion along a direction perpendicular thereto. Alternatively, a plurality of light sources are arranged on a straight line spaced apart from each other, and detectors corresponding to the respective light sources are arranged on a straight line, and the light source row and the detector row are moved together. The translation is preferably performed as a linear motion along a direction perpendicular to the row of light sources. According to this configuration, it is possible to obtain a tomographic image of a sample having a certain width only by scanning once in the length direction.
そして、検出器によって検出した放射線の強度データをシノグラムデータに変換し（図１のステップＳ３）、シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、試料の断層像を構成する（図１のステップＳ４）。 Then, the radiation intensity data detected by the detector is converted into sinogram data (step S3 in FIG. 1), and CT reconstruction calculation is performed based on the sinogram data to construct a tomographic image of the sample (in FIG. 1). Step S4).
図２は、本発明の別の実施例によるＣＴ法の構成を示すフロー図である。この実施例は、図１の実施例が光源および検出器の対と試料とを相対的に平行移動させるのに対し、検出器および試料の対と光源とを相対的に平行移動させる点が異なっている。この実施例においては、図２に示されるように、まず最初、試料の一方の側に実質上点状の光源を配置するとともに、試料に対して光源の反対側に光源からの放射線を検出する検出器を配置する（図２のステップＳ１０）。 FIG. 2 is a flowchart showing the configuration of the CT method according to another embodiment of the present invention. This embodiment differs in that the embodiment of FIG. 1 relatively translates the light source and detector pair and the sample, but relatively translates the detector and sample pair and the light source. ing. In this embodiment, as shown in FIG. 2, a substantially point-like light source is first arranged on one side of the sample, and radiation from the light source is detected on the opposite side of the light source with respect to the sample. A detector is arranged (step S10 in FIG. 2).
そして、検出器および試料の相対的な位置関係を保持したまま、検出器および試料の対と光源とを相対的に平行移動させ、この間に、光源から放射線を試料に照射し、試料を通過後の放射線を検出器によって検出する（図２のステップＳ１１）。さらに、検出器によって検出した放射線の強度データをシノグラムデータに変換し（図２のステップＳ１２）、シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、試料の断層像を構成する（図２のステップＳ１３）。 Then, while maintaining the relative positional relationship between the detector and the sample, the pair of the detector and the sample and the light source are relatively translated, and during this time, the sample is irradiated with radiation from the light source and passed through the sample. Is detected by the detector (step S11 in FIG. 2). Further, radiation intensity data detected by the detector is converted into sinogram data (step S12 in FIG. 2), and CT reconstruction calculation is performed based on the sinogram data to construct a tomographic image of the sample (in FIG. 2). Step S13).
次に、本発明によるＣＴ法の原理について説明する。図３は、本発明のＣＴ法を説明する概念図であり、図３では、図１に示される実施例において、光源および検出器（説明を簡単にするため、検出器は１次元的なものとする。）の対が静止し、これに対して試料が直線運動（平行移動）する場合を想定している。 Next, the principle of the CT method according to the present invention will be described. 3 is a conceptual diagram for explaining the CT method of the present invention. In FIG. 3, in the embodiment shown in FIG. 1, a light source and a detector (for the sake of simplicity, the detector is one-dimensional). )) Is stationary, and the sample is assumed to move linearly (translate).
図３（Ａ）は、試料が、光源および検出器の間に形成される放射線検出エリアに進入する直前の状態を示した図である。図３（Ａ）において、Ｓは光源であり、Ｄは検出器であり、Ｇは試料であり、Ａは、光源Ｓおよび検出器Ｄの間に形成される放射線検出エリアである。この場合、光源Ｓは、検出器Ｄの中心Ｃに対向して配置される。また、ｘ−ｚ座標系が設けられ、座標原点Ｏが、検出器Ｄの中心Ｃと光源Ｓを結ぶ線分の中点に位置し、この線分に沿ってｚ軸がのび、検出器Ｄに平行にｘ軸がのびるように設定される。なお、Ｒは試料Ｇの中心であり、Ｓｘは中心Ｒの座標原点Ｏからのｘ軸方向の距離である。そして、試料Ｇがｘ軸に沿って直線運動せしめられ、試料Ｇが放射線検出エリアＡに進入した後、同エリアＡの外に脱出する（図３（Ｃ）参照）までの間、試料Ｇを通過後の放射線が検出器Ｄによって検出される。 FIG. 3A shows a state immediately before the sample enters the radiation detection area formed between the light source and the detector. In FIG. 3 (A), S is a light source, D is a detector, G is a sample, and A is a radiation detection area formed between the light source S and the detector D. In this case, the light source S is disposed to face the center C of the detector D. Also, an xz coordinate system is provided, the coordinate origin O is located at the midpoint of the line segment connecting the center C of the detector D and the light source S, and the z-axis extends along this line segment. Is set so that the x-axis extends parallel to Note that R is the center of the sample G, and S x is the distance in the x-axis direction from the coordinate origin O of the center R. Then, the sample G is linearly moved along the x-axis, and after the sample G enters the radiation detection area A, it escapes out of the area A (see FIG. 3C). The radiation after passing is detected by the detector D.
図３（Ｂ）は、試料Ｇが放射線検出エリアＡ内を通過している状態を示した図である。図３（Ｂ）において、光源Ｓは、ｘ軸からＬＳの距離にあり、検出器Ｄは光源ＳからＬＤの距離にある。試料Ｇの中心Ｒは座標原点Ｏの位置にあるのでＳｘ＝０である。試料Ｇが放射線検出エリアＡ内を通過するとき、検出器Ｄの中心Ｃから距離ＸＤ離れた検出位置において、放射線の強度はＰ（ＸＤ，Ｓｘ）となる。 FIG. 3B is a diagram showing a state in which the sample G passes through the radiation detection area A. In FIG. 3B, the light source S is at a distance L S from the x axis, and the detector D is at a distance L D from the light source S. Since the center R of the sample G is at the position of the coordinate origin O, S x = 0. When the sample G passes through the radiation detection area A, the detection position away distance X D from the center C of the detector D, the intensity of the radiation will be P (X D, S x) .
そして、変換式
θ＝ｔａｎ−１（ＸＤ／ＬＤ） （１）
ρ＝［Ｓｘ＋ＬＳ×（ＸＤ／ＬＤ）］ｃｏｓθ
（２）
を用いて、強度データＰ（ＸＤ，Ｓｘ）が、シノグラムデータＰ（ρ，θ）に変換される（ここに、θは放射線の方向を表し、ρは、放射線と座標原点Ｏとの距離を表す）。
And the conversion equation θ = tan −1 (X D / L D ) (1)
ρ = [S x + L S × (X D / L D )] cos θ
(2)
Is used to convert the intensity data P (X D , S x ) into sinogram data P (ρ, θ) (where θ represents the direction of the radiation, and ρ represents the radiation and the coordinate origin O and Represents the distance).
シノグラムデータから断層像を再構成する方法としては、公知の方法であるＦｉｌｔｅｒｅｄ Ｂａｃｋ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ（ＦＢＰ）法［参考文献：「画像処理アルゴリズム」斎藤恒雄著、近代科学社（１９９３）］等が使用され得る。以下、ＦＢＰ法による断層像の再構成過程を説明する。 As a method for reconstructing a tomographic image from sinogram data, a well-known method such as the filtered back projection (FBP) method [reference: “image processing algorithm” written by Tsuneo Saito, Modern Science Co., Ltd. (1993)] is used. obtain. Hereinafter, a process for reconstructing a tomographic image by the FBP method will be described.
シノグラムをＳ（ρ，θ）とし、断層像Ｆ（ｘ，ｙ）を計算する。ＦＢＰ法によれば、Ｆ（ｘ，ｙ）は、フィルタ済みシノグラムＱ（ρ，θ）を経由して以下のように計算される。
Ｑ（ρ，θ）＝∫Ｓ（ρ０，θ）Ｈ（ρ−ρ０，θ）ｄρ０ （３）
Ｆ（ｘ，ｙ）＝∫Ｑ（ｘｃｏｓθ+ｙｓｉｎθ，θ）ｄθ （４）
ここに、Ｈ（ρ，θ）は、投影データの補正のためのフィルタ関数であり、フィルタ関数としては、例えば、Ｒａｍａｃｈａｎｄｒａｎ Ｌａｋｓｈｍｉｎａｒａｙａｎａｎ関数、Ｓｈｅｐｐ−Ｌｏｇａｎ関数等がこれまでに提案されている。
この場合、一般に、Ｑ（ρ，θ）が計算された後、断面像中の座標（ｘ，ｙ）のそれぞれに対してθに関する積分が実行され、断面像Ｆ（ｘ，ｙ）が求められる。
A tomogram F (x, y) is calculated with a sinogram as S (ρ, θ). According to the FBP method, F (x, y) is calculated as follows via the filtered sinogram Q (ρ, θ).
Q (ρ, θ) = ∫S (ρ 0 , θ) H (ρ−ρ 0 , θ) dρ 0 (3)
F (x, y) = ∫Q (x cos θ + ysin θ, θ) dθ (4)
Here, H (ρ, θ) is a filter function for correcting the projection data. As the filter function, for example, the Ramachandan Lakshminarayan function, the Shepp-Logan function, and the like have been proposed.
In this case, generally, after Q (ρ, θ) is calculated, integration with respect to θ is performed on each of the coordinates (x, y) in the cross-sectional image, and the cross-sectional image F (x, y) is obtained. .
こうして、試料Ｇが直線運動しつつ放射線検出エリアＡを通過する間に、試料の投影像が移動距離の関数として得られ、この移動距離の関数として得られた投影像がシノグラムに変換された後、このシノグラムから公知のＣＴ再構成演算法によって、試料Ｇの断層像が得られる。 Thus, while the sample G passes through the radiation detection area A while moving linearly, a projected image of the sample is obtained as a function of the moving distance, and the projected image obtained as a function of the moving distance is converted into a sinogram. A tomographic image of the sample G is obtained from this sinogram by a known CT reconstruction calculation method.
図６〜図９は、本発明によるＣＴ法の模擬実験の結果得られたデータを示したものである。図６は、光源としてＸ線源を使用し、平行移動を行うことによって得られた試料の投影像（強度データＰ（ＸＤ，Ｓｘ））を示したものであり、図７は、図６の強度データＰ（ＸＤ，Ｓｘ）からの変換により得られたシノグラムＳ（ρ，θ）を示したものである。また、図８は、図７のシノグラムからＣＴ再構成演算によって得られた断層像を示したものである。図９は、従来のＣＴ法によって得られた同一の試料の断層像を示したものである。図８と図９との比較から明らかなように、本発明によるＣＴ法においても、従来のＣＴ法と同様の断層像が得られる。 6 to 9 show data obtained as a result of a simulation experiment of the CT method according to the present invention. FIG. 6 shows a projection image (intensity data P (X D , S x )) of a sample obtained by performing parallel movement using an X-ray source as a light source, and FIG. 6 shows a sinogram S (ρ, θ) obtained by conversion from intensity data P (X D , S x ). FIG. 8 shows a tomographic image obtained by CT reconstruction calculation from the sinogram of FIG. FIG. 9 shows a tomographic image of the same sample obtained by the conventional CT method. As is clear from the comparison between FIG. 8 and FIG. 9, the CT method according to the present invention can obtain a tomographic image similar to the conventional CT method.
本発明のＣＴ法においては、放射線検出エリアの端にいくほど、光源からの距離が長くなって単位面積当たりの光量が減少し、また、試料に入射する放射線の角度が大きくなって、放射線の試料を通過する距離が長くなる。その結果、試料の投影像の両端部で輝度が低くなる。そして、取得される投影像の輝度を均一にするため、好ましくは、検出器の検出領域は、光源からの距離が遠ざかるにつれて、その検出感度が高くなるようになっており、また、検出器の検出領域は、放射線の強度を減衰させるための減衰板によって覆われており、減衰板は、光源からの距離が遠ざかるにつれて、その厚さが薄くなるように形成されている。 In the CT method of the present invention, the distance from the light source increases as the distance from the radiation detection area increases, and the amount of light per unit area decreases, and the angle of radiation incident on the sample increases, The distance passing through the sample is increased. As a result, the brightness decreases at both ends of the projected image of the sample. In order to make the luminance of the acquired projection image uniform, the detection area of the detector preferably has a higher detection sensitivity as the distance from the light source increases. The detection region is covered with an attenuation plate for attenuating the intensity of the radiation, and the attenuation plate is formed so that its thickness decreases as the distance from the light source increases.
図４は、本発明の１実施例によるＣＴ装置を示した図であり、（Ａ）は平面図、（Ｂ）は（Ａ）の光源側から見た側面図である。図４を参照して、本発明によれば、（図示されない）適当な支持手段よって支持された実質上点状の光源１と、光源１から間隔をあけた位置に（図示されない）適当な支持手段によって支持され、光源１から照射される放射線を検出する検出器２とが備えられる。光源１は、Ｘ線および可視光および赤外線および紫外線および電波および中性子線およびγ線および電子線のうちのいずれか１つを照射するようになっている。 4A and 4B are diagrams showing a CT apparatus according to one embodiment of the present invention, in which FIG. 4A is a plan view and FIG. 4B is a side view as viewed from the light source side of FIG. Referring to FIG. 4, in accordance with the present invention, a substantially point light source 1 supported by suitable support means (not shown) and a suitable support (not shown) spaced from the light source 1. And a detector 2 that is supported by the means and detects radiation emitted from the light source 1. The light source 1 emits any one of X-rays, visible light, infrared rays, ultraviolet rays, radio waves, neutron rays, γ rays, and electron beams.
また、本発明によれば、試料３を支持して、光源１および検出器２の間に形成される放射線検出エリア５を通って平行移動させる試料移動手段４が備えられる。試料移動手段４は、この実施例では、ベルトコンベヤからなっている。
図４から明らかなように、この実施例では、光源１および検出器２は、ベルトコンベヤ４の搬送路の中間において、搬送路の両側に対向して配置され、放射線検出エリア５が搬送路上に形成されて、ベルトコンベヤ４上を搬送される試料３が放射線検出エリア５を確実に通過し得るようになっている。この場合、検出器２は、光源１による放射線照射領域に対応する広さの検出領域を有していることが好ましい。
In addition, according to the present invention, the sample moving means 4 that supports the sample 3 and moves it in parallel through the radiation detection area 5 formed between the light source 1 and the detector 2 is provided. The sample moving means 4 is a belt conveyor in this embodiment.
As apparent from FIG. 4, in this embodiment, the light source 1 and the detector 2 are arranged opposite to both sides of the conveyance path in the middle of the conveyance path of the belt conveyor 4, and the radiation detection area 5 is on the conveyance path. The sample 3 formed and conveyed on the belt conveyor 4 can pass through the radiation detection area 5 reliably. In this case, the detector 2 preferably has a detection area having a width corresponding to the radiation irradiation area by the light source 1.
本発明によれば、さらに、ベルトコンベヤ４上を搬送される試料３が放射線検出エリア５内を通過する間に、検出器２によって検出された試料通過後の放射線の強度データをシノグラムデータに変換するデータ変換部６と、データ変換部６によって変換されたシノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、試料３の断層像を構成する断層像構成部７と、断層像構成部７によって構成された断層像を表示するディスプレイ部８とが備えられる。
データ変換部６によるデータ変換、および断層増構成部７によるＣＴ再構成演算は、上述した本発明のＣＴ法の場合と同様の方法によって実行される。
Further, according to the present invention, the intensity data of the radiation after passing through the sample detected by the detector 2 while the sample 3 conveyed on the belt conveyor 4 passes through the radiation detection area 5 is converted into sinogram data. A data conversion unit 6 to convert, a CT reconstruction calculation based on the sinogram data converted by the data conversion unit 6, and a tomographic image configuration unit 7 that forms a tomographic image of the sample 3, and a tomographic image configuration unit 7 And a display unit 8 for displaying the configured tomographic image.
Data conversion by the data conversion unit 6 and CT reconstruction calculation by the tomographic augmentation configuration unit 7 are executed by the same method as in the CT method of the present invention described above.
こうして、この実施例によれば、試料３がベルトコンベヤ４上を搬送されて放射線検出エリア５内を通過する間に得られた投影像がシノグラムに変換され、このシノグラムからＣＴ再構成演算法によって試料３の断層像が得られ、ディスプレイ部８に表示される。
この実施例は、空港等における持ち物検査等のセキュリティチェックの分野において特に有効である。空港等での持ち物検査においては、年々爆発物が多様化しその検知が難しくなっているため、Ｘ線による透視だけでなく、三次元画像による検査が望まれている。この実施例では、非検査物（試料）をベルトコンベアによって搬送しながら検出器および光源の間を通過させることで、非検査物の断層像が得られ、よって、大量の非検査物を迅速かつ正確に検査することが可能となる。
Thus, according to this embodiment, the projection image obtained while the sample 3 is transported on the belt conveyor 4 and passes through the radiation detection area 5 is converted into a sinogram, and this sinogram is converted into a CT reconstruction calculation method. A tomographic image of the sample 3 is obtained and displayed on the display unit 8.
This embodiment is particularly effective in the field of security checks such as inventory inspection at airports. In the inspection of belongings at airports and the like, explosives are diversifying year by year and it is difficult to detect them. Therefore, not only X-ray fluoroscopy but also three-dimensional image inspection is desired. In this embodiment, a non-inspection object (sample) is passed between a detector and a light source while being conveyed by a belt conveyor, so that a tomographic image of the non-inspection object can be obtained. It is possible to accurately inspect.
また、この実施例を機械部品等の製品検査に適用することもできる。従来の三次元画像検査では、サンプリング検査しか行えなかったが、本発明では、オートメーション化された生産ラインに検出器と光源を配置するだけで、全品検査が可能となる。 This embodiment can also be applied to product inspection of machine parts and the like. In conventional three-dimensional image inspection, only sampling inspection can be performed, but in the present invention, all products can be inspected only by arranging a detector and a light source in an automated production line.
図５は、本発明の別の実施例によるＣＴ装置の概略構成を示した側面図である。図５の実施例は、図４の実施例と比べて、後者において、試料が光源および検出器に対して平行移動せしめられるのに対し、前者においては、光源が試料および検出器に対して平行移動せしめられる点で相違している。したがって、図５中、図４と同じ構成要素には同一番号を付して詳細な説明を省略する。 FIG. 5 is a side view showing a schematic configuration of a CT apparatus according to another embodiment of the present invention. In the embodiment of FIG. 5, the sample is translated relative to the light source and the detector in the latter as compared to the embodiment of FIG. 4, whereas in the former, the light source is parallel to the sample and the detector. It is different in that it can be moved. Therefore, in FIG. 5, the same components as those in FIG.
図５を参照して、本発明によれば、試料３’を支持する試料支持手段１０と、試料３’の一方の側に配置された実質上点状の光源１とが備えられる。この実施例では、試料３’は人体からなっており、試料支持手段１０はベッドからなっている。試料３’に対して光源１の反対側、この実施例では、ベッド１０の上面には、光源１から照射される放射線を検出する検出器２’が備えられる。検出器２’は、ベッド１０の上面に組み込まれ、これに支持されている。検出器２’の検出領域は二次元的に広がっていて、ベッド１０の上面とほぼ同じ面積を有している。 Referring to FIG. 5, according to the present invention, a sample support means 10 for supporting a sample 3 'and a substantially spot-like light source 1 arranged on one side of the sample 3' are provided. In this embodiment, the sample 3 'is a human body, and the sample support means 10 is a bed. A detector 2 ′ for detecting radiation emitted from the light source 1 is provided on the opposite side of the light source 1 with respect to the sample 3 ′, in this embodiment, on the upper surface of the bed 10. The detector 2 ′ is incorporated in and supported by the upper surface of the bed 10. The detection area of the detector 2 ′ extends two-dimensionally and has almost the same area as the upper surface of the bed 10.
光源１は、適当な光源移動手段９によって支持され、人体３’の身長方向に沿って、人体３’に対して平行移動可能になっている。
さらに、光源１が平行移動する間に、検出器２’によって検出された試料通過後の放射線の強度データをシノグラムデータに変換するデータ変換部６と、データ変換部６によって変換されたシノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、試料３’の断層像を構成する断層像構成部７と、断層像構成部７によって構成された断層像を表示するディスプレイ部８が備えられる。
The light source 1 is supported by a suitable light source moving means 9 and can be translated with respect to the human body 3 ′ along the height direction of the human body 3 ′.
Furthermore, while the light source 1 moves in parallel, the data converter 6 that converts the intensity data of the radiation after passing through the sample detected by the detector 2 ′ into sinogram data, and the sinogram converted by the data converter 6. A CT reconstruction calculation is performed based on the data, and a tomographic image forming unit 7 that forms a tomographic image of the sample 3 ′ and a display unit 8 that displays the tomographic image formed by the tomographic image forming unit 7 are provided.
こうして、この実施例によれば、ベッド１０に患者を横たえて、光源１によるスキャンが行われ、それによって、患者の断層像が得られる。この場合、従来のＣＴ装置のように、光源を患者の身長方向に移動させつつ患者のまわりを回転させながら放射線を照射することがなく、よって、不必要な部位の測定は行われず、被爆量を低減することができる。また、目など被爆の影響が出やすい部位を避けて測定を行うこともできる。 Thus, according to this embodiment, the patient is laid on the bed 10 and scanning with the light source 1 is performed, whereby a tomographic image of the patient is obtained. In this case, unlike the conventional CT apparatus, the radiation is not irradiated while rotating around the patient while moving the light source in the height direction of the patient. Can be reduced. In addition, measurement can be performed while avoiding a site that is easily affected by exposure such as eyes.
なお、この実施例では、検出器および患者（人体）に対して光源を移動させるようにしているが、静止した患者に対して、光源および検出器を平行移動させる構成とすることもできる。この構成によれば、装置のコストをさらに低減することができ、また、患者を直立させたまま測定することもできる。 In this embodiment, the light source is moved with respect to the detector and the patient (human body). However, the light source and the detector may be moved in parallel with respect to the stationary patient. According to this configuration, the cost of the apparatus can be further reduced, and measurement can be performed while the patient is standing upright.
また、本発明を顕微鏡に応用することができる。Ｘ線顕微鏡については、本発明は、従来の試料回転を伴う全てのＸ線顕微鏡に対して応用可能である。回転操作を伴わないことにより、コストの削減や、試料位置精度の改善などの効果がある。
特別な応用として、走査型電子顕微鏡を応用したＸ線顕微鏡が考えられる。走査型電子顕微鏡において、試料の直前に金属箔を配置（あるいは金属を蒸着）し、電子線をＸ線に変換する。電子線は集光されているため、理想的なＸ線の点光源が得られる。試料の後方に検出器を配置し、透過したＸ線を測定する。電子線を操作することで点光源を移動し、平行移動透過像を得て、CTを行う。走査型電子顕微鏡の集光系を用いるため、Ｘ線の光源の径を小さくすることができ、高い空間分解能が得られる。走査型電子顕微鏡の走査機構を用いるため、平行移動に関して一切の機械的移動機構を伴わず、高い精度を達成できる。
透過型電子顕微鏡においては、照射レンズ系（光源から対物レンズの前方磁場）を調整（設計）することで、仮想点光源を形成することができる。集光位置を電気的に走査することで、機械的操作を伴わず仮想光源の平行移動をおこなうことができ、高い精度を得ることができる。
光学顕微鏡においては、調整された照射レンズ系を用いることで、仮想的な点光源を形成することができる。通常はステージの平行移動機構により、平行移動透過像が得られる。
パルス中性子減を用いて、中性子顕微CTを行うこともできる。
Further, the present invention can be applied to a microscope. For X-ray microscopes, the present invention is applicable to all X-ray microscopes with conventional sample rotation. By not involving rotation operation, there are effects such as cost reduction and improvement of sample position accuracy.
As a special application, an X-ray microscope using a scanning electron microscope can be considered. In a scanning electron microscope, a metal foil is disposed just before a sample (or a metal is deposited), and an electron beam is converted into an X-ray. Since the electron beam is focused, an ideal X-ray point light source can be obtained. A detector is placed behind the sample and the transmitted X-ray is measured. A point light source is moved by manipulating an electron beam to obtain a parallel transmission image, and CT is performed. Since the condensing system of the scanning electron microscope is used, the diameter of the X-ray light source can be reduced, and high spatial resolution can be obtained. Since the scanning mechanism of the scanning electron microscope is used, high accuracy can be achieved without any mechanical movement mechanism for parallel movement.
In a transmission electron microscope, a virtual point light source can be formed by adjusting (designing) an irradiation lens system (from the light source to the front magnetic field of the objective lens). By electrically scanning the condensing position, the virtual light source can be translated without mechanical operation, and high accuracy can be obtained.
In an optical microscope, a virtual point light source can be formed by using an adjusted irradiation lens system. Usually, a translational transmission image is obtained by the translation mechanism of the stage.
Neutron microscopy CT can also be performed using pulsed neutron reduction.
１ 光源
２ 検出器
３ 試料
４ ベルトコンベヤ（試料移動手段）
５ 放射線検出エリア
６ データ変換部
７ 断層像構成部
８ ディスプレイ部
1 Light source 2 Detector 3 Sample 4 Belt conveyor (sample moving means)
5 Radiation detection area 6 Data conversion unit 7 Tomographic image configuration unit 8 Display unit
Claims (16)
前記光源および前記検出器の相対的な位置関係を保持したまま、前記光源および前記検出器の対と前記試料とを相対的に平行移動させつつ、前記光源から放射線を前記試料に照射し、前記試料を通過後の放射線を前記検出器によって検出し、
前記検出器によって検出した放射線の強度データをシノグラムデータに変換し、
前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、前記試料の断層像を構成することを特徴とするＣＴ法。 A substantially point-like light source is disposed on one side of the sample, and a detector for detecting radiation from the light source is disposed on the opposite side of the light source with respect to the sample.
While maintaining the relative positional relationship between the light source and the detector, the sample is irradiated with radiation from the light source while relatively translating the sample with the pair of the light source and the detector, The radiation after passing through the sample is detected by the detector,
Converting intensity data of radiation detected by the detector into sinogram data;
A CT method comprising performing a CT reconstruction calculation based on the sinogram data to construct a tomographic image of the sample.
前記検出器および前記試料の相対的な位置関係を保持したまま、前記検出器および前記試料の対と前記光源とを相対的に平行移動させつつ、前記光源から放射線を前記試料に照射し、前記試料を通過後の放射線を前記検出器によって検出し、
前記検出器によって検出した放射線の強度データをシノグラムデータに変換し、
前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、前記試料の断層像を構成することを特徴とするＣＴ法。 A substantially point-like light source is disposed on one side of the sample, and a detector for detecting radiation from the light source is disposed on the opposite side of the light source with respect to the sample.
While maintaining the relative positional relationship between the detector and the sample, the sample is irradiated with radiation from the light source while the detector and the sample pair and the light source are relatively translated, The radiation after passing through the sample is detected by the detector,
Converting intensity data of radiation detected by the detector into sinogram data;
A CT method comprising performing a CT reconstruction calculation based on the sinogram data to construct a tomographic image of the sample.
前記光源を支持する第１の支持手段と、
前記光源から間隔をあけた位置に配置され、前記光源から照射される放射線を検出する検出器と、
前記検出器を支持する第２の支持手段と、
試料を支持して、前記光源および前記検出器の間に形成される放射線検出エリアを通って平行移動させる試料移動手段と、
前記試料が前記試料移動手段によって前記放射線検出エリア内を通過する間に、前記検出器によって検出された前記試料通過後の放射線の強度データをシノグラムデータに変換するデータ変換部と、
前記データ変換部によって変換された前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、前記試料の断層像を構成する断層像構成部と、
前記断層像構成部によって構成された断層像を表示するディスプレイ部と、を備えていることを特徴とするＣＴ装置。 A substantially point light source;
First support means for supporting the light source;
A detector that is disposed at a position spaced from the light source and detects radiation emitted from the light source;
Second support means for supporting the detector;
Sample moving means for supporting a sample and translating it through a radiation detection area formed between the light source and the detector;
A data converter that converts intensity data of the radiation after passing through the sample detected by the detector into sinogram data while the sample passes through the radiation detection area by the sample moving means;
A tomographic image forming unit configured to perform a CT reconstruction calculation based on the sinogram data converted by the data converting unit to form a tomographic image of the sample;
And a display unit for displaying a tomographic image formed by the tomographic image forming unit.
実質上点状の光源と、
前記光源から間隔をあけて配置され、前記光源から照射される放射線を検出する検出器と、
前記光源および前記検出器を支持し、これらを一体的に平行移動させ、これらの間に形成される放射線検出エリアが前記試料を通過するようにせしめる光源／検出器移動手段と、
前記放射線検出エリアが前記試料を通過する間に、前記検出器によって検出された前記試料通過後の放射線の強度データをシノグラムデータに変換するデータ変換部と、
前記データ変換部によって変換された前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、前記試料の断層像を構成する断層像構成部と、
前記断層像構成部によって構成された断層像を表示するディスプレイ部と、を備えていることを特徴とするＣＴ装置。 Sample support means for supporting the sample;
A substantially point light source;
A detector that is disposed at a distance from the light source and detects radiation emitted from the light source;
A light source / detector moving means that supports the light source and the detector, translates them integrally, and causes a radiation detection area formed between them to pass through the sample;
A data converter that converts intensity data of radiation after passing through the sample detected by the detector into sinogram data while the radiation detection area passes through the sample;
A tomographic image forming unit configured to perform a CT reconstruction calculation based on the sinogram data converted by the data converting unit to form a tomographic image of the sample;
And a display unit for displaying a tomographic image formed by the tomographic image forming unit.
試料の一方の側に配置された実質上点状の光源と、
試料に対して前記光源の反対側に配置され、前記光源から照射される放射線を検出する検出器と、
前記検出器を支持する検出器支持手段と、
前記光源を支持して、試料に対して平行移動させる光源移動手段と、
前記光源が平行移動する間に、前記検出器によって検出された試料通過後の放射線の強度データをシノグラムデータに変換するデータ変換部と、
前記データ変換部によって変換された前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、試料の断層像を構成する断層像構成部と、
前記断層像構成部によって構成された断層像を表示するディスプレイ部と、を備えていることを特徴とするＣＴ装置。 Sample support means for supporting the sample;
A substantially point light source disposed on one side of the sample;
A detector that is disposed on the opposite side of the light source with respect to the sample and detects radiation emitted from the light source;
Detector support means for supporting the detector;
A light source moving means for supporting the light source and moving it parallel to the sample;
A data converter that converts intensity data of radiation after passing through the sample detected by the detector into sinogram data while the light source is translated;
A tomographic image forming unit configured to perform a CT reconstruction calculation based on the sinogram data converted by the data converting unit to form a tomographic image of a sample;
And a display unit for displaying a tomographic image formed by the tomographic image forming unit.
前記光源を支持する光源支持手段と、
前記光源から間隔をあけて配置され、前記光源から照射される放射線を検出する検出器と、
前記検出器を支持するとともに、試料を前記検出器の検出領域に対向させて支持して、前記検出器および試料を前記光源に対して平行移動させる検出器／試料移動手段と、
前記検出器および前記試料が平行移動せしめられる間に、前記検出器によって検出された試料通過後の放射線の強度データをシノグラムデータに変換するデータ変換部と、
前記データ変換部によって変換された前記シノグラムデータに基づいてＣＴ再構成演算を行い、前記試料の断層像を構成する断層像構成部と、
前記断層像構成部によって構成された断層像を表示するディスプレイ部と、を備えていることを特徴とするＣＴ装置。 A substantially point light source;
Light source support means for supporting the light source;
A detector that is disposed at a distance from the light source and detects radiation emitted from the light source;
A detector / sample moving means for supporting the detector and supporting the sample so as to face the detection region of the detector, and for translating the detector and the sample with respect to the light source;
A data conversion unit that converts intensity data of radiation after passing through the sample detected by the detector into sinogram data while the detector and the sample are moved in parallel;
A tomographic image forming unit configured to perform a CT reconstruction calculation based on the sinogram data converted by the data converting unit to form a tomographic image of the sample;
And a display unit for displaying a tomographic image formed by the tomographic image forming unit.
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