JPH03209115A - Ｘ線断層撮影装置 - Google Patents
Ｘ線断層撮影装置Info
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- JPH03209115A JPH03209115A JP2004254A JP425490A JPH03209115A JP H03209115 A JPH03209115 A JP H03209115A JP 2004254 A JP2004254 A JP 2004254A JP 425490 A JP425490 A JP 425490A JP H03209115 A JPH03209115 A JP H03209115A
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
〔産業上の利用分野〕
本発明は、各種工業製品の内部の欠陥などを非破壊で観
察・評価するＸ線断層撮影装置に関するものである。
察・評価するＸ線断層撮影装置に関するものである。
Ｘ線断層撮影装置（以下Ｘ線ＣＴ装置とも略記する。）
は、外部から人体の内部を観察することができるという
優れた特徴ゆえに、医療の分野において広く使用されて
いる．また近年、各種工業製品の内部を非破壊で検査す
ることができることから産業の分野においても徐々に普
及しつつある。
は、外部から人体の内部を観察することができるという
優れた特徴ゆえに、医療の分野において広く使用されて
いる．また近年、各種工業製品の内部を非破壊で検査す
ることができることから産業の分野においても徐々に普
及しつつある。
第４図は従来の医療用のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線管３
１、被検体３２及びＸ線検出器３３の配１例を示したも
のである。ここで被検体３２の大きさは、Ｘ線管３ｌか
らのＸ線の照射範囲３４及びＸ線検出器３３の検出範囲
によって制限される。
１、被検体３２及びＸ線検出器３３の配１例を示したも
のである。ここで被検体３２の大きさは、Ｘ線管３ｌか
らのＸ線の照射範囲３４及びＸ線検出器３３の検出範囲
によって制限される。
この場合に得られるＣＴｉｉ像の１画素のサイズは、Ｘ
線検出器３３を構威する各Ｘ線検出素子の大きさに依存
して決まる。また、通常の医療用のＸ線ＣＴＩ置では、
被検体となる人体の大きさにそれ程のばらつきがないの
で、Ｘ線管、被検体及びＸ線検出器は診断に適した空間
分解能が得られる位置に固定され、一般に一定の有効撮
影視野範囲を有する。すなわち、大きさが殆ど変化しな
い被検体を固定された画素サイズで撮影する。このため
、第４図（ｂ）に示すように、ＣＴ画像の大きさ（ｘ．
ｙ）が固定されており、小さな被検体を観察するときに
も、ＣＴ画像のサイズを拡大することはできない。
線検出器３３を構威する各Ｘ線検出素子の大きさに依存
して決まる。また、通常の医療用のＸ線ＣＴＩ置では、
被検体となる人体の大きさにそれ程のばらつきがないの
で、Ｘ線管、被検体及びＸ線検出器は診断に適した空間
分解能が得られる位置に固定され、一般に一定の有効撮
影視野範囲を有する。すなわち、大きさが殆ど変化しな
い被検体を固定された画素サイズで撮影する。このため
、第４図（ｂ）に示すように、ＣＴ画像の大きさ（ｘ．
ｙ）が固定されており、小さな被検体を観察するときに
も、ＣＴ画像のサイズを拡大することはできない。
被検体の大きさに応してＸ線管及びＸｗＡ検出器の位置
を、被検体に対し相対的に移動させる医療用のＸ線ＣＴ
装置の例が特開昭６２−２１７９４０号及び特公昭５７
−４６８５３号に示されている。これはＸｇ検出器の検
出効率を向上させることを目的としたもので、Ｘ４ｍ管
とＸ線検出器は一体とされ相対的には固定されている。
を、被検体に対し相対的に移動させる医療用のＸ線ＣＴ
装置の例が特開昭６２−２１７９４０号及び特公昭５７
−４６８５３号に示されている。これはＸｇ検出器の検
出効率を向上させることを目的としたもので、Ｘ４ｍ管
とＸ線検出器は一体とされ相対的には固定されている。
このＸ線ＣＴ装置は被検体の寸法に応した適切な視野範
囲（Ｍ面に映る被検体の大きさ）を得ることができ、ま
た被検体とＸ線管との距離を縮めることによってＣＴ画
像をある程度拡大することができる。
囲（Ｍ面に映る被検体の大きさ）を得ることができ、ま
た被検体とＸ線管との距離を縮めることによってＣＴ画
像をある程度拡大することができる。
ところで、産業用のＸｇＣＴ装夏では一般に高い分解能
が要求される。たとえば、ファインセラミノク中の微少
欠陥を検出・評価する場合、直径が１０μｍ前後の強化
繊維の分布状況を観察・評価する場合、又は積層セラミ
ノクコンデンサの電極ずれを検査する場合など、微小な
構造物の内部を観察するためには、数十μｍ程度の分解
能が必要となる．しかＬ、医療分野で使用されるＸＡＩ
ＣＴ装置は、画像分解能及びスライス厚み（スライスし
た断層の厚み）ともに数百μｍ程度であり４かかる装置
を産業用として使用するのには、分解能の点で問題があ
る． また、Ｘ線ＣＴ装置を産業分野で使用する場合、種々の
寸法の被検体について測定しなければならないので、医
療分野で使用する場合に比べて、被検体の寸法の変化が
大きい。このため、ある被検体（人体）の寸法に合わせ
て分解能及び有効視野範囲が定められている医療用の装
置では、小さい被検体を観察する場合に、画面に映し出
される被検体ＯＣＴ画像が小さくなり、分解能も不足す
るという不都合が生ずる。
が要求される。たとえば、ファインセラミノク中の微少
欠陥を検出・評価する場合、直径が１０μｍ前後の強化
繊維の分布状況を観察・評価する場合、又は積層セラミ
ノクコンデンサの電極ずれを検査する場合など、微小な
構造物の内部を観察するためには、数十μｍ程度の分解
能が必要となる．しかＬ、医療分野で使用されるＸＡＩ
ＣＴ装置は、画像分解能及びスライス厚み（スライスし
た断層の厚み）ともに数百μｍ程度であり４かかる装置
を産業用として使用するのには、分解能の点で問題があ
る． また、Ｘ線ＣＴ装置を産業分野で使用する場合、種々の
寸法の被検体について測定しなければならないので、医
療分野で使用する場合に比べて、被検体の寸法の変化が
大きい。このため、ある被検体（人体）の寸法に合わせ
て分解能及び有効視野範囲が定められている医療用の装
置では、小さい被検体を観察する場合に、画面に映し出
される被検体ＯＣＴ画像が小さくなり、分解能も不足す
るという不都合が生ずる。
前記の特開昭６２−２１７９４０号及び特公昭５７−４
６８５３号に示された装置によれば、Ｘ線管及びＸ線検
出器の位置を被検体に対して一体的に移動することによ
り、Ｘ線検出器の位Ｉに投影される像を拡大することが
できる。しかＬ、分解能を向上させたり、画面に映し出
される被検体のＣＴ画倣の視野範囲を広げるために、被
検体をＸ線管に近づけすぎると、以下に述べる問題が生
ずる． 通常、ＸＩＣＴ装置では、断層面の投影データを効率よ
く得るために、Ｘ線管の一点がら扇状に照射されたＸｖ
Ａを複数のＸ線検出素子からなるＸ線検出器によって一
度に検出している。この場合、Ｘ＆ＩＣＴ装置の原理上
、一つのＸ線検出素子によって検出されるＸ線は、被検
体中を透過する際に平行ビームと見なすことができるも
のでなければ、歪みのないＣＴ画像を再構威することは
できない。
６８５３号に示された装置によれば、Ｘ線管及びＸ線検
出器の位置を被検体に対して一体的に移動することによ
り、Ｘ線検出器の位Ｉに投影される像を拡大することが
できる。しかＬ、分解能を向上させたり、画面に映し出
される被検体のＣＴ画倣の視野範囲を広げるために、被
検体をＸ線管に近づけすぎると、以下に述べる問題が生
ずる． 通常、ＸＩＣＴ装置では、断層面の投影データを効率よ
く得るために、Ｘ線管の一点がら扇状に照射されたＸｖ
Ａを複数のＸ線検出素子からなるＸ線検出器によって一
度に検出している。この場合、Ｘ＆ＩＣＴ装置の原理上
、一つのＸ線検出素子によって検出されるＸ線は、被検
体中を透過する際に平行ビームと見なすことができるも
のでなければ、歪みのないＣＴ画像を再構威することは
できない。
しかしながら、従来の医療用のＸ線ＣＴ装置で小さな被
検体を観察する場合に、分解能を上げ、かつ視野範囲を
大きくしようとして被検体をＸ線管に近づけ過ぎると、
この条件が満たされなくなる。すなわち、第５図に示す
ように被検体３２をＸ線管３１に近づけるに従って、ひ
とつのｘｌ検出素子によって検出されるＸ４ｌＩビーム
３５について、被検体３２へ入射する部分のビーム幅ｘ
１に対する射出する部分のビーム幅ｘよの比が大きくな
るからである．このような状態で得られたＸ線の投影デ
ータからＣＴ画像を再構戒しても、得られるＣＴ画像は
歪んでしまい、視野範囲を広げて分解能を上げたことの
意味がなくなる。
検体を観察する場合に、分解能を上げ、かつ視野範囲を
大きくしようとして被検体をＸ線管に近づけ過ぎると、
この条件が満たされなくなる。すなわち、第５図に示す
ように被検体３２をＸ線管３１に近づけるに従って、ひ
とつのｘｌ検出素子によって検出されるＸ４ｌＩビーム
３５について、被検体３２へ入射する部分のビーム幅ｘ
１に対する射出する部分のビーム幅ｘよの比が大きくな
るからである．このような状態で得られたＸ線の投影デ
ータからＣＴ画像を再構戒しても、得られるＣＴ画像は
歪んでしまい、視野範囲を広げて分解能を上げたことの
意味がなくなる。
更に、被検体３２をＸ線管３ｌに近づけすぎると、Ｘ線
管３１のＸ線発生源を点と見なすことができなくなる。
管３１のＸ線発生源を点と見なすことができなくなる。
このように被検体３２をＸ線管３１に近づけると、ある
幅をもったＸ線発生源の一方の端から発生しＸ線と、他
方の端から発生したＸ線とが、被検体３２の同一部分を
透遇して異なるＸ線検出素子に検出されるので、得られ
るＣＴ画像がぼけてしまう．したがって、画像のぼけを
防ぐためにも、一定の距離以上に被検体をＸ線管に近づ
けることはできない。
幅をもったＸ線発生源の一方の端から発生しＸ線と、他
方の端から発生したＸ線とが、被検体３２の同一部分を
透遇して異なるＸ線検出素子に検出されるので、得られ
るＣＴ画像がぼけてしまう．したがって、画像のぼけを
防ぐためにも、一定の距離以上に被検体をＸ線管に近づ
けることはできない。
本発明は、上記事情に基づいてなされたものであり、被
検体の大きさに応じて適切な視野範囲とすることができ
ると共に、分解能の向上を図ることができ、しかも歪み
の少ないＣＴ画像を得ることができるＸ線断層撮影装置
を提供することを目的とするものである。
検体の大きさに応じて適切な視野範囲とすることができ
ると共に、分解能の向上を図ることができ、しかも歪み
の少ないＣＴ画像を得ることができるＸ線断層撮影装置
を提供することを目的とするものである。
前記の目的を連威するための本発明番こ係るＸ線断層撮
影装置は、Ｘ線管から被検体へ照射したＸ線を該被検体
透過後に複数のＸ線検出素子からなるＸ線検出器によっ
て検出するという動作を前記被検体の周囲の一定角度範
囲にわたって行い、前記Ｘ線検出器によって得られた各
角度位置におけるＸ１＃ｌ透遇データにより前記被検体
の断層像を再構威するＸ線断層撮影装直において、 前記被検体の寸法に基づいて前記Ｘ線管、被検体及びＸ
線検出器の最適な相対位直を求める位置決め制御手段と
、 該位置決め制御手段からの信号を受けて前記Ｘ線管、被
検体及びＸ線検出器をそれぞれ独立に最適な相対位置に
移動する移動手段とを具傭することを特徴とするもので
ある。
影装置は、Ｘ線管から被検体へ照射したＸ線を該被検体
透過後に複数のＸ線検出素子からなるＸ線検出器によっ
て検出するという動作を前記被検体の周囲の一定角度範
囲にわたって行い、前記Ｘ線検出器によって得られた各
角度位置におけるＸ１＃ｌ透遇データにより前記被検体
の断層像を再構威するＸ線断層撮影装直において、 前記被検体の寸法に基づいて前記Ｘ線管、被検体及びＸ
線検出器の最適な相対位直を求める位置決め制御手段と
、 該位置決め制御手段からの信号を受けて前記Ｘ線管、被
検体及びＸ線検出器をそれぞれ独立に最適な相対位置に
移動する移動手段とを具傭することを特徴とするもので
ある。
そして、前記ＸｗＡ管、被検体及びＸ線検出器の最適な
相対位直は、前記ＸｗＡ検出器の幅をＬ、前記Ｘ線管と
前記被検体との距離をａ、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器
との距離をｂとした場合において、前記被検体の直径が
２ｄであるときに、ａ＝Ｋｚ ｄ （Ｋ２＞３） ｂ＝ａ／Ｋ＋ （Ｋ＋ ＝２ｄ／Ｌ）であることが望
ましい． 〔作用） 本発明に係るＸ線断層撮影装置は前記の構戒により、位
置決め制御手段は被検体の寸法に基づいて、最も最適な
視野範囲及び分解能が得られるようＸ線管、被検体及び
Ｘ線検出器の相互の相対位置を求める。駆動手段はこの
位置決め制御手段からの信号を受けて、Ｘ線管、被検体
及びＸ線検出器を前記の最適な相対位置に移動する．実
際上は、たとえばＸ線管の位置は固定Ｌ、被検体及びＸ
線検出器を独立に移動可能とすることによって、前記の
最適な相対位置を容易に実現することができる． そして、位置決め制御手段は被検体の半径ｄに基づき、 ａ ＝ Ｋｇ ｄ （Ｋｚ ＞ ３ ）ｂ ＝ ａ ／
Ｋ ＋ （ Ｋ １＝ ２ ｄ ／ Ｌ ）の式に
よってＸ線管と被検体との距ｊｌｌ ａ 、及びＸ線管
とＸ線検出器との距離ｂを求めることができる．これに
より、駆動手段は互いの相対位置が上記ａ，ｂとなるよ
うに、Ｘ線管、被検体及びＸ線検出器をそれぞれ移動す
る。
相対位直は、前記ＸｗＡ検出器の幅をＬ、前記Ｘ線管と
前記被検体との距離をａ、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器
との距離をｂとした場合において、前記被検体の直径が
２ｄであるときに、ａ＝Ｋｚ ｄ （Ｋ２＞３） ｂ＝ａ／Ｋ＋ （Ｋ＋ ＝２ｄ／Ｌ）であることが望
ましい． 〔作用） 本発明に係るＸ線断層撮影装置は前記の構戒により、位
置決め制御手段は被検体の寸法に基づいて、最も最適な
視野範囲及び分解能が得られるようＸ線管、被検体及び
Ｘ線検出器の相互の相対位置を求める。駆動手段はこの
位置決め制御手段からの信号を受けて、Ｘ線管、被検体
及びＸ線検出器を前記の最適な相対位置に移動する．実
際上は、たとえばＸ線管の位置は固定Ｌ、被検体及びＸ
線検出器を独立に移動可能とすることによって、前記の
最適な相対位置を容易に実現することができる． そして、位置決め制御手段は被検体の半径ｄに基づき、 ａ ＝ Ｋｇ ｄ （Ｋｚ ＞ ３ ）ｂ ＝ ａ ／
Ｋ ＋ （ Ｋ １＝ ２ ｄ ／ Ｌ ）の式に
よってＸ線管と被検体との距ｊｌｌ ａ 、及びＸ線管
とＸ線検出器との距離ｂを求めることができる．これに
より、駆動手段は互いの相対位置が上記ａ，ｂとなるよ
うに、Ｘ線管、被検体及びＸ線検出器をそれぞれ移動す
る。
以下に、本発明の一実施例について、第１図乃至第３図
を参照して、説明する。第１図は本発明の一実施例であ
るＸ線ＣＴ装置の主要構戒部分の配直を示す図である．
本実施例のＸ＆ｉＣＴ装直は、Ｘ線管１ｌ、被検体支持
台１２、Ｘ線検出器１３、駆動機構１４及び位直決め制
御手段となるコンピュータ１５により構威される。被検
体１６は被検体支持台ｌ２上に１！直される．Ｘ線管１
１のＸ線放射部の中心、被検体支持台１２の回転中心、
及びＸ線検出器ｌ３の中央の点は同一直線上に配置され
、Ｘ＆Ｉ管１１は固定されているが、被検体支持台１２
及びＸ線検出器１３は互いに独立にこの直線に沿って平
行移動することができる。被検体支持台１２及びＸ線検
出器１３の移動は駆動機構１４によって行われ、この駆
動機構１４の制御はコンピュータ１５によって行われる
． 次に、第２図を参照しつつ本実施例のＸ線ＣＴ装置の分
解能の向上、及び歪みを軽減する原理について説明する
。同図において、たとえば被検体１６の半径ｄを０．５
ｍｍ（直径２ｄは１ ｍｍ）、線管１１と被検体１６の
中心との距ｌｅａを１問、Ｘ線管１１とＸ線検出器１３
との距離ｂを１０ｍとすると、被検体１６の中心におけ
る投影倍率番ｂ／ａ＝］０［倍〕 となる。したがって、たとえばＸ線検出器１３イ構威す
る個々のＸ線検出素子１３ａの寸法を１〔Ｏμｍとすれ
ば、ＣＴ画倣は１０μ−のます目。
を参照して、説明する。第１図は本発明の一実施例であ
るＸ線ＣＴ装置の主要構戒部分の配直を示す図である．
本実施例のＸ＆ｉＣＴ装直は、Ｘ線管１ｌ、被検体支持
台１２、Ｘ線検出器１３、駆動機構１４及び位直決め制
御手段となるコンピュータ１５により構威される。被検
体１６は被検体支持台ｌ２上に１！直される．Ｘ線管１
１のＸ線放射部の中心、被検体支持台１２の回転中心、
及びＸ線検出器ｌ３の中央の点は同一直線上に配置され
、Ｘ＆Ｉ管１１は固定されているが、被検体支持台１２
及びＸ線検出器１３は互いに独立にこの直線に沿って平
行移動することができる。被検体支持台１２及びＸ線検
出器１３の移動は駆動機構１４によって行われ、この駆
動機構１４の制御はコンピュータ１５によって行われる
． 次に、第２図を参照しつつ本実施例のＸ線ＣＴ装置の分
解能の向上、及び歪みを軽減する原理について説明する
。同図において、たとえば被検体１６の半径ｄを０．５
ｍｍ（直径２ｄは１ ｍｍ）、線管１１と被検体１６の
中心との距ｌｅａを１問、Ｘ線管１１とＸ線検出器１３
との距離ｂを１０ｍとすると、被検体１６の中心におけ
る投影倍率番ｂ／ａ＝］０［倍〕 となる。したがって、たとえばＸ線検出器１３イ構威す
る個々のＸ線検出素子１３ａの寸法を１〔Ｏμｍとすれ
ば、ＣＴ画倣は１０μ−のます目。
足し合わせとして再構威される。
ところが、被検体１６のうちＸ線管１１に最違近い部分
１６ａでの投影倍率は、 ｂ／ （ａ−ｄ）−２０ ［倍］ Ｘ線管から最も遠い部分１６ｂでの投影倍率は、ｂ／
（ａ ＋ｄ）＃６．７ ［倍］ となり、被検体１６の各部分によって投影倍率力大きく
異なることがわかる。したがって、このＸ線透過データ
によってＣＴ画像を再構威しても、得られるＣＴ画像に
は大きな歪みが生しる。このことは、先に述べたように
一つのＸ線検出素子によって検出されるＸ線ビームの幅
が、被検体へ人射する部分と被検体から射出する部分と
で大きく異なり、被検体中でこのＸ線ビームを平行ビー
ムと見なせなくなることと密接に関係している。
１６ａでの投影倍率は、 ｂ／ （ａ−ｄ）−２０ ［倍］ Ｘ線管から最も遠い部分１６ｂでの投影倍率は、ｂ／
（ａ ＋ｄ）＃６．７ ［倍］ となり、被検体１６の各部分によって投影倍率力大きく
異なることがわかる。したがって、このＸ線透過データ
によってＣＴ画像を再構威しても、得られるＣＴ画像に
は大きな歪みが生しる。このことは、先に述べたように
一つのＸ線検出素子によって検出されるＸ線ビームの幅
が、被検体へ人射する部分と被検体から射出する部分と
で大きく異なり、被検体中でこのＸ線ビームを平行ビー
ムと見なせなくなることと密接に関係している。
次に、極端な例であるが分かりやすくするために、第２
図においてａを１０００ｍｍ，ｂを１００００帥とＬ、
ｄを前記と同様に０．５ｍ＋ｎとすれば、投影倍率は被
検体１６のどの部分においても約ＩＯ倍となる。すなわ
ち、一つのＸ線検出素子によって検出されるＸ線ビーム
が被検体中で平行ビームと見なし得る状態となる。した
がって、この場合のＸ線透過データによって得られるＣ
Ｔ画像には殆ど歪みは生しない。本実施例のＸ線ＣＴ装
置は、駆動機構１４によって被検体支持台１２及びＸ線
検出器１３を独立に移動させることによって、上述の原
理に基づく分解能の向上及びＣＴ画像の歪みの軽減を図
ることができる。
図においてａを１０００ｍｍ，ｂを１００００帥とＬ、
ｄを前記と同様に０．５ｍ＋ｎとすれば、投影倍率は被
検体１６のどの部分においても約ＩＯ倍となる。すなわ
ち、一つのＸ線検出素子によって検出されるＸ線ビーム
が被検体中で平行ビームと見なし得る状態となる。した
がって、この場合のＸ線透過データによって得られるＣ
Ｔ画像には殆ど歪みは生しない。本実施例のＸ線ＣＴ装
置は、駆動機構１４によって被検体支持台１２及びＸ線
検出器１３を独立に移動させることによって、上述の原
理に基づく分解能の向上及びＣＴ画像の歪みの軽減を図
ることができる。
駆動機ｍｌ４によって移動される被検体支持台１２及び
Ｘ線検出器１３の位置は、コンピュータ１５によって、
たとえば第３図のフローチャートに示す手；頓に従って
求められる。同図のステノブＳｌにおいて被検体１６の
寸法く直径）２ｄが入力されるとステップｓ２において
、その値がＸ線検出器の輻Ｌと比較され、２ｄ＞Ｌの場
合には測定不能と判断される。２ｄ≦Ｌの場合にはステ
，プＳ３においてＫ．＝２ｄ／１−が求められる．そし
てステップＳ４ではＸ線管ｌ１と被検体１６との距＃ａ
をａ＝Ｋｘ ｄ （Ｋｇ ＞３）として求め、ステ・ッ
プｓ５においてＸ線管とＸ線検出器との距離ｂをｂ−ａ
／ Ｋ ｌとして求める．最後に、ステノプＳ６にお
いて駆動機構によって被検体支持台ｌ２及びＸ＆ｌ検出
器１３を上記ａ，ｂに対応する位置に移動する。ここで
、Ｋ２〉３とした理由について説明する．ｘｍ管１１に
最も近い被検体の部分１６ａにおける倍率をｍ ｌ ％
Ｘ線管１１から最も違い被検体の部分１６ｂにおける
倍率をｍ２とすると、 ｍ − ＝ｂ／ （ａ−ｄ）
（１）ｍよ＝ｂ／（ａ＋ｄ）
（２）となる。両者の倍率比ｍｚ／ｍ１は理想
的にはｍ２ ／ｍ１＝ ｌであるが、これはＸ線が平行
光線のときである。実際のＸ＆ｌは平行光線ではないの
で、以下の条件式が成立する。
Ｘ線検出器１３の位置は、コンピュータ１５によって、
たとえば第３図のフローチャートに示す手；頓に従って
求められる。同図のステノブＳｌにおいて被検体１６の
寸法く直径）２ｄが入力されるとステップｓ２において
、その値がＸ線検出器の輻Ｌと比較され、２ｄ＞Ｌの場
合には測定不能と判断される。２ｄ≦Ｌの場合にはステ
，プＳ３においてＫ．＝２ｄ／１−が求められる．そし
てステップＳ４ではＸ線管ｌ１と被検体１６との距＃ａ
をａ＝Ｋｘ ｄ （Ｋｇ ＞３）として求め、ステ・ッ
プｓ５においてＸ線管とＸ線検出器との距離ｂをｂ−ａ
／ Ｋ ｌとして求める．最後に、ステノプＳ６にお
いて駆動機構によって被検体支持台ｌ２及びＸ＆ｌ検出
器１３を上記ａ，ｂに対応する位置に移動する。ここで
、Ｋ２〉３とした理由について説明する．ｘｍ管１１に
最も近い被検体の部分１６ａにおける倍率をｍ ｌ ％
Ｘ線管１１から最も違い被検体の部分１６ｂにおける
倍率をｍ２とすると、 ｍ − ＝ｂ／ （ａ−ｄ）
（１）ｍよ＝ｂ／（ａ＋ｄ）
（２）となる。両者の倍率比ｍｚ／ｍ１は理想
的にはｍ２ ／ｍ１＝ ｌであるが、これはＸ線が平行
光線のときである。実際のＸ＆ｌは平行光線ではないの
で、以下の条件式が成立する。
ｍ＠ ＜ｙｙ１， ／ ｍ＋ ＜ １ （
３）（１）弐，（２）式，（３）式より、次式が導き出
される。
３）（１）弐，（２）式，（３）式より、次式が導き出
される。
（１ −ｍ， ）
（４）弐の（１ ＋ｍＯ ） ／ （１ −ｍｏ ）が
Ｋ２である。尚、ｍｅは画像の歪みとのがねあいで決定
される値であり、１＞ｍ６ ＞Ｑ，５とすると、Ｋ，〉
３ となる。
Ｋ２である。尚、ｍｅは画像の歪みとのがねあいで決定
される値であり、１＞ｍ６ ＞Ｑ，５とすると、Ｋ，〉
３ となる。
第３図に示す被検体支持台及びＸ線検出器の位置決めの
手順はあくまでも一例に過ぎず、個々の状況に応じた適
当な手順又は方法によってこれらの位置を決定すること
ができる，本発明の主たる特徴は、Ｘ縞管、被槍体及び
Ｘ線検出器の相対的な位置を自由に変化させることによ
って、被検体サイズに応した最適な分解能でＣＴ画像を
得ることができるという点にある。
手順はあくまでも一例に過ぎず、個々の状況に応じた適
当な手順又は方法によってこれらの位置を決定すること
ができる，本発明の主たる特徴は、Ｘ縞管、被槍体及び
Ｘ線検出器の相対的な位置を自由に変化させることによ
って、被検体サイズに応した最適な分解能でＣＴ画像を
得ることができるという点にある。
尚、Ｘ線検出器１３をＸ線管１ １から遠ざけるとＸ線
検出素子によって検出されるＸ線の量は減少する。した
がって、Ｘ線検出器１３とＸ線管ｌ１との距離は、Ｘ線
管１１から発生されるＸ線の強度とｘ線検出器１３の感
度とのかね合いで、ある程度制限を受ける。
検出素子によって検出されるＸ線の量は減少する。した
がって、Ｘ線検出器１３とＸ線管ｌ１との距離は、Ｘ線
管１１から発生されるＸ線の強度とｘ線検出器１３の感
度とのかね合いで、ある程度制限を受ける。
以上説明したように本発明によれば、Ｘ線管、被検体及
びＸ線検出器をそれぞれ移動して、これらの相対位置を
自由に変化させることにより、被検体の大きさに応して
最適な視野範囲を得ることができると共に、被検体ＯＣ
Ｔ画像を被検体の大きさに応して任意の分解能となるよ
う拡大投影することができ、しかも得られるＣＴ画像の
歪みを大幅に軽減できるＸｖＡ断層撮影装置を提供する
ことができる。
びＸ線検出器をそれぞれ移動して、これらの相対位置を
自由に変化させることにより、被検体の大きさに応して
最適な視野範囲を得ることができると共に、被検体ＯＣ
Ｔ画像を被検体の大きさに応して任意の分解能となるよ
う拡大投影することができ、しかも得られるＣＴ画像の
歪みを大幅に軽減できるＸｖＡ断層撮影装置を提供する
ことができる。
第１図は本発明の一実施例であるＸｋＩＡＣＴ装置にお
ける主要構底部分の配置を示す図、第２図は本実施例の
Ｘ線ＣＴ装置における分解能の向上及び歪みの軽減につ
いて説明するための図、第３図はＸ線管、被検体及びＸ
線検出器の相対位置を求める手順を示すフローチャート
、第４図（ａ）は従来装置の主要構威部分の配置を示す
図、同図（ｂ）は従来の装置によるＣＴ画像を示す図、
第５図は一つのＸ線検出素子で検出されるＸ線ビームの
非平行性について説明するための図である．１１・・・
Ｘ線管、１２・・・被検体支持台、１３・・・Ｘ線検出
器、１４・・・駆動機構、１５・・・コンピュータ、１
６・・・被検体、３４・・・照射範囲、 ３５・・・一つのＸ線検出素子によって検出されるＸ線
ビーム．
ける主要構底部分の配置を示す図、第２図は本実施例の
Ｘ線ＣＴ装置における分解能の向上及び歪みの軽減につ
いて説明するための図、第３図はＸ線管、被検体及びＸ
線検出器の相対位置を求める手順を示すフローチャート
、第４図（ａ）は従来装置の主要構威部分の配置を示す
図、同図（ｂ）は従来の装置によるＣＴ画像を示す図、
第５図は一つのＸ線検出素子で検出されるＸ線ビームの
非平行性について説明するための図である．１１・・・
Ｘ線管、１２・・・被検体支持台、１３・・・Ｘ線検出
器、１４・・・駆動機構、１５・・・コンピュータ、１
６・・・被検体、３４・・・照射範囲、 ３５・・・一つのＸ線検出素子によって検出されるＸ線
ビーム．
Claims (2)
- （１）Ｘ線管から被検体へ照射したＸ線を該被検体透過
後に複数のＸ線検出素子からなるＸ線検出器によって検
出するという動作を前記被検体の周囲の一定角度範囲に
わたって行い、前記Ｘ線検出器によって得られた各角度
位置におけるＸ線透過データにより前記被検体の断層像
を再構成するＸ線断層撮影装置において、 前記被検体の寸法に基づいて前記Ｘ線管、被検体及びＸ
線検出器の最適な相対位置を求める位置決め制御手段と
、 該位置決め制御手段からの信号を受けて前記Ｘ線管、被
検体及びＸ線検出器をそれぞれ独立に最適な相対位置に
移動する移動手段とを具備することを特徴とするＸ線断
層撮影装置。 - （２）前記Ｘ線管、被検体及びＸ線検出器の最適な相対
位置は、前記Ｘ線検出器の幅をＬ、前記Ｘ線管と前記被
検体との距離をａ、前記Ｘ線管と前記Ｘ線検出器との距
離をｂとした場合において、前記被検体の直径が２ｄで
あるときに、 ａ＝Ｋ＿２ｄ（Ｋ＿２＞３） ｂ＝ａ／Ｋ＿１（Ｋ＿１＝２ｄ／Ｌ） であることを特徴とする請求項１記載のＸ線断層撮影装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2004254A JPH0692884B2 (ja) | 1990-01-10 | 1990-01-10 | Ｘ線断層撮影装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2004254A JPH0692884B2 (ja) | 1990-01-10 | 1990-01-10 | Ｘ線断層撮影装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03209115A true JPH03209115A (ja) | 1991-09-12 |
| JPH0692884B2 JPH0692884B2 (ja) | 1994-11-16 |
Family
ID=11579403
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2004254A Expired - Lifetime JPH0692884B2 (ja) | 1990-01-10 | 1990-01-10 | Ｘ線断層撮影装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0692884B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2019056699A (ja) * | 2017-09-19 | 2019-04-11 | 住友精密工業株式会社 | ワークのｘ線測定条件決定方法およびｘ線測定装置の制御装置 |
| JP2019164008A (ja) * | 2018-03-19 | 2019-09-26 | 株式会社ミツトヨ | 計測用ｘ線ｃｔの測定計画生成方法及び装置 |
-
1990
- 1990-01-10 JP JP2004254A patent/JPH0692884B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2019056699A (ja) * | 2017-09-19 | 2019-04-11 | 住友精密工業株式会社 | ワークのｘ線測定条件決定方法およびｘ線測定装置の制御装置 |
| JP2019164008A (ja) * | 2018-03-19 | 2019-09-26 | 株式会社ミツトヨ | 計測用ｘ線ｃｔの測定計画生成方法及び装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0692884B2 (ja) | 1994-11-16 |
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