JP2003114203A - Ct apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、放射線を用いたＣ
Ｔ装置に関する。TECHNICAL FIELD The present invention relates to C using radiation.
Regarding the T device.
【０００２】[0002]
【従来の技術】ＣＴ装置では、放射線源とその放射線を
検出する検出器を設けていて、放射線源からの放射線を
被検体に照射し、その透過した放射線を検出器で検出す
る。ＣＴ装置において、Ｘ線がファンビーム状（扇形
状）になるように、Ｘ線の遮蔽能力の高い材料でプリコ
リメータを用いることが、特開２０００−９６６２号公
報に開示されている。2. Description of the Related Art A CT apparatus is provided with a radiation source and a detector for detecting the radiation, irradiates the subject with radiation from the radiation source, and detects the transmitted radiation by the detector. Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-9662 discloses that a precollimator is used in a CT device with a material having a high X-ray shielding ability so that the X-rays have a fan-beam shape (fan shape).
【０００３】[0003]
【発明が解決しようとする課題】ノイズの少ない断層像
を得るには、検出器に入射する散乱線を少なくする必要
がある。また、散乱線がＣＴ装置外に出ると、漏洩放射
線として安全上問題となる。このため、ＣＴ装置では放
射線源の直後や、検出器の直前にコリメータを設けてい
る。これらは各々プリコリメータとポストコリメータと
も呼ばれる。コリメータは、通常、放射線遮蔽能力の高
い鉛やタングステンのような重金属で作製される。ポス
トコリメータは検出器の直前に設置して、被検体などで
散乱した放射線が検出器に入射するのを防止するもので
ある。又、プリコリメータは放射線源から放射状に発生
した放射線の内、被検体を含む所望の範囲のみ通過させ
るものであり、不要な方向への放射線を除去するための
ものである。プリコリメータにより、検出器に入る散乱
線を減少させると共に、ＣＴ装置外への漏洩放射線も減
少させることができる。形成したい放射線ビーム形状に
よってプリコリメータの貫通孔の形状も異なる。例え
ば、円錐状の放射線ビームを得たい場合には円錐形の貫
通孔を、扇状ビームを得たい場合には並行平板形の貫通
孔を用いる。In order to obtain a tomographic image with less noise, it is necessary to reduce the scattered rays incident on the detector. Further, if scattered radiation goes out of the CT apparatus, it becomes a safety problem as leakage radiation. Therefore, the CT device is provided with a collimator immediately after the radiation source and immediately before the detector. These are also called pre-collimator and post-collimator, respectively. Collimators are typically made of heavy metals such as lead and tungsten, which have a high radiation shielding capability. The post-collimator is installed immediately before the detector to prevent the radiation scattered by the subject or the like from entering the detector. Further, the pre-collimator is for passing only a desired range including the object of the radiation radially generated from the radiation source and for removing the radiation in an unnecessary direction. The pre-collimator can reduce the scattered radiation entering the detector as well as the leakage radiation outside the CT device. The shape of the through hole of the pre-collimator also differs depending on the shape of the radiation beam to be formed. For example, a conical through hole is used to obtain a conical radiation beam, and a parallel plate through hole is used to obtain a fan beam.
【０００４】しかし、そのような形状のプリコリメータ
では、所要の放射線ビームの形状が十分に形成されな
い。即ち、プリコリメータ内部で散乱された放射線が検
出器に入ることにより、放射線源から被検体を透過して
検出器に入射する放射線以外にも様々な方向からの散乱
線が入射する。これにより、断層像にノイズが入る。ま
た、プリコリメータ内部で散乱された放射線の一部が所
望の照射範囲外に出ることにより、ＣＴ装置外への漏洩
放射線となる。However, the pre-collimator having such a shape does not sufficiently form the required shape of the radiation beam. That is, when the radiation scattered inside the pre-collimator enters the detector, scattered rays from various directions are incident in addition to the radiation transmitted from the radiation source through the subject and incident on the detector. This causes noise in the tomographic image. In addition, a part of the radiation scattered inside the pre-collimator goes out of the desired irradiation range, and becomes leakage radiation to the outside of the CT apparatus.
【０００５】本発明の目的は、新たな一次散乱光を発生
させること無く、従来発生している一次散乱光を減衰さ
せる遮蔽体を備えたＣＴ装置を提供することである。An object of the present invention is to provide a CT apparatus provided with a shield for attenuating conventionally generated primary scattered light without generating new primary scattered light.
【０００６】[0006]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
の本発明の一つの実施態様は、被検体に放射線を照射す
る放射線源と、前記放射線を前記被検体を含む所望の範
囲に向けて通過させる貫通孔を備えた第一のコリメータ
と、前記被検体を取り付けて固定するための固定手段
と、前記被検体を透過した前記放射線を通過させる複数
の貫通孔を有する第二のコリメータと、前記貫通孔にそ
れぞれ対向して配置され、前記貫通孔を通過した前記放
射線を検出する放射線検出器と、前記検出器から得られ
た各信号を用いて前記被検体の一横断面に対する断層像
を再構成する断層像再構成手段と、前記第一のコリメー
タの貫通孔の被検体側に設けられ、前記放射線源と前記
第一のコリメータの被検体側最端部とを結ぶ直線よりも
外側である第１領域の少なくとも一部を遮蔽する遮蔽体
とを有する。One embodiment of the present invention for achieving the above object is to provide a radiation source for irradiating a subject with radiation, and direct the radiation to a desired range including the subject. A first collimator having a through hole for passing, a fixing means for attaching and fixing the subject, a second collimator having a plurality of through holes for passing the radiation transmitted through the subject, A tomographic image of one cross section of the subject is arranged by using radiation detectors arranged to face the through holes and detecting the radiation that has passed through the through holes, and signals obtained from the detectors. A tomographic image reconstructing means for reconstructing, provided on the object side of the through hole of the first collimator, and outside the straight line connecting the radiation source and the object side end of the first collimator. A certain first area And a shield for shielding at least a portion.
【０００７】また、プリコリメータの貫通孔の出口側端
部を段構造にし、且つ、線源から出てコリメータの出口
最端部へ向かう放射線が、出口手前の内壁面によって遮
られるような幾何学的構造とすることである。Further, the exit side end of the through hole of the pre-collimator has a stepped structure, and the radiation from the radiation source toward the exit end of the collimator is blocked by the inner wall surface in front of the exit. It is to make it a physical structure.
【０００８】その他に、上記目的を達成するために、コ
リメータの貫通孔の被検体側が曲面で、且つ、放射線源
とプリコリメータの被検体側最端部とを結ぶ直線と、貫
通孔の内壁面とが少なくとも一度は交差する幾何学的構
造とすることである。In addition, in order to achieve the above object, the through hole of the collimator has a curved surface on the object side, and the straight line connecting the radiation source and the end of the precollimator on the object side and the inner wall surface of the through hole. Is a geometrical structure in which and intersect at least once.
【０００９】その他に、プリコリメータの貫通孔の被検
体側が段構造で、且つ、放射線源とプリコリメータの貫
通孔最端部とを結ぶ直線と、前記貫通孔の内壁面とが少
なくとも一度は交差する幾何学的構造とする。In addition, the through-hole of the pre-collimator has a stepped structure on the subject side, and the straight line connecting the radiation source and the end of the through-hole of the pre-collimator intersects the inner wall surface of the through-hole at least once. Geometric structure
【００１０】[0010]
【発明の実施の形態】まず、発明者らは、プリコリメー
タの貫通孔出口付近で散乱してそのまま貫通孔を通過し
てしまう高エネルギー散乱線の原因について検討した。BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION First, the inventors examined the cause of high-energy scattered rays that are scattered near the exit of a through hole of a precollimator and pass through the through hole as they are.
【００１１】図６は従来技術のプリコリメータの垂直断
面である。このように、円柱状のスリットは、一方向に
収束したビームを形成する際に用いている物である。FIG. 6 is a vertical cross section of a prior art precollimator. As described above, the cylindrical slit is used when forming a beam converged in one direction.
【００１２】線形加速器によって加速された入射電子ビ
ーム１４は数ＭｅＶのエネルギーを持ってターゲット１
３に衝突する。ターゲット１３は通常タングステンなど
の重金属で作製される。ターゲット１３に衝突した電子
はターゲット中の原子とコンプトン散乱や光電効果等の
相互作用をしながら次第に減速され、その際に制動放射
現象でＸ線を放出する。制動放射は前方性が強いため入
射電子ビーム１４が入射した側とは反対方向にほとんど
のＸ線が放出される。入射電子ビーム１４は有限のビー
ム径をもっており、更に入射された電子はターゲット１
３中で散乱しながらＸ線を放出するため、Ｘ線発生源１
５は理想的な点光源とはならず、直径０.５mm 程度の大
きさを持つ。The incident electron beam 14 accelerated by the linear accelerator has an energy of several MeV and is applied to the target 1
Clash with 3. The target 13 is usually made of a heavy metal such as tungsten. The electrons colliding with the target 13 are gradually decelerated while interacting with atoms in the target 13 such as Compton scattering and photoelectric effect, and at that time, X-rays are emitted by a bremsstrahlung phenomenon. Since the bremsstrahlung has a strong forward characteristic, most X-rays are emitted in the direction opposite to the side on which the incident electron beam 14 is incident. The incident electron beam 14 has a finite beam diameter, and the further incident electrons are the target 1
X-ray emission source 1 to emit X-rays while scattering in 3
5 does not become an ideal point light source, and has a diameter of about 0.5 mm.
【００１３】Ｘ線発生源１５から発生したＸ線はターゲ
ット１３の被検体側に放射状に放出されるが、プリコリ
メータ３の貫通孔１７以外の部分に衝突したＸ線１６は
プリコリメータ３で遮蔽され、貫通孔１７を通過するＸ
線だけが被検体１へ達する。Ｘ線発生源１５から発生し
て貫通孔１７を通過するＸ線の内、あるものは一度もプ
リコリメータ３と衝突せずに貫通孔１７を通過し（Ｘ線
３０）、あるものは貫通孔１７の内壁面と衝突し、散乱
されながら通過（Ｘ線１８）する。The X-rays generated from the X-ray generation source 15 are radially emitted to the subject side of the target 13, but the X-rays 16 that collide with the portions other than the through holes 17 of the precollimator 3 are shielded by the precollimator 3. X passing through the through hole 17
Only the line reaches the subject 1. Among the X-rays generated from the X-ray generation source 15 and passing through the through hole 17, some pass through the through hole 17 without colliding with the precollimator 3 (X-ray 30), and some pass through the through hole 17. It collides with the inner wall surface of 17 and passes through while being scattered (X-ray 18).
【００１４】多重散乱しながらプリコリメータ３を通過
するＸ線は散乱の度にエネルギーを失うので、プリコリ
メータ３を通過して出てくる時には低エネルギーとなっ
ており、断層像のノイズ源としては、それ程問題になら
ないことが分かった。それに対し、Ｘ線発生源１５で発
生してからプリコリメータ３の貫通孔１７の出口付近に
向かって飛来するＸ線１８は、出口付近で１度散乱した
後、高エネルギーを保持したまま貫通孔１７から出てき
てしまうため、ＣＴ画像のノイズやＣＴ装置周辺への放
射線の漏洩の原因となることが判明した。Since X-rays passing through the pre-collimator 3 while undergoing multiple scattering lose energy every time they are scattered, the X-rays have low energy when they pass through the pre-collimator 3 and are low in energy. , I found it to be less of an issue. On the other hand, the X-rays 18 generated from the X-ray generation source 15 and flying toward the vicinity of the exit of the through hole 17 of the pre-collimator 3 are scattered once near the exit, and then the high energy is maintained while the through hole is maintained. Since it comes out from No. 17, it was found to cause noise in CT images and leakage of radiation around the CT apparatus.
【００１５】また、図７は円錐状のビームを形成する場
合に用いる円錐形の貫通孔を持つプリコリメータであ
る。この場合には、Ｘ線発生源１５が理想的な点光源で
あれば、貫通孔１７の形状を、Ｘ線発生源１５を頂点と
する円錐状にすることによって散乱を小さく出来る。し
かし、Ｘ線発生源１５は無限少ではなく、必ず有限の大
きさを持つため、円錐の内面と平行ではないＸ線１８が
存在し、それらは貫通孔１７内面に当って散乱線とな
り、高エネルギーを保持したまま貫通孔１７から出てく
る。そのため、ＣＴ画像のノイズやＣＴ装置周辺への放
射線の漏洩の原因となることが判明した。このような散
乱Ｘ線の内、散乱後に検出器に入るＸ線がＣＴ画像のノ
イズ源になり、所望するビーム範囲の外に反射したもの
がＣＴ装置周辺への放射線の漏洩の原因となることが分
かった。Further, FIG. 7 shows a precollimator having a conical through hole used when forming a conical beam. In this case, if the X-ray generation source 15 is an ideal point light source, scattering can be reduced by making the shape of the through hole 17 into a conical shape with the X-ray generation source 15 as the apex. However, since the X-ray generation source 15 is not infinitely small and always has a finite size, there are X-rays 18 that are not parallel to the inner surface of the cone, and they hit the inner surface of the through-hole 17 to become scattered rays, and It comes out from the through hole 17 while retaining energy. Therefore, it has been found that this may cause noise in the CT image and leakage of radiation around the CT device. Of these scattered X-rays, the X-rays that enter the detector after being scattered become a noise source of the CT image, and those reflected outside the desired beam range cause leakage of radiation to the periphery of the CT apparatus. I understood.
【００１６】このように、発明者らは、高エネルギーを
保持したまま貫通孔から出てくる散乱線がＣＴ画像にノ
イズとして影響を与えること、散乱光が漏洩放射線とし
て安全上問題となること、そして、それを解決するため
には、特に散乱線の高エネルギー成分、即ち一次散乱線
を減少させる必要があることを見出した。以下、実施態
様を説明する。As described above, the inventors have found that scattered rays emitted from the through-hole while keeping high energy affect CT images as noise, and scattered light poses a safety problem as leakage radiation. Then, in order to solve this, it was found that it is particularly necessary to reduce the high-energy component of scattered radiation, that is, the primary scattered radiation. Hereinafter, embodiments will be described.
【００１７】（実施例）実施態様を説明する。図２及び
図３にＸ線ＣＴ装置を示す。このＸ線ＣＴ装置は、被検
体１にＸ線を照射するＸ線源２と、前記Ｘ線を所望のビ
ーム形状に成形するためのプリコリメータ３と、前記被
検体１を固定するための試料テーブル４と、前記被検体
１を透過したＸ線を通過させる複数の貫通孔を有するポ
ストコリメータ５と、前記貫通孔にそれぞれ対向して配
置され、前記貫通孔を通過したＸ線を検出するアレイ検
出器６と、前記検出器６の各信号を用いて断層像を再構
成する断層像再構成手段７を備えている。本実施態様の
Ｘ線ＣＴ装置では、被検体１は扇形ビームの中に含まれ
ており、試料テーブル４を回転させることにより計測デ
ータを収集する。(Example) An embodiment will be described. 2 and 3 show the X-ray CT apparatus. This X-ray CT apparatus includes an X-ray source 2 for irradiating a subject 1 with X-rays, a pre-collimator 3 for shaping the X-ray into a desired beam shape, and a sample for fixing the subject 1. A table 4, a post collimator 5 having a plurality of through holes that allow the X-rays that have passed through the subject 1 to pass through, and an array that is arranged to face the through holes and that detects the X-rays that have passed through the through holes. A detector 6 and a tomographic image reconstructing means 7 for reconstructing a tomographic image using each signal of the detector 6 are provided. In the X-ray CT apparatus of this embodiment, the subject 1 is included in the fan beam, and the measurement data is collected by rotating the sample table 4.
【００１８】アレイ検出器６は扇状に発生するＸ線を検
出するように配置、構成する。又、被検体１は試料テー
ブル４に固定されており、試料テーブル４の回転中でも
被検体１は試料テーブル４に対して固定されている。試
料テーブル４は移動台１２に取り付けられており、移動
台１２は上下方向移動装置１０と水平方向移動装置１１
によって任意の位置に移動可能となっている。これによ
り、このＸ線ＣＴ装置は被検体の任意の断面を撮影する
ことができる。上下方向移動装置１０，水平方向移動装
置１１、及び試料テーブル４は移動・回転制御装置９か
ら送られる信号によって制御されている。アレイ検出器
６は配列間隔を狭くした多数のＸ線検出器から構成され
ており、ポストコリメータ５にはＸ線検出器の数だけＸ
線が通過するスリットが設ける。Ｘ線検出器としては、
半導体検出器や、シンチレータとフォトダイオードを組
み合わせたＸ線検出器などを用いることができる。The array detector 6 is arranged and configured so as to detect X-rays generated in a fan shape. Further, the subject 1 is fixed to the sample table 4, and the subject 1 is fixed to the sample table 4 even while the sample table 4 is rotating. The sample table 4 is attached to a moving table 12, and the moving table 12 includes a vertical moving device 10 and a horizontal moving device 11.
Can be moved to any position. As a result, the X-ray CT apparatus can image any cross section of the subject. The vertical movement device 10, the horizontal movement device 11, and the sample table 4 are controlled by signals sent from the movement / rotation control device 9. The array detector 6 is composed of a large number of X-ray detectors having a narrow array interval, and the post-collimator 5 has X number of X-ray detectors.
Provide a slit through which the wire passes. As an X-ray detector,
A semiconductor detector or an X-ray detector combining a scintillator and a photodiode can be used.
【００１９】Ｘ線検出器の配列間隔を小さくするほど断
層像の空間分解能が高くなる。Ｘ線源は、電子線形加速
器を用い、Ｘ線の出射及び停止はＸ線源制御装置８を用
いて制御される。Ｘ線源には電子線形加速器の他、Ｘ線
管を用いてもよい。一般に線形加速器の方が高エネルギ
ーのＸ線を発生させることができる。The smaller the X-ray detector array interval, the higher the spatial resolution of the tomographic image. An electron linear accelerator is used as the X-ray source, and the X-ray emission and stop are controlled by the X-ray source controller 8. As the X-ray source, an X-ray tube may be used instead of the electron linear accelerator. Generally, a linear accelerator can generate higher energy X-rays.
【００２０】プリコリメータ３の貫通孔１７出口部は図
１に示すように二段構造となっている。この構造は、以
下の理由による。まず、どの部分のＸ線を遮蔽するかで
ある。利用者が所望するＸ線の範囲は貫通孔１７壁面の
延長である領域１０２である。その一方で、Ｘ線発生源
１５からはそれ以外の方向にもＸ線が発生している。The exit of the through hole 17 of the pre-collimator 3 has a two-stage structure as shown in FIG. This structure is based on the following reasons. First, which part of the X-ray is shielded. The range of the X-ray desired by the user is a region 102 which is an extension of the wall surface of the through hole 17. On the other hand, the X-ray generation source 15 also generates X-rays in the other directions.
【００２１】ここで、図１に示す如くＸ線発生源１５の
端１０４及び１０５から相対するコリメータスリットの
出口の頂点１０７及び１０６を結ぶ線１０８及び１０９
を考える。すると、プリコリメータ３のＸ線発生源１５
の反対側が次の三つの領域に分けられる。即ち、領域１
０２，領域１０２の外側で且つ線１０８及び１０９の内
側である領域１０１、そして領域１０１の更に外側であ
る領域１１０。Here, as shown in FIG. 1, lines 108 and 109 connecting the vertices 107 and 106 of the exits of the collimator slits from the ends 104 and 105 of the X-ray generation source 15, respectively.
think of. Then, the X-ray generation source 15 of the pre-collimator 3
The other side of is divided into the following three areas. That is, area 1
02, region 101 outside region 102 and inside lines 108 and 109, and region 110 further outside region 101.
【００２２】ここで領域１０２は所望する領域であるか
ら遮蔽の必要はない。Since the area 102 is a desired area, it is not necessary to shield it.
【００２３】次に、領域１０１は、Ｘ線発生源１５から
直接Ｘ線が照射され且つ本来利用者が必要としない範囲
のＸ線である。この領域に照射されるＸ線を遮蔽するた
めにプリコリメータ３をＸ線の進行方向に単に延長する
と、例えばＸ線１１２から新たな散乱光が発生する。Next, the area 101 is an X-ray in a range which is directly irradiated with X-rays from the X-ray generation source 15 and which is not originally required by the user. If the pre-collimator 3 is simply extended in the traveling direction of X-rays in order to shield the X-rays irradiated to this region, new scattered light is generated from the X-rays 112, for example.
【００２４】次に、領域１１０である。この領域に進行
してくるＸ線はＸ線１１３の如く、一度プリコリメータ
３で散乱されたＸ線であり、プリコリメータ３での散乱
に加え更に一度散乱させることでＸ線の強度を十分に小
さくすることが出来る。Next is a region 110. The X-rays traveling to this region are X-rays once scattered by the pre-collimator 3 like the X-rays 113, and the intensity of the X-rays is sufficiently increased by scattering once more in addition to the scattering by the pre-collimator 3. Can be made smaller.
【００２５】以上の検討を踏まえ、プリコリメータ３の
後に散乱光の少ない遮蔽体を設置する。Based on the above examination, a shield with less scattered light is installed after the pre-collimator 3.
【００２６】本実施態様ではコリメータスリットの後に
領域１１０を遮蔽する遮蔽体１１１を設ける。遮蔽体
は、タングステンや鉛などの重金属で作製する。遮蔽体
１１１の形状は、線１０８及び線１０９の外側の領域を
遮蔽可能な形状とする。また、領域１０１のＸ線はプリ
コリメータ３の段階では遮蔽せず、漏洩放射線として施
設外への影響を少なくするように領域１０１のＸ線進行
方向の延長線上（施設全体の遮蔽）に遮蔽体を設ける。In this embodiment, a shield 111 for shielding the region 110 is provided after the collimator slit. The shield is made of a heavy metal such as tungsten or lead. The shape of the shield 111 is such that the area outside the lines 108 and 109 can be shielded. Further, the X-rays of the area 101 are not shielded at the stage of the pre-collimator 3, and are shielded on the extension of the X-ray traveling direction of the area 101 (shielding of the entire facility) so as to reduce the influence of leakage radiation outside the facility. To provide.
【００２７】このように遮蔽体を設置することにより、
以下のようにＸ線を遮蔽することが出来る。まず、遮蔽
体１１１により、Ｘ線１１３の如く進行するＸ線は必ず
二度散乱される。そのため、漏洩放射線としての強度を
十分に小さくすることができる。また、プリコリメータ
でＸ線を二度散乱させることで、領域１１０のＸ線の強
度をノイズ源として問題とならない程度まで十分に小さ
くすることができる。By installing the shield in this way,
X-rays can be shielded as follows. First, X-rays that travel like X-rays 113 are always scattered twice by the shield 111. Therefore, the intensity of leaked radiation can be sufficiently reduced. Further, by scattering the X-rays twice by the pre-collimator, the intensity of the X-rays in the region 110 can be sufficiently reduced to a level that does not cause a problem as a noise source.
【００２８】遮蔽体１１１を設置することによって、遮
蔽体自身が新たなＸ線の散乱源となることがない。即
ち、遮蔽体を設置すればするほど、遮蔽体で一次散乱光
が発生すると言う問題を解消することが出来る。By installing the shield 111, the shield itself does not become a new X-ray scattering source. That is, as the shield is installed, the problem that the primary scattered light is generated in the shield can be solved.
【００２９】また、領域１０１には強度の高い不要なＸ
線が進行することが予めわかっている。そのため、その
部分の遮蔽を重点的に行うことで、施設外への漏洩放射
線を遮蔽することが出来る。それにより、周辺線量を減
少させることができ、ＣＴ装置周辺の放射線による立ち
入り制限区域を狭くすることができる。In the area 101, unnecessary X having high strength is used.
We know in advance that the line will progress. Therefore, by focusing the shielding of that part, it is possible to shield the leakage radiation to the outside of the facility. As a result, the peripheral dose can be reduced, and the radiation restricted area around the CT apparatus can be narrowed.
【００３０】以上述べた実施態様によれば、新たな一次
散乱光を発生させること無く、従来発生している一次散
乱光を減衰させる遮蔽体を備えたＸ線ＣＴ装置を提供す
ることが出来る。According to the embodiment described above, it is possible to provide an X-ray CT apparatus provided with a shield for attenuating the conventionally generated primary scattered light without generating new primary scattered light.
【００３１】なお、本実施態様では遮蔽体１１１の断面
を直線１０８及び１０９に沿った形としたが、貫通孔最
端部２２が直線１０８もしくは１０９に隣接していれば
よい。即ち、図４に示す如くプリコリメータ３の出口を
段部１９とした階段状の断面形状としても同様の効果を
得ることが出来る。階段状の断面にすることで、斜めに
加工する部分が無くなる。そのため、加工を容易に行う
ことが出来る。In the present embodiment, the cross section of the shield 111 is formed along the straight lines 108 and 109, but the outermost end 22 of the through hole may be adjacent to the straight line 108 or 109. That is, as shown in FIG. 4, the same effect can be obtained even if the exit of the pre-collimator 3 has a stepped cross section with the step portion 19. By using a stepped cross section, there is no portion to be processed diagonally. Therefore, the processing can be easily performed.
【００３２】また、ある第１の断面に図１の如く遮蔽体
を設け、第１の断面と９０度回転した第２の横断面を図
２の如く段付断面の遮蔽体を設けても良い。段構造とす
る部分は遮蔽したい方向に応じて、上下方向のみ、もし
くは水平方向のみとしてもよい。この時、段部分の厚み
は放射線を透過しないような十分な厚みが必要である。Further, a shield may be provided on a certain first cross section as shown in FIG. 1, and a second cross section rotated by 90 degrees with respect to the first cross section may be provided with a stepped cross section as shown in FIG. . The stepped portion may be provided only in the vertical direction or only in the horizontal direction depending on the direction to be shielded. At this time, the stepped portion needs to have a sufficient thickness so as not to transmit radiation.
【００３３】段構造は、図５の第二の実施例に示した如
く複数としても構わない。複数とした方が図１の斜めに
加工した遮蔽体に形状が近くなるので、遮蔽の効果は大
きい。即ち、段構造を無限に細かくした場合が斜めに加
工した遮蔽体である。A plurality of step structures may be provided as shown in the second embodiment of FIG. Since the shape becomes closer to the diagonally processed shield of FIG. 1 when a plurality of shields are provided, the shielding effect is large. That is, it is a shield that is diagonally processed when the step structure is made infinitely fine.
【００３４】[0034]
【発明の効果】本発明によれば、新たな一次散乱光を発
生させること無く、従来発生している一次散乱光を減衰
させる遮蔽体を備えたＣＴ装置を提供することが出来
る。According to the present invention, it is possible to provide a CT apparatus having a shield for attenuating the conventionally generated primary scattered light without generating new primary scattered light.
【図１】第１実施例のプリコリメータの断面図。FIG. 1 is a sectional view of a pre-collimator according to a first embodiment.
【図２】Ｘ線ＣＴ装置の上面図。FIG. 2 is a top view of an X-ray CT apparatus.
【図３】Ｘ線ＣＴ装置の側面図。FIG. 3 is a side view of the X-ray CT apparatus.
【図４】第２実施例のプリコリメータの断面図。FIG. 4 is a sectional view of a pre-collimator of the second embodiment.
【図５】第３実施例のプリコリメータの断面図。FIG. 5 is a sectional view of a pre-collimator of the third embodiment.
【図６】従来例のプリコリメータの断面図。FIG. 6 is a cross-sectional view of a conventional precollimator.
【図７】従来例のプリコリメータの断面図。FIG. 7 is a cross-sectional view of a conventional pre-collimator.
１…被検体、２…Ｘ線源、３…プリコリメータ、４…試
料テーブル、５…ポストコリメータ、７…断層像再構成
手段、８…Ｘ線源制御装置、９…移動・回転制御装置、
１０…上下方向移動装置、１１…水平方向移動装置、１
２…移動台、１３…ターゲット、１４…入射電子ビー
ム、１５…Ｘ線発生源、１６，１８，２０，２１…Ｘ
線、１７…貫通孔、１９…プリコリメータ段部、２２…
貫通孔最端部。DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Subject, 2 ... X-ray source, 3 ... Precollimator, 4 ... Sample table, 5 ... Postcollimator, 7 ... Tomographic image reconstruction means, 8 ... X-ray source control device, 9 ... Movement / rotation control device,
10 ... Vertical movement device, 11 ... Horizontal movement device, 1
2 ... Moving base, 13 ... Target, 14 ... Incident electron beam, 15 ... X-ray generation source, 16, 18, 20, 21 ... X
Wire, 17 ... through hole, 19 ... pre-collimator step, 22 ...
The end of the through hole.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 出海 滋 茨城県日立市大みか町七丁目２番１号 株 式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 Ｆターム(参考） 2G001 AA01 BA11 CA01 DA01 DA08 JA08 PA11 PA12 PA14 SA02 4C093 AA22 BA03 CA07 EA13 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continued front page (72) Inventor Shigeru Izumi 2-12-1 Omika-cho, Hitachi-shi, Ibaraki Prefecture Ceremony Company Hitachi, Ltd. F-term (reference) 2G001 AA01 BA11 CA01 DA01 DA08 JA08 PA11 PA12 PA14 SA02 4C093 AA22 BA03 CA07 EA13
Claims (4)
させる貫通孔を備えた第一のコリメータと、 前記被検体を取り付けて固定するための固定手段と、 前記被検体を透過した前記放射線を通過させる複数の貫
通孔を有する第二のコリメータと、 前記貫通孔にそれぞれ対向して配置され、前記貫通孔を
通過した前記放射線を検出する放射線検出器と、 前記検出器から得られた各信号を用いて前記被検体の一
横断面に対する断層像を再構成する断層像再構成手段
と、 前記第一のコリメータの貫通孔の被検体側に設けられ、
前記放射線源と前記第一のコリメータの被検体側最端部
とを結ぶ直線よりも外側である第１領域の少なくとも一
部を遮蔽する遮蔽体とを有することを特徴とするＸ線Ｃ
Ｔ装置。1. A radiation source for irradiating a subject with radiation, a first collimator having a through-hole for passing the radiation toward a desired range including the subject, and mounting and fixing the subject. Fixing means for doing, a second collimator having a plurality of through holes that allow the radiation that has passed through the subject to pass through, and the second collimator that is arranged to face each of the through holes and that passes through the through holes. A radiation detector for detecting, a tomographic image reconstructing means for reconstructing a tomographic image for one transverse section of the subject using each signal obtained from the detector, and a tomographic image of the through hole of the first collimator. It is provided on the sample side,
An X-ray C, comprising: a shield that shields at least a part of a first region outside a straight line connecting the radiation source and the subject-side outermost end of the first collimator.
T device.
ていることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。2. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the inner surface of the shield has a step shape in the first region.
れかを含むことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。3. The X-ray CT apparatus according to claim 1 or 2, wherein the material of the shield contains at least one of tungsten and lead.
放射線はＸ線であることを特徴とするＣＴ装置。4. The CT apparatus according to claim 1, wherein the radiation is an X-ray.
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| JP2001310846A JP2003114203A (en) | 2001-10-09 | 2001-10-09 | Ct apparatus |
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