WO2019008620A1 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

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WO2019008620A1 PCT/JP2017/024319 JP2017024319W WO2019008620A1 WO 2019008620 A1 WO2019008620 A1 WO 2019008620A1 JP 2017024319 W JP2017024319 W JP 2017024319W WO 2019008620 A1 WO2019008620 A1 WO 2019008620A1
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marker
flat plate
image
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拓真 新坂
泰行 欅
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株式会社島津製作所
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/04—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material
    • G01N23/046—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and forming images of the material using tomography, e.g. computed tomography [CT]
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N2223/00—Investigating materials by wave or particle radiation
    • G01N2223/40—Imaging
    • G01N2223/401—Imaging image processing

Definitions

  • the present invention relates to an X-ray CT apparatus that nondestructively observes the internal structure of various products and measures a three-dimensional shape.
  • a rotary stage on which an object such as an industrial product is placed is disposed between an X-ray source and an X-ray detector which are disposed to face each other.
  • the internal structure of the subject is three-dimensionally observed (see Patent Document 1). Due to the nature of being able to capture such a three-dimensional structure of an object, in recent years, X-ray CT apparatuses have been used for three-dimensional shape measurement as well as observation applications.
  • the tomographic image is reconstructed by back projecting the projection image on the basis of the X-ray focal point at the CT scan, the subject, and the geometric information of the detector.
  • an error generated in the geometric information causes a spatial distortion in the reconstructed image and causes a reduction in the dimension measurement accuracy.
  • the X-ray focal point always fluctuates during X-ray irradiation due to thermal expansion of the X-ray tube, deterioration of the target, and the like. For example, assuming that the X-ray focal point has shifted by 10 ⁇ m, a 100 ⁇ magnified projection image detected by the X-ray detector has an error of 1 mm.
  • the position of the X-ray focal point in the CT scan is three-dimensionally It is necessary to detect and correct information necessary for reconstructing a tomographic image or to suppress variation in X-ray focus.
  • Patent Document 2 Patent Document 3 and Non-patent Document 1 describe a technique for obtaining a two-dimensional focus movement amount from a projection image of a marker as a method for detecting the position of an X-ray focus in a CT scan.
  • Patent Document 4 an X-ray source is accommodated in a housing, and X-ray source is supplied by supplying temperature-controlled gas in a housing.
  • Non-Patent Document 1 In the position detection of the X-ray focal point described in Non-Patent Document 1, a marker is placed in the vicinity of the rotation stage on which the subject is placed so as not to obstruct the field of view of the subject, and the marker is imaged simultaneously with the subject.
  • the position of the X-ray focal point can always be detected.
  • the position of the X-ray focal point to be detected is only in two directions on the detector plane.
  • the X-ray source is accommodated and fixed in a housing, and the housing is further Adopting a structure connected to the cooling device increases the production cost of the device.
  • the present invention has been made to solve the above-mentioned problems, and it is possible to three-dimensionally detect the focal position of X-rays which fluctuate during a CT scan of an object and reconstruct a tomographic image without spatial distortion.
  • An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus.
  • the invention according to claim 1 is an X-ray CT apparatus which reconstructs a tomographic image of the subject based on projection data acquired by irradiating the subject with X-rays from a plurality of angles, and generates the X-ray.
  • a control unit that performs arithmetic processing based on projection data of the subject detected by the X-ray detector, a flat plate provided with at least two markers, and a support unit that supports the flat plate A position between the rotation stage and the X-ray source, wherein the marker is within the detection range of the X-ray detector during execution of a CT scan, and the flat plate is the It is placed at a position that does not overlap with the projected image of the subject A marker member, and the control device processes the projected image of the marker with a feature point at which
  • the marker member is fixed so that the installation angle of the flat plate with respect to the X-ray detector does not change.
  • the unit three-dimensionally calculates the movement amount of the focal point of the X-ray source using the installation angle information of the flat plate.
  • the invention according to a third aspect is the X-ray CT apparatus according to the first aspect, wherein the marker member is disposed such that the flat plate is in proximity to an X-ray irradiation port of the X-ray source.
  • the invention according to claim 4 is the X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the marker feature point detection unit performs image processing on a projected image of the marker to obtain a luminance gravity center point, and the luminance gravity center point Let it be the coordinates of the feature point.
  • the invention described in claim 5 is the X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the flat plate in the marker member is made of a material that attenuates X-rays.
  • the invention according to claim 6 is the X-ray CT apparatus according to claim 5, wherein the marker is a cavity provided in the flat plate, or a through hole or a recess formed in the flat plate.
  • the invention according to claim 7 is the X-ray CT apparatus according to claim 5, wherein the marker is a cylindrical or truncated cone-shaped member made of a material for attenuating X-rays disposed on the surface of the flat plate. is there.
  • the marker member has a flat plate provided with at least two markers for detecting the X-ray focal position, and at least two markers are superimposed on the projection image of the subject.
  • the X-ray focal position in the CT scan is detected three-dimensionally, and the coordinate system at the time of reconstructing the tomographic image is corrected based on the focal displacement of the X-ray source. It is possible to reconstruct a tomographic image without spatial distortion. Therefore, high dimensional measurement accuracy can be realized for three-dimensional shape measurement.
  • the position of the X-ray focal point in the CT scan is fixed by fixing the installation angle of the flat plate with respect to the X-ray detector and adding the installation angle as a calculation parameter of the focus movement amount of the X-ray. Can be determined more accurately.
  • the marker member is disposed close to the X-ray irradiation port of the X-ray source, the magnification ratio of the marker in the projected image can be increased. This makes it possible to reduce the size of the marker provided on the flat plate.
  • the luminance gravity center point is made to be the coordinates of the feature point by performing image processing on the projection image of the marker, even when the projection image of the marker is deformed, Coordinates can be determined accurately.
  • the marker can be easily formed on the flat plate.
  • FIG. 1 is a schematic view of an X-ray CT apparatus according to the present invention.
  • FIG. 7 is a schematic view illustrating the position of a marker M on the detection surface of the X-ray detector 12; It is a block diagram explaining the main control systems of the X-ray CT apparatus concerning this invention. It is a flowchart which shows the processing from acquisition of the projection image of the marker M to CT image reconstruction.
  • FIG. 1 is a schematic view of an X-ray CT apparatus according to the present invention.
  • FIG. 2 is a schematic view illustrating the position of the marker M on the detection surface of the X-ray detector 12.
  • FIG. 3 is a block diagram for explaining the main control system of the X-ray CT apparatus according to the present invention.
  • the X-ray CT apparatus comprises an X-ray source 11 for generating X-rays, an X-ray detector 12 disposed opposite to the X-ray source 11, a rotation stage 13 for mounting an object W thereon, an X-ray CT apparatus
  • a control device 30 is provided to perform overall control.
  • the control device 30 includes a personal computer 40, an X-ray controller 31, and a stage controller 32.
  • the X-ray source 11 and the X-ray detector 12 are fixed to the platen 16 by a support mechanism (not shown). Between the X-ray source 11 and the X-ray detector 12, a rotation stage 13 rotating about a rotation axis R is disposed. The rotary stage 13 is moved on the surface plate 16 by the stage moving mechanism 15 in the direction along the X-ray optical axis. By changing the distance between the rotation stage 13 and the X-ray source 11 by the stage moving mechanism 15, the enlargement ratio of the projection image of the subject W detected by the X-ray detector 12 is changed.
  • FIG. 1 As described in FIG.
  • the X axis is a horizontal direction along the X-ray optical axis
  • the Z axis is a vertical (vertical) direction
  • the Y axis is an X axis It is a direction orthogonal to the Z axis.
  • the X-ray source 11 has an X-ray tube which conically emits X-rays toward the X-ray detector 12.
  • the tube voltage and tube current supplied to the X-ray tube are controlled by the X-ray controller 31 in accordance with the material and X-ray transmission characteristics of the subject W.
  • the X-ray controller 31 is under control of the personal computer 40.
  • the transmission X-ray image detected by the X-ray detector 12 is taken into the personal computer 40.
  • a tomographic image sliced in a plane along an XY plane orthogonal to the rotation axis R is constructed by the CT image reconstruction unit 53 (see FIG. 3).
  • the rotation stage 13 and the stage moving mechanism 15 have independent drive motors, which are controlled by drive signals supplied from the stage controller 32.
  • the stage controller 32 is under control of the personal computer 40.
  • a marker member 20 composed of a flat plate 21 on which the marker M is formed and a support portion 22 for supporting the flat plate 21 is disposed.
  • the marker member 20 is disposed at a position closer to the X-ray source 11 than the rotation stage 13.
  • the flat plate 21 is made of a thin plate having a thickness that does not deform in a state of being supported by the support portion 22.
  • the flat plate 21 is provided with markers M at two locations.
  • the marker M is a through-hole drilled at symmetrical positions of the rectangular flat plate 21.
  • a cylinder or a truncated cone made of a material that attenuates X-rays similar to the material of the flat plate 21 may be disposed on the surface of the flat plate 21 as the marker M.
  • the shape of the through hole is not limited to the cylindrical hole, but may be a tapered hole in which the inner surface of the hole is inclined.
  • the marker M may be formed by forming a recess in the flat plate 21 instead of the through hole, and the marker M may be formed by providing a void in the flat plate depending on the material of the flat plate 21. That is, it is sufficient that the marker M has a thickness different from that of the flat plate 21 so that the contrast with the flat plate 21 can be obtained in the projected image.
  • the shape of the marker M is the plate portion of the flat plate 21 and the marker What is necessary is just to produce a clear difference in the X-ray transmission intensity with the part. Further, in this embodiment, two markers M are provided, but the number of markers M may be further increased.
  • the flat plate 21 is fixed to the support portion 22 so that the installation angle does not change.
  • the marker M is included within the detection range of the X-ray detector 12.
  • the position of the marker member 20 is fixed to the side close to the X-ray source 11.
  • the flat plate 21 is fixed at a position close to the front of the X-ray irradiation port of the X-ray source 11.
  • the length of the support portion 22 defining the position of the flat plate 21 is the X-ray detector 12 in which the projection image of the flat plate 21 including the marker M does not overlap the projection image of the subject W as shown in FIG.
  • the flat plate 21 on which the marker M is formed is fixed at a fixed position independently of the casing of the X-ray source 11. Can.
  • the formation position of the markers M on the flat plate 21 is such that the separation distance between the markers M becomes long in a range in which none of the markers M overlaps the projection image of the subject, whereby the three-dimensional X-ray focal point described later is generated.
  • the calculation accuracy of the movement amount is improved.
  • the X-ray detector 12 detects X-rays that are irradiated in a conical shape from the X-ray focal point and transmitted through the subject W on the flat plate 21 and the rotary stage 13, and the detection data is input to the personal computer 40.
  • the personal computer 40 includes a memory 41 such as a RAM and a ROM, an arithmetic device 42 such as a CPU that executes various arithmetic processes, a storage device 43 such as an HDD that stores projection data acquired by CT scanning, and X-rays.
  • a communication unit 44 for transmitting control signals to the controller 31 and the stage controller 32 is provided.
  • the memory 41, the arithmetic unit 42, the storage unit 43, and the communication unit 44 are connected by an internal bus 61 that enables mutual data communication.
  • the memory 41 stores a program for operating the arithmetic device 42 to realize the function.
  • the program installed in the personal computer 40 is shown as a functional block.
  • a marker feature point detection unit 51 In this embodiment, a marker feature point detection unit 51, a focus movement amount calculation unit 52, and a CT image reconstruction unit 53 are provided as functional blocks.
  • the personal computer 40 also has a display unit 48 for displaying a tomographic image and the like constructed by the operation of the arithmetic unit 42, and an input unit 49 such as a mouse and a keyboard for giving various commands to the unit. Connected through.
  • FIG. 4 is a flowchart showing processing from acquisition of a projection image of the marker M to CT image reconstruction.
  • the marker member 20 is fixed to the surface plate 16 such that the flat plate 21 on which the marker M is formed is disposed immediately in front of the X-ray irradiation port of the X-ray source 11 (step S11).
  • the marker member 20 is fixed so that the detection surface of the X-ray detector 12 and the plate surface of the flat plate 21 become parallel.
  • the position of the marker M and the installation angle of the flat plate 21 with respect to the detection surface of the X-ray detector 12 are fixed.
  • an X-ray focal point position (reference focal point position) to be a reference of the X-ray focal point is determined (step S12).
  • the X-ray focal position is a position where thermal electrons collide with the target to generate X-rays, and is regarded as one point in this specification.
  • the projection image of the marker M at the reference focal position is obtained (step S13), and the feature point of the marker M is detected from the obtained projection image (step S14). That is, before starting the CT scan on the subject W, the position of the feature point (reference marker feature point) of the marker M at the reference X-ray focal point position before thermal deformation of the X-ray tube occurs is acquired.
  • the feature point of the marker M is a point at which a straight line passing the X-ray focal point and the marker M intersects the detection surface of the X-ray detector 12.
  • the luminance barycentric point of the projected image of the marker M determined by performing image processing on the projected image obtained by the X-ray detector 12 is used as the coordinates of the feature point.
  • the luminance gravity center point of the projected image of the marker M is a point on the two-dimensional X-ray image, and the movement of the characteristic point of the marker M is on the uv plane coordinates which is the detection plane of the X-ray detector 12 Represented by a vector.
  • the circular marker M formed on the flat plate 21 is deformed into an elliptical shape in the projection image in relation to the incident angle of the X-ray to the marker M Even in this case, the coordinates of the feature point of the marker M can be accurately determined.
  • the subject W and the marker M are scanned while being imaged simultaneously (step S15).
  • the X-ray source 11 emits X-rays while rotating the rotary stage 13 on which the subject W is placed, and the X-ray detector 12 is input to the personal computer 40 at a predetermined rotation angle.
  • the projection image is stored in the storage device 43 as frame data.
  • the frame data is data for one screen of the projection image, and is stored in the storage device 43 in the order of the obtained times.
  • a feature point of the marker M is detected by performing image processing on the obtained projection image (step S16).
  • the CT scan projection data corresponding to a sampling pitch corresponding to the number of views set in the set scan mode is acquired.
  • the subject W is irradiated with X-rays from a plurality of angles, but since the position of the flat plate 21 with respect to the X-ray detector 12 is fixed, the projection image of the marker M can be obtained from each frame .
  • the X-ray focal position moves due to thermal deformation of the X-ray tube or the like with the progress of the scan, it is observed as the movement of the feature point of the marker M on the uv plane coordinates on the detection surface of the X-ray detector 12 it can.
  • Image processing is performed on frame data to detect feature points of markers M of two different frames (step S16).
  • the detection of the feature points of the marker M may be performed on all frame data, or may be performed on frame data extracted at predetermined intervals. That is, it suffices to be able to calculate how much the feature point of the marker M has moved between two different frames in step S17 described later.
  • the detection of the feature point of the marker M in steps S14 and S16 is realized by the arithmetic unit 42 executing a program read from the marker feature point detection unit 51 in the memory 41.
  • the feature point is obtained from the vector of the feature point of the marker M when the X-ray focus is at the reference position obtained in step S14 and the vector of the feature point of the marker M of a certain frame in the CT scan obtained in step S16. It is determined how much and in which direction the movement has been made (step S17). That is, from the change in the coordinate position of the feature point of the marker M after a certain period of time, it is calculated in which amount and in which direction the X-ray focal point has moved in that period.
  • the calculation of the X-ray focus movement amount is realized by the arithmetic unit 42 executing a program read from the focus movement amount calculation unit 52 in the memory 41.
  • the positions of the feature points of the two markers M are obtained, and from the positional relationship between the two markers M and the movement amount of the feature points of each marker M, the X-ray optical axis of the X-ray focal point is taken along Movement in the direction (X direction) can also be calculated.
  • the amount of movement of the X-ray focal point within the time is calculated three-dimensionally including the direction of movement. can do.
  • the plate surface of the flat plate 21 is disposed substantially parallel to the detection surface of the X-ray detector 12 during the CT scan. Therefore, when calculating the movement amount of the X-ray focus, the movement amount of the X-ray focus during the CT scan can be calculated without particularly setting the installation angle information as a parameter.
  • the installation angle of the flat plate 21 with respect to the detection surface of the X-ray detector 12 can be added as a parameter.
  • the installation angle of the flat plate 21 with respect to the detection surface of the X-ray detector 12 deviates from parallel, the distance between each of the two markers M and the detection surface of the X-ray detector 12 is different. Will be different.
  • the detection accuracy of the X-ray focal point movement can be further improved by using the installation angle information acquired in advance as known parameters for detecting the spatial movement of the X-ray focal point.
  • the installation angle of the flat plate 21 with respect to the detection surface of the X-ray detector 12 may be acquired using, for example, a laser displacement meter or the like when the marker member 20 is fixed to the surface plate 16.
  • a laser displacement meter or the like As in this X-ray CT apparatus, the positions of the X-ray source 11 and the X-ray detector 12 are fixed, and the position of the marker member 20 during CT scan is fixed to the surface plate 16.
  • the installation angle does not change when the X-ray CT apparatus is used, so acquisition of installation angle information using a laser displacement meter or the like is performed once. It will be enough.
  • the coordinate system of CT image reconstruction is corrected based on the focus movement amount (step S18).
  • the focal position of the X-ray is one of the geometrical information necessary for the reconstruction of the tomographic image, and the error of the geometrical information during the CT scan by correcting the coordinate system of the CT image reconstruction based on the focal displacement. Is corrected.
  • CT image reconstruction is performed (step S19), and a tomographic image of the subject W is reconstructed.
  • the correction of the coordinate system for CT image reconstruction (step S18) and the execution of the CT image reconstruction (step S19) are performed by executing the program read from the CT image reconstructing unit 53 in the memory 41 by the arithmetic device 42. To be realized.
  • the X-ray CT apparatus of the present invention CT scanning is performed while imaging at least two markers M simultaneously with the subject W, and feature points of the markers M are detected on the same time axis as projection data of the subject W
  • the X-ray focal point position during CT scan is detected three-dimensionally. This makes it possible to reflect the movement of the X-ray focal point during CT scanning in the reconstruction of the tomographic image, and thus to reconstruct the tomographic image without spatial distortion. Therefore, the X-ray CT apparatus of the present invention can also be used for three-dimensional shape measurement where high dimensional measurement accuracy is required.

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Abstract

Ｘ線源と回転ステージ１３との間には、マーカＭが形成された平板２１と、平板２１を支持する支持部２２から成るマーカ部材が配置されている。平板２１におけるマーカＭの形成位置は、Ｘ線検出器１２の検出範囲内において、マーカＭのいずれもが被写体の投影像と重畳しない領域、かつ、Ｘ線焦点の移動があっても常に検出範囲内に含まれる領域の中で、マーカＭ同士の距離が最も離れる位置としている。また、支持部２２の長さは、投影像において、平板２１およびマーカＭが被写体Ｗに重畳することがないＸ線検出器の検出範囲の側端の位置となる長さに調整される。

Description

Ｘ線ＣＴ装置
　この発明は、各種製品の内部構造の観察および３次元形状の測定を非破壊で行うＸ線ＣＴ装置に関する。
　産業用のＸ線ＣＴ装置は、互いに対向配置させたＸ線源とＸ線検出器との間に、工業製品等の被写体を載置する回転ステージを配置し、被写体の周囲の各方向からのＸ線投影データを収集して断層画像を再構成することにより、その被写体の内部構造を３次元的に観察するものである（特許文献１参照）。このような被写体の３次元構造を捉えることができる性質から、近年では、観察用途だけでなく、３次元形状測定にＸ線ＣＴ装置が用いられている。
　断層画像は、ＣＴスキャン時のＸ線焦点、被写体、検出器の幾何的な情報を基に投影像を逆投影して再構成される。このため、３次元形状測定用のＸ線ＣＴ装置においては、幾何情報に生じた誤差が、再構成像に空間的な歪みを生じさせ、寸法測定精度を低下させる原因となる。特にＸ線焦点は、Ｘ線照射中にＸ線管の熱膨張やターゲットの劣化等により常に変動する。例えば、Ｘ線焦点が１０μｍ変動したと仮定すると、Ｘ線検出器で検出される１００倍に拡大された投影像では、１ｍｍの誤差となる。３次元形状測定用としてＸ線ＣＴ装置が満たすべき寸法測定精度を実現できるように被写体の断層画像を空間歪みなく再構成するためには、ＣＴスキャン中のＸ線焦点の位置を３次元的に検出して、断層画像の再構成に必要な情報を補正する、あるいは、Ｘ線焦点の変動を抑制する必要がある。
　特許文献２、特許文献３および非特許文献１には、ＣＴスキャン中のＸ線焦点の位置を検出する手法として、マーカの投影像から２次元の焦点移動量を求める技術が記載されている。また、特許文献４には、装置の温度変化の影響による検出精度の低下を抑制するために、Ｘ線源をハウジングに収容し、ハウジング内に温度調節された気体を供給することでＸ線源を含むハウジングの熱を冷却する構造が記載されている。
特開２００５－３５１８７９号公報 国際公開２００９／０３６９８３号 特許第３７４３５９４号 特許第５８５００５９号
Ｆｒｅｄｅｒｉｋ　Ｖｏｇｅｌｅｒ、Ｗｅｓｌｅｙ　Ｖｅｒｈｅｅｃｋｅ、Ａｎｄｒｅ　Ｖｏｅｔ、Ｊｅａｎ－Ｐｉｅｒｒｅ　Ｋｒｕｔｈ、Ｗｉｍ　Ｄｅｗｕｌｆ、Ｐｏｓｉｔｉｎａｌ　Ｓｔａｂｉｌｉｔｙ　ｏｆ　２Ｄ　Ｘ－ｒａｙ　Ｉｍａｇｅｓ　ｆｏｒ　Ｃｏｍｐｕｔｅｒ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ、Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ　Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ　ｏｎ　Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｉｎｄｕｓｔｒｉａｌ　Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ　ａｎｄ　Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ－Ｍｏ．３．３
　特許文献２に記載のＸ線焦点の位置検出では、検出器を介して得られるマーカの投影像が大きく、被写体の撮像視野がマーカにより阻害されるため、被写体とマーカを同時に撮像することができない。このため、被写体をスキャンするときには、マーカを退避させている。また、マーカを撮像するときには、マーカと検出器との位置関係が同じになるようにマーカの基準位置への配置を再現する必要がある。このため、精度の高いマーカの位置決め機構が必要となり、製作面での負担が大きくなる。
　非特許文献１に記載のＸ線焦点の位置検出では、被写体を載置する回転ステージの近傍に被写体の視野を阻害しないようマーカを設置し、マーカを被写体と同時に撮像することでＣＴスキャン中のＸ線焦点の位置を常時検出できる。しかしながら、検出するＸ線焦点の位置は検出器面上の２方向のみである。
　特許文献３に記載のＸ線焦点の位置検出では、マーカを被写体に貼設することでマーカと被写体の投影像を同時に得ることができ、ＣＴスキャン中のＸ線焦点の位置を常時検出することができる。しかしながら、検出器を介して得られる投影像は、被写体にマーカが重なったものとなるため、マーカの検出精度が低下するとともに、被写体の断層画像にマーカの影響が及ぶ。
　また、Ｘ線焦点の変動を抑制するために、Ｘ線源側の温度を制御するとしても、特許文献４に記載のように、Ｘ線源をハウジングに収容して固定し、そのハウジングをさらに冷却装置に接続する構造を採用すると、装置の制作コストが高くなる。
　この発明は、上記課題を解決するためになされたものであり、被写体のＣＴスキャン中に変動するＸ線の焦点位置を３次元的に検出し、断層画像を空間歪なく再構成することが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
　請求項１に記載の発明は、被写体に複数の角度からＸ線を照射して取得した投影データに基づいて前記被写体の断層画像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、Ｘ線を発生するＸ線源と、前記Ｘ線源に対向配置されるＸ線を検出するためのＸ線検出器と、前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間に配置される前記被写体を載置するための回転ステージと、前記Ｘ線検出器が検出した前記被写体の投影データに基づいて演算処理を実行する制御装置と、マーカが少なくとも２か所設けられた平板と、前記平板を支持する支持部とから成り、前記回転ステージと前記Ｘ線源との間の位置であって、ＣＴスキャンの実行中に前記マーカが前記Ｘ線検出器の検出範囲内に含まれる位置、かつ、前記平板が前記被写体の投影像に重畳しない位置に配置されるマーカ部材と、を備え、前記制御装置は、前記Ｘ線源の焦点と前記マーカとを通る直線が前記Ｘ線検出器と交差する点である特徴点を、前記マーカの投影像を画像処理することにより検出し、２次元Ｘ線画像上の前記特徴点の座標を求めるマーカ特徴点検出部と、前記マーカ特徴点検出部により求めた２つの異なるフレームの前記特徴点の座標を用いて、前記Ｘ線源の焦点が前記２つの異なるフレームが得られる間に移動した量を３次元的に算出する焦点移動量算出部と、を備え、前記Ｘ線源の焦点移動量に基づいて前記被写体の断層画像を再構成するときの座標系を修正することを特徴とする。
　請求項２に記載の発明は、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記マーカ部材は、前記Ｘ線検出器に対する前記平板の設置角度が変化しないように固定され、前記焦点移動量算出部は、前記平板の設置角度情報を利用して、前記Ｘ線源の焦点の移動量を３次元的に算出する。
　請求項３に記載の発明は、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記マーカ部材は、前記平板を前記Ｘ線源のＸ線照射口に近接させて配置される。
　請求項４に記載の発明は、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記マーカ特徴点検出部は、前記マーカの投影像を画像処理して輝度重心点を求め、前記輝度重心点を前記特徴点の座標とする。
　請求項５に記載の発明は、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記マーカ部材における前記平板は、Ｘ線を減衰させる材料から成る。
　請求項６に記載の発明は、請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記マーカは、前記平板内に設けられた空洞、あるいは、前記平板に形成された貫通孔または凹部である。
　請求項７に記載の発明は、請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置において、前記マーカは、前記平板の表面に配設されたＸ線を減衰させる材料から成る円柱または円錐台形状の部材である。
　請求項１から請求項７に記載の発明によれば、Ｘ線焦点位置を検出するためのマーカを少なくとも２カ所設けた平板を有するマーカ部材を備え、少なくとも２つのマーカを被写体の投影像に重畳させることなく同時にスキャンして、ＣＴスキャン中のＸ線焦点位置を３次元的に検出し、Ｘ線源の焦点移動量に基づいて断層画像を再構成する際の座標系を補正することから、断層画像を空間歪なく再構成することが可能となる。このため、３次元形状測定用として高い寸法測定精度を実現することができる。
　請求項２に記載の発明によれば、Ｘ線検出器に対する平板の設置角度を固定し、設置角度をＸ線の焦点移動量の算出パラメータとして加えることにより、ＣＴスキャン中のＸ線焦点の位置を、より正確に求めることが可能となる。
　請求項３に記載の発明によれば、マーカ部材は、平板をＸ線源のＸ線照射口に近接させて配置されることから、投影像におけるマーカの拡大率を大きくすることができる。これにより、平板に設けるマーカの大きさを小さくすることが可能となる。
　請求項４に記載の発明によれば、マーカの投影像を画像処理することにより、輝度重心点を特徴点の座標とすることから、マーカの投影像が変形している場合でも、特徴点の座標を正確に決めることができる。
　請求項５から請求項７に記載の発明によれば、平板の厚みと異なる厚みを持つマーカを設けることで、投影像において平板の板部分とマーカ部分とでＸ線透過強度に明確な差を生じさせ、画像処理による特徴点の検出を容易に行うことができる。
　請求項６に記載の発明によれば、平板にマーカを容易に形成することができる。
この発明に係るＸ線ＣＴ装置の概要図である。 Ｘ線検出器１２の検出面におけるマーカＭの位置を説明する概要図である。 この発明に係るＸ線ＣＴ装置の主要な制御系を説明するブロック図である。 マーカＭの投影像の取得からＣＴ画像再構成に至る処理を示すフローチャートである。
　この発明の実施の形態を、図面に基づいて説明する。図１は、この発明に係るＸ線ＣＴ装置の概要図である。図２は、Ｘ線検出器１２の検出面におけるマーカＭの位置を説明する概要図である。図３は、この発明に係るＸ線ＣＴ装置の主要な制御系を説明するブロック図である。
　Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線を発生させるＸ線源１１と、Ｘ線源１１に対向配置されたＸ線検出器１２と、被写体Ｗを載置するための回転ステージ１３と、Ｘ線ＣＴ装置全体の制御を行う制御装置３０を備える。制御装置３０は、パーソナルコンピュータ４０と、Ｘ線コントローラ３１と、ステージコントローラ３２とから構成される。
　Ｘ線源１１とＸ線検出器１２は、図示を省略した支持機構により定盤１６に固定されている。Ｘ線源１１とＸ線検出器１２との間には、回転軸Ｒを中心に回転する回転ステージ１３が配置されている。回転ステージ１３は、ステージ移動機構１５により定盤１６上をＸ線光軸に沿う方向に移動する。回転ステージ１３とＸ線源１１との距離をステージ移動機構１５により変更することで、Ｘ線検出器１２で検出される被写体Ｗの投影像の拡大率が変更される。なおここで、本明細書では、図２に記載されているように、Ｘ軸はＸ線光軸に沿う水平方向であり、Ｚ軸は上下（鉛直）方向であり、Ｙ軸はＸ軸とＺ軸に直交する方向である。
　Ｘ線源１１は、Ｘ線検出器１２に向けてＸ線を円錐状に照射するＸ線管を有する。被写体Ｗの材質やＸ線透過特性に応じて、Ｘ線管に供給する管電圧、管電流をＸ線コントローラ３１により制御する。Ｘ線コントローラ３１は、パーソナルコンピュータ４０の制御下に置かれている。Ｘ線検出器１２により検出された透過Ｘ線像は、パーソナルコンピュータ４０に取り込まれる。パーソナルコンピュータ４０では、投影データに基づいてＣＴ画像再構成部５３（図３参照）により回転軸Ｒに直交するＸ－Ｙ平面に沿った面でスライスした断層画像が構築される。
　回転ステージ１３およびステージ移動機構１５は、それぞれ独立の駆動モータを有し、それらの駆動モータは、ステージコントローラ３２から供給される駆動信号によって制御される。ステージコントローラ３２は、パーソナルコンピュータ４０の制御下に置かれている。
　また、Ｘ線源１１と回転ステージ１３との間には、マーカＭが形成された平板２１と、平板２１を支持する支持部２２から成るマーカ部材２０が配置されている。マーカ部材２０は、回転ステージ１３よりもＸ線源１１に近い位置に配置される。
　平板２１は、支持部２２で支持した状態で変形することがない厚みを持つ薄板により作成される。そして、平板２１には、２カ所にマーカＭが設けられている。この実施形態では、マーカＭは、矩形状の平板２１の左右対称な位置に穿設された貫通孔である。なお、貫通孔に代えて、平板２１の材料と同様のＸ線を減衰させる材料により作成された円柱や円錐台形状の部材を平板２１の表面に配設してマーカＭとしてもよい。また、貫通孔の形状も、円柱孔に限らず、孔の内面が傾斜しているテーパ孔であってもよい。さらに、貫通孔ではなく、平板２１に凹部を形成することでマーカＭとしてもよく、平板２１の材質によっては、平板内に空洞（ボイド）を設けることでマーカＭとしてもよい。すなわち、マーカＭは、平板２１の厚みと異なる厚みを持つことで、投影像において平板２１とのコントラストを得ることができるものであればよく、マーカＭの形状は、平板２１の板部分とマーカ部分とでＸ線透過強度に明確な差を生じさせるものであればよい。また、この実施形態では、マーカＭを２カ所設けているが、マーカＭの数をさらに増やしてもよい。
　平板２１は、支持部２２に固定されており、設置角度が変化しないようになっている。Ｘ線源１１の焦点からＸ線を照射して被写体Ｗの投影データを取得する際には、図２に示すように、マーカＭがＸ線検出器１２の検出範囲内に含まれるように、マーカ部材２０の位置をＸ線源１１に近い側に固定する。これにより、Ｘ線源１１のＸ線照射口の前の近接した位置に平板２１が固定される。なお、平板２１の位置を規定する支持部２２の長さは、図２に示すように、マーカＭを含む平板２１の投影像が被写体Ｗの投影像と重畳することがないＸ線検出器１２の検出範囲の側端の位置となる長さとなっている。このように、支持部２２を介しマーカ部材２０を定盤１６に配置することで、マーカＭが形成された平板２１を、Ｘ線源１１の筐体とは独立して定位置に固定することができる。
　平板２１におけるマーカＭの形成位置は、マーカＭのいずれもが被写体の投影像と重畳しない範囲でマーカＭ同士の離間距離が長くなるようにすることで、後述するＸ線焦点の３次元的な移動量の算出精度がよくなる。
　Ｘ線焦点から円錐状に照射され、平板２１および回転ステージ１３上の被写体Ｗを透過したＸ線は、Ｘ線検出器１２により検出され、検出データはパーソナルコンピュータ４０に入力される。
　パーソナルコンピュータ４０は、ＲＡＭ、ＲＯＭなどのメモリ４１と、各種の演算処理を実行するＣＰＵなどの演算装置４２と、ＣＴスキャンにより取得された投影データを保存するＨＤＤなどの記憶装置４３と、Ｘ線コントローラ３１やステージコントローラ３２に制御信号を送信するための通信部４４を備える。メモリ４１、演算装置４２、記憶装置４３および通信部４４は、相互のデータ通信を可能とする内部バス６１により接続されている。メモリ４１には、演算装置４２を動作させて機能を実現するプログラムが格納されている。図３においては、パーソナルコンピュータ４０にインストールされているプログラムを機能ブロックとして示している。この実施形態では、機能ブロックとして、マーカ特徴点検出部５１と、焦点移動量算出部５２と、ＣＴ画像再構成部５３とを備える。また、パーソナルコンピュータ４０には、演算装置４２の動作により構築された断層画像などを表示する表示装置４８と、各種指令を装置に与えるためのマウスやキーボードなどの入力装置４９が、通信部４４を介して接続されている。
　次に、上述した構成のＸ線ＣＴ装置によりＣＴスキャンを実行する際に、スキャン中のＸ線の焦点位置を検出する手順について説明する。断層画像は、ＣＴスキャン時のＸ線焦点、被写体Ｗ、検出器の位置関係を含む幾何情報を基に、投影像を逆投影して再構成される。したがって、この発明では、断層画像の再構成に必要な幾何情報の一つであるＸ線の焦点位置の移動を追跡し、移動量を断層画像の再構成に反映するようにしている。図４は、マーカＭの投影像の取得からＣＴ画像再構成に至る処理を示すフローチャートである。
　まず、マーカＭが形成された平板２１がＸ線源１１のＸ線照射口の直前に配置されるように、マーカ部材２０を定盤１６に固定する（ステップＳ１１）。このとき、Ｘ線検出器１２の検出面と平板２１の板面とが平行になるように、マーカ部材２０を固定する。これにより、マーカＭの位置、平板２１のＸ線検出器１２の検出面に対する設置角度が固定される。そして、Ｘ線焦点の基準となるＸ線焦点位置（基準焦点位置）を決める（ステップＳ１２）。なお、Ｘ線焦点位置は、Ｘ線源１１におけるＸ線管において、熱電子がターゲットに衝突してＸ線を発生させる位置であって、この明細書では一つの点であると見なしている。
　基準焦点位置でのマーカＭの投影像を取得し（ステップＳ１３）、得られた投影像からマーカＭの特徴点を検出する（ステップＳ１４）。すなわち、被写体ＷへのＣＴスキャンを開始する前に、Ｘ線管の熱変形が起こる前の基準となるＸ線焦点位置でのマーカＭの特徴点（基準マーカ特徴点）の位置を取得する。
　マーカＭの特徴点は、Ｘ線焦点とマーカＭを通る直線がＸ線検出器１２の検出面と交差する点である。Ｘ線検出器１２より得られた投影像を画像処理して決定したマーカＭの投影像の輝度重心点を、特徴点の座標としている。なお、マーカＭの投影像の輝度重心点は、２次元Ｘ線画像上の点であり、マーカＭの特徴点の移動は、このＸ線検出器１２の検出面であるｕ－ｖ平面座標におけるベクトルで表される。また、マーカＭの特徴点の座標を輝度重心点とすることで、マーカＭへのＸ線の入射角との関係で、平板２１に形成された円形のマーカＭが投影像では楕円形に変形しても、マーカＭの特徴点の座標を正確に求めることができる。
　続いて、被写体ＷとマーカＭとを同時に撮像しながらスキャンする（ステップＳ１５）。ＣＴスキャンに際しては、Ｘ線源１１からＸ線を照射しながら、被写体Ｗを載置した回転ステージ１３を回転させて、所定の回転角度ごとにＸ線検出器１２からパーソナルコンピュータ４０に入力された投影像が、フレームデータとして記憶装置４３に記憶される。なお、フレームデータとは投影像の１画面分のデータのことであり、得られた時刻の順番にしたがって記憶装置４３に記憶されるものである。
　得られた投影像を画像処理することにより、マーカＭの特徴点を検出する（ステップＳ１６）。ＣＴスキャンでは、設定されたスキャンモードで設定されたビュー数に応じたサンプリングピッチに対応する投影データが収集される。スキャン中は、被写体Ｗには複数の角度からＸ線が照射されるが、Ｘ線検出器１２に対する平板２１の位置は固定されていることから、各フレームから、マーカＭの投影像が得られる。スキャンの経過に伴い、Ｘ線管の熱変形などによりＸ線焦点位置が移動すると、それは、Ｘ線検出器１２の検出面におけるｕ－ｖ平面座標上でのマーカＭの特徴点の移動として観察できる。フレームデータに対して画像処理を実行することで、異なる２つのフレームのマーカＭの特徴点を検出する（ステップＳ１６）。なお、マーカＭの特徴点の検出は、全てのフレームデータに対して実行してもよく、所定の間隔で抽出したフレームデータに対して行ってもよい。すなわち、後述するステップＳ１７で、２つの異なるフレーム間で、どれだけマーカＭの特徴点が移動したかを計算することができればよい。
　なお、ステップＳ１４およびステップＳ１６におけるマーカＭの特徴点の検出は、演算装置４２がメモリ４１におけるマーカ特徴点検出部５１から読み込んだプログラムを実行することにより実現される。
　ステップＳ１４で得られたＸ線焦点が基準位置にあるときのマーカＭの特徴点のベクトルと、ステップＳ１６で得られたＣＴスキャン中のあるフレームのマーカＭの特徴点のベクトルから、特徴点がどれだけどの方向に移動したかを求める（ステップＳ１７）。すなわち、ある時間経過後のマーカＭの特徴点の座標位置の変化から、その時間内に、Ｘ線焦点がどれだけの量どの方向に移動したかが算出される。このＸ線焦点移動量の算出は、演算装置４２がメモリ４１における焦点移動量算出部５２から読み込んだプログラムを実行することにより実現される。
　なお、この実施形態では、２つのマーカＭの特徴点の位置を求めており、２つのマーカＭの位置関係と各マーカＭの特徴点の移動量から、Ｘ線焦点のＸ線光軸に沿う方向（Ｘ方向）の移動も計算することができる。このように、少なくとも２つのマーカＭの２つの異なるフレームで検出した特徴点の座標を用いて、Ｘ線の焦点が当該時間内で移動した量を、移動した方向も含めて３次元的に算出することができる。
　このＸ線ＣＴ装置では、ＣＴスキャン中のＸ線検出器１２の検出面に対して平板２１の板面をほぼ平行に設置している。このため、Ｘ線焦点の移動量を算出する際に、特に設置角度情報をパラメータとして設定しなくても、ＣＴスキャン中のＸ線焦点の移動量を算出することができる。
　一方、Ｘ線焦点の移動量の３次元的算出において、Ｘ線検出器１２の検出面に対する平板２１の設置角度をパラメータとして加えることもできる。Ｘ線検出器１２の検出面に対する平板２１の設置角度が平行からずれるほど、２つのマーカＭの各々とＸ線検出器１２の検出面との距離に差が生じ、投射像における両者の拡大率が異なることになる。Ｘ線焦点の空間移動の検出に、既知パラメータとして予め取得しておいた設置角度情報を利用することで、Ｘ線焦点移動の検出精度をさらに向上させることができる。
　Ｘ線検出器１２の検出面に対する平板２１の設置角度は、例えば、マーカ部材２０を定盤１６に固定したときに、レーザ変位計などを使用して取得しておけばよい。なお、このＸ線ＣＴ装置のようにＸ線源１１とＸ線検出器１２の位置が固定されており、ＣＴスキャン中のマーカ部材２０の位置が定盤１６に固定されているに等しい状態の装置では、Ｘ線検出器１２とマーカ部材２０を配置して以降、Ｘ線ＣＴ装置の使用時においてこの設置角度が変わることがないため、レーザ変位計などを使用した設置角度情報の取得は一度で済むことになる。
　Ｘ線の焦点移動量が求まると、その焦点移動量に基づいて、ＣＴ画像再構成の座標系を修正する（ステップＳ１８）。Ｘ線の焦点位置は、断層画像の再構成に必要な幾何情報の一つであり、焦点移動量に基づいてＣＴ画像再構成の座標系を修正することで、ＣＴスキャン中の幾何情報の誤差が修正される。しかる後、ＣＴ画像再構成を実行し（ステップＳ１９）、被写体Ｗの断層画像を再構成する。なお、ＣＴ画像再構成の座標系の修正（ステップＳ１８）およびＣＴ画像再構成の実行（ステップＳ１９）は、演算装置４２がメモリ４１におけるＣＴ画像再構成部５３から読み込んだプログラムを実行することにより実現される。
　上述したように、この発明のＸ線ＣＴ装置では、少なくとも２つのマーカＭを被写体Ｗと同時に撮像しながらＣＴスキャンし、被写体Ｗの投影データと同じ時間軸でマーカＭの特徴点を検出することで、ＣＴスキャン中のＸ線焦点位置を３次元的に検出している。これにより、ＣＴスキャン中のＸ線焦点の移動を断層画像の再構成に反映できることから、断層画像を空間歪みなく再構成すること可能となる。したがって、この発明のＸ線ＣＴ装置を高い寸法測定精度が要求される３次元形状測定用に使用することも可能となる。
　１１　　　Ｘ線源
　１２　　　Ｘ線検出器
　１３　　　回転ステージ
　１５　　　ステージ移動機構
　１６　　　定盤
　２０　　　マーカ部材
　２１　　　平板
　２２　　　支持部
　３０　　　制御装置
　３１　　　Ｘ線コントローラ
　３２　　　ステージコントローラ
　４０　　　パーソナルコンピュータ
　４１　　　メモリ
　４２　　　演算装置
　４３　　　記憶装置
　４４　　　通信部
　４８　　　表示装置
　４９　　　入力装置
　５１　　　マーカ特徴点検出部
　５２　　　焦点移動量算出部
　５３　　　ＣＴ画像再構成部
　Ｍ　　　マーカ
　Ｗ　　　被写体

Claims (7)

  1. 　被写体に複数の角度からＸ線を照射して取得した投影データに基づいて前記被写体の断層画像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、
    　Ｘ線を発生するＸ線源と、
    　前記Ｘ線源に対向配置されるＸ線を検出するためのＸ線検出器と、
    　前記Ｘ線源と前記Ｘ線検出器との間に配置される前記被写体を載置するための回転ステージと、
    　前記Ｘ線検出器が検出した前記被写体の投影データに基づいて演算処理を実行する制御装置と、
    　マーカが少なくとも２か所設けられた平板と、前記平板を支持する支持部とから成り、前記回転ステージと前記Ｘ線源との間の位置であって、ＣＴスキャンの実行中に前記マーカが前記Ｘ線検出器の検出範囲内に含まれる位置、かつ、前記平板が前記被写体の投影像に重畳しない位置に配置されるマーカ部材と、
    　を備え、
    　前記制御装置は、
    　前記Ｘ線源の焦点と前記マーカとを通る直線が前記Ｘ線検出器と交差する点である特徴点を、前記マーカの投影像を画像処理することにより検出し、２次元Ｘ線画像上の前記特徴点の座標を求めるマーカ特徴点検出部と、
    　前記マーカ特徴点検出部により求めた２つの異なるフレームの前記特徴点の座標を用いて、前記Ｘ線源の焦点が前記２つの異なるフレームが得られる間に移動した量を３次元的に算出する焦点移動量算出部と、
    　を備え、
    　前記Ｘ線源の焦点移動量に基づいて前記被写体の断層画像を再構成するときの座標系を修正することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
  2. 　請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    　前記マーカ部材は、前記Ｘ線検出器に対する前記平板の設置角度が変化しないように固定され、
    　前記焦点移動量算出部は、前記平板の設置角度情報を利用して、前記Ｘ線源の焦点の移動量を３次元的に算出するＸ線ＣＴ装置。
  3. 　請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    　前記マーカ部材は、前記平板を前記Ｘ線源のＸ線照射口に近接させて配置されるＸ線ＣＴ装置。
  4. 　請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    　前記マーカ特徴点検出部は、前記マーカの投影像を画像処理して輝度重心点を求め、前記輝度重心点を前記特徴点の座標とするＸ線ＣＴ装置。
  5. 　請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    　前記マーカ部材における前記平板は、Ｘ線を減衰させる材料から成るＸ線ＣＴ装置。
  6. 　請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    　前記マーカは、前記平板内に設けられた空洞、あるいは、前記平板に形成された貫通孔または凹部であるＸ線ＣＴ装置。
  7. 　請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置において、
    　前記マーカは、前記平板の表面に配設されたＸ線を減衰させる材料から成る円柱または円錐台形状の部材であるＸ線ＣＴ装置。
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