JP4002984B2 - X線ct装置 - Google Patents
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Description
【発明の属する技術分野】
本発明は、小形なX線管多数個を用いたX線CT装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
X線CT装置は医療の診断の分野において、広く用いられている。一般的なX線CT装置の動作原理について、図8および図9を参照して説明する。図8は従来のCT装置の基本構成図である。図9は、従来の代表的なヘリカルスキャン方式のCT装置の概略斜視図である。
【0003】
図8に示すようにX線発生源のX線管802とX線検出器803はガントリーと呼ばれる回転支持装置801に診断部位置に配置される被検体804に対して対蹠の位置に配置されるように支持されている。X線発生源の高電圧装置からの電力は電力用スリップリングを介して回転するガントリーと呼ばれる回転支持装置801に供給される。被検体である患者を支持する寝台は紙面に垂直な方向のZ軸方向に平行であり、Z軸方向に移動できる。回転支持装置801は、固定された被検体804に対して、回転し、あらゆる角度からX線検出器803でデータをとる。データ収集部805でディジタルデータに変換され、データは信号用スリップリング806を介して取り出され画像再構成装置で画像処理される。
【0004】
図9にヘリカルスキャン方式のCT装置の概略斜視図として示すようにX線管とX線検出器は対蹠の位置に配置され回転するので、X線管はX線管軌道上を回転する。同時に被検体は回転支持装置に対して、Z軸方向に移動するので、X線管は被検体に対して、相対的に図に示すヘリカルな回転移動になる。ヘリカルスキャン方式は図の螺旋走査が示すとおり、X線管が相対的に被検体の周囲を螺旋状に運動しながら,X線を連続照射し、投影データを収集する。X線管とこれに対向して設置されている検出器を被検体のまわりに回転させるローテーションは一般的に1回転当たり3秒から0.5秒かかる。ヘリカルスキャン方式は、撮影中、連続回転スキャンと平行して撮影位置を変えているので、全体の撮影時間を大幅に短縮できる。たとえば、肺の撮影では15秒から30秒で完了できる。このように1回の息止めで臓器全体の撮影が可能である。しかし、前記従来の装置では、息止めなどの動作を患者に強いることになる。
内臓は必ず動くので、それにより、再生画像のボケまたはブレが発生する。したがって、ボケまたはブレを無くすることは原理的に無理である。
【0005】
【発明が解決しようとする課題】
一般的にいって、CT装置は、走査の時間と再構成の時間がより短いことを強く要求される。被検体は人間であるので、呼吸に伴う臓器の移動が生じ、これを抑えるために患者は一定時間呼吸を止めることを強制され、患者に負担をかけることになる。ほぼ瞬時に撮影し、画像データを取り入れることにより、呼吸を止めることもなく、自然体で撮影できることが理想である。
また心臓やそれに伴う血管のもっと早い動きをCT画像に取り込むことができれば、心臓疾患などの検査に非常に有効であるから、そのような装置の開発が強く望まれている。
X線源を複数準備して、同時的に動作させれば、撮影時間を短縮できる可能性があるが、従来の装置では、X線源とか関連する基材が大きいことまた高価であることから、複数のX線源を同時的に使用する装置は知られていない。
【0006】
本件発明者は、X線治療の目的として下記の小形X線源を開発している。これらは小形軽量であり比較的安価に提供できる。
本件発明者は、このような小形X線源を多数準備して、X線源やセンサを移動させずに従来と同様なデータを短期間に取得できる新規な構成に着目した。
本発明の目的は、前述のような小形のX線管を多数設定し、これに対応するセンサを多数配置して、それらを同時または、同時的に動作させて、瞬時に画像データを獲得することができるX線CT装置を提供することにある。
【特許文献1】
特許第3090910号
【特許文献2】
特願2001−285675号
【特許文献3】
特願2003−104220号
【0007】
【課題を解決するための手段】
前記目的を達成するために、本発明による請求項1記載のX線CT装置は、
コリメータ付きX線センサが被検体の全周または分割された円弧上に密接して配置された一群または複数群のX線センサ群と、
前記X線センサ群ごとに前記X線センサの対蹠の位置に配置されて前記コリメータに向けてX線を発生する小形X線管よりなる小形X線管群と、
前記各小形X線管群の全ての小形X線管が同時にX線を照射するようにマイクロ波励起電力を供給する駆動電力源と、
前記各X線センサの出力を選択的に取得するデータ収集系と、
前記データ収集系の出力を画像処理する画像処理装置と、
前記駆動電力源、前記データ収集系および前記画像処理装置を制御する中央処理装置と、
を具備することを特徴とするものである。
【0008】
本発明による請求項2記載のX線CT装置は、請求項1記載のX線CT装置において、 前記データ収集系は、前記各X線センサに対応するサンプリング回路を具備することを特徴とするものである。
【0009】
本発明による請求項3記載のX線CT装置は、請求項1記載のX線CT装置において、 前記駆動電力源と前記データ収集系は、前記中央処理装置により同期制御されることを特徴とするものである。
【0010】
本発明による請求項4記載のX線CT装置は、請求項1記載のX線CT装置において、 前記駆動電力源は、DCパルスかパルス変調されたマイクロ波高圧パルスを一定短時間に繰り返し印加するパルス発生装置であることを特徴とするものである。
【0011】
本発明による請求項5記載のX線CT装置は、請求項4記載のX線CT装置において、 前記繰り返し周期は10〜5000PPSであることを特徴とするものである。
【0012】
本発明による請求項6記載のX線CT装置は、請求項1記載のX線CT装置において、 前記X線CT装置は、前記被検体を囲む支持枠の全周を分割して、対面する分割領域ごとにX線センサ群と小形X線管群の対を設けたことを特徴とするものである。
【0013】
【発明の実施の形態】
以下図面等を参照して本発明による装置の実施の形態を説明する。
図1は本発明によるX線CT装置の第1の実施例装置を示す正面図(A)および側断面図(B)である。この実施例は多数のX線管X1 ,X2 ,Xi ,Xn からなるX線管群11を円筒状支持枠13の全周に等間隔に配置して設けてある。
それぞれX線管に対応するX線センサS1 ,S2 ,Si ,Sn を同様に円筒状の支持枠13の全周に等間隔に配置してセンサ群12を構成している。
支持枠13の直径をD,X線管の直径をdとすれば、支持枠13に配置できるX線管の個数は、n=πD/dになる。一方センサの直径をds とすれば、センサの個数もns =πD/ds になる。
この実施例において後述するようにセンサSi の径の方がX線管Xi の径よりも大きくなるから、配置可能なセンサの個数に対応してX線管を配置する。
この実施例は後述するように、格別にコリメータを有する一群のX線センサS 1 ,S 2 ,S i ,S n に同数一群のX線管X 1 ,X 2 ,X i ,X n を対応させたものである。
これらのX線センサからの信号処理、X線管の駆動のタイミング処理は、図8に示したようなコンピュータ(中央処理装置)により行われる。
【0014】
前記小形X線管は、本件発明者の下記の提案に係るものであり、現存する医療用のX線発生管としては最も小さいものである。
【特許文献1】
特許第3090910号
【特許文献2】
特願2001−285675号
図5は、特許文献1の超小形X線管の第1の実施例の先端部の拡大断面図である。可撓性のケーブル504の先端部には前述のX線部が設けられている。直径2mm以下の同軸の可撓性ケーブル504の中の芯線(内導体)505は柔らかい発泡性のテフロン(登録商標)絶縁物507またはこれより曲がりに対し少し硬いが、二酸化珪素SiO2 の絶縁物などで覆われ、電気的に絶縁されている。外導体536は網状であり、表面は被覆されている。
【0015】
チャンバ壁522の内部512を真空に保つ場合について説明する。真空を保持するためにガラスの壁508を通して、電界を集中させるための尖った冷陰極506を形成する。高電圧のパルスが印加されると、冷陰極506の先端で高電界放出により電子が発生し、加速されてターゲット509に衝突する。この重金属タングステン、イリジウムまたは金などの材料で形成するターゲット509からX線510が発生する。ここでターゲット509の冷却のために、銅、アルミなどで形成するチャンバ壁522にターゲット509を接合する。このX線510は窓511を透過して外部に放出される。このチャンバ内は高い真空度を保つためにゲッタ部513を内蔵する。特に可撓性ケーブル504は体内に挿入されるので、自由に曲がるが、パルス電圧の内部ロスや電気的絶縁性を保持するための絶縁物507の選定に配慮されている。このように、冷陰極とX線を放出するターゲットとの空間にヘリウムなどの不活性ガスを使用しないので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物としての酸素ガスイオンなどによる冷陰極上への強烈な衝突が回避される。これにより冷陰極の耐久性を向上させることができる。
【0016】
前記超小形X線管の動作について説明する。超小形X線管はパルス発生装置からケーブルを通じて、パルスケーブルコネクタに接続している。さらにここで分配されて複数の可撓性ケーブル504に高圧パルス60〜120KVを供給する。そしてその電圧を超小型X線管に印加する。特にこのパルス電圧について詳しく述べると、このパルス電圧の幅はDCパルスの場合約100nSEC、パルスで変調されたマイクロ波の場合約1μSECである。そして繰り返し周期は100〜5000PPS(PULSES/SEC)である。
【0017】
芯線を柔らかい発泡性のテフロン(登録商標)絶縁物などで覆った直径2mm以下の同軸の可撓性ケーブルとゲッタ部を内蔵する高真空度のチャンバを有する超小形X線管部で構成して、ヘリウムなどの不活性ガスを使用しないので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物としての酸素ガスイオンなどによる冷陰極上の強烈な衝突が回避される。これにより冷陰極の耐久性を向上することができる。またプラズマ放電によっても、同様にX線を発生することができる。この超小形X線発生管は、可撓性の同軸内導体を可撓性支持誘電体で網状の外導体中に支持した可撓性の同軸ケーブル部分とから構成してあるから同軸部分を可撓性で且つ極めて細くすることができる。前記内導体に接続されている先端が尖った冷陰極とターゲットを含む前記外導体と略同径のチャンバを用いているから、先頭部も同軸ケーブル部分と同様に小形にすることができる。
【0018】
図6は、特許文献2記載の小形X線管の拡大断面図である。同軸ケーブルの芯線に接続された中心導体601の先端にカーボンナノチューブ604の冷陰極が配置されている。冷陰極から放出された電子ビームはアノード606で加速される。アノード606を通過した加速された電子ビームは、X線発生ドーム640に支持されているX線ターゲット641にあたり、X線を発生させる。X線は、X線窓642を介して外部に放出される。X線発生ドーム640には結合ねじ640aにより、チャンバ602の先端外周に設けられているねじ602aに結合される。超小形X線発生源とケーブル間の接続を、図6に示したようにねじ等で取り外しが可能に接続できる。
【0019】
なお、ゲッタ609は同軸共振器の一部を形成しチャンバ内空間に配置され、真空度を維持する。この同軸共振器は、連続マイクロ波をパルス信号によってパルス変調されたマイクロ波で励起されるので、変換効率も高い。またマイクロ波の励起により、伝送ケーブルの誘電体の電圧破壊が起こらず、小形のシステムで高圧大電力を伝送することができる利点がある。以上説明したX線管の何れも直径2mm以下の同軸の可撓性ケーブルの先端にX線管が構成される。何れも、医療用に開発されたものであり、本発明によるX線CT装置に利用できる。この実施例では後者のものを利用した。
【0020】
前述した同軸形のX線管を同軸の中心軸方向にX線を発生するように変形することができる。この場合各X線管は、動作電力供給用の同軸ケーブルの先端に設けられた電子源と、前記電子源に励起される透過形のX線ターゲットを備えている。そしてケーブルの中心軸に沿ってX線を発射するものである。前記各X線管は被検体を囲むように設けられた円筒状の支持枠に同軸ケーブルの先端部が前記支持枠の中心軸に向かい、X線が被検体方向に向かうように配置される。
【0021】
なお前述した同軸形の超小形X線発生源の他に、X線ターゲット管を用いた超小形X線発生源を利用することができる。これは、X線ターゲット管の内壁に高速電子ビームを衝突させて、X線を発生させるものである。なおこの超小形X線発生源は、本願出願人が特願2003−104220号として出願をしている。本発明者が前記の出願番号で提案した入力開口面積が出力開口面積より広いテーパーの付いたX線ガイドでX線を全反射させるX線源についても、小形のX線源が製造できるので、本発明によるX線CT装置のX線源に利用できる。
ただし、高速電子ビームの方向とX線の放射方向はほぼ、同じ方向であるので、X線管の軸方向は高速電子ビームと同じになるので、X線管は被検体方向に向けて取り付ける。X線管はガントリーの外壁に対して垂直に取り付ける。この超小形X線発生源も前述の同軸ケーブルを用いるものと同様に利用できる。
【0022】
次にX線センサアレイについて説明する。X線センサアレイは従来用いられているものを使用できる。図3は、本発明によるX線CT装置で使用するセンサアレイを示す図である。X線センサ30はX線の受光角を一定にするコリメータ31と、X線で光を発するNaIを用いたシンチレータ32と、光を電気信号に変換するホトダイオード33で構成されている。シンチレータ32が被検体に向かうように多数のセンサを円弧上に配列してX線センサ群を構成する。このアレイの配列に対応してX線管が配置されることになる。
【0023】
図4は、本発明によるX線CT装置で使用するデータ収集系の構成を示すブロック図である。前述した各X線センサ30の出力は、アナログ信号であって、それぞれ対応するアンプ42に接続されて増幅され、サンプルホールド回路43で一定時間ホールドされる。この時間内にAD変換器44でディジタル信号に変換される。
なおサンプルホールド回路は良く知られているように「アナログ信号を標本化して保持する回路(「電子通信用語辞典」電子通信学会編)」であり、この標本化のタイミングで必要な時点の情報を取り出すことができる。中央処理装置で決められたタイミングで取り出された信号は、インターフェイス回路45を経て画像処理するコンピュータ46に入力される。コンピュータ46は、画像処理を実施し、画像再生法で高精度の3D画像を演算し、表示する。なお小形X線管と各センサは、1対1対応の配置で小形X線管を同時に動作させ、データを取得するようにすることができる。
【0024】
図1に示すX線CT装置の実施例ではセンサ群12を支持枠13の全周に配置するので、X線管Xi と角度的に重なることになる。そのためセンサアレイはX線管のヘッド部とはZ軸方向でわずかに離れた位置に配置する。すなわち、X線管の中心部のX線から少し離れたX線を検出している。センサアレイの中心軸は、X線管の放射X線の中心軸と少しずれるが、これによる画像のひずみは、画像処理で補正することができる。
【0025】
なおこの実施例においてX線管Xi とセンサSi は固定されており、支持枠13も回転させないからX線管群11とセンサアレイ(センサ群)12は従来装置のように回転せず、固定位置にある。回転させなくても従来例相当または以上のデータが得られる。そのために撮影時間が従来のシステムに比べて、大幅に早くなる。また回転する駆動機構も不要になる。X線管Xi の同時励起による一回の撮影で被検体14の一断層面の画像が得られる。披検体14を身長方向(Z方向)に移動させて、連続的に撮影すれば、立体画像が得られる。
【0026】
以上説明したCT装置はX線管群21とセンサ群22とを支持枠23の全周に配置したシステムである。図2に示すように、X線管群(部分周)21とセンサ群(部分周)22支持枠23の半周上にそれぞれ配置して、撮影するようにしてある。この場合のシステムでは、X線管とセンサの使用本数が半減されるので、装置のコストが大幅に減少する。またセンサアレイの中心軸は、X線管の放射X線の中心軸と一致させることができるので、画像計算が簡単になる。
【0027】
図7は、X線管群とセンサアレイを支持枠の全周を分割して配置した本発明によるさらに他のX線CT装置の実施例を示す図である。
この実施例では、支持枠73を6分割して複数の円弧中の奇数番の円弧上にX線管群(部分周)71A,71B,71C(3群)を配置してある。偶数番の円弧上には前記X線管群に対面するようにセンサ群(部分周)72A,72B,72C(3群)を配置してある。
この実施例においても支持枠を回転させずに、データを取得することは前述の実施例と異ならない。良く知られているように、対向する対のX線管群とセンサアレイの対で180度分のデータを得ればX線CT像が得られるのである。
【0028】
次に前述した装置について、図1に示す実施例について、同時駆動によりある時点(または短い期間)の断層データの取得を繰り返し、繰り返し動作により取得したX線情報に基づいて被検体の断層データの経時的な変化の情報を取得することができる。また、前述した各実施例装置は、被検体をZ方向に移動させて、移動に連動してX線管群を同時駆動することにより逐次断層撮影をして3次限のデータを取得できる。
【0029】
【発明の効果】
以上、説明したように本発明は、ガントリーの回転機構を取り去り、ほぼ瞬時に撮影し、画像データを取り入れることにより、撮影時間が短縮し、心臓の動きなど臓器の連続撮影の動画像を撮影できる。
そして呼吸に伴う臓器の移動を避けるために患者が一定時間呼吸を止める動作が回避できる。
積極的に呼吸に伴う臓器の運動を撮影し、画像化して診断に役立てることができる。
【0030】
以上詳しく説明した実施例について、本発明の範囲内で種々の変更を施すことができる。特許文献1に示した小形X線管は、前記実施例と殆ど同じ配置で利用できる。特許文献1に示した小形X線管は、同軸ケーブルを用いるものではないから、小形X線管の管軸が被検体に向かう方向で被検体が配置される周囲に配置する。本発明による小形X線管は極めて小さいから、従来の装置とは異なる方向への僅かな移動をさせることもできる。
X線の発生を群ごとに同時に行っても、それぞれの群のX線源のX線の発生をずらすことで、X線源の連続使用電力を下げて、電源装置の負担を軽くすることもできる。
【図面の簡単な説明】
【図1】 X線管とセンサアレイを支持枠の全周に配置した本発明によるX線CT装置の実施例を示す正面図(A)および側断面図(B)である。
【図2】 X線管とセンサアレイを支持枠の半周に配置した本発明によるさらに他のX線CT装置の実施例を示す正面図(A)および側断面図(B)図である。
【図3】 本発明によるX線CT装置で使用するセンサアレイを示す図である。
【図4】 本発明によるX線CT装置で使用するデータ収集系の構成を示すブロック図である。
【図5】 本発明によるX線CT装置で使用する超小形X線管の実施例の先端部の拡大断面図である。
【図6】 本発明によるX線CT装置で使用するさらに他の超小形X線管の実施例の先端部の拡大断面図である。
【図7】 X線管とセンサアレイを支持枠の全周を分割して配置した本発明によるさらに他のX線CT装置の実施例を示す図である。
【図8】 従来のX線CT装置の構成を説明するための基本構成図である。
【図9】 従来の代表的なヘリカルスキャン方式のX線CT装置の概観図である。
Claims (6)
- コリメータ付きX線センサが被検体の全周または分割された円弧上に密接して配置された一群または複数群のX線センサ群と、
前記X線センサ群ごとに前記X線センサの対蹠の位置に配置されて前記コリメータに向けてX線を発生する小形X線管よりなる小形X線管群と、
前記各小形X線管群の全ての小形X線管が同時にX線を照射するようにマイクロ波励起電力を供給する駆動電力源と、
前記各X線センサの出力を選択的に取得するデータ収集系と、
前記データ収集系の出力を画像処理する画像処理装置と、
前記駆動電力源、前記データ収集系および前記画像処理装置を制御する中央処理装置と、
を具備することを特徴とするX線CT装置。 - 請求項1記載のX線CT装置において、前記データ収集系は、前記各X線センサに対応するサンプリング回路を具備することを特徴とするX線CT装置。
- 請求項1記載のX線CT装置において、前記駆動電力源と前記データ収集系は、前記中央処理装置により同期制御されることを特徴とするX線CT装置。
- 請求項1記載のX線CT装置において、前記駆動電力源は、DCパルスかパルス変調されたマイクロ波高圧パルスを一定短時間に繰り返し印加するパルス発生装置であることを特徴とするX線CT装置。
- 請求項4記載のX線CT装置において、前記繰り返し周期は10〜5000PPSであることを特徴とするX線CT装置。
- 請求項1記載のX線CT装置において、前記X線CT装置は、
前記被検体を囲む支持枠の全周を分割して、対面する分割領域ごとにX線センサ群と小形X線管群の対を設けたことを特徴とするX線CT装置。
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