JPH0692884B2 - X-ray tomography system - Google Patents
X-ray tomography systemInfo
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- JPH0692884B2 JPH0692884B2 JP2004254A JP425490A JPH0692884B2 JP H0692884 B2 JPH0692884 B2 JP H0692884B2 JP 2004254 A JP2004254 A JP 2004254A JP 425490 A JP425490 A JP 425490A JP H0692884 B2 JPH0692884 B2 JP H0692884B2
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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。TECHNICAL FIELD The present invention relates to an X-ray tomography apparatus for nondestructively observing and evaluating internal defects of various industrial products.
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除々に普
及しつつある。X-ray tomography apparatus (hereinafter also abbreviated as X-ray CT apparatus)
Is widely used in the medical field because of its excellent feature that the inside of the human body can be observed from the outside. In addition, in recent years, the inside of various industrial products can be inspected nondestructively, and therefore it is gradually becoming popular in the industrial field.
第４図は従来の医療用のＸ線CT装置におけるＸ線管31、
被検体32及びＸ線検出器33の配置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31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CT画像の１画素のサイズは、
Ｘ線検出器33を構成する各Ｘ線検出素子の大きさに依存
して決まる。また、通常医療用のＸ線CT装置では、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、一般に一定に有効撮影視
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。FIG. 4 shows an X-ray tube 31 in a conventional medical X-ray CT apparatus,
3 shows an example of the arrangement of a subject 32 and an X-ray detector 33. Here, the size of the subject 32 is limited by the X-ray irradiation range 34 from the X-ray tube 31 and the detection range of the X-ray detector 33. The size of one pixel of the CT image obtained in this case is
It is determined depending on the size of each X-ray detecting element forming the X-ray detector 33. Moreover, in an X-ray CT apparatus for ordinary medical use, since the size of the human body as the subject does not vary so much,
The X-ray tube, the subject, and the X-ray detector are fixed at positions where a spatial resolution suitable for diagnosis is obtained, and generally have a constant effective imaging visual field range. That is, the subject whose size hardly changes is photographed with a fixed pixel size. Therefore, as shown in FIG. 4 (b), the size (x, y) of the CT image is fixed, and the size of the CT image cannot be enlarged even when observing a small subject. .
被検体の大きさに応じてＸ線管及びＸ線検出器の位置
を、被検体に対して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Ｘ線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、Ｘ線管と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
被検体の寸法に応じた適切な視野範囲（画面に映る被検
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。Medical X-ray CT that moves the positions of the X-ray tube and X-ray detector relative to the subject according to the size of the subject
Examples of the apparatus are shown in JP-A-62-217940 and JP-B-57-46853. This is intended to improve the detection efficiency of the X-ray detector, and the X-ray tube and the X-ray detector are integrated and relatively fixed. This X-ray CT device can obtain an appropriate visual field range (size of the subject displayed on the screen) according to the size of the subject, and the CT image can be obtained by shortening the distance between the subject and the X-ray tube. It can be expanded to some extent.
ところで、産業用のＸ線CT装置では一般に高い分解能が
要求される。たとえば、ファインセラミック中の微少欠
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、又は積層セラミック
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。しかし、医療分野で使用されるＸ線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、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。By the way, industrial X-ray CT apparatuses generally require high resolution. For example, when detecting and evaluating microscopic defects in fine ceramics, when observing and evaluating the distribution of reinforcing fibers with a diameter of around 10 μm, or when inspecting electrode displacement of monolithic ceramic capacitors. To observe the inside, a resolution of about several tens of μm is required. However, the X-ray CT apparatus used in the medical field has an image resolution and a slice thickness (thickness of a sliced slice) of about several hundreds of μm, so that it is difficult to use such an apparatus for industrial purposes in terms of resolution. There's a problem.
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CT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。In addition, when the X-ray CT apparatus is used in the industrial field, it is necessary to measure objects of various sizes, so that the size of the object changes greatly as compared to when it is used in the medical field. Therefore, in a medical device in which the resolution and effective visual field range are determined according to the size of a certain subject (human body), when observing a small subject, the subject CT image displayed on the screen becomes small. However, there is an inconvenience that resolution is insufficient.
前記の特開昭62−217940号及び特公昭57−46853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
の位置に投影される像を拡大することができる。しか
し、分解能を向上させたり、画面に映し出される被検体
のCT画像の視野範囲に広げるために、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。According to the devices disclosed in the above-mentioned JP-A-62-217940 and JP-B-57-46853, the X-ray tube and the X-ray detector are integrally moved with respect to the object, and the X-ray tube and the X-ray detector are moved integrally. The image projected at the position of the line detector can be magnified. However, if the subject is brought too close to the X-ray tube in order to improve the resolution or expand the field of view of the CT image of the subject displayed on the screen, the following problems occur.
通常、Ｘ線CT装置では、断層面の投影データを効率よく
得るために、Ｘ線管の一点から扇状に照射されたＸ線を
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線CT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画像を再構成することはできない。Usually, in an X-ray CT apparatus, in order to efficiently obtain projection data of a tomographic plane, X-rays fanned from one point of an X-ray tube are detected at once by an X-ray detector composed of a plurality of X-ray detection elements. is doing. In this case, according to the principle of the X-ray CT apparatus, the X-ray detected by one X-ray detection element is a CT image without distortion unless it can be regarded as a parallel beam when passing through the subject. Cannot be reconfigured.
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Ｘ線検出素子によって検出されるＸ線ビーム35につい
て、被検体32へ入射する部分のビーム幅x1に対する射出
する部分のビーム幅x2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
再構成しても、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。However, when observing a small object with a conventional medical X-ray CT apparatus, if the object is brought too close to the X-ray tube in order to increase the resolution and increase the visual field range, this condition will not be satisfied. . That is, as shown in FIG. 5, as the subject 32 is moved closer to the X-ray tube 31, the X-ray beam 35 detected by one X-ray detecting element is compared with the beam width x 1 of the portion incident on the subject 32. This is because the ratio of the beam width x 2 of the emitting portion becomes large. Even if the CT image is reconstructed from the X-ray projection data obtained in such a state, the obtained CT image is distorted, and it is meaningless to widen the visual field range and increase the resolution.
更に、被検体32をＸ線管31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。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の同一部分を透過して異な
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。Furthermore, if the subject 32 is brought too close to the X-ray tube 31, the X-ray tube 31
It becomes impossible to regard the X-ray generation source of the above as a point. When the subject 32 is brought close to the X-ray tube 31 in this manner, X-rays generated from one end of the X-ray generation source having a certain width and X-rays generated from the other end are Since the same portion is transmitted and detected by different X-ray detection elements, the obtained CT image is blurred. Therefore, to prevent image blurring,
The subject cannot be brought closer to the X-ray tube beyond a certain distance.
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。The present invention has been made based on the above circumstances, and can be a proper visual field range according to the size of the subject, it is possible to improve the resolution, moreover, a CT image with less distortion It is an object of the present invention to provide an X-ray tomography apparatus that can be obtained.
前記の目的を達成するための本発明に係る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もので
ある。An X-ray tomography apparatus according to the present invention for achieving the above object detects X-rays emitted from an X-ray tube to a subject by an X-ray detector including a plurality of X-ray detection elements after passing through the subject. In an X-ray tomography apparatus that performs the operation of performing a constant angle range around the subject and reconstructs a tomographic image of the subject based on X-ray transmission data at each angular position obtained by the X-ray detector. , The X-ray tube, the subject, and the X-ray based on the dimensions of the subject.
Positioning control means for obtaining an optimum relative position of the X-ray detector, and moving means for receiving the signal from the positioning control means and independently moving the X-ray tube, the subject and the X-ray detector to the optimum relative position. And is provided.
そして、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＝K2d（K2＞３） ｂ＝a/K1（K1＝2d/L） であることが望ましい。The optimum relative positions of the X-ray tube, the subject, and the X-ray detector are as follows: the width of the X-ray detector is L, the distance between the X-ray tube and the subject is a, and the X-ray tube is When the distance from the X-ray detector is b, the diameter of the subject is 2d.
It is desirable that a = K 2 d (K 2 > 3) b = a / K 1 (K 1 = 2d / L).
本発明に係るＸ線断層撮影装置は前記の構成により、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。The X-ray tomography apparatus according to the present invention has the above-mentioned configuration, and the positioning control means controls the X-ray tube, the subject, and the X-ray detector so as to obtain the most optimal visual field range and resolution based on the dimensions of the subject. Find the relative position of each other. The drive means receives the signal from the positioning control means and moves the X-ray tube, the subject, and the X-ray detector to the optimum relative position.
実際上は、たとえばＸ線管の位置は固定し、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。In practice, for example, the position of the X-ray tube is fixed, and the subject and the X-ray detector can be independently moved, so that the optimum relative position can be easily realized.
そして、位置決め制御手段は被検体の半径ｄに基づき、 ａ＝K2d（K2＞３） ｂ＝a/K1（K1＝2d/L） の式によってＸ線管と被検体との距離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。Then, the positioning control means calculates the relationship between the X-ray tube and the subject based on the radius d of the subject according to the following equation: a = K 2 d (K 2 > 3) b = a / K 1 (K 1 = 2d / L) The distance a and the distance b between the X-ray tube and the X-ray detector can be obtained. As a result, the driving means moves the X-ray tube, the subject, and the X-ray detector so that the relative positions of the driving means are a and b.
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装置の主要構成部分の配置を示す図である。本
実施例のＸ線CT装置は、Ｘ線管11、被検体支持台12、Ｘ
線検出器13、駆動機構14及び位置決め制御手段となるコ
ンピュータ15により構成される。被検体16は被検体支持
台12上に載置される。Ｘ線管11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13の中央の点
は同一直線上に配置され、Ｘ線管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。An embodiment of the present invention will be described below with reference to FIGS. 1 to 3. FIG. 1 is a diagram showing an arrangement of main components of an X-ray CT apparatus which is an embodiment of the present invention. The X-ray CT apparatus according to this embodiment includes an X-ray tube 11, an object support base 12, an X
It is composed of a line detector 13, a drive mechanism 14, and a computer 15 serving as a positioning control means. The subject 16 is placed on the subject support 12. The center of the X-ray emitting portion of the X-ray tube 11, the rotation center of the subject support 12, and the center point of the X-ray detector 13 are arranged on the same straight line, and the X-ray tube 11 is fixed. The subject support base 12 and the X-ray detector 13 can be translated along this straight line independently of each other. The movement of the object support base 12 and the X-ray detector 13 is performed by a drive mechanism 14, and the drive mechanism 14 is controlled by a computer 15.
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0.5mm（直
径2dは1mm）、Ｘ線管11と被検体16の中心との距離ａを1
mm、Ｘ線管11とＸ線検出器13との距離ｂを10mmとする
と、被検体16の中心における投影倍率は、 b/a＝10［倍］ となる。したがって、たとえばＸ線検出器13を構成する
個々のＸ線検出素子13aの寸法を100μｍとすれば、CT画
像は10μｍのます目の足し合わせとして再構成される。Next, the principle of improving the resolution and reducing the distortion of the X-ray CT apparatus of this embodiment will be described with reference to FIG.
In the figure, for example, the radius d of the subject 16 is 0.5 mm (diameter 2d is 1 mm), and the distance a between the X-ray tube 11 and the center of the subject 16 is 1
mm, and the distance b between the X-ray tube 11 and the X-ray detector 13 is 10 mm, the projection magnification at the center of the subject 16 is b / a = 10 [times]. Therefore, for example, if the size of each X-ray detecting element 13a constituting the X-ray detector 13 is 100 μm, the CT image is reconstructed as a 10 μm square addition.
ところが、被検体16のうちＸ線管11に最も近い部分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が大きく異
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画像を再構成しても、得られCT画像には大きな
歪みが生じる。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
体へ入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。However, the portion 16a of the subject 16 that is closest to the X-ray tube 11
Projection magnification at b / (ad) = 20 [times] The projection magnification at the part 16b farthest from the X-ray tube is b / (a + d) ≈6.7 [times], and each part of the subject 16 It can be seen that the projection magnification greatly differs depending on. Therefore, even if a CT image is reconstructed by this X-ray transmission data, a large distortion occurs in the obtained CT image. This means that one X
The width of the X-ray beam detected by the X-ray detection element is greatly different between the part that enters the subject and the part that exits the subject, and this X-ray beam cannot be regarded as a parallel beam in the subject. Is related to.
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10000mmとし、ｄを前記と
同様に0.5mmとすれば、投影倍率は被検体16のどの部分
においても約10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CT画像には殆ど歪みは生
じない。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。Next, for the sake of clarity, the second
In the figure, if a is 1000 mm, b is 10000 mm, and d is 0.5 mm as described above, the projection magnification becomes about 10 times in any part of the subject 16. That is, the X-ray beam detected by one X-ray detection element is in a state in which it can be regarded as a parallel beam in the subject. Therefore, in this case X
There is almost no distortion in the CT image obtained by the line transmission data. In the X-ray CT apparatus of this embodiment, the drive mechanism 14 moves the subject support 12 and the X-ray detector 13 independently to improve the resolution and reduce the distortion of the CT image based on the above-described principle. be able to.
駆動機構14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順に従って求められ
る。同図のステップS1において被検体16の寸法（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
出器の幅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の場合にはステップS3においてK1＝2d
/Lが求められる。そしてステップS4ではＸ線管11と被検
体16との距離ａをａ＝K2d（K2＞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/
K1として求る。最後に、ステップS6において駆動機構に
よって被検体支持台12及びＸ線検出器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。Ｘ線管11に最も近い被検体の部分16a
における倍率をm1、Ｘ線管11から最も遠い被検体の部分
16bにおける倍率をm2とすると、 m1＝b/（ａ−ｄ） （１） m2＝b/（ａ＋ｄ） （２） となる。両者の倍率比m2/m1は理想的にはm2/m1≒１であ
るが、これはＸ線が平行光線のときである。実際のＸ線
は平行光線ではないので、以下の条件式が成立する。The positions of the object support base 12 and the X-ray detector 13 moved by the drive mechanism 14 are obtained by the computer 15 according to the procedure shown in the flowchart of FIG. 3, for example. In step S1 of the figure, the size (diameter) of the subject 16
When 2d is input, its value is compared with the width L of the X-ray detector in step S2. If 2d> L, it is determined that measurement is impossible. If 2d ≦ L, K 1 = 2d in step S3
/ L is required. Then, in step S4, the distance a between the X-ray tube 11 and the subject 16 is obtained as a = K 2 d (K 2 > 3), and in step S5 the distance b between the X-ray tube and the X-ray detector is b = a. /
Calculate as K 1 . Finally, in step S6, the subject support base 12 and the X-ray detector 13 are moved to the positions corresponding to a and b by the drive mechanism. Here, the reason why K 2 > 3 is described. The part 16a of the subject closest to the X-ray tube 11
At a magnification of m 1 , the part of the subject farthest from the X-ray tube 11.
If the magnification in 16b is m 2 , then m 1 = b / (ad) (1) m 2 = b / (a + d) (2). The magnification ratio m 2 / m 1 of both is ideally m 2 / m 1 ≈1, but this is when the X-rays are parallel rays. Since the actual X-ray is not a parallel ray, the following conditional expression is established.
m0＜m2/m1＜１ （３） （１）式，（２）式，（３）式より、次式が導き出され
る。m 0 <m 2 / m 1 <1 (3) The following equation is derived from the equations (1), (2), and (3).
（４）式の（１＋m0）／（１−m0）がK2である。尚、m0
は画像の歪みとのかねあいで決定される値であり、１＞
m0＞0.5とすると、 K2＞３ となる。 (1 + m 0 ) / (1-m 0 ) of the equation (4) is K 2 . Note that m 0
Is a value determined in consideration of image distortion, and 1>
If m 0 > 0.5, then K 2 > 3.
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線管、被検体及び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、被検体サイズに応じた最適な分解能でCT画像を得る
ことができるという点にある。The procedure for positioning the subject support and the X-ray detector shown in FIG. 3 is merely an example, and these positions can be determined by an appropriate procedure or method according to each situation. The main features of the present invention are the X-ray tube, the subject, and the X-ray.
By freely changing the relative position of the line detector, it is possible to obtain a CT image with an optimum resolution according to the size of the subject.
尚、Ｘ線検出器13をＸ線管11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11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。When the X-ray detector 13 is moved away from the X-ray tube 11, the amount of X-ray detected by the X-ray detecting element decreases. Therefore, the distance between the X-ray detector 13 and the X-ray tube 11 is limited to some extent by the balance between the intensity of the X-ray generated from the X-ray tube 11 and the sensitivity of the X-ray detector 13.
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じて
最適な視野範囲を得ることができると共に、被検体のCT
画像を被検体の大きさに応じ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Ｘ線断層撮影装置を提供することが
できる。As described above, according to the present invention, by moving the X-ray tube, the subject, and the X-ray detector, respectively, and freely changing their relative positions, it is possible to optimize the size of the subject. The field of view can be obtained and the CT of the subject can be obtained.
It is possible to provide an X-ray tomography apparatus capable of enlarging and projecting an image so as to have an arbitrary resolution according to the size of a subject and significantly reducing distortion of the obtained CT image.
第１図は本発明の一実施例であるＸ線CT装置における主
要構成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成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、16……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。FIG. 1 is a diagram showing an arrangement of main components in an X-ray CT apparatus which is an embodiment of the present invention, and FIG. 2 is an X-ray CT of this embodiment.
FIG. 3 is a diagram for explaining improvement of resolution and reduction of distortion in the apparatus, FIG. 3 is a flowchart showing a procedure for obtaining relative positions of the X-ray tube, the subject and the X-ray detector, and FIG. 4A is a conventional apparatus. FIG. 5B is a diagram showing the arrangement of main constituent parts of the above, FIG. 5B is a diagram showing a CT image by a conventional apparatus, and FIG. 5 is a diagram for explaining the non-parallelism of the X-ray beam detected by one X-ray detection element. FIG. 11 ...... X-ray tube, 12 ... Subject support, 13 ... X-ray detector, 14 ... Driving mechanism, 15 ... Computer, 16 ... Subject, 34 ... Irradiation range, 35 ... One X-ray beam detected by two X-ray detection elements.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 山地 宏尚 神奈川県相模原市淵野辺５丁目10番１号 新日本製鐵株式會社エレクトロニクス研究 所内 (56)参考文献 特開 平３−46546（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−138854（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−138806（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−85747（ＪＰ，Ａ) ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (72) Hirohisa Yamaji 5-10-1, Fuchinobe, Sagamihara-shi, Kanagawa Nippon Steel Co., Ltd. Electronics Research Laboratory (56) Reference JP-A-3-46546 (JP, A) JP-A-2-138854 (JP, A) JP-A-2-138806 (JP, A) JP-A-2-85747 (JP, A)
Claims (2)
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。1. An operation of detecting X-rays radiated from an X-ray tube to a subject by an X-ray detector including a plurality of X-ray detection elements after passing through the subject, over a certain angular range around the subject. In the X-ray tomography apparatus configured to reconstruct a tomographic image of the subject by X-ray transmission data at each angular position obtained by the X-ray detector, the X-ray tube based on the dimensions of the subject, Subject and X
Positioning control means for obtaining an optimum relative position of the X-ray detector, and moving means for receiving the signal from the positioning control means and independently moving the X-ray tube, the subject and the X-ray detector to the optimum relative position. An X-ray tomography apparatus comprising:
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＝K2d（K2＞３） ｂ＝a/K1（K1＝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。2. The optimum relative positions of the X-ray tube, the subject, and the X-ray detector are: the width of the X-ray detector is L, the distance between the X-ray tube and the subject is a, the X When the distance between the X-ray detector and the X-ray tube is b, the diameter of the subject is
The X-ray tomography apparatus according to claim 1, wherein when 2d, a = K 2 d (K 2 > 3) b = a / K 1 (K 1 = 2d / L).
Priority Applications (1)
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|---|---|---|---|
| JP2004254A JPH0692884B2 (en) | 1990-01-10 | 1990-01-10 | X-ray tomography system |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2004254A JPH0692884B2 (en) | 1990-01-10 | 1990-01-10 | X-ray tomography system |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03209115A JPH03209115A (en) | 1991-09-12 |
| JPH0692884B2 true JPH0692884B2 (en) | 1994-11-16 |
Family
ID=11579403
Family Applications (1)
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Country Status (1)
| Country | Link |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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-
1990
- 1990-01-10 JP JP2004254A patent/JPH0692884B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
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| JPH03209115A (en) | 1991-09-12 |
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