JP5513710B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

この発明は、被検体周囲の円周上に沿って配置されるとともに電子的な制御に基づいて照射される電子ビームを受けてＸ線を発生させて被検体に照射するターゲットと、当該ターゲットにより照射され前記被検体を透過したＸ線を検出する検出器リングと、当該検出器リングにより検出されたＸ線に基づいて画像を再構成する画像再構成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置に関する。

従来、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置は、回転架台の回転中心を挟んで対向するように配置されたＸ線管および検出器を有し、これらＸ線管および検出器を被検体の周りで旋回させながら投影データを収集するＲ−Ｒ（Rotate-Rotate）型が主流である。このＲ−Ｒ型のＸ線ＣＴ装置は、機械的な回転機構を用いてＸ線管および検出器を回転させるため、回転速度に限界がある。

かかるＸ線ＣＴ装置は、近年では、心臓のように動きの速い臓器を診断する際にも用いられている。心臓のように動きの速い臓器を撮影する場合には、臓器の運動によるボケを防ぐために短時間でスキャンを終える必要がある。しかし、従来のＲ−Ｒ型のＸ線ＣＴ装置では、Ｘ線管および検出器を機械的な回転機構で回転させるため、心臓の動きよりも速くスキャンすることができない。

スキャン時間を短縮するためにＸ線管および検出器の回転速度を速くするためには、それに応じた回転Ｇに耐えうる強度が必要となる。しかし、現時点で実用化されている０．３５秒／１回転の装置でもすでに回転Ｇは３０Ｇを超えている。この回転Ｇは回転速度の２乗に比例して増加するものであるため、従来のＸ線ＣＴ装置で用いられている機構では、今後、大幅な速度向上は望めそうにない。

回転速度の影響を緩和するために、リング状の真空容器内に可動式のカソードを設け、当該カソードのみを回転させる方式もある。しかし、この方式でも、機械的な回転機構が用いられているため、回転速度の向上には限界がある。

以上の理由から、近年、機械的な回転機構を用いずに被検体周囲の円周上でＸ線発生源を移動させ、被検体に対してＸ線を照射する電子スキャンＣＴ装置が考案されている。図４は、電子スキャンＣＴ装置を説明するための図である。同図に示すように、電子スキャンＣＴ装置は、電子ビームを放射する電子銃と、電子ビームが照射されることによってＸ線を発生し、発生したＸ線を被検体に照射する円弧状のターゲットリングと、電子銃から放射された電子ビームを偏光してターゲットに照射する大型の真空管と、ターゲットと対向する位置に配置された円弧状の検出器リングとを備える（たとえば、特許文献１参照。）。

撮影時には、電子銃から放射された電子ビームがターゲットリング上で走査することによって、Ｘ線が発生する焦点をターゲットリング上で移動させる。これにより、回転機構を用いずに、被検体周囲の円周上でＸ線発生位置を変えながら、被検体に対してＸ線を照射することができる。

特開２００５−２８７５２２号公報

しかしながら、上述した電子スキャンＣＴ装置で多列の検出器を用いる場合には、以下のような問題が生じる。図５および６は、電子スキャンＣＴ装置における問題を説明するための図（１）および（２）である。通常、電子スキャンＣＴ装置では、リング状に形成された検出器リングを用いる場合には、当該検出器リングによってＸ線パスがさえぎられないように、検出器リングに対して斜め方向からＸ線を照射する必要がある。

この方法は、図５に示すように１列の検出器からなる幅が狭い検出器リングを用いる場合には有効である。しかし、多列の検出器からなる幅が広い検出器リングを用いる場合には、Ｘ線が通過しない死角が大きくなり、たとえ３６０度の方向からＸ線を照射したとしても、検出器リングの中心軸付近の領域については検出器リングの幅の半分しか断面画像を再構成することができないという問題がある。

この問題に対し、たとえば、図６に示すように、検出器リングの中央に所定の幅のスリットを設け、そのスリットからＸ線を照射する方法も考えられる。しかし、この方法では、スリットによって検出器リングの中央付近を通過したＸ線が検出器に入射しないために死角が生じ、当該中央付近の撮影領域の画像を再構成することができないという問題がある。

この発明は、上述した従来技術による問題点を解消するためになされたものであり、検出器の列数を増やした場合でも死角を作ることなく被検体にＸ線を照射することができる電子スキャンＣＴ装置を提供することを目的とする。

上述した課題を解決し、目的を達成するため、本発明は、被検体周囲の円周上に沿って配置されるとともに電子的な制御に基づいて照射される電子ビームを受けてＸ線を発生させて被検体に照射するターゲットと、当該ターゲットにより照射され前記被検体を透過したＸ線を検出する検出器リングと、当該検出器リングにより検出されたＸ線に基づいて画像を再構成する画像再構成手段とを備えたＸ線ＣＴ装置であって、前記ターゲットは、前記検出器リングの外側に位置する複数の円周上に沿って配置され、それぞれ異なる円周上から前記被検体に対してＸ線を照射することを特徴とする。

本発明によれば、検出器の列数を増やした場合でも死角を作ることなく被検体にＸ線を照射することができるという効果を奏する。

以下に添付図面を参照して、この発明に係るＸ線ＣＴ装置の好適な実施例を詳細に説明する。なお、以下では、本発明を電子スキャンＣＴ装置に適用した場合を中心に説明する。

まず、本実施例１に係る電子スキャンＣＴ装置の構成について説明する。図１は、本実施例１に係る電子スキャンＣＴ装置の構成を示す構成図である。同図に示すように、この電子スキャンＣＴ装置は、架台装置１００と、寝台装置１０と、コンソール装置２０とから構成されている。

架台装置１００は、電子的な制御に基づいて被検体周囲の円周上でＸ線を発生させるとともに当該Ｘ線を被検体Ｐに対して照射し、被検体Ｐを透過したＸ線を検出して投影データを生成する装置である。この架台装置１００の構成については、後に詳細に説明する。

寝台装置１０は、被検体を架台装置１００の内外へ移動する装置であり、被検体が載置される天板１１や、天板１１を架台装置１００の内外へ移動するための移動機構（図示せず）などを有する。

コンソール装置２０は、電子スキャンＣＴ装置全体の動作を制御したり、被検体の画像を表示したりする装置である。具体的には、このコンソール装置２０は、操作者から各種操作を受け付ける操作受付手段や、操作者から受け付けた操作に基づいて、架台装置１００によるＸ線の照射や寝台装置１０による天板の移動などを制御する制御手段、架台装置１００によって生成された投影データから画像を再構成する画像再構成手段、再構成された画像を出力する画像出力手段などを有する。

そして、撮影時には、コンソール装置２０が、操作者から受け付けた操作に基づいて架台装置１００および寝台装置１０の動作を制御する。具体的には、コンソール装置２０は、まず、寝台装置１０を制御して、被検体が載置された天板１１を架台装置１００内へ移動する。続いて、コンソール装置２０は、架台装置１００を制御して、電子的な制御に基づいて被検体周囲の円周上でＸ線を発生させ、そのＸ線を被検体に対して照射させる。

架台装置１００は、被検体に対してＸ線を照射するとともに、被検体を透過したＸ線を検出して投影データを生成し、生成した投影データをコンソール装置２０に対して送信する。そして、コンソール装置２０が、架台装置１００から送信された投影データから画像を再構成し、再構成した画像を画像出力手段により出力する。こうして、電子スキャンＣＴ装置によって被検体Ｐの画像が撮影される。

次に、本実施例１に係る架台装置１００の構成について説明する。図２は、本実施例１に係る架台装置１００の構成を示す機能ブロック図である。同図に示すように、この架台装置１００は、電子的な制御に基づいて照射される電子ビームを受けて被検体周囲の円周上でＸ線を発生させるとともに当該Ｘ線を被検体に対して照射するＸ線発生リング１１０と、Ｘ線発生リング１１０の内側に配設され、被検体を透過したＸ線を検出する検出器リング１２０とを有する。

Ｘ線発生リング１１０は、リング状に形成された真空容器１１１ａおよび１１１ｂと、真空容器１１１ａおよび１１１ｂの間に配設されたグリッド制御回路１１５からなるリング状の構造体である。真空容器１１１ａおよび１１１ｂは、それぞれ同じ大きさの真空管であり、リングの中心軸が一致し、かつ、互いに平行に並ぶようにそれぞれ配設されている。

ここで、さらに、真空容器１１１ａの内側には、電子源１１２ａ、ターゲットリング１１３ａおよびグリッド１１４ａが配設され、真空容器１１１ｂの内側には、電子源１１２ｂ、ターゲットリング１１３ｂおよびグリッド１１４ｂが配設されている。

電子源１１２ａおよび１１２ｂは、たとえばカーボン・ナノチューブによる電子源であり、後述するグリッド制御回路１１５による制御のもと、電子源１１２ａは、ターゲットリング１１３ａに対して電子ビームを照射し、電子源１１２ｂは、ターゲットリング１１３ｂに対して電子ビームを照射する。

ターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂは、それぞれリング状に形成された部材であり、電子源１１２ａおよび１１２ｂから電子ビームが照射されることによってＸ線を発生し、電子ビームが照射された焦点から被検体に対してＸ線を照射する。これらターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂは、検出器リング１２０を両側から挟むように配設されており、検出器リング１２０の両側から、検出器リング１２０の中央で交差するようにＸ線を照射する。

なお、ここでは、リング状に形成されたターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂを用いた場合について説明するが、たとえば、各ターゲットリングの代わりに、円周上に沿って複数のターゲットを離散的に配置し、それぞれのターゲットが電子ビームを照射されることによってＸ線を発生し、発生したＸ線を被検体に照射するようにしてもよい。

グリッド１１４ａおよび１１４ｂは、グリッド制御回路１１５に接続された電極であり、グリッド１１４ａは、電子源１１２ａとターゲットリング１１３ａとの間に配設され、グリッド１１４ｂは、電子源１１２ｂとターゲットリング１１３ｂとの間に配設されている。なお、これらグリッド１１４ａおよび１１４ｂは、それぞれ同一円周上に複数配設されており、その数は投影データを収集する方向の数を示すビュー数に対応している。たとえば、ビュー数が１０８０である場合には、グリッド１１４ａおよび１１４ｂは同一円周上で０．３度ごとに配設される。

グリッド制御回路１１５は、真空容器１１１ａと真空容器１１１ｂとの間に配設された電子回路であり、グリッド１１４ａおよび１１４ｂへの電圧を制御することによって、電子源１１２ａからターゲットリング１１３ａへ照射される電子ビーム、および、電子源１１２ｂからターゲットリング１１３ｂへ照射される電子ビームを遮断したり、開放したりする。

そして、撮影時には、架台装置１００では、グリッド制御回路１１５がすべてのグリッド１１４ａおよび１１４ｂに負の電圧が印加し、そのうえで、図示していない電圧供給手段が、電子源１１２ａ（陽極）とターゲットリング１１３ａ（陰極）との間、および、電子源１１２ｂ（陽極）とターゲットリング１１３ｂ（陰極）との間にそれぞれ高電圧を印加する。

この状態では、グリッド１１４ａおよび１１４ｂによって、電子源１１２ａから放出される電子がターゲットリング１１３ａに到達する前に遮断され、電子源１１２ｂから放出される電子もターゲットリング１１３ｂに到達する前に遮断される。すなわち、電子源１１２ａおよび電子源１１２ｂからターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂに電子ビームが照射されない。したがって、ターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂから被検体に対してＸ線が照射されない。

そして、この状態で、たとえば複数のグリッド１１４ａのうち、ひとつのグリッド１１４ａに印加されている電圧をゼロにしたとする。すると、電子源１１２ａから放出された電子が高電圧によって加速され、当該グリッド１１４ａを介してターゲットリング１１３ａに照射される。すなわち、グリッド１１４ａに印加されている電圧をゼロにすることによって、電子源１１２ａとターゲットリング１１３ａとの間が開放され、電子源１１２ａからターゲットリング１１３ａへ電子ビームが照射される。これにより、ターゲットリング１１３ａ上の焦点でＸ線が発生し、その焦点から被検体に対してＸ線が照射される。

グリッド制御回路１１５は、複数のグリッド１１４ａおよび１１４ｂに対してひとつずつ、上記のように、印加されている電圧を負からゼロに切り替えてゆくことによって、Ｘ線が発生する焦点の位置をターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂ上で移動してゆく。これにより、被検体周囲の円周上の異なる位置から被検体に対して順次Ｘ線が照射される。グリッド制御回路１１５は、グリッド１１４ｂについても同様に電圧の切り替えを制御する。

以上のように、ターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂによって、検出器リング１２０の中央で交差するように、Ｘ検出器リング１２０の両側からＸ線が照射され、さらに、グリッド制御回路１１５によって、Ｘ線が発生する焦点の位置がターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂ上で移動されるので、焦点がターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂ上で１周すれば、その結果として、検出器リング１２０で囲まれるすべての撮影領域に網羅的にＸ線が照射される。

なお、ここで、グリッド制御回路１１５は、Ｘが発生する焦点の位置を移動する際に、ターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂ上の焦点を位相（角度）が一致するようにそれぞれ移動してもよいが、たとえば、互いに位相が１８０度ずれるようにそれぞれの焦点を移動してもよい。この場合には、検出器リング１２０内の撮影領域に対して互いに対向する位置からＸ線が照射される。

または、グリッド制御回路１１５は、ターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂ上の焦点を位相が９０度以上かつ２７０度以下の範囲でずれるようにそれぞれ移動するようにしてもよい。これにより、一方のターゲットリングから照射されたＸ線の散乱線が他方のターゲットリングから照射されるＸ線に影響を与えることがなくなり、ノイズが少ない画像を得ることができるようになる。

または、グリッド制御回路１１５は、ターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂ上の焦点により照射されるＸ線の照射タイミングを所定の間隔だけずらすようにしてもよい。これにより、ふたつのターゲットリングから照射されたＸ線の散乱線が相互に干渉しないようにすることが可能になり、さらにノイズが少ない画像を得ることができるようになる。

検出器リング１２０は、多列の検出器１２０ａを同一円周上に配置することによって形成されたリング状の構造体であり、ターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂにより照射され、被検体を透過したＸ線を検出する。この検出器リング１２０により検出されたＸ線に基づいて、図示していない投影データ生成手段が投影データを生成し、生成した投影データをコンソール装置２０に対して送信する。

上述してきたように、本実施例１に係る電子スキャンＣＴ装置では、ターゲットリング１１３ａおよび１１３ｂが、検出器リング１２０の外側に設けられ、検出器リング１２０の両側から、検出器リング１２０の中央で交差するようにＸ線を照射するので、検出器の列数を増やした場合でも死角を作ることなく被検体にＸ線を照射することができる。そして、これにより、心臓など動きの早い臓器であっても運動ぼけの影響を受けることなく、すべての位相（心拍位相）を診断することが可能になる。

なお、上記実施例１では、架台装置１００において、検出器リング１２０の両側からＸ線を照射するよう構成した場合について説明したが、本発明はこれに限られるわけではなく、たとえば、図６に示したように、リング中央に所定の幅のスリットが設けられた検出器リングを用いて、そのスリットからＸ線を照射する場合にも同様に適用することができる。

そこで、以下では、実施例２として、スリットが設けられた検出器リングを用いた場合について説明する。なお、本実施例２に係る電子スキャンＣＴ装置の全体構成は、基本的には図１に示したものと同じであり、架台装置の構成が異なるのみであるので、ここでは架台装置の構成について説明する。また、図２で示した機能部と同じ機能を有するものについては同じ符号を付与することとし、ここでは詳細な説明を省略する。

図３は、本実施例２に係る架台装置の構成を示す機能ブロック図である。同図に示すように、この架台装置２００は、電子的な制御に基づいて照射される電子ビームを受けて被検体周囲の円周上でＸ線を発生させるとともに当該Ｘ線を被検体に対して照射するＸ線発生リング２１０と、Ｘ線発生リング２１０の内側に設置され、被検体を透過したＸ線を検出する検出器リング２２０とを有する。ここで、検出器リング２２０には、リングの円周方向に沿ってスリット２２０ｂが設けられている。

Ｘ線発生リング２１０は、リング状に形成された真空容器１１１ａおよび１１１ｂ、真空容器１１１ａ内に配置された電子源１１２ａ、ターゲットリング２１３ａおよびグリッド１１４ａ、真空容器１１１ｂ内に配置された電子源１１２ｂ、ターゲットリング２１３ｂおよびグリッド１１４ｂ、ならびに、各真空容器内の電極への電圧の供給を制御するグリッド制御回路１１５を有する。

ターゲットリング２１３ａおよび２１３ｂは、リング状に形成された部材であり、それぞれ、電子源１１２ａおよび１１２ｂから電子ビームが照射されることによってＸ線を発生し、電子ビームが照射された焦点から被検体に対してＸ線を照射する。これらターゲットリング２１３ａおよび２１３ｂは、それぞれ、スリット２２０ｂの外側に位置するように配設されており、当該スリット２２０ｂを通して、検出器リング２２０の中央で交差するようにＸ線を照射する。

このように、ターゲットリング２１３ａおよび２１３ｂによって、スリット２２０ｂを通り、検出器リング２２０の中央で交差するようにＸ線が照射され、さらに、グリッド制御回路１１５によって、Ｘ線が発生する焦点の位置がターゲットリング２１３ａおよび２１３ｂ上で移動されるので、焦点がターゲットリング２１３ａおよび２１３ｂ上で１周すれば、その結果として、検出器リング２２０の中央付近の撮影領域に網羅的にＸ線が照射される。

検出器リング２２０は、多列の検出器２２０ａを同一円周上に配置することによって形成されたリング状の構造体であり、ターゲットリング２１３ａおよび２１３ｂにより照射され、被検体を透過したＸ線を検出する。この検出器リング２２０には、前述したように、リングの円周方向に沿って形成されたスリット２２０ｂを有している。

ここで、検出器リング２２０は、ターゲットリング２１３ａおよび２１３ｂにより照射されたＸ線が、被検体を透過したのちにそれぞれ検出面に対して直角に入射するように、検出面がスリット２２０ｂの両側からリング中央に向くように設けられている。これにより、従来と比べてコーン角を約１／２に減らすことが可能になり、Ｘ線照射領域の境界における画質の低下を軽減することができるようになる。

上述してきたように、本実施例２では、ターゲットリング２１３ａおよび２１３ｂが、スリット２２０ｂを通して、検出器リング２２０の中央で交差するようにＸ線を照射するので、スリットが設けられた検出器リングを用いた場合でも、検出器リング２２０の中央付近で死角を作ることなく被検体にＸ線を照射することができる。

ところで、従来の電子スキャンＣＴ装置は、図４に示したように、体軸の延長線上に電子中を配置する構造となるため全身の診断には使用することができず、汎用性に欠ける特殊なものとなっていた。これに対し、上記実施例に係る電子スキャンＣＴ装置では、Ｘ線発生部および検出器部がそれぞれリング形状となっているので、従来の電子スキャンＣＴ装置のようにスキャン部位の制約を受けずに、全身の診断に使用することができるようになるという効果も得られる。

また、上記実施例では、ふたつのターゲットリングを用いた場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、ふたつ以上の数のターゲットリングを用いた場合でも同様に適用することができる。その場合、複数のターゲットリングによって照射されるＸ線が検出器リングの中央で交差するように各ターゲットリングを配設する。

以上のように、本発明に係るＸ線ＣＴ装置は、心臓など動きの早い臓器を診断する場合に有用であり、特に、列数が多い検出器を用いる場合に適している。

本実施例１に係る電子スキャンＣＴ装置の構成を示す構成図である。 本実施例１に係る架台装置の構成を示す機能ブロック図である。 本実施例２に係る架台装置の構成を示す機能ブロック図である。 電子スキャンＣＴ装置を説明するための図である。 電子スキャンＣＴ装置における問題を説明するための図（１）である。 電子スキャンＣＴ装置における問題を説明するための図（２）である。

符号の説明

１０ 寝台装置
１１ 天板
２０ コンソール装置
１００，２００ 架台装置
１１０，２１０ Ｘ線発生リング
１１１ａ，１１１ｂ 真空容器
１１２ａ，１１２ｂ 電子源
１１３ａ，１１３ｂ，２１３ａ，２１３ｂ ターゲットリング
１１４ａ，１１４ｂ グリッド
１１５ グリッド制御回路
１２０，２２０ 検出器リング
１２０ａ，２２０ａ 検出器
２２０ｂ スリット

Claims (3)

1. 被検体周囲の円周上に沿って配置されるとともに電子的な制御に基づいて照射される電子ビームを受けてＸ線を発生させて被検体に照射するターゲットと、当該ターゲットにより照射され前記被検体を透過したＸ線を検出する検出器リングと、当該検出器リングにより検出されたＸ線に基づいて画像を再構成する画像再構成手段とを備えた電子スキャンＣＴ装置であって、
   前記検出器リングは、リングの円周方向に沿って形成されたスリットを有し、
   前記ターゲットは、前記検出器リングの外側に位置する複数の円周上に沿って配置され、前記被検体に対して、それぞれ異なる円周上から前記スリットを通してＸ線を照射し、
   さらに、前記検出器リングは、前記被検体を透過したＸ線が検出面に対して直角に入射するように設けられている
   ことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記ターゲットは、少なくとも二つの円周上に沿って配置され、それぞれの円周上のターゲットにより照射されるＸ線の発生位相を９０度以上かつ２７０度以下の範囲でずらすことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記ターゲットは、少なくとも二つの円周上に沿って配置され、それぞれの円周上のターゲットにより照射されるＸ線の照射タイミングをずらすことを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。

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