JPS6251622B2 - - Google Patents
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- JPS6251622B2 JPS6251622B2 JP53061545A JP6154578A JPS6251622B2 JP S6251622 B2 JPS6251622 B2 JP S6251622B2 JP 53061545 A JP53061545 A JP 53061545A JP 6154578 A JP6154578 A JP 6154578A JP S6251622 B2 JPS6251622 B2 JP S6251622B2
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- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 claims description 26
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 13
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 claims description 11
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 16
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 5
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 3
- 238000000034 method Methods 0.000 description 3
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 2
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- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 1
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- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 1
- 238000004846 x-ray emission Methods 0.000 description 1
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4275—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis using a detector unit almost surrounding the patient, e.g. more than 180°
-
- A—HUMAN NECESSITIES
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- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/06—Diaphragms
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は扁平な扇形X−線ビーム発生用X−線
源と、円弧に沿つて配置される多数の検出素子か
ら成るX−線検出器とを具え、前記X−線源およ
びX−線検出器が前記扇形X−線ビームの平面に
直角の共通回転軸線のまわりを回動し得るように
したコンピユータ・トモグラフイ用装置に関する
ものである。
源と、円弧に沿つて配置される多数の検出素子か
ら成るX−線検出器とを具え、前記X−線源およ
びX−線検出器が前記扇形X−線ビームの平面に
直角の共通回転軸線のまわりを回動し得るように
したコンピユータ・トモグラフイ用装置に関する
ものである。
斯種装置は特にX−線診断用に好適である。こ
のような診断中に患者の人体の或る部位は扁平な
扇形ビームによつて種々の方向から照射される。
局部的に透過した放射線を測定し、かつこのよう
にして得た測定データを用いてコンピユータによ
り照射平面における患者の人体部位の濃度分布を
計算して、その結果を例えばテレビジヨンモニタ
に映出させる。
のような診断中に患者の人体の或る部位は扁平な
扇形ビームによつて種々の方向から照射される。
局部的に透過した放射線を測定し、かつこのよう
にして得た測定データを用いてコンピユータによ
り照射平面における患者の人体部位の濃度分布を
計算して、その結果を例えばテレビジヨンモニタ
に映出させる。
上述した種類の装置は既に公開されているオラ
ンダ国特許願第7503520号から既知であり、これ
に記載されている装置では診断すべき人体部位を
少なくとも一方向において完全に包囲する扁平な
扇形X−線ビームを用いている。適当な数の測定
データを得るために、X−線源およびX−線検出
器をこれらの共通回転軸線の近くに配置した患者
のまわりにて一緒に回転させる。上記装置は種種
の検出素子の感度の相違が測定信号に及ぼす影響
を補正する手段を具えている。
ンダ国特許願第7503520号から既知であり、これ
に記載されている装置では診断すべき人体部位を
少なくとも一方向において完全に包囲する扁平な
扇形X−線ビームを用いている。適当な数の測定
データを得るために、X−線源およびX−線検出
器をこれらの共通回転軸線の近くに配置した患者
のまわりにて一緒に回転させる。上記装置は種種
の検出素子の感度の相違が測定信号に及ぼす影響
を補正する手段を具えている。
従来装置のX−線源およびX−線検出器は診断
中均一速度で共通回転軸線のまわりを一緒に回転
する。検出素子の出力信号は信頼できる測定値を
得るために短期間にわたり積分され、この短期間
の間にX−線源およびX−線検出器は例えば1゜
のような僅かな角度だけ回転する。ついで放射線
強度測定の対数値を決定する。従つて診断中各検
出素子は患者の人体を種々の方向から透過したX
−線強度に関する1組の対数値を供給する。診断
中これらのデータは第1電子メモリに蓄積され、
診断終了後に多数の検出素子から到来するデータ
は対応する方向に向けられた平行な通路組に沿つ
て透過したX−線の強度に関する多数の対数値の
組に分類される。これらの分類した各組の対数値
は第2の電子メモリに蓄積される。ついで診断し
た人体部位の照射面に関する画素として再現され
る局部的濃度を再構成法によつて計算する。この
ことは、該当する再現画素に係わる上記分類した
各組の対数値からすべての測定通路に関する測定
データが加算されることを意味する。
中均一速度で共通回転軸線のまわりを一緒に回転
する。検出素子の出力信号は信頼できる測定値を
得るために短期間にわたり積分され、この短期間
の間にX−線源およびX−線検出器は例えば1゜
のような僅かな角度だけ回転する。ついで放射線
強度測定の対数値を決定する。従つて診断中各検
出素子は患者の人体を種々の方向から透過したX
−線強度に関する1組の対数値を供給する。診断
中これらのデータは第1電子メモリに蓄積され、
診断終了後に多数の検出素子から到来するデータ
は対応する方向に向けられた平行な通路組に沿つ
て透過したX−線の強度に関する多数の対数値の
組に分類される。これらの分類した各組の対数値
は第2の電子メモリに蓄積される。ついで診断し
た人体部位の照射面に関する画素として再現され
る局部的濃度を再構成法によつて計算する。この
ことは、該当する再現画素に係わる上記分類した
各組の対数値からすべての測定通路に関する測定
データが加算されることを意味する。
従来装置では計算した濃度分布の表示に際し、
実際には存在しない環状虚像パターンと称される
厄介な環状の妨害パターンが発生するのを検出素
子の感度の相違を補正することによつて抑制して
いる。これがため、X−線源の速い運動をこのX
−線源とX−線検出器との均等の共通回転運動に
別々に重畳させて、各検出素子による各測定を診
断中各素子に隣接している検出素子によつて繰り
返すようにしている。このようにして得た測定値
に基いて検出素子を互いに比較し、かつ検出素子
の感度の相違を補正している。従つてこの補正目
的のために追加の電子式処理回路網を設けてい
る。
実際には存在しない環状虚像パターンと称される
厄介な環状の妨害パターンが発生するのを検出素
子の感度の相違を補正することによつて抑制して
いる。これがため、X−線源の速い運動をこのX
−線源とX−線検出器との均等の共通回転運動に
別々に重畳させて、各検出素子による各測定を診
断中各素子に隣接している検出素子によつて繰り
返すようにしている。このようにして得た測定値
に基いて検出素子を互いに比較し、かつ検出素子
の感度の相違を補正している。従つてこの補正目
的のために追加の電子式処理回路網を設けてい
る。
本発明の目的は検出素子の感度の相違によつて
環状の虚像パターンの発生が明らかとなることの
ないようにすると共に、診断中の各検出素子によ
つて患者を平行方向に透過した1組のX−線強度
に関する測定値を発生させて、診断終了後の測定
値の分類を省けるようにしたコンピユータ・トモ
グラフイ用装置を提供せんとするにある。
環状の虚像パターンの発生が明らかとなることの
ないようにすると共に、診断中の各検出素子によ
つて患者を平行方向に透過した1組のX−線強度
に関する測定値を発生させて、診断終了後の測定
値の分類を省けるようにしたコンピユータ・トモ
グラフイ用装置を提供せんとするにある。
本発明は扁平な扇形X−線ビーム発生用X−線
源を具え、該X−線源が作動中該X−線源本体に
対して実質上固定の比較的小さなX−線放射領域
を有しており、さらに診断下にある物体を通過し
た後の前記扇形ビームからのX−線放射を受光す
るように円弧に沿つて配置した多数の検出素子か
ら成るX−線検出器を具えており、前記各検出素
子のX−線検出領域を比較的小さくし、第1およ
び第2の各回転自在の支持部材を固定支持手段に
よつて回転自在に支持して、前記第1および第2
の回転自在の支持部材が前記扇形ビームの平面に
対し直角に向けられた共通軸線のまわりを回転し
得るようにし、前記扇形ビームがほぼ前記共通軸
線の方を向くように前記X−線源を前記第1回転
支持部材に固着し、かつ各検出素子のX−線検出
面と前記共通軸線との間の距離が、X−線源の前
記X−線放射領域と前記共通軸線との間の距離に
ほぼ等しくなるように前記X−線検出器を前記第
2回転支持部材に固着し、さらに前記第1および
第2回転支持部材を前記共通軸線のまわりにて同
じ角速度ではあるが、互い反対の回転方向に回転
させる手段を具えるように構成したことを特徴と
するコンピユータ・トモグラフイ用装置にある。
源を具え、該X−線源が作動中該X−線源本体に
対して実質上固定の比較的小さなX−線放射領域
を有しており、さらに診断下にある物体を通過し
た後の前記扇形ビームからのX−線放射を受光す
るように円弧に沿つて配置した多数の検出素子か
ら成るX−線検出器を具えており、前記各検出素
子のX−線検出領域を比較的小さくし、第1およ
び第2の各回転自在の支持部材を固定支持手段に
よつて回転自在に支持して、前記第1および第2
の回転自在の支持部材が前記扇形ビームの平面に
対し直角に向けられた共通軸線のまわりを回転し
得るようにし、前記扇形ビームがほぼ前記共通軸
線の方を向くように前記X−線源を前記第1回転
支持部材に固着し、かつ各検出素子のX−線検出
面と前記共通軸線との間の距離が、X−線源の前
記X−線放射領域と前記共通軸線との間の距離に
ほぼ等しくなるように前記X−線検出器を前記第
2回転支持部材に固着し、さらに前記第1および
第2回転支持部材を前記共通軸線のまわりにて同
じ角速度ではあるが、互い反対の回転方向に回転
させる手段を具えるように構成したことを特徴と
するコンピユータ・トモグラフイ用装置にある。
診断中適切な測定精度を得るために検出素子の
出力信号を短期間にわたり積分し、この期間中に
X−線源およびX−線検出器を例えば1゜のよう
な小角度にわたつて回転させる。X−線源および
X−線検出器は反対方向に動くため、診断すべき
人体部位は相対的にほぼ平行な連続通路内にてX
−線源と所定の検出素子とによつて走査される。
このことは、照射面の各画素として再現される濃
度に関する各計算値が各検出素子による測定値を
含むことを意味する。従つて計算した濃度分布の
表示に際し、検出素子の感度の相違によつて生ず
る妨害パターンは実質上低減させることができ
る。さらに、上記環状虚像パターンも減らすこと
ができる。
出力信号を短期間にわたり積分し、この期間中に
X−線源およびX−線検出器を例えば1゜のよう
な小角度にわたつて回転させる。X−線源および
X−線検出器は反対方向に動くため、診断すべき
人体部位は相対的にほぼ平行な連続通路内にてX
−線源と所定の検出素子とによつて走査される。
このことは、照射面の各画素として再現される濃
度に関する各計算値が各検出素子による測定値を
含むことを意味する。従つて計算した濃度分布の
表示に際し、検出素子の感度の相違によつて生ず
る妨害パターンは実質上低減させることができ
る。さらに、上記環状虚像パターンも減らすこと
ができる。
本発明によるコンピユータ・トモグラフイ用装
置の好適な実施に当つては、X−線検出器を円形
状に並べた多数の検出素子をもつて構成する。こ
のようにすることにより、平行方向に透過したX
−線の強度に関する各組の測定値を、診断平面の
凡ゆる方向に対して求めることができる。
置の好適な実施に当つては、X−線検出器を円形
状に並べた多数の検出素子をもつて構成する。こ
のようにすることにより、平行方向に透過したX
−線の強度に関する各組の測定値を、診断平面の
凡ゆる方向に対して求めることができる。
図面につき本発明を説明する。
第1および2図は本発明によるコンピユータ・
トモグラフイ用装置の一例を示す縦および横断面
図である。患者用テーブル2の上に載せられてい
る患者1を扁平な扇形のX−線ビーム3によつて
照射する。このX−線ビーム3は例えば第2図の
図面の平面で30゜のような開口角(以後扇形角度
αと称する)を有し、これは上記平面の垂直方向
に対しては比較的扁平であり、その厚さは約10mm
である。扇形角度αはビーム3がその扇形方向に
て患者全体をまたぐのに十分な大きさとする。X
−線ビーム3を回転陽極(図示せず)を具えてい
るX−線管4によつて発生させる。回転陽極(実
際のX−線源)の放射面は比較的小さく、その長
さおよび幅は約2mmとするため、このX−線源は
実際上点状のものと見なすことができる。患者を
透過した放射線をX−線検出器5によつて測定す
る。この検出器5は円形に配列した例えば400個
の一連の検出素子6をもつて構成する。後述する
所から明らかなように、検出素子6の寸法は比較
的小さく、これらの素子も実際上点状のものと見
なすことができ、これらの素子は例えばシンチレ
ーシヨン結晶と光検出器とで構成する。X−線管
4を固定支持手段を成す外厘9に取付けたホイー
ル10で軸受けされる回転自在の支持部材を成す
リング7に取付ける。このリング7は扇形ビーム
3の平面に対し直角に延在している軸線14のま
わりを駆動モータ12によつて回動し得るように
する。実際のX−線源、すなわち回転陽極の表面
におけるX−線放射面は、それが円形通路15を
辿るように軸線14を中心として回転させる。X
−線検出器5を別の回転自在の支持部材を成すリ
ング8に接続する。このリング8を外厘9に接続
したホイール11で軸受けし、駆動モータ13に
よつて軸線14のまわりを回動し得るようにす
る。リング7および8は診断中反対方向に回転さ
せる。検出素子6は円形通路を回転し、その半径
は実際のX−線源が回転する円形通路の半径にほ
ぼ等しく、それらの円の半径はそれぞれ例えば90
cmおよび85cmとする。つぎに測定データの処理に
つき第3図を参照して詳細に説明する。
トモグラフイ用装置の一例を示す縦および横断面
図である。患者用テーブル2の上に載せられてい
る患者1を扁平な扇形のX−線ビーム3によつて
照射する。このX−線ビーム3は例えば第2図の
図面の平面で30゜のような開口角(以後扇形角度
αと称する)を有し、これは上記平面の垂直方向
に対しては比較的扁平であり、その厚さは約10mm
である。扇形角度αはビーム3がその扇形方向に
て患者全体をまたぐのに十分な大きさとする。X
−線ビーム3を回転陽極(図示せず)を具えてい
るX−線管4によつて発生させる。回転陽極(実
際のX−線源)の放射面は比較的小さく、その長
さおよび幅は約2mmとするため、このX−線源は
実際上点状のものと見なすことができる。患者を
透過した放射線をX−線検出器5によつて測定す
る。この検出器5は円形に配列した例えば400個
の一連の検出素子6をもつて構成する。後述する
所から明らかなように、検出素子6の寸法は比較
的小さく、これらの素子も実際上点状のものと見
なすことができ、これらの素子は例えばシンチレ
ーシヨン結晶と光検出器とで構成する。X−線管
4を固定支持手段を成す外厘9に取付けたホイー
ル10で軸受けされる回転自在の支持部材を成す
リング7に取付ける。このリング7は扇形ビーム
3の平面に対し直角に延在している軸線14のま
わりを駆動モータ12によつて回動し得るように
する。実際のX−線源、すなわち回転陽極の表面
におけるX−線放射面は、それが円形通路15を
辿るように軸線14を中心として回転させる。X
−線検出器5を別の回転自在の支持部材を成すリ
ング8に接続する。このリング8を外厘9に接続
したホイール11で軸受けし、駆動モータ13に
よつて軸線14のまわりを回動し得るようにす
る。リング7および8は診断中反対方向に回転さ
せる。検出素子6は円形通路を回転し、その半径
は実際のX−線源が回転する円形通路の半径にほ
ぼ等しく、それらの円の半径はそれぞれ例えば90
cmおよび85cmとする。つぎに測定データの処理に
つき第3図を参照して詳細に説明する。
第3図は患者20、X−線源21および円形に
配列される一連の検出素子23を具えるX−線検
出器22を有している上述した種類の装置に対す
るデータ処理回路を示す。X−線源21および検
出素子23は、診断中これらがほぼ同じ円形通路
24を辿るように互いに反対方向に中央軸線(第
1図の14)のまわりを回転させる。すべての検
出素子を対応する積分回路25に接続(図面では
3個の検出素子に対してのみ示す)し、この回路
にて検出素子23の測定信号を短期間にわたり積
分する。その積分時間は適切な測定精度を得るた
めに例えば10ミリ秒とする。X−線源21および
X−線検出器22は互いに反対方向に動くため、
診断すべき人体20の部位は第4図に示すように
相対的にほぼ平行な連続通路内で走査される。第
4図ではX−線源21と1個の検出素子23との
位置関係を各々連続瞬時ta、tb、tc……thに
対して示してある。X−線源21およびX−線検
出器23は診断中ほぼ同じ円形通路24を辿るた
め、X−線源と検出素子との間の距離は診断中に
変化し、従つて検出素子によつて測定されるX−
線の強度は診断中患者の局部的な部位でのX−線
の吸収度に無関係に変化する。これらの変化を回
路26で補正する。この補正後に検出素子による
測定信号の対数値を対数増幅器27で形成し、こ
のようにして得られた信号をメモリ28に蓄積
(記憶)させる。従つて診断中検出素子23は患
者をほぼ平行な方向に透過したX−線の強度に関
する1組の対数値を発生する。診断の終了後、コ
ンピユータ29によつて人体20の照射部分にお
ける局部的な濃度分布を再構成法により計算し
て、これを例えばテレビジヨンモニタ30に映出
させる。
配列される一連の検出素子23を具えるX−線検
出器22を有している上述した種類の装置に対す
るデータ処理回路を示す。X−線源21および検
出素子23は、診断中これらがほぼ同じ円形通路
24を辿るように互いに反対方向に中央軸線(第
1図の14)のまわりを回転させる。すべての検
出素子を対応する積分回路25に接続(図面では
3個の検出素子に対してのみ示す)し、この回路
にて検出素子23の測定信号を短期間にわたり積
分する。その積分時間は適切な測定精度を得るた
めに例えば10ミリ秒とする。X−線源21および
X−線検出器22は互いに反対方向に動くため、
診断すべき人体20の部位は第4図に示すように
相対的にほぼ平行な連続通路内で走査される。第
4図ではX−線源21と1個の検出素子23との
位置関係を各々連続瞬時ta、tb、tc……thに
対して示してある。X−線源21およびX−線検
出器23は診断中ほぼ同じ円形通路24を辿るた
め、X−線源と検出素子との間の距離は診断中に
変化し、従つて検出素子によつて測定されるX−
線の強度は診断中患者の局部的な部位でのX−線
の吸収度に無関係に変化する。これらの変化を回
路26で補正する。この補正後に検出素子による
測定信号の対数値を対数増幅器27で形成し、こ
のようにして得られた信号をメモリ28に蓄積
(記憶)させる。従つて診断中検出素子23は患
者をほぼ平行な方向に透過したX−線の強度に関
する1組の対数値を発生する。診断の終了後、コ
ンピユータ29によつて人体20の照射部分にお
ける局部的な濃度分布を再構成法により計算し
て、これを例えばテレビジヨンモニタ30に映出
させる。
第5図は上述したようなコンピユータ・トモグ
ラフイ用装置の検出素子として使用するのに特に
好適なX−線検出器31の一例を示す斜視図であ
り、この検出器31は例えば直径が5mmで、長さ
が20mmの円筒状シンチレータ32と、これの軸線
方向に連結した光検出器33とを具えている。
種々の方向から検出器に入射するX−線ビーム
(2つのX−線ビーム34および35のみを示
す)はこの検出器が円筒状で対称のため同じ方法
で検出される。検出器のこのような特性は上述し
た用途にとつて特に好適である。その理由は検出
素子に入射するX−線の方向は診断中に断えず変
化するからである。このX−線の入射方向の変化
は患者の局部的な部位によるX−線の吸収度には
無関係であるため、斯る変化は測定信号には何等
影響を及ぼさない。
ラフイ用装置の検出素子として使用するのに特に
好適なX−線検出器31の一例を示す斜視図であ
り、この検出器31は例えば直径が5mmで、長さ
が20mmの円筒状シンチレータ32と、これの軸線
方向に連結した光検出器33とを具えている。
種々の方向から検出器に入射するX−線ビーム
(2つのX−線ビーム34および35のみを示
す)はこの検出器が円筒状で対称のため同じ方法
で検出される。検出器のこのような特性は上述し
た用途にとつて特に好適である。その理由は検出
素子に入射するX−線の方向は診断中に断えず変
化するからである。このX−線の入射方向の変化
は患者の局部的な部位によるX−線の吸収度には
無関係であるため、斯る変化は測定信号には何等
影響を及ぼさない。
つぎに上述した装置で実行し得る走査操作の一
形態につき第6図を参照して詳述する。ここに円
41は点状のX−線源42および一連の検出素子
44は具えているX−線検出器43が辿る通路を
示す。X−線源42を3つの瞬時、すなわち診断
の開始時t=0と、診断の終了時t=Tと、これ
らの中間の瞬時とにおける位置にそれぞれ示して
ある。検出器43はt=0の時点における位置を
図示してある。診断中X−線源42は円41の中
心Mを通る共通の中心軸線のまわりを均一角速度
ωで動き、X−線源と検出器の総合角変位置は
ω・Tである。X−線ビームの扇形角度αをダイ
ヤフラム45によつて決定する。このダイヤフラ
ム45をX−線源と一緒に動かして、X−線ビー
ムの中心が常に円41の中心Mに向くようにす
る。診断中各検出素子は相対的に平行な方向(こ
の方向はX−線46と47との間に位置する)に
て患者を透過したX−線の強度に関する1組の測
定値を発生する。上記2つのX−線46と47は
診断角度φを包囲する。瞬時t=0とt=Tとに
おけるX−線源の位置と、X−線46と47との
交点とによつて定まる三角形から容易に明らかな
ようにω・T=α+φである。放射線は最外側の
X−線46と47との間に位置する相対的に平行
な方向でしか測定されないから、瞬時t=0の時
点におけるX−線46以外のX−線ビームおよび
瞬時t=Tの時点におけるX−線47以外のX−
線ビームはX−線源42と一緒に動かす別のダイ
ヤフラム48によつて遮蔽する。このために患者
の放射線被爆量は相当低減する。ダイヤフラム4
8は第6図で左から右へと並進運動させるだけで
あるため、この図から明らかなようにダイヤフラ
ムの開口角βはφに等しい。診断中検出器43は
角速度ωで図示の方向に円形通路41を辿る。時
間Tまでの間に瞬時t=TにおけるX−線47を
測定する検出素子は最初の位置からωt角変位す
る。診断を可能ならしめるためには検出器の検出
角θをω・T+Δに等しくし、このために(第6
図から明らかなように)Δ=360−ω・T−2
(180−α−Δ)=ω・T−2αとして、θ=2
(ω・T−α)=2φとなるようにする必要があ
る。
形態につき第6図を参照して詳述する。ここに円
41は点状のX−線源42および一連の検出素子
44は具えているX−線検出器43が辿る通路を
示す。X−線源42を3つの瞬時、すなわち診断
の開始時t=0と、診断の終了時t=Tと、これ
らの中間の瞬時とにおける位置にそれぞれ示して
ある。検出器43はt=0の時点における位置を
図示してある。診断中X−線源42は円41の中
心Mを通る共通の中心軸線のまわりを均一角速度
ωで動き、X−線源と検出器の総合角変位置は
ω・Tである。X−線ビームの扇形角度αをダイ
ヤフラム45によつて決定する。このダイヤフラ
ム45をX−線源と一緒に動かして、X−線ビー
ムの中心が常に円41の中心Mに向くようにす
る。診断中各検出素子は相対的に平行な方向(こ
の方向はX−線46と47との間に位置する)に
て患者を透過したX−線の強度に関する1組の測
定値を発生する。上記2つのX−線46と47は
診断角度φを包囲する。瞬時t=0とt=Tとに
おけるX−線源の位置と、X−線46と47との
交点とによつて定まる三角形から容易に明らかな
ようにω・T=α+φである。放射線は最外側の
X−線46と47との間に位置する相対的に平行
な方向でしか測定されないから、瞬時t=0の時
点におけるX−線46以外のX−線ビームおよび
瞬時t=Tの時点におけるX−線47以外のX−
線ビームはX−線源42と一緒に動かす別のダイ
ヤフラム48によつて遮蔽する。このために患者
の放射線被爆量は相当低減する。ダイヤフラム4
8は第6図で左から右へと並進運動させるだけで
あるため、この図から明らかなようにダイヤフラ
ムの開口角βはφに等しい。診断中検出器43は
角速度ωで図示の方向に円形通路41を辿る。時
間Tまでの間に瞬時t=TにおけるX−線47を
測定する検出素子は最初の位置からωt角変位す
る。診断を可能ならしめるためには検出器の検出
角θをω・T+Δに等しくし、このために(第6
図から明らかなように)Δ=360−ω・T−2
(180−α−Δ)=ω・T−2αとして、θ=2
(ω・T−α)=2φとなるようにする必要があ
る。
前述した所から明らかなように、扇形角α=60
゜でφ=180゜にわたつて診断走査し得るように
するためには、X−線源および検出器を角度ω・
T=240゜にわたり反対方向に回転させ、検出器
の検出角θをθ=360゜とする必要がある。この
場合ダイヤフラム48の開口角βはβ=180゜と
するのが好適である。検出角θ=360゜とする場
合には各検出素子43を2回用い、ωTを420゜
とすることにより診断角度φがφ=360゜に増大
することは明らかである。
゜でφ=180゜にわたつて診断走査し得るように
するためには、X−線源および検出器を角度ω・
T=240゜にわたり反対方向に回転させ、検出器
の検出角θをθ=360゜とする必要がある。この
場合ダイヤフラム48の開口角βはβ=180゜と
するのが好適である。検出角θ=360゜とする場
合には各検出素子43を2回用い、ωTを420゜
とすることにより診断角度φがφ=360゜に増大
することは明らかである。
診断角度φが180゜以上の場合、第1および2
図のX−線管4およびX−線検出器5は実際上同
一円形通路を動くことはできないが、これらは数
センチメートルだけ半径が異なる円形通路内を動
くことは可能である。この場合診断中各検出素子
は(X−線源および検出器は同一角速度で移動す
る)相対的に正確には平行でない多数の方向にて
患者を透過した放射線の強度に関する一組の測定
値を供給する。このような非平行性は扇形角が約
30゜で、円形通路の半径が100cmの長さの場合に
は非常に小さく、この非平行性がX−線照射面に
おける局部濃度の計算に及ぼす影響は無視し得る
程度に小さい。所要に応じかような非平行性は、
小さ目の円形通路内を動かすX−線源をX−線検
出器よりも僅かに速く回転させることによつて補
正することができる。
図のX−線管4およびX−線検出器5は実際上同
一円形通路を動くことはできないが、これらは数
センチメートルだけ半径が異なる円形通路内を動
くことは可能である。この場合診断中各検出素子
は(X−線源および検出器は同一角速度で移動す
る)相対的に正確には平行でない多数の方向にて
患者を透過した放射線の強度に関する一組の測定
値を供給する。このような非平行性は扇形角が約
30゜で、円形通路の半径が100cmの長さの場合に
は非常に小さく、この非平行性がX−線照射面に
おける局部濃度の計算に及ぼす影響は無視し得る
程度に小さい。所要に応じかような非平行性は、
小さ目の円形通路内を動かすX−線源をX−線検
出器よりも僅かに速く回転させることによつて補
正することができる。
扇形度α=30°の場合には、各瞬時に用いられ
る第6図の検出素子44の検出角は僅か60゜であ
るため、例えば3個または5個のX−線源を用
い、これらのX−線源を正三角形または正五角形
に円形通路41に配置することによつて診断時間
を早めることができる。
る第6図の検出素子44の検出角は僅か60゜であ
るため、例えば3個または5個のX−線源を用
い、これらのX−線源を正三角形または正五角形
に円形通路41に配置することによつて診断時間
を早めることができる。
第1図は本発明によるコンピユータ・トモグラ
フイ用装置の一例を示す縦断面図、第2図は第1
図の−線上の横断面図、第3図は本発明装置
に対するデータ処理回路の一例を示すブロツク線
図、第4図はX−線源および検出素子の各連続瞬
時に対する位置関係を示す説明図、第5図は検出
素子として使用するのに特に好適なX−線検出素
子の一例を示す斜視図、第6図は第1および2図
に示す装置によつて行なう走査方法を示す説明図
である。 1……被験者(患者)、2……テーブル、3…
…X−線ビーム、4……X−線管、5……X−線
検出器、6……検出素子、7,8……リング、9
……外厘、10,11……ホイール、12,13
……モータ、14……共通回転軸線、20……患
者、21,42……X−線源、22,43……X
−線検出器、23,44……X−線検出素子、2
4,41……X−線源および検出器移動通路、2
5……積分回路、26……補正回路、27……対
数増幅器、28……メモリ、29……コンピユー
タ、30……テレビジヨンモニタ、45……ダイ
ヤフラム、48……ダイヤフラム。
フイ用装置の一例を示す縦断面図、第2図は第1
図の−線上の横断面図、第3図は本発明装置
に対するデータ処理回路の一例を示すブロツク線
図、第4図はX−線源および検出素子の各連続瞬
時に対する位置関係を示す説明図、第5図は検出
素子として使用するのに特に好適なX−線検出素
子の一例を示す斜視図、第6図は第1および2図
に示す装置によつて行なう走査方法を示す説明図
である。 1……被験者(患者)、2……テーブル、3…
…X−線ビーム、4……X−線管、5……X−線
検出器、6……検出素子、7,8……リング、9
……外厘、10,11……ホイール、12,13
……モータ、14……共通回転軸線、20……患
者、21,42……X−線源、22,43……X
−線検出器、23,44……X−線検出素子、2
4,41……X−線源および検出器移動通路、2
5……積分回路、26……補正回路、27……対
数増幅器、28……メモリ、29……コンピユー
タ、30……テレビジヨンモニタ、45……ダイ
ヤフラム、48……ダイヤフラム。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1 扁平な扇形X−線ビーム発生用X−線源を具
え、該X−線源が作動中該X−線源本体に対して
実質上固定の比較的小さなX−線放射領域を有し
ており、さらに診断下にある物体を通過した後の
前記扇形ビームからのX−線放射を受光するよう
に円弧に沿つて配置した多数の検出素子から成る
X−線検出器を具えており、前記各検出素子のX
−線検出領域を比較的小さくし、第1および第2
の各回転自在の支持部材を固定支持手段によつて
回動自在に支持して、前記第1及び第2の回転自
在の支持部材が前記扇形ビームの平面に対し直角
に向けられた共通軸線のまわりを回転し得るよう
にし、前記扇形ビームがほぼ前記共通軸線の方を
向くように前記X−線源を前記第1回転支持部材
に固着し、かつ各検出素子のX−線検出面と前記
共通軸線との間の距離が、X−線源の前記X−線
放射領域と前記共通軸線との間の距離にほぼ等し
くなるように前記X−線検出器を前記第2回転支
持部材に固着し、さらに前記第1および第2回転
支持部材を前記共通軸線のまわりにて同じ角速度
ではあるが、互い反対の回転方向に回転させる手
段を具えるように構成したことを特徴とするコン
ピユータ・トモグラフイ用装置。 2 特許請求の範囲1記載の装置において、前記
X−線検出器を1つの閉成円を成すように配列し
た多数の検出素子をもつて構成したことを特徴と
するコンピユータ・トモグラフイ用装置。 3 特許請求の範囲1または2記載の装置におい
て、該装置に多数のX−線源を設け、これらのX
−線源を前記共通軸線を中心とする円弧内にて前
記第1回転支持部材に取付けたことを特徴とする
コンピユータ・トモグラフイ用装置。 4 特許請求の範囲1〜3のいずれか1つに記載
の装置において、該装置に前記第1および第2回
転支持部材が前記共通軸線のまわりを回転する際
に、各検出素子と、この検出素子に対応するX−
線源との間の距離の変動を補償するように、各検
出素子によつて供給される出力信号を補正する電
気回路26を設けたことを特徴とするコンピユー
タ・トモグラフイ用装置。
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
NL7705788A NL7705788A (nl) | 1977-05-26 | 1977-05-26 | Inrichting voor computer-tomografie. |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS53147493A JPS53147493A (en) | 1978-12-22 |
JPS6251622B2 true JPS6251622B2 (ja) | 1987-10-30 |
Family
ID=19828617
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP6154578A Granted JPS53147493A (en) | 1977-05-26 | 1978-05-23 | Computer tomographic device |
Country Status (11)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS53147493A (ja) |
BE (1) | BE867413A (ja) |
BR (1) | BR7803296A (ja) |
CA (1) | CA1107407A (ja) |
DE (1) | DE2822089A1 (ja) |
ES (1) | ES470148A1 (ja) |
FR (1) | FR2391698A1 (ja) |
GB (1) | GB1603593A (ja) |
IT (1) | IT1095910B (ja) |
NL (1) | NL7705788A (ja) |
SE (1) | SE7805837L (ja) |
Families Citing this family (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE2921820C2 (de) * | 1979-05-29 | 1983-12-29 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Schichtgerät zur Herstellung von Transversalschichtbildern |
JPS5738023A (en) * | 1980-08-20 | 1982-03-02 | Tokyo Electric Power Co Inc:The | Level detecting method of phase pulse signal |
FR2578643B1 (fr) * | 1985-03-07 | 1990-03-09 | Siderurgie Fse Inst Rech | Ensemble de mesure du profil transversal d'epaisseur d'un produit |
CN103860190B (zh) * | 2013-04-15 | 2016-08-17 | 上海翰擎高新技术股份有限公司 | 一种x射线探测及3d成像装置 |
CN116919432B (zh) * | 2023-09-18 | 2023-12-05 | 四川大学华西第二医院 | 一种基于移动dr的医学影像设备 |
Family Cites Families (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5444597B2 (ja) * | 1974-03-23 | 1979-12-26 |
-
1977
- 1977-05-26 NL NL7705788A patent/NL7705788A/xx not_active Application Discontinuation
-
1978
- 1978-05-18 CA CA303,633A patent/CA1107407A/en not_active Expired
- 1978-05-20 DE DE19782822089 patent/DE2822089A1/de not_active Withdrawn
- 1978-05-23 JP JP6154578A patent/JPS53147493A/ja active Granted
- 1978-05-23 SE SE7805837A patent/SE7805837L/xx unknown
- 1978-05-23 BR BR7803296A patent/BR7803296A/pt unknown
- 1978-05-23 IT IT23714/78A patent/IT1095910B/it active
- 1978-05-23 GB GB21386/78A patent/GB1603593A/en not_active Expired
- 1978-05-24 ES ES470148A patent/ES470148A1/es not_active Expired
- 1978-05-24 BE BE187984A patent/BE867413A/xx unknown
- 1978-05-25 FR FR7815571A patent/FR2391698A1/fr active Granted
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
FR2391698A1 (fr) | 1978-12-22 |
NL7705788A (nl) | 1978-11-28 |
ES470148A1 (es) | 1979-02-01 |
GB1603593A (en) | 1981-11-25 |
IT1095910B (it) | 1985-08-17 |
JPS53147493A (en) | 1978-12-22 |
SE7805837L (sv) | 1978-11-27 |
FR2391698B1 (ja) | 1983-07-08 |
BR7803296A (pt) | 1979-01-23 |
DE2822089A1 (de) | 1978-12-14 |
IT7823714A0 (it) | 1978-05-23 |
CA1107407A (en) | 1981-08-18 |
BE867413A (fr) | 1978-11-24 |
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