WO2020137939A1 - 撮像装置とその駆動方法 - Google Patents

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WO2020137939A1
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Definitions

  • the present invention relates to an imaging device such as a computer tomography device and a driving method thereof.
  • An imaging apparatus for example, an X-ray computed tomography (CT) apparatus, advances or retracts a gantry including a rotating unit that rotates around an object to be imaged and a bed on which a subject is placed so as to pass through the inside of the gantry in the body axis direction. It is composed of a bed moving device, a slip ring that enables electrical connection with a rotating unit, and an operation and monitor unit including an image drawing unit that processes image data transferred to the outside via the slip ring.
  • CT X-ray computed tomography
  • a detector composed of a large number of image pickup devices, a circuit board for processing signals from the detector, an X-ray generating part at a position facing each other across an image pickup object such as a subject, cooling Built-in fan, high-voltage power supply circuit, etc.
  • CT equipment is a large, heavy, and expensive image diagnostic equipment, and in addition to the installation costs of the building where the CT equipment is installed, the power supply, air conditioning equipment, etc., maintenance costs to keep the performance of the equipment optimal at all times. Is also a heavy burden.
  • the inner diameter of the rotating portion in the gantry is required to be an inner diameter dimension such that a human body can move and pass in the body axis direction with a margin, for example, an inner diameter of 80 cm or more. Since the X-ray source and detector are installed, the outer diameter of the gantry exceeds 100 cm. Further, a structure in which a detector, a detector signal processing circuit, an X-ray source, an X-ray source drive control circuit, an air-cooling fan and the like rotate in a gantry is general. However, the X-ray source, the X-ray source drive control circuit, the air-cooling fan, etc.
  • the bed on which the subject is placed needs to be moved forward or backward at a predetermined speed.
  • the bed moving means also needs to ensure the robustness capable of covering such a weight range and the stable movement of the bed. Therefore, such a CT device is prevented from being used on the bedside of a patient or during surgery.
  • the realization of a small medical examination vehicle equipped with a CT device or the like is hindered.
  • the detector or the like rotates inside the gantry around the body axis direction at a speed of about 1 to 2 revolutions per second. Therefore, in order to supply power or read out an output signal from a detector or the like, transmission and reception of a signal or transmission and reception of power is performed by a mechanical contact means called a slip ring. In order to ensure the electrical connection by the slip ring, it is necessary to keep the rotation speed low and reduce the number of output signal lines from the detector. In order to reduce the number of signal lines, a method of serializing a parallel signal and reading it through a slip ring is adopted.
  • the cost of introducing a CT device is not only the installation cost of the device itself but also the cost required for the building, air conditioning and power supply equipment, and the maintenance and management of the temperature and humidity of the device and the entire building throughout the year. It is inevitable to bear a large expense burden such as expenses and regular maintenance expenses.
  • a large-capacity and stable supply of commercial power is indispensable, and it is not possible to cope with the usage environment that presupposes power supply by a private generator or battery. Is.
  • the CT device can be reduced in size and weight, the power consumption can be reduced, and the CT device can be used for multiple purposes (hybrid), repaired, or the periodic maintenance load can be reduced. Is.
  • An imaging apparatus for example, a CT apparatus, has a gantry having a rotating unit that rotates about a body axis direction, a gantry on which the gantry is mounted, and processing for displaying image data obtained from the gantry or control for operating the CT apparatus.
  • a drive means for moving the gantry with respect to the gantry in the direction of the central axis with respect to the gantry, and the rotating portion further includes a light source, a light source drive control circuit for driving the light source, and a secondary battery for driving these.
  • the rotary unit interface is provided, the gantry has a host interface, and the rotary unit interface and the host interface face each other at a predetermined position within the movement range of the gantry.
  • the predetermined position is at the end of the gantry moving range.
  • the rotating unit interface and the host interface are close to each other and face each other in the vertical direction.
  • the rotating unit interface and the host interface are close to each other and face each other in the central axis direction.
  • the rotary interface and the host interface are mechanically contacted at a predetermined position so that they are electrically connected.
  • the rotating unit interface and the host interface are close to each other at a predetermined position, and are electrically connected to each other by the interaction of the electromagnetic field in a non-contact state.
  • a driving means for moving the gantry in the central axis direction is provided inside the gantry.
  • a drive motor for rotating the rotating portion is provided inside the gantry.
  • a cradle is provided at a predetermined position above the gantry, and a host interface is provided on the cradle. Further, the cradle is provided with an inspection probe used for inspection/calibration of the rotating part or a holding means for holding a standard sample. It is preferable that the cradle has a holding mechanism for holding and fixing the rotating portion at a predetermined position or a cooling mechanism for cooling.
  • a gantry having a detector, a detector control signal processing circuit that drives the detector and processes an output signal of the detector, an image memory that records the output signal of the detector, and a rotating unit that rotates about the body axis direction as a central axis.
  • a CT device comprising a bed device for introducing a subject into a gantry and a control unit for processing and displaying image data obtained from the gantry, wherein a rotating unit includes a light source, a light source drive control circuit, and a drive unit for driving these.
  • the CT device has a structure in which a secondary battery and a rotating unit interface are built in, a host interface is provided in a fixed portion around the rotating unit, and the rotating unit interface and the host interface face each other.
  • a detector Inside the rotating part, in addition to the light source and the light source drive control circuit that drives the light source, there is a detector at a position facing the light source with at least the central axis interposed, and the detector is driven and the output signal of the detector is processed.
  • a detector control signal processing circuit, an image memory for recording the output signal of the detector, and a secondary battery for driving these are incorporated.
  • a lithium ion battery is used as the secondary battery.
  • the image memory a large-capacity semiconductor memory, for example, a non-volatile memory such as a dynamic random access memory (DRAM) or a NAND flash memory is used.
  • the light source is an X-ray light source or a near infrared (NIR) light source.
  • the light source is an X-ray light source
  • the electron beam generating part in the X-ray light source is formed of a carbon nanostructure.
  • the detector is preferably a silicon semiconductor detector, and the silicon semiconductor detector has a structure in which an AD conversion circuit is formed.
  • the detector is a photomultiplier tube type detector, an avalanche photodiode (APD) type detector, or a photon counting type detector. More preferably, it has a structure in which a radiation shielding optical fiber plate is provided on the detector, or a radiation scintillator is further laminated on the radiation shielding optical fiber plate.
  • the CT device has a wireless interface for transmitting and receiving a control signal for controlling the movement of the gantry or the bed in the body axis direction or the imaging operation of the gantry by wireless communication on the gantry, the gantry, the bed, or the cradle.
  • the detector is arranged over the entire inner circumference of the fixed portion, the light emitted from the light source is emitted to a rotating portion in a portion of the light source that faces the rotary center of the rotating portion.
  • the CT apparatus has an opening that allows transmission or passage.
  • the induction coil is arranged along the annular part of the rotating part, and the permanent magnet is arranged along the fixed part of the gantry that surrounds the rotating part, and the electromotive force that induces the inertia moment of the rotating part in the induction coil.
  • a CT device having a regenerative brake circuit which is converted into the electric energy and stored in the electric power storage device, in a rotating portion.
  • a plurality of induction coils are arranged along the outer circumference of the rotating part, and the permanent magnets are arranged so that the N poles and the S poles are alternately arranged along the circumference of the gantry surrounding the circumference of the rotating part.
  • a regenerative braking circuit for converting the kinetic energy of the rotating part into electric energy is connected to the induction coil.
  • an electric double layer capacitor is provided in the regenerative braking circuit.
  • a wireless interface for transmitting and receiving a control signal for controlling the movement of the gantry in the body axis direction or the imaging operation of the gantry by wireless communication is provided in the control unit of the CT apparatus and at least in the gantry, the gantry, or the cradle.
  • a holding means for placing or holding a subject or a measurement object is formed integrally with the gantry.
  • a guide rail for assisting the movement of the gantry in the body axis direction is provided on the mount.
  • a protective cover for preventing the subject or the object to be measured from coming into contact with the gantry while the gantry is moving is provided on the gantry along the moving direction of the gantry.
  • the gantry has a cartridge structure in which one of a light source, a detector, an image memory for recording the output signal of the detector, a rechargeable battery, which is attached inside the rotating part that rotates around the body axis as a central axis, is removable.
  • the rotating portion is provided with a cartridge housing portion having an opening for inserting or removing the cartridge in the rotating portion in the direction of the central axis. Further, the number of cartridge storage units is set larger than the number of cartridges to be inserted.
  • the optical signal transmitted through the subject is converted into an electric signal by the detector, and the rotating part is rotated while recording the electric signal in the image memory, and the electric signal is recorded in the image memory.
  • the driving method of the CT device is to stop the movement of the gantry in the central axis direction at a predetermined position and read the electric signal recorded in the image memory from the rotating unit interface via the host interface.
  • the light emitted from the light source is converted into an electric signal by the detector, and the rotating portion is rotated while recording the electric signal in the image memory, and the electric signal is recorded in the image memory.
  • the back electromotive force generated in the induction coil is charged into the secondary battery or the capacitor via the regenerative braking circuit, which is a driving method of the CT device.
  • the driving method of the CT device is such that the movement of the gantry in the central axis direction is stopped at a predetermined position and the host interface supplies power to the secondary battery via the rotating unit interface to charge the secondary battery.
  • CMOS type detector in which a signal processing circuit by an on-chip or a laminated element is integrated can be used, a CT device equipped with a detector array with low noise and low power consumption can be realized.
  • a highly sensitive detector since a highly sensitive detector can be used, it is easy to reduce the radiation exposure of the subject.
  • the reduction in the size and weight of the CT device and the reduction in power consumption can significantly reduce the space for installing the CT device, the building, the power supply, the air conditioning equipment, and the like, the equipment, and the maintenance cost.
  • the slip ring and the brush for making an electrical connection with the slip ring are not required, the occurrence of sparks and the frequency of failures can be significantly reduced, and the reliability can be improved.
  • the components can be inserted, and the time and cost required for repair can be greatly reduced. As a result, it is possible to significantly reduce annual maintenance costs and equipment downtime for optimal performance of the equipment at all times.
  • various X-ray image diagnostic apparatuses, CT, PET, etc. in the orthopedic, cardiology, and gastroenterology areas are all installed. Needless to say, one hybrid CT apparatus according to the present invention can be applied to various diagnoses in different medical fields. In addition, even in an operating room or inpatient ward in a hospital, an emergency patient or a critically ill patient brought in due to an accident, etc. does not move to examinations, etc. It became easier.
  • the CT device can be made smaller and lighter and the power consumption can be reduced, and the load of repairs and maintenance can be reduced.
  • a quick and accurate initial diagnosis in the area etc. became possible.
  • (A) is a side view seen from the X-axis direction of the CT apparatus 100 according to the embodiment, (b) is a plan view seen from the Y-axis direction, and (c) is a plane view seen from the Z-axis direction. It is a figure.
  • (A) is a plan view seen from the Z-axis direction for explaining the internal structure of the rotating portion 23 inside the gantry 5.
  • (B) is a circuit configuration diagram for explaining the inside of the rotating portion 23, particularly the detector and its peripheral circuits.
  • (C) A circuit configuration diagram for explaining the inside of the rotating portion 23, particularly the X generation portion and the high voltage drive circuit.
  • (A) is a side view of the CT apparatus 200 according to the embodiment seen from the X-axis direction
  • (b) is a block diagram for explaining the circuit configuration of the wireless power feeding portion in the non-contact interface section (10 and 12). is there.
  • (C) is a flowchart for explaining the driving method according to the present embodiment.
  • (A) is a plan view of the gantry portion of the CT device 300 as seen from the Z-axis direction.
  • (B) is a cross-sectional view seen from the X-axis or Y-axis direction for explaining the structure of the gantry 5-2 of the CT apparatus 310.
  • (C) is a cross-sectional view seen from the X-axis or Y-axis direction for explaining the structure of the gantry 5-2 of the CT device 320.
  • 5A is an XY plan view of the gantry portion of the CT device 400, particularly when viewed from the Z-axis direction
  • FIG. 9B is a sectional structure view when viewed from the X-axis or Y-axis direction
  • FIG. It is an enlarged view of the part A enclosed with the broken line in (a).
  • (D) is a plan view when the direction of the opening 28 is seen from the X-ray source 25m in order to explain the opening 28 formed in the rotating part 23, and the opening 28 is arranged on the fixed part 24.
  • FIG. 6A is a plan view of a CMOS solid-state imaging device 30-1 which is a detector unit suitable for the detector unit 30 used in the CT apparatus 400.
  • (b) is another detector unit suitable for the detector unit 30 used in the CT apparatus 400, in which the CMOS type solid-state imaging device 30-2 is arranged so as to face each other so that the light receiving regions are in close contact with each other.
  • FIG. (C) is an enlarged cross-sectional view for explaining the cross-sectional structure of the CMOS type solid-state imaging device 30-2 in (b).
  • 7A is a side view of the CT apparatus 500 according to the embodiment as viewed from the X-axis direction, FIG.
  • FIG. 7B is a plan view of the same as viewed from the Z-axis direction, and FIG. 7C is surrounded by a broken line in FIG. 7A. It is an enlarged view of the part B which was opened.
  • (A) It is the top view which looked at the rotation part inside the gantry 5 of the CT apparatus 600 which concerns on an Example from the Z-axis direction.
  • (B) and (c) are partially enlarged views 39-1 and 39- for explaining the electromagnetic coupling at the outer circumference of the rotating portion 23 in the broken line portion 39 in (a) and the inner circumference of the gantry 5 surrounding this. It is 2.
  • (A) is a circuit block diagram for explaining the inside of the rotating portion 23 of the CT device 600, particularly the regenerative braking circuit 50.
  • FIG. 1 is a flowchart for explaining a driving method of the CT apparatus when a regenerative brake is used.
  • (A) is sectional drawing which looked at especially the rotating part 23 of the CT apparatus 700 which concerns on an Example from the X-axis direction.
  • (B) is a plan view seen from the Z-axis direction for explaining the structure of the gantry portion of the CT apparatus 800.
  • (C) is a side view of the CT apparatus 900 according to the embodiment as viewed from the X-axis direction.
  • FIG. 1A is a side view of the CT apparatus 100 seen from the X-axis direction.
  • the CT apparatus 100 has a structure in which a gantry 7, gantry support portions (9-1 and 9-2) that support the gantry 7, and a gantry 5 that is movable in the Z-axis direction are placed on the gantry 7.
  • a rotatable rotating part 23 Inside the gantry 5 is a rotatable rotating part 23, the rotation center axis 1 of which is shown.
  • An operation/control unit and a display (monitor) unit (not shown) are provided, and a tomographic image or the like reconstructed by an image drawing circuit and software is displayed on the monitor.
  • a gantry moving carriage 11 incorporating a drive unit and wheels 15 for moving the gantry 5 in the Z-axis direction is attached to the lower portion of the gantry 5.
  • the electrical connection means for exchanging an electric signal or electric power between the rotating part 23 in the gantry and the gantry 7 is an upper part (2-1) of the gantry and the rotating part in the gantry. It has on the side (not shown).
  • the bed 3 is inserted in the hollow portion of the gantry 5 in the Z-axis direction in order to place the subject and other measurement objects.
  • FIG. 1B is a plan view of the CT device 100 viewed from the Y-axis direction.
  • Two gantry moving rails 13 are provided above the gantry 7 so that the gantry 5 moves on the gantry 7. If the gantry moving rail 13 and the wheels 15 are made of a conductive material such as metal, electric power is supplied to the drive motor 17 inside the gantry moving carriage 11, or control signals and the like are transmitted to and from the gantry moving carriage 11. It is possible to give and receive.
  • the host interface 2-1 which is an electrical connection means for exchanging an electric signal or electric power between the rotating portion 23 in the gantry and the gantry 7 is provided at a predetermined position within the moving range of the gantry 5, that is, the upper part of the gantry.
  • the predetermined position is not limited to the end point of the movement range of the gantry, and may be a position that does not cause any inconvenience when a subject such as a patient faces the examination, for example.
  • the bed 3 is attached to the upper parts of the gantry support parts 9-1 and 9-2, so that it can be easily removed. Therefore, instead of the bed 3, a subject holding means having another shape, for example, a movable stretcher type bed may be used.
  • FIG. 1C is a plan view of the CT device 100 viewed from the Z-axis direction.
  • a rotating unit 23 that rotates around the rotation center shaft 1 is attached via a bearing (not shown) or the like. Further, a timing belt 21 for rotating the rotating portion 23 is attached to a gantry rotating portion drive motor 19 inside the gantry moving carriage 11.
  • the regenerative braking circuit 50 may be incorporated inside the rotating unit 23. Further, since the rotating unit 23 has the rotating unit interface 2-2, it can be electrically connected at a position facing the host interface 2-1 when the rotating unit 23 is stationary.
  • a position sensor or the like (not shown) using a Hall element or the like can be used so that the host interface 2-1 and the rotating unit interface 2-2 are preferably stopped at the positions facing each other.
  • a gantry moving carriage drive motor 17 for moving the gantry 5 in the Z-axis direction is provided inside the gantry moving carriage 11.
  • the power source for driving can be supplied from the gantry moving rail 13 as described above, but a secondary battery can be built in the gantry moving carriage 11.
  • a structure for towing from the gantry support portion 9-1 or 9-2 side may be used. ..
  • the rotating means of the rotating portion 23 in the gantry is arranged on the movable gantry moving carriage 11 or the like, it is not necessary to fix the gantry portion to the CT apparatus main body unlike the conventional case, and the gantry portion can be moved and removed. Etc. will be easier.
  • the structure of the rotating unit 23 has already been described, and will not be described.
  • the structure in which the detector array 31 is incorporated inside the rotating portion 23 has been described, but as will be described later, the detector array 31 surrounds the rotating portion 23 instead of the inside of the rotating portion 23.
  • a structure in which the gantry 5 is arranged along the entire inner circumference of the gantry 5 may be used (FIG. 4 and the like).
  • FIG. 2A is a plan view showing the components and the like when viewed from the Z-axis direction for explaining the internal structure of the rotating portion 23 inside the gantry 5.
  • a light source for example, an X-ray generation unit 25, a high voltage control circuit 29, a detector array 31, a detector peripheral circuit 33, a detector drive control circuit 41, a digital signal processing circuit (not shown) described later. No.
  • the image memory 35 the secondary battery 27, and the rotating unit interface 2-2.
  • the X-ray generation unit 25, the secondary battery 27, and the image memory 35 have a structure that can be easily inserted and removed individually from the rotating unit 23, as described in detail below.
  • the cartridge and the rotating portion 23 can be electrically conducted by contact between the metal terminals.
  • the rotating unit interface 2-2 may be a non-contact interface described later or an electrical contact made of a conductive electrode.
  • the X-ray beam 26 emitted from the X-ray generation unit 25 passes through a subject (not shown) placed on the bed 3 and reaches the detector array 31.
  • a weight balance adjusting unit for adjusting the weight balance during rotation of the rotating unit may be provided.
  • the X-ray generator 25 may be an X-ray generator using a carbon nanomaterial such as carbon nanotube (CNT) as a field electron emission source.
  • CNT carbon nanotube
  • the carbon nano material is used as the cold cathode material, preheating is not required, and the size and power consumption can be reduced as compared with the case of using the conventional X-ray tube, and the high voltage control circuit 29 can be downsized and the cooling fan can be used. This is because it is possible to reduce the size and eliminate the need for the cooling fan itself.
  • the structure in which the detector array 31 is incorporated inside the rotating portion 23 has been described. However, as will be described later, the detector array 31 does not operate inside the rotating portion 23 but inside the rotating portion 23.
  • the structure may be such that the fixed portion of the surrounding gantry 5 is arranged over the entire inner peripheral portion (FIGS. 4, 5, etc.). In this case, a part of the detector peripheral circuit, the image memory, the host interface, and the like are arranged in the fixed part in the gantry.
  • FIG. 2B is a circuit block diagram for explaining the inside of the rotating unit 23, particularly the detector 31 and its peripheral circuit 33.
  • the peripheral circuit 33 in FIG. 2A includes a detector drive control circuit 41, a signal amplification/analog digital (AD) conversion circuit 43, a signal scanning/control circuit 45, a digital signal processing circuit 47, a parallel/serial conversion circuit 49, and the like. Is included.
  • the detector array 31 has a plurality of detector units 30 arranged in an arc shape or regularly in the Z-axis direction in order to increase the number of slices.
  • a small electron multiplication type detector for example, “Micro PMT element” manufactured by Hamamatsu Photonics KK) or an avalanche effect (APD) is used.
  • An amplification type detector, a photon counting type detector, etc. can be used.
  • CMOS detector in which an analog-digital (AD) conversion circuit, a signal processing circuit, or the like is on-chip can be used, high-speed and low-noise reading can be realized.
  • the detector unit 30 has a structure having a scintillator layer for converting incident X-rays into visible light corresponding to a band gap of a semiconductor material used for the detector unit 30, for example, silicon (Si). Good.
  • the detector signal output from the detector array 31 is converted into digital data (for example, 16 bits) by the signal amplification/AD conversion circuit 43, and sent to the digital signal processing circuit 47 via the signal scanning/control circuit 45.
  • the necessary image processing is added.
  • an image memory 35 is built in the rotating unit 23. Since parallel recording can be directly performed on the image memory 35 via the bus line 38 without performing parallel-serial conversion, high-speed writing becomes possible.
  • a magnetic recording medium can be used as the image memory 35, a semiconductor memory such as a DRAM or a NAND flash memory is suitable from the viewpoint of recording speed and reliability.
  • the image data is read from the image memory 35 after the image capturing is completed and after the rotation of the rotating unit 23 and the movement of the gantry 5 are stopped, it is not necessary to read the image data in real time unlike the image capturing. Therefore, it may be output as serial data to the rotating unit interface 2-2.
  • the serialization also has the effect of reducing the number of terminals in the host interface 2-1.
  • the electrical connecting means composed of the host interface 2-1 and the rotating unit interface 2-2 there are a plurality of connectors inside the rotating unit interface 2-2 of the rotating unit 23, and the shape thereof is a concave receiving structure ( Recessed connection terminal 6).
  • connection terminals 4 on the host interface 2-1 side there are the same number of convex connection terminals 4 on the host interface 2-1 side, and the connection can be made by inserting the connection terminals 4 into the concave connection terminals 6.
  • the image data recorded and accumulated inside the rotating part 23 when the rotating part 23 is stationary is transferred from the rotating part interface 2-2 to the host interface 2.
  • a detector FIG. 5 etc.
  • the body axis of the gantry When the number of pixels in the body axis (Z-axis) direction of the detector is 1000, the pixel arrangement pitch is 50 ⁇ m ( ⁇ m), and the rotation speed of the rotating unit is 5 rotations per second, the body axis of the gantry ( The moving speed in the Z-axis direction is estimated to be about 25 centimeters (cm)/second.
  • the weight of the rotating unit 23 is reduced and the rotating speed is increased, so that the scanning speed in the body axis (Z-axis) direction can be increased, so that the X-ray exposure amount can be reduced without increasing the number of slices, and the number of pixels can be reduced.
  • it can exert its power even in the imaging of constantly moving organs such as the heart.
  • FIG. 2C is a block diagram for explaining the X-ray generation unit 25 and the light source drive circuit 29 inside the rotation unit 23.
  • the X-ray generator 25 of the cartridge structure is composed of a carbon nanomaterial electron beam generating cold cathode 25C and an anode target 25A.
  • the light source drive circuit 29 is composed of a voltage booster circuit 29-1 and a high voltage control circuit 29-2.
  • the light source drive circuit 29 is a transformer-less high-voltage power supply unit of small size, light weight, and low power consumption, which uses a switching power supply and a power semiconductor.
  • a lithium ion battery can be used for example.
  • the DC voltage of the lithium-ion battery 27 can be boosted by the light source drive circuit 29, and a timing-controlled high voltage pulse can be applied to the X-ray generation unit 25.
  • the lithium-ion battery 27 can be charged by the battery remaining amount detection circuit and the charging circuit (not shown) while the rotating unit 23 is stationary via the rotating unit interface 2-2 and the host interface 2-1.
  • FIG. 3A is a side view of the CT apparatus 200 according to the embodiment as seen from the X-axis direction.
  • the CT apparatus 200 has a portion 9-3 which stands upright in the Y-axis direction from the gantry 7, and this portion is called a cradle.
  • the parts (not shown) of the cartridge structure which have already been described with reference to FIG. 1 and the like are used.
  • the cradle 9-3 has a space (broken line portion 37) for waiting the gantry 5, the rotating portion interface 2-2 of the rotating portion 23 of the gantry 5 is composed of the non-contact interface structure 12, and the host interface 2-1 is It is composed of a contactless interface structure 10. In a state where they face each other and are close to each other, they perform non-contact power supply, that is, charge a lithium ion battery inside the rotating unit 23 and exchange data and signals between the rotating unit 23 and the host side.
  • the structure in which the rotary unit interface side 12 and the host interface side 10 are close to and face each other in the direction of the rotation center axis 1 is illustrated.
  • the non-contact interface 12 can approach the non-contact interface 10 in the direction in which the gantry 5 moves in the Z-axis direction.
  • the gantry 5 has a rotating portion 23 that rotates around the rotation center axis 1.
  • the driving method thereof is the rotating portion rotation motor 19 and the timing belt 21 similar to the structure described in FIG. Rotation (not shown).
  • a regenerative braking circuit (50) may be incorporated inside the rotating portion 23, as described later. Further, when power is not supplied from the gantry moving rail 13, a secondary battery (not shown) can be built in the gantry.
  • a sample holding section 20 is provided in addition to the non-contact host interface 10 described above.
  • the sample is, for example, an object to be measured for testing in advance whether the detector inside the rotating unit 23 or the light source unit is functioning normally, and is called a standard sample or phantom.
  • an inspection probe (not shown) for the purpose of inspecting or calibrating the rotating part 23 may be provided in the cradle.
  • a supply port 16 for a cooling gas such as air or nitrogen gas in order to lower the temperature inside the gantry 5, while on the other hand, the rotation part 23 is fitted into the supply port 16.
  • An opening 18 is provided in the mating rotating part 23.
  • the gantry portion can be protected from impact even when the CT apparatus is transported or moved.
  • the cradle 9-3 can be provided with a function required for stable driving of the gantry or maintenance and management of safety, performance and the like.
  • FIG. 3B is a block diagram for explaining an example of a circuit configuration related to electromagnetic induction wireless power feeding in the non-contact interface unit (10 and 12).
  • the circuit configuration on the host interface side (10) includes an AC/DC converter (10-3) that converts a commercial power supply (10-2) into a direct current, and a high frequency inverter (10- that outputs a high frequency square wave). 4), connected to the primary coil L1 (10-1) via a waveform conversion circuit (10-5) for converting this into a sine wave, an insulating transformer (10-6) for ensuring safety, and the like.
  • the secondary coil L2 (12-1) is connected to a load such as a secondary battery (12-2) via a rectifying/smoothing circuit (12-4) for returning high frequency to direct current, a reverse current blocking diode ((12-3), etc. ) Etc.
  • a wireless communication system (not shown) based on near-field magnetic field coupling is used. It is also possible to perform high-speed and large-capacity CT image data transmission using a high-speed and large-capacity communication method (for example, 5G) because the data transfer speed can be increased to giga (G) bits/second or more.
  • the wireless power feeding and the wireless communication may be performed using the same coil or antenna.
  • FIG. 3C is a flowchart for explaining the driving method of the CT apparatus according to the embodiment for each step.
  • imaging by X-ray irradiation is started (S12).
  • the digital data obtained from the detector array 31 is recorded in the image memory 35 in real time (S13).
  • the digital data can be recorded in the image memory 35 as it is without changing the parallel-serial conversion.
  • the gantry stops at a predetermined position (S15) and the data recorded in the image memory 35 is read from the rotating unit interface 2-2 via the host interface 2-1 (S16).
  • the image reconstructing process which is not shown, is displayed on the operation/control unit, the image is displayed on the monitor and a standby state is reached (S18).
  • the lithium-ion battery 27 is charged (S17) at the same time as the driving step 16 or during standby (S18), and the series of driving sequences is completed.
  • FIG. 4A is a plan view of the structure of the CT device 300 according to the embodiment, particularly in the gantry, as viewed from the Z-axis direction
  • FIG. 4B is the X-axis of the gantry unit 5-2 of the CT device 300 or It is sectional drawing seen from the Y-axis direction.
  • an X-ray light source unit 25m, a secondary battery 27m, a high voltage control circuit 29m, a regenerative braking circuit 50, which will be described later, and the like are built in the rotating unit 23-2.
  • the fixed portion 24 is fixed to the outer peripheral portion 5-2 of the gantry and is located inside the rotating portion 23-2 in the XY plan view. Further, a motor 19 and a timing belt 21 for rotating the rotating portion 23-2 are shown.
  • This structure is similar to a so-called Newtet-rotate CT device. Therefore, as shown in FIG. 2B, in order to prevent the X-rays (broken line arrow) emitted from the X-ray light source unit 25m from being blocked by the fixing unit 24, the fixing unit 24 is fixed to the detector unit 30.
  • the structure is shifted in the Z-axis direction with respect to the mounting position.
  • the X-ray light source unit 25m, the secondary battery 27m, the high voltage control circuit 29m, the image memory 35m, and the detector drive control circuit 41m have a cartridge structure that can be easily attached and detached, as will be described in detail below. It is possible to improve the rate, extend the imaging time, and reduce the maintenance load.
  • FIG. 4C is a cross-sectional view for explaining the internal structure of the CT device according to the modified example of the above embodiment, particularly the gantry 5-2.
  • the fixed portion 24 and the rotating portion 23-2 are incorporated inside the gantry 5-2.
  • the difference from the structure shown in FIG. 4B is that the diameter of the rotating portion 23-2 containing the X-ray light source 25m is smaller than the diameter of the inner peripheral portion of the fixed portion 24.
  • the X-rays emitted from reach the detector 30 without being blocked by the fixed part 24.
  • This structure is similar to the so-called stationary/rotate system, but when a high voltage or large current is applied while sliding the brush ring to the slip ring at a high speed at a high speed or a large current, the contact surface heats up and causes seizure. Not only that, there is a risk that the detector 30 may make an erroneous photoelectric conversion due to a light emission phenomenon caused by a spark or the like.
  • FIG. 5A is a plan view of the CT apparatus 400 according to the embodiment, particularly the structure inside the gantry, seen from the Z-axis direction.
  • the fixed portion 24 is combined so as to surround the outer circumference of the rotating portion 23-2.
  • a detector (not shown) is arranged over the entire circumference.
  • the rotating unit 23-2 has a built-in X-ray generating unit 25m, a light source driving circuit (not shown), a secondary battery, and the like.
  • the rotating portion 23-2 is formed with an opening 28 indicated by a broken line so that the X-ray emitted from the X-ray generating portion can be transmitted or passed therethrough. That is, the influence on the intensity of the X-ray beam 26 and the traveling direction can be reduced.
  • the opening 28 does not necessarily have to be a state in which all the members are removed (only air), and for example, a protective cover made of resin having high X-ray transmittance may be left.
  • 5B is a sectional view of the structure inside the gantry when the opening 28 is viewed from the X-axis or Y-axis direction.
  • the detector 30 is arranged along the inner circumference of the fixed portion 24, and the X-ray beam that has passed through the opening 28 reaches the detector 30.
  • a fiber optic plate that selectively shields or collimates X-rays, an X-ray scintillator, and the like can be stacked on the detector 30.
  • FIG. 5C is an enlarged view seen from the Z-axis direction for explaining the structure of the portion related to the broken line portion A in FIG.
  • the detectors 30 are closely arranged along the annular portion of the fixed portion 24 so that the longitudinal direction of the detectors 30 is parallel to the Z axis. That is, as shown in FIG. 5D, the same portion will be described with reference to a plan view of the opening 28 seen from the X-ray generation unit 25m. Since the pixel array of the plurality of detectors 30 attached to the fixed part 24 is directly exposed to the X-ray light source 25m by the opening 28 formed in the rotating part 23-2, the irradiation X-rays should be shielded. Instead, it enables X-ray exposure for the detector 30.
  • a plurality of detectors 30-1 are closely arranged along the inner circumference of the fixed portion 24 so as to surround the rotation center axis 1.
  • the boundary line with which the plurality of detectors 30-1 are in contact is 30-14, and the arrangement pitch of the pixels 30-11 sandwiching this boundary line is the same as that of the pixels 30-11 that are not in contact with the boundary line 30-14 in the same direction. It is desirable to be equal to the arrangement pitch.
  • the structure disclosed in Japanese Patent No. 5027339 can be adopted.
  • the horizontal and vertical scanning circuits and the signal readout circuit ((30-12, 30-13) are arranged to detect the detector 30- in order not to disturb the arrangement pitch of the pixels 30-11 described above.
  • the detector 30-1 preferably has a large element size, but it is widely used in, for example, a digital camera or the like, a so-called medium format size ( The structure and manufacturing method of the CMOS type image pickup device such as 44 mm ⁇ 33 mm), full size (36 mm ⁇ 24 mm) and APS size (23 mm ⁇ 15 mm) can be diverted or optimized and used.
  • a plurality of detectors 30-2 are closely arranged along the inner circumference of the fixed portion 24 so as to surround the rotation center axis 1 and further detect in the direction of the rotation center axis 1.
  • a structure in which the number of pixels in the body axis (Z axis) direction is increased by disposing the container 30-2 will be disclosed.
  • the slice width can be expanded about twice.
  • the boundary line 30-24 of the detector 30-2 which is closely contacted to the left and right in the drawing is important. This is because it is desirable that the arrangement pitch of the pixels 30-21 with the boundary line sandwiching 30-24 is equal to the arrangement pitch of the other pixels 30-21 that are not in contact with the boundary line 30-24 in the same direction.
  • the structure disclosed in Japanese Patent No. 5027339 is suitable. Further, as shown in the figure, the horizontal and vertical scanning circuits and the signal readout circuit ((30-22, 30-23) have the arrangement pitch of the pixels 30-11 on the three sides of the detector 30-2 as described above. In order to prevent interference, the circuit is arranged on one side of the detector 30-2. In order to further increase the slice width, two or more detectors 30 are arranged in the body axis (Z axis) direction. In this case, the horizontal and vertical scanning circuits and the signal reading circuits ((30-22, 30-23) described above hinder the arrangement pitch of the pixels 30-21.
  • One example of means for solving this problem is Japan. It is disclosed in Japanese Patent No. 5424371.
  • FIG. 6C is a sectional view for explaining the structure of the detector 30-2 shown in FIG. 6B.
  • the detector 30-2 is a CMOS solid-state imaging device having a backside illumination structure, and the scintillator layer 22 is laminated on the backside.
  • the thickness of the silicon substrate used for the present CMOS type solid-state image sensor is about 5 to 10 ⁇ m ( ⁇ m). This is because the incident X-ray is converted into visible light in the scintillator layer and then read out as an electric signal via the pixel 30-21.
  • a wiring layer 30-27, horizontal and vertical scanning circuits, signal reading circuits ((30-22, 30-23), and connection terminals 30-26 are provided on the front side of the detector 30-2.
  • a shield member 30-25 for protecting and reducing the integrated circuit from X-ray damage is laminated on the horizontal and vertical scanning circuits and the signal reading circuit ((30-22, 30-23)).
  • FIG. 500 A side view of the CT apparatus 500 according to the embodiment as viewed from the X-axis direction is shown in FIG.
  • the CT apparatus 500 is composed of a bed 3-1, a bed moving support (3-2) for supporting and moving the bed 3-1 and a gantry 5 having an annular cavity.
  • the gantry 5 has the rotatable rotating portion 23, and the rotation center axis 1 is parallel to the Z axis, that is, the body axis direction.
  • a fixed portion 24 is assembled around the rotating portion 23 via a ball bearing or the like (not shown).
  • a portion B surrounded by a broken line between the rotating portion 23 and the fixed portion 24 will be described below.
  • An operation/control unit and a display (monitor) unit (not shown) are provided, and a tomographic image or the like reconstructed by an image drawing circuit and software is displayed on the monitor.
  • the structures of the rotating part 23 and the fixed part 24 of the CT device 500 may be the same as those of the CT device 300 (FIG. 4) or the CT device 400 (FIG. 5) already described.
  • FIG. 7B is a plan view of the CT device 500 seen from the Z-axis direction.
  • a rotating portion 23 that rotates around the rotation center axis 1 is attached via a bearing.
  • a timing belt 21 for rotating the rotating portion 23 and a rotating portion drive motor 19 are attached.
  • a direct drive (DD) motor structure may be used in which the rotating portion 23 is the rotor and the inner circumference of the gantry 5 that surrounds the rotating portion 23 is the stator.
  • FIG. 7C is an enlarged view of the main part B in FIG. 7A, and the rotary unit interface 6-1 made of a metal electrode is formed on the side surface of the rotary unit 23.
  • the rotating unit interface 6-1 Since the rotating unit interface 6-1 is located at a position facing the host interface including the convex connection terminal 4, the rotating unit interface 6-1 can be electrically connected by contacting each other when the rotating unit 23 is stationary. A position sensor or the like (not shown) using a Hall element or the like can be used so that the convex connection terminal 4 and the rotary unit interface 6-1 are preferably stopped at a position facing each other. Alternatively, if the rotating portion interface 6-1 is formed in a ring shape over the entire circumference of the side surface of the rotating portion 23 in an annular shape, electrical connection is possible regardless of the stationary position of the rotating portion 23.
  • FIG. 8A is a plan view of the rotating portion 23 inside the gantry 5 as seen from the Z-axis direction
  • FIGS. 8B and 8C show the structure of the broken line portion 39 in FIG. 8A. It is a partially enlarged view for explaining.
  • the rotation unit 23 includes the X-ray generation unit 25, the secondary battery 27, the light source drive circuit 29, the detector array 31, the signal amplification/analog digital (AD) conversion circuit, the signal scanning/control circuit, and the like.
  • a detector peripheral circuit 33 including the above, a detector drive control circuit 41, a non-contact interface 12, and a digital signal processing circuit (not shown), a parallel-serial conversion circuit, and the like are incorporated.
  • the regenerative brake circuit 50 is built in the rotating part 23 or a fixed part in the gantry, and an electromagnetic induction coil is provided around either the rotating part 23 or the fixed part.
  • the regenerative braking circuit 50 collects the electromotive force induced in the electromagnetic induction coil.
  • the N pole and the S pole of the permanent magnet (34-1) are alternately arranged in a ring shape on the fixed portion side.
  • the induction coil (36-1) is wound around the iron core (32-1), and therefore, the regenerative braking circuit 50 is provided inside the rotating portion.
  • the structure (39-2) of FIG. 8C for example, the north pole and the south pole of the permanent magnet (34-2) are alternately arranged in a ring shape on the rotating portion side.
  • the induction coil (36-2) is wound around the iron core (32-2)
  • the regenerative braking circuit 50 may be provided inside the fixed portion.
  • This structure is similar to the structure of a so-called direct drive (DD) motor, and it is not necessary to rotate the rotating unit using an external motor and a timing belt.
  • DD direct drive
  • FIG. 8B is preferable if electric energy is stored in the secondary battery or the electric double layer capacitor described later inside the rotating unit 23.
  • an electromotive force is generated in the induction coil (36-1) even when the rotating unit 23 is forcibly rotated by an external motor via a timing belt described later, It is possible to charge the secondary battery 27, and the rotational energy generated in the induction coil (36-1) is collected in the secondary battery or an electric double layer capacitor described later until the rotation stops even after the forced rotation described above. Because you can do it.
  • a neodymium magnet for example, can be used as the permanent magnet.
  • the regenerative braking circuit 50 plays the role. In the CT device, rotation (imaging mode) and stop (standby mode) are frequently repeated, so that the rotation energy recovery effect of the rotating portion is remarkable, and particularly when high-speed scanning is performed by increasing the rotating speed of the rotating portion. Is even more effective.
  • the regenerative brake 50 in this embodiment will be described with reference to FIG.
  • the imaging operation is started after the rotation of the rotating unit 23 is started, and the rotation of the rotating unit 23 is decelerated and the rotational movement is stopped after the completion of the imaging.
  • the rotation start and the rotation stop are repeated within a short time in one image capturing operation, so the effective use of the rotational kinetic energy of the rotating unit 23 reduces the consumption of the secondary battery and saves energy. Will also contribute.
  • the regenerative brake 50 provided inside the rotating portion 23 includes a bidirectional DC-DC converter 42 connected to the external secondary battery 27 and a DC-AC converter 46 connected to the other end of the bidirectional DC-DC converter 42. Built in.
  • the other end of the DC-AC converter 46 is connected to the external induction coil 36.
  • the induction coil 36 is connected via an AC-DC converter 48 to a capacitor, preferably an electric double layer capacitor 44, and further to a bidirectional DC-DC converter 42.
  • the rotational kinetic energy of the rotating unit 23 can be converted into the counter electromotive force generated in the induction coil 36, and the electric double layer capacitor 44 can be charged.
  • the secondary battery 27 can be charged via the bidirectional DC-DC converter 42.
  • the energy recovery efficiency of a capacitor is 90% or more, which is higher than the energy recovery efficiency of about 60% when charging a secondary battery.
  • the rotating unit 23 is decelerated (recovered) like the CT device and the rotating unit 23 is immediately rotated (discharged).
  • a circuit method combining a step-down chopper circuit and a step-up chopper circuit, or a PWM (Pulse Width Modulation) method using a DSP (Digital Signal Processor) and an AD converter can be used. it can.
  • FIG. 9B is a flowchart for explaining the driving method when the regenerative brake in the embodiment (for example, FIGS. 8A and 8B) is used.
  • the bed or the gantry is started to be moved (driving step S21).
  • imaging by X-ray irradiation is started (S22).
  • the digital data obtained from the detector array is recorded in the image memory in real time (S23). As described above, digital data can be recorded in the image memory as parallel data without needing parallel-serial conversion.
  • the rotational kinetic energy of the rotating unit 23 causes a counter electromotive force in the induction coil to be recovered as electric energy, and the rotational motion is decelerated while charging the capacitor or the secondary battery (S25).
  • the gantry stops at a predetermined position S26
  • the data recorded in the image memory is read from the rotating unit interface through the host interface (S27), and the image is reconstructed by the operation/control unit (not shown).
  • the shooting information is displayed on the monitor.
  • the secondary battery is charged in parallel (S28), and a series of sequences is completed to enter the standby state (S29).
  • the used secondary battery is disconnected and already charged. It is also possible to add a step of mounting a used secondary battery.
  • FIG. 10A is a cross-sectional view seen from the X-axis direction for explaining the gantry portion of the CT apparatus 700 according to the embodiment.
  • the X-ray generation unit 25m which is a component incorporated inside the rotating unit 23, can be replaced according to the frequency of use due to deterioration of the target member, consumption of the electron beam generating cold cathode material, or carbon nano material in this example. is necessary.
  • the detector array 31m may also need to be replaced due to radiation damage to the semiconductor components used or the humidity dependency of the laminated X-ray scintillator material. Therefore, in the present embodiment, the X-ray generating unit 25m and the detector array 31m of the cartridge structure are detachable from the rotating unit 23. As shown in FIG.
  • the rotating portion 23 is formed with an X-ray generating portion 25m having a cartridge structure and cartridge storage portions 25f and 31f (both are broken line portions) into which the detector array 31m is inserted.
  • the X-ray generation unit 25m and the detector array 31m are inserted and removed in the Z-axis, that is, the body axis direction, and the opening for inserting or removing the cartridge is open in the Z-axis direction.
  • the cartridge structure is not limited to the X-ray generation unit 25m and the detector array 31m, but as described above (FIG. 4A, etc.), the secondary battery 27, or an image memory or the like for coping with the increase in the recording capacity.
  • FIG. 10B is a plan view of the rotating unit 23 of the CT apparatus 800 according to the embodiment as seen from the Z-axis direction.
  • the regenerative braking circuit 50 may be incorporated inside the rotating unit 23.
  • the first X-ray generation unit 25 and the second X-ray generation unit 25-2 in addition to the image memory 35m having a cartridge structure and the secondary battery 27m, the first X-ray generation unit 25 and the second X-ray generation unit 25-2, and a position facing these through the central axis 1.
  • a first detector array 31 and a second detector array 31-2 in addition to the image memory 35m having a cartridge structure and the secondary battery 27m, the first X-ray generation unit 25 and the second X-ray generation unit 25-2, and a position facing these through the central axis 1.
  • a first detector array 31 and a second detector array 31-2 in addition to the image memory 35m having a cartridge structure and the secondary battery 27m, the first X-ray generation unit 25 and the second X-ray generation unit 25
  • the X-ray generation unit 25 and the X-ray generation unit 25-2 may emit X-rays at the same time or with a time difference. Furthermore, different tube voltages (wavelengths) can be applied to the X-ray generation unit 25 and the X-ray generation unit 25-2 to perform multispectral analysis. Since the image memory and the secondary battery have a cartridge structure, it is possible to quickly cope with an increase in the amount of image data and consumption of the secondary battery. In this embodiment, the image memory 35m and the secondary battery 27m are made into a cartridge, but as described above, the X-ray generators 25, 25-2 or the detector array 31 may have a cartridge structure.
  • FIG. 10C is a side view of a CT apparatus 900 according to another embodiment as viewed from the X-axis direction.
  • two gantry units gantry 5 and gantry 5-2
  • gantry 7 is mounted on the gantry 7.
  • gantry 7 also has two cradle parts (9-3 and 9-4), and in particular, the cradle 9-4 has a donut-shaped hollow structure so that the subject and the bed (not shown) can pass through.
  • Multiple gantry such as a combination of X-ray CT inspection gantry and PET (positron emission tomography) inspection gantry, or combination of X-ray CT inspection gantry and near infrared diffuse light imaging gantry. It can be realized with one CT device.
  • a protective cover 51 for preventing the subject or the object to be measured from coming into contact with the gantry during the movement of the gantry is provided on the gantry along the moving direction of the gantry.
  • the plurality of gantry units can be driven individually or in conjunction with each other.
  • the high-speed wireless communication interface is used.
  • the structure may be provided between the gantry part or the rotating part and the operation/control part.

Abstract

【課題】Ｘ線ＣＴ等の撮像装置の小型化、軽量化、低消費電力化により、装置の移動や設置を容易にし、かつ使用部品の修理・交換等のメンテナンス負荷を軽減する。 【解決手段】回転部を有するガントリ、及びガントリから得られた画像データを処理表示或いはＣＴ装置を操作する制御部から構成され、回転部には光源、光源を駆動する光源駆動制御回路、二次電池、回転部インターフェースを有し、ガントリを載せる架台、或いは回転部を取り囲む固定部にはホストインターフェースを有し、回転部インターフェースとホストインターフェースが互いに対向する構造とする。

Description

撮像装置とその駆動方法
本発明はコンピュータトモグラフィー装置等の撮像装置とその駆動方法に関する。
撮像装置、例えばＸ線コンピュータトモグラフィー（ＣＴ）装置は、撮像対象物の周囲を回転する回転部を含むガントリ、ガントリの内側を通過するように被験者を載せた寝台を体軸方向に前進又は後退させる寝台移動装置、回転部と電気的接続を可能にするスリップリング、及びスリップリングを介し外部に転送された画像データを処理する画像描出部等を含む操作及びモニター部等から構成されている。回転部の内部には、多数の撮像素子の集合体からなる検出器、検出器からの信号を処理する回路基板、被験者等の撮像対象物を挟んで対向する位置にあるＸ線発生部、冷却ファン、高電圧電源回路等が内蔵されている。ＣＴ装置は大型、高重量かつ高額な画像診断機器であって、ＣＴ装置本体を設置する建物、電源、及び空調設備等の設置費用に加え、常時機器の性能を最適に保つための維持管理費も大きな負担となっている。
Ｘ線ＣＴ等のＣＴ装置を小型・低価格化することにより、広く世界中の人々の健康維持に寄与する。特に癌その他の疾病を早期に発見し、増大する医療費を削減にすることが望まれる。また、開発途上国、その他遠隔地や過疎地域にあっても、最新かつ高水準の医療サービスを提供することにより、自然災害や地域紛争の結果生じた医療格差を解消する必要がある。ＣＴ装置の大型化、或いは高額化する要因には、様々な未解決の技術的課題が残されており、未だ有効な打開策が見出されていない。従来のＣＴ装置の小型化を阻害する要因の一つは、ガントリの小型・軽量化が困難な点にある。ガントリ内の回転部の内径は、人体が余裕をもって体軸方向に移動し通過できる程度の内径寸法、例えば８０cm以上の内径が求められる。Ｘ線源や検出器等を搭載するため、ガントリの外径は１００cmを超える。また検出器、検出器信号処理回路、Ｘ線源、Ｘ線源駆動制御回路、空冷ファン等がガントリ内で回転する構造が一般的である。しかし、Ｘ線源、Ｘ線源駆動制御回路、空冷ファン等は高重量であり、これらを直径８０cm以上の円周上において毎秒１～２回転の速度で回転させる場合の慣性モーメントや重量物の回転に伴う振動、騒音等を抑制し装置全体に及ぼす弊害を最小限にする必要がある。さらに被験者を体軸方向に移動させるため、被験者を載せた寝台を定められた速度で前進又は後退させる必要がある。被験者の多様性、即ち体重の幅（例えば、数キログラム～２００キログラム）を考慮すると、寝台移動手段もこのような重量範囲をカバーできる堅牢性と寝台の安定移動を確保するする必要がある。そのため、このようなＣＴ装置を患者のベッドサイドにおける使用、或いは手術中に使用することを妨げている。また、ＣＴ装置等を搭載する小型医療検診車両の実現を妨げている。
また検出器等がガントリの内部で体軸方向を中心に毎秒１～２回転程度の速度で回転する。そのため、電源供給、或いは検出器等の出力信号を外部に読み出すためにスリップリングと呼ばれる機械的接触手段により信号の送受信、或いは電力の授受を行っている。スリップリングによる電気的接続を確実にするには、回転数を低く抑え、かつ検出器からの出力信号線本数を少なくする必要がある。信号線本数を少なくするためには、パラレル信号をシリアル化しスリップリングを介し読み出す方法が採用されている。しかし、大量の撮像データをシリアル伝送すると伝送周波数が上昇するため、高速のラインバッファ素子など専用半導体素子を開発する必要があり、さらに伝送周波数の上昇に伴う消費電力や発熱の増大も避けられない。近年、一度のＸ線パルス照射により広い領域を露光できるようにスライス幅を広げた構造に移行しつつある。その結果、ガントリの高重量化に加え、Ｘ線発生装置の大型化も避けられない。また、体軸方向の受光領域（即ちスライス数）を拡大する必要があり、使用する検出器の受光面積或いは画素数の増大を伴い、さらに高速かつ大容量のデータ伝送と外部の記録媒体への高速リアルタイム記録が求められる。例えば、スライス数が６４の場合、１ギガバイト／秒を超えるデータ処理速度が求められる。大量のデータをリアルタイムで高速記録するには、例えば、ＲＡＩＤ(Redundant Arrays of Independent Disks)のような複数台のハードディスクを組み合わせて使用する必要があった。このような高速、大容量のデータ処理、伝送、及び記録の実現に加え、被験者の放射線被ばく線量を軽減することも本発明の解決すべき課題である。
電力の授受については、特にＸ線源等対する電力供給が問題となる。近年、スライス幅の拡大に伴い、Ｘ線源の大型化、即ち管電流の増大に伴い高電圧発生回路等を含むＸ線源駆動制御回路に供給する電流量も増大する傾向にある。その結果、スリップリングは、ブラシに対し高速かつ滑らせながら大きな電流を流す必要があり、接触面が発熱し焼き付きの原因となる。そのため、スリップリングやブラシの表面研磨や部材の定期的交換等のメンテナンスが必須である。さらに設置するための建屋や床の強度確保、空調設備を含めた専用の電源設備等にも新たな設計仕様が求められる。このように、ＣＴ装置を導入する場合のコストは、装置自体の導入費用に加え、建屋や空調・電源設備等に要する費用、さらには一年を通し装置及び建屋全体の温湿度等の維持管理費や定期的メンテナンス費用等の大きな経費負担が避けられない。他方、戸外或いは遠隔地においてＣＴ装置を稼働させるには、大容量かつ安定した商用電力の供給が必須であり、自家発電機やバッテリーによる電源供給を前提とする使用環境には対応できないのが現状である。そのため、一部或いは全てを太陽光その他自然エネルギー等に頼らざるを得ない場合もあり、ＣＴ装置自体の大幅な電力消費の抑制に加え、エネルギーロスの削減も解決すべき課題である。このように、ＣＴ装置の小型・軽量化、低消費電量化を実現し、さらにＣＴ装置の多用途（ハイブリッド）化、修理、或いは定期的なメンテナンス負荷の軽減等も本発明の解決すべき課題である。
本発明に係る撮像装置、例えばＣＴ装置は体軸方向を中心軸として回転する回転部を有するガントリ、ガントリを載せる架台、及び該ガントリから得られた画像データを処理表示或いはＣＴ装置を操作する制御部から構成され、かつ架台に対しガントリを中心軸の方向に移動させる駆動手段を有し、さらに回転部には光源、光源を駆動する光源駆動制御回路、これらを駆動するための二次電池、回転部インターフェースを有し、架台にはホストインターフェースを有し、ガントリの移動範囲内の所定位置において回転部インターフェースとホストインターフェースが互いに対向する構造とする。好適には、所定位置がガントリの移動範囲の終点にあるようにする。また、回転部インターフェースとホストインターフェースが互いに鉛直方向において近接し対向させる。或いは、回転部インターフェースとホストインターフェースが互いに中心軸方向において近接し対向させる。或いは、回転部インターフェースとホストインターフェースが所定位置において機械的に接触することにより電気的に接続するようにする。或いは、回転部インターフェースとホストインターフェースが所定位置において互いに近接し非接触状態において電磁場の相互作用により電気的に接続する非接触インターフェースとする。また、ガントリを中心軸方向に移動させるための駆動手段をガントリの内部に設ける。また、回転部を回転させる駆動モータをガントリの内部に設ける。
架台の上部であって所定位置にクレードルを有し、かつクレードルにホストインターフェースを設ける。さらに、クレードルに回転部の検査・校正に供する検査プローブ、或いは標準サンプルを保持するための保持手段をクレードルに設ける。好ましくは、所定位置において回転部を保持、固定するためのホールド機構、或いは冷却するための冷却機構をクレードルに有する構造とする。検出器、検出器を駆動及び検出器の出力信号を処理する検出器制御信号処理回路、及び検出器の出力信号を記録する画像メモリ、及び体軸方向を中心軸として回転する回転部を有するガントリ、ガントリに被検体を導き入れる寝台装置、及びガントリから得られた画像データを処理表示する制御部からなるＣＴ装置であって、回転部には光源、光源駆動制御回路、これらを駆動するための二次電池、及び回転部インターフェースを内蔵し、かつ回転部の周囲にある固定部にホストインターフェースを有し、回転部インターフェースとホストインターフェースが互いに対向する構造からなるＣＴ装置とする。
回転部の内部には、光源、光源を駆動する光源駆動制御回路に加え少なくとも中心軸を挟んで光源に対向する位置に検出器を有し、さらに検出器を駆動及び検出器の出力信号を処理する検出器制御信号処理回路、検出器の出力信号を記録する画像メモリ、及びこれらを駆動するための二次電池を内蔵させる。好ましくは、二次電池にはリチウムイオン電池を用いる。また、画像メモリには大容量の半導体メモリ、例えば、ダイナミックランダムアクセスメモリ（ＤＲＡＭ）、ＮＡＮＤ型フラッシュメモリ等の不揮発メモリを用いる。光源はX線光源、或いは近赤外（ＮＩＲ)光源とする。好ましくは、光源がX線光源であって、X線光源における電子ビーム発生部をカーボンナノ構造体により形成する。検出器は、好ましくはシリコン半導体検出器であって、かつ該シリコン半導体検出器にはAD変換回路が形成された構造とする。好ましくは、検出器を光電子増倍管型検出器、アバランシェホトダイオード（ＡＰＤ）型検出器、又はフォトンカウンティング型検出器のいずれかとする。さらに好ましくは、検出器の上部に放射線遮蔽光ファイバープレート、或いは放射線遮蔽光ファイバープレートの上部にさらに放射線シンチレータを積層した構造とする。さらに、ガントリ又は寝台の体軸方向の移動、或いはガントリの撮像動作を制御する制御信号を無線通信により送受信する無線インターフェースをガントリ、架台、寝台、或いはクレードルに有するＣＴ装置とする。また、固定部の内周の全周に亘って前記検出器を配置したＣＴ装置であって、光源の、回転部の回転中心を挟んで対向する部分における回転部に、光源からの出射光を透過、或いは通過させる開口部を有するＣＴ装置とする。
回転部の円環状の部分に沿って誘導コイルを配置し、かつ回転部の周囲を取り囲むガントリの固定部に沿って永久磁石を配置し、回転部の慣性モーメントを、誘導コイルに誘起する起電力に変換し、蓄電する回生ブレーキ回路を回転部に有するＣＴ装置とする。或いは、回転部の外周部に沿って複数の誘導コイルを配置し、かつ回転部の周囲を取り囲むガントリの円周部に沿ってＮ極とＳ極が交互に並ぶように永久磁石を配置する。好ましくは、回転部の運動エネルギーを電気エネルギーに変換する回生ブレーキ回路を誘導コイルに接続する。また、電気二重層キャパシタを回生ブレーキ回路に設ける。或いは、ガントリの体軸方向の移動、或いはガントリの撮像動作を制御する制御信号を無線通信により送受信する無線インターフェースをＣＴ装置の制御部と、少なくともガントリ、架台、或いはクレードルのいずれかに設ける。また、第二のガントリを架台の上部に追加する。また、被験者、或いは測定対象物を載せ、又は保持するための寝台等の保持手段を架台と一体的に形成した構造とする。また、ガントリの体軸方向における移動を補助するためのガイドレールを架台に設ける。また、ガントリの移動中に被験者或いは被測定物がガントリに接触することを防止するための保護カバーをガントリの移動方向に沿って架台に設けた構造とする。ガントリの内部において体軸方向を中心軸として回転する回転部の内部に取り付けられた光源、検出器、検出器の出力信号を記録する画像メモリ、二次電池のいずれかが着脱可能なカートリッジ構造であり、かつ回転部にこのカートリッジを中心軸の方向に向かって挿入又は抜去するための開口部を有するカートリッジ収納部を回転部に設ける。また、カートリッジ収納部の個数が、挿入するカートリッジの個数よりも多くする。
ガントリの中心軸方向に移動開始後、被検体を透過した光信号を検出器により電気信号に変換し、電気信号を画像メモリに記録しながら回転部を回転させ、電気信号の画像メモリへの記録終了後、ガントリの中心軸方向の移動を所定位置において停止し、回転部インターフェースからホストインターフェースを介し画像メモリに記録された電気信号を読み出すＣＴ装置の駆動方法とする。或いは、ガントリの中心軸方向に移動開始後、光源から出射した光を検出器により電気信号に変換し、電気信号を画像メモリに記録しながら回転部を回転させ、電気信号の画像メモリへの記録が終了した後、回転部の回転を減速させる工程において、誘導コイルに生ずる逆起電力を、回生ブレーキ回路を介し二次電池又はキャパシタに充電するＣＴ装置の駆動方法とする。或いは、ガントリの中心軸方向の移動を所定位置において停止し、回転部インターフェースを介しホストインターフェースから二次電池に電力を供給し二次電池を充電する上記ＣＴ装置の駆動方法とする。
オンチップ或いは積層素子による信号処理回路を集積したＣＭＯＳ型検出器を使用できるので、低ノイズかつ低消費電力の検出器アレーを搭載したＣＴ装置を実現できる。加えて、高感度の検出器を使用できるので、被験者の放射線被ばく量を低減することが容易になった。さらに、ＣＴ装置の小型・軽量化、及び低消費電力化が実現したことにより、ＣＴ装置を設置するスペース、建物及び電源、空調設備等の建設、設備、及び維持管理コストを大幅に削減できる。さらにスリップリングやこれと電気的接続をとるためのブラシ等を不要としたので、スパークの発生や故障頻度を大幅に削減し信頼性を向上させることができる。また、定期的な部品交換やメンテナンス等、常時機器の性能を最適に保つための年間維持経費も大幅に削減できる。さらに、撮影終了後の回転部の回転モーメントを電気エネルギーに変換・回収し、次の撮影時、即ち回転運動の開始時において、回収した電気エネルギーを再利用できる。その結果、回転部内に内蔵した二次電池の小型化、充電時間の短縮、或いは充電後の撮影回数を増加させることができる。また、ガントリ内の構成部品、例えば、Ｘ線源、Ｘ線検出器、二次電池等をカートリッジ構造としたので、ガントリ自体を分解修理するまでもなく、故障している箇所のみ抜き出し、新たな構成部品を挿入すればよく、修理に要する時間やコストを大幅に削減できる。その結果、常時機器の性能を最適に保つための年間維持経費と機器のダウンタイムを大幅に削減できる。また、目的に応じてガントリ部のみ、或いは光源部や検出器モジュールを交換することにより、整形外科、循環器科、消化器科領域における各種Ｘ線画像診断装置、ＣＴ、ＰＥＴ等を全て設置するまでもなく、本発明に係るハイブリッド化したＣＴ装置一台において異なる医療分野における様々な診断に対し適用が可能になった。また、病院内の手術室や入院病棟であっても、事故等で運び込まれた救急患者或いは重症患者等が検査等まで移動せずに医師がベッドサイドで迅速に初期診断と治療方針を決定することが容易になった。このようにＣＴ装置の小型・軽量化、及び低消費電力化に加え、修理やメンテナンスの負荷を減少させることができるので、例えば、車両等により移動可能なＣＴを実現し、遠隔地や災害発生地域等における迅速かつ的確な初期診断が可能になった。特に、開発途上国、その他遠隔地や過疎地域にあっても、最新かつ高水準の医療サービスを提供することにより、自然災害や地域紛争の結果生じた医療格差を解消することができる。
（ａ）は、実施例に係るＣＴ装置1００のＸ軸方向からみた側面図であり、（ｂ）は同じくＹ軸方向からみた平面図であり、（ｃ）は同じくＺ軸方向から見た平面図である。 （ａ）はガントリ５の内部にある回転部分２３の内部構造を説明するためのＺ軸方向から見た平面図である。（ｂ）は回転部分２３の内部、特に検出器とその周辺回路を説明するための回路構成図である。（ｃ）回転部分２３の内部、特にＸ発生部と高電圧駆動回路を説明するための回路構成図である。 （ａ）は実施例に係るＣＴ装置２００のＸ軸方向からみた側面図であり、（ｂ）は非接触インターフェース部（１０及び１２）におけるワイヤレス給電部分の回路構成を説明するためのブロック図である。（ｃ）は、本実施例に係る駆動方法を説明するためのフローチャートである。 （ａ）はＣＴ装置３００のガントリ部をＺ軸方向からみた平面図である。（ｂ）は、ＣＴ装置３１０のガントリ５－２の構造を説明するためのＸ軸或いはＹ軸方向から見た断面図である。（ｃ）は、ＣＴ装置３２０のガントリ５－２の構造を説明するためのＸ軸或いはＹ軸方向から見た断面図である。 （ａ）はＣＴ装置４００の特にガントリ部をＺ軸方向からみたＸ－Ｙ平面図であり、（ｂ）は同じくＸ軸或いはＹ軸方向からみた断面構造図であり、（ｃ）は図５（ａ）において破線で囲まれた部分Ａの拡大図である。（ｄ）は、回転部２３に形成された開口部２８を説明するため、Ｘ線源２５ｍから開口部２８の方向を見たときの平面図であり、開口部２８には固定部２４に配置した複数の検出器ユニット３０の一部が見えている。 （ａ）は、ＣＴ装置４００に使用した検出器ユニット３０に好適な検出器ユニットであってＣＭＯＳ型固体撮像素子３０－１の平面図である。（ｂ）は、同じく、ＣＴ装置４００に使用した検出器ユニット３０に好適な他の検出器ユニットであってＣＭＯＳ型固体撮像素子３０－２を受光領域が密接するように対向させて配置した場合の平面図である。（ｃ）は、（ｂ）におけるＣＭＯＳ型固体撮像素子３０－２の断面構造を説明するための断面拡大図である。 （ａ）は実施例に係るＣＴ装置５００のＸ軸方向からみた側面図であり、（ｂ）は同じくＺ軸方向からみた平面図であり、（ｃ）は図７（ａ）において破線で囲まれた部分Ｂの拡大図である。 （ａ）実施例に係るＣＴ装置６００の特にガントリ５の内部の回転部分をＺ軸方向からみた平面図である。（ｂ）及び（ｃ）は、（ａ）における破線部分３９における回転部２３の外周とこれを取り囲むガントリ５の内周における電磁結合を説明するための一部拡大図３９－１、及び３９－２である。 （ａ）は、ＣＴ装置６００の回転部分２３の内部、特に回生ブレーキ回路５０を説明するため回路ブロック図である。（ｂ）は、回生ブレーキを用いた場合のＣＴ装置の駆動方法を説明するためのフローチャートである。 （ａ）は実施例に係るＣＴ装置７００の特に回転部２３をＸ軸方向からみた断面図である。（ｂ）は、ＣＴ装置８００のガントリ部の構造を説明するためのＺ軸方向からみた平面図である。（ｃ）は、実施例に係るＣＴ装置９００をＸ軸方向からみた側面図である。
本発明では、ガントリ或いは寝台の移動方向、即ち「体軸方向」をＺ軸、Ｚ軸に垂直な面をＸ－Ｙ平面と定義する。実施例に係るＣＴ装置１００について、図１を用いて以下に説明する。図１（ａ）は、ＣＴ装置１００をＸ軸方向から見た側面図である。ＣＴ装置１００は、架台７、及びこれを支える架台支持部（９－１、９－２）、その上部にＺ軸方向に移動可能なガントリ５が載せられた構造からなる。ガントリ５の内部には回転可能な回転部２３があり、その回転中心軸１が図示されている。なお、図示していないを操作・制御部及び表示（モニター）部があり、画像描出回路及びソフトウエア等により再構成された断層像等がモニター上に表示される。ガントリ５をＺ軸方向に移動させるための駆動部及び車輪１５を内蔵したガントリ移動台車１１がガントリ５の下部に取り付けられている。また、以下に詳述するように、ガントリ内の回転部２３と架台７との間において電気信号又は電力の授受を行う電気的接続手段が架台の上部（２－１）とガントリ内の回転部側（図示せず）に有する。被験者その他の測定対象物を載せるために寝台３がガントリ５の中空部内をＺ軸方向に挿入されている。撮影中はガントリ５のみがＺ軸方向に移動し、被験者は寝台３と共に寝台３の上で静止している。そのため、本構造では、堅牢かつ精密な被験者移動制御手段は不要であり、ＣＴ装置１００自体の軽量化が可能になる。後述するように、ガントリの体軸（Ｚ軸）方向における走査速度を高速化しても、被験者の身体的・精神的負荷や不安を回避できる効果も有する。
図１（ｂ）は、ＣＴ装置１００をＹ軸方向から見た平面図である。ガントリ５が架台７の上を移動するためにガントリ移動用レール１３が架台７の上部に２本設けられている。ガントリ移動用レール１３及び車輪１５が金属等の導電性材料であれば、ガントリ移動台車１１の内部にある駆動用モータ１７に電力を供給し、或いはガントリ移動台車１１との間において制御信号等の授受が可能になる。上述の如く、ガントリ内の回転部２３と架台７との間において電気信号又は電力の授受を行う電気的接続手段であるホストインターフェース２－１を架台の上部、即ちガントリ５の移動範囲内の所定位置、例えばガントリ５の移動範囲の終点に配置している。所定位置は、ガントリの移動範囲の終点に限定されず、例えば、患者等の被験者が検査に臨む際に不都合とならない位置とすることもできる。本実施例では、寝台３が架台支持部９－１、及び９－２の上部に取り付けられているので、取り外すことも容易である。そのため、寝台３の代わりに他の形状の被験者保持手段、例えば移動可能なストレッチャ型の寝台を用いても良い。また、寝台３を取り除いて、ガントリ３を架台７から取り外すことも容易であるため、ガントリ５のメンテナンスや交換にも好都合であり、さらに異なる撮像特性、例えば、光源エネルギー（波長）の異なる光源を搭載したガントリに取り換えることも容易になる。
図１（ｃ）は、ＣＴ装置１００をＺ軸方向から見た平面図である。ガントリ５の内部には、回転中心軸１の周囲を回転する回転部２３がベアリング（図示せず）等を介し取り付けられている。さらに回転部２３を回転させるためのタイミングベルト２１がガントリ移動台車１１の内部にあるガントリ回転部駆動モータ１９に取り付けられている。回転部２３の内部には後述するように、回生ブレーキ回路５０を内蔵してもよい。また、回転部２３は、回転部インターフェース２－２を有しているので、回転部２３の静止時においてホストインターフェース２－１と対向する位置において電気的に接続することができる。なお、好適にはホストインターフェース２－１と回転部インターフェース２－２が対向する位置で停止するようにするため、ホール素子等を用いた位置センサ等（図示せず）を使用することができる。また、ガントリ５をＺ軸方向に移動させるためのガントリ移動台車駆動モータ１７をガントリ移動台車１１の内部に有している。駆動のための電源は、既に説明したように、ガントリ移動用レール１３から供給することもできるが、ガントリ移動台車１１の内部に二次電池を内蔵することもできる。
また、ガントリ５をＺ軸方向に移動させるための移動手段として、後述するように（図３（ａ）等）、架台支持部９－１或いは９－２側からけん引する構造であってもよい。本構造により、ガントリ内の回転部２３の回転手段を移動可能なガントリ移動台車１１等に配置したので、従来と異なり、ガントリ部をＣＴ装置本体に固定させる必要が無く、ガントリ部の移動、取り外し等が容易になる。なお、回転部２３の構造については既に説明したので省略する。本実施例においても、回転部２３の内部に検出器アレー３１が内蔵されている構造について説明したが、後述するように、検出器アレー３１が回転部２３の内部ではなく、回転部２３を取り巻くガントリ５の内周部の全周に亘って配置した構造であってもよい（図４等）。
図２を用いて、ＣＴ装置１００の回転部２３の内部構造、特に電気回路部分について詳しく説明する。図２（ａ）は、ガントリ５の内部にある回転部２３の内部構造を説明するＺ軸方向から見たときの構成部品等を示す平面図である。回転部２３の内部には、光源、例えばＸ線発生部２５、高電圧制御回路２９、検出器アレー３１、検出器周辺回路３３、検出器駆動制御回路４１、後述するデジタル信号処理回路（図示せず）、画像メモリ３５、二次電池２７、回転部インターフェース２－２を有する。Ｘ線発生部２５、二次電池２７、画像メモリ３５は、以下に詳しく説明するように、回転部２３からそれぞれ個別に容易に挿入、及び抜去が可能な構造である。カートリッジと回転部２３は、金属端子同士の接触により電気的導通が可能である。回転部インターフェース２－２は、後述の非接触インターフェースであっても、導電性の電極による電気的接点であってもよい。Ｘ線発生部２５から出射されたＸ線ビーム２６が寝台３に載せられた被験者（図示せず）を透過し、検出器アレー３１に到達する。なお、回転部の回転時における重量バランスを調整する重量バランス調整部を設けてもよい。好適には、Ｘ線発生部２５にカーボンナノチューブ（ＣＮＴ）等のカーボンナノ材料を電界電子放出源とするＸ線発生装置を用いてもよい。カーボンナノ材料を冷陰極材料として用いるので、予熱が不要であり従来のＸ線管を用いた場合に比べ、小型・低消費電力化が可能になり、高電圧制御回路２９の小型化や冷却ファンの小型化、或いは冷却ファンそのものを不要にできるからである。なお、本実施例では、回転部２３の内部に検出器アレー３１が内蔵されている構造について説明したが、後述するように、検出器アレー３１が回転部２３の内部ではなく、回転部２３を取り巻くガントリ５の固定部の内周部全周に亘って配置した構造であってもよい(図４，５等）。この場合には、検出器周辺回路の一部、画像メモリ、ホストインターフェース等がガントリ内の固定部に配置される。
図２（ｂ）は回転部２３の内部、特に検出器３１とその周辺回路３３を説明するための回路ブロック図である。図２（ａ）における周辺回路３３には、検出器駆動制御回路４１、信号増幅・アナログデジタル（ＡＤ）変換回路４３、信号走査・制御回路４５、デジタル信号処理回路４７、パラレルシリアル変換回路４９等を含んでいる。図示するように、検出器アレー３１には、複数の検出器ユニット３０が円弧状に、或いはスライス数を増やすためにＺ軸方向にも規則的に並んでいる。検出器ユニット３０には、従来のＴＦＴ型の検出器に加え、例えば、小型の電子増倍型検出器（例えば、浜松ホトニクス社製「マイクロＰＭＴ素子」等）やアバランシェ効果（ＡＰＤ）を利用した増幅型検出器、フォトンカウンティング型検出器等を用いることができる。また、アナログデジタル（ＡＤ）変換回路、或いは信号処理回路等をオンチップ化したＣＭＯＳ型検出器を使用することができるので、高速かつ低ノイズの読み出しが実現する。これらの検出器ユニットは高感度、或いは低ノイズであるため、Ｘ線照射（被ばく）量を減少させ、或いは短時間パルス照射によるＺ軸方向の高速走査が容易になる。また、後述するように、Ｘ線照射面積を今後さらに拡大する必要がなければ、Ｘ線発生部に必要な高電圧電流を増大させることもない。また回転部２３のＺ軸方向の薄型化による軽量化に加え、特に電界電子放出源として使用するカーボンナノ材料の安定性や耐久性を向上させることもできる。なお、後述するように、検出器ユニット３０には、入射Ｘ線を検出器ユニット３０に使用する半導体材料、例えばシリコン（Ｓｉ）のバンドギャップに相当する可視光に変換するシンチレータ層を有する構造としてもよい。
検出器アレー３１から出力される検出器信号は、信号増幅・ＡＤ変換回路４３によりデジタルデータ（例えば１６ビット）に変換され、信号走査・制御回路４５を経由してデジタル信号処理回路４７に送られ必要な画像処理が加えられる。デジタル信号処理回路４７から送られた画像データを直接記録するために回転部２３の内部に画像メモリ３５を内蔵している。パラレルシリアル変換せずにバスライン３８を介し直接画像メモリ３５にパラレル記録することができるので、高速書き込みが可能になる。画像メモリ３５には、磁気記録媒体も使用できるが、記録速度、及び信頼性の観点から、ＤＲＡＭやＮＡＮＤ形フラッシュメモリ等の半導体メモリが好適である。他方、撮像終了後であって、回転部２３の回転及びガントリ５の移動停止後に画像データを画像メモリ３５から読み出す場合には、撮像時と異なりリアルタイムで読み出す必要がないので、パラレルシリアル変換回路４９により、シリアルデータとして、回転部インターフェース２－２に出力すれば良い。シリアル化することにより、ホストインターフェース２－１における端子数を減らせる効果も有する。ホストインターフェース２－１と回転部インターフェース２－２からなる電気的接続手段においては、回転部２３の回転部インターフェース２－２の内部に複数のコネクタがあり、その形状が凹状の受け構造である（凹型接続端子６）。他方、ホストインターフェース２－１の側には凸型接続端子４が同数あり、接続端子４を凹型接続端子６に挿入することにより電気的接続が可能になる。従来の動的機械的（摺動）接点であるスリップリングを使用した場合とは異なり、回転部２３の静止時おいて内部に記録・蓄積した画像データを回転部インターフェース２－２からホストインターフェース２－１に読み出す。そのため、スリップリング使用時の弊害を解消でき、かつ回転部２３の高速回転、例えば毎秒２回転以上の高速回転も容易になる。例えば、後述する検出器（図５等）を例に説明する。検出器の体軸（Ｚ軸）方向の画素数が１０００画素であって、画素の配列ピッチが５０ミクロンメートル（μｍ）、回転部の回転数が毎秒５回転とした場合、ガントリの体軸（Ｚ軸）方向における移動速度は、約２５センチメートル（ｃｍ）／秒と見積もられる。このように、回転部２３の軽量化と回転速度の高速化により、体軸（Ｚ軸）方向におけるスキャン速度を高速化できるため、スライス数を増やすことなくＸ線被ばく量を軽減でき、しかも画素の微細化による検査精度の向上に加え、心臓のような絶えず動く臓器の撮影にも威力を発揮することができる。
図２（ｃ）は回転部２３の内部にあるＸ線発生部２５と光源駆動回路２９を説明するためのブロック図である。カートリッジ構造のＸ線発生部２５は、カーボンナノ材料電子ビーム発生冷陰極２５Cと陽極ターゲット２５Ａから構成されている。光源駆動回路２９は、電圧昇圧回路２９－１と高電圧制御回路２９－２から構成されている。好適には、光源駆動回路２９は、スイッチング電源及びパワー半導体を用いることにより、トランスレスの小型・軽量・低消費電力の高電圧電源部とする。カートリッジ構造の二次電池２７には、例えば、リチウムイオン電池を用いることができる。このように、リチウムイオン電池２７の直流電圧を光源駆動回路２９により昇圧し、かつタイミングコントロールされた高電圧パルスをＸ線発生部２５に印加することができる。なお、リチウムイオン電池２７は、図示していない電池残量検知回路及び充電回路により、回転部２３の静止時において回転部インターフェース２－２とホストインターフェース２－１を介し充電することができる。
図３（ａ）は、実施例に係るＣＴ装置２００のＸ軸方向からみた側面図である。既に説明した実施例と異なる部分について以下に詳述する。図３（ａ）に示すように、ＣＴ装置２００には、架台７からＹ軸方向に直立する部分９－３があり、これをクレードルと呼ぶ。回転部２３の内部には、既に図１等を用い説明したカートリッジ構造の部品（図示せず）が使用されている。クレードル９－３は、ガントリ５を待機させるスペース（破線部３７）があり、ガントリ５の回転部２３の回転部インターフェース２－２が非接触のインターフェース構造１２から構成され、ホストインターフェース２－１が非接触のインターフェース構造１０から構成されている。これらは互いに対向して近接した状態で非接触の給電、即ち回転部２３の内部のリチウムイオン電池への充電、及び回転部２３とホスト側との間でデータや信号の授受を行う。回転部インターフェース側の１２とホストインターフェース側の１０が互いに回転中心軸１の方向に近接し対向する構造を例示している。本構造により、ガントリ５がＺ軸方向に移動する方向において非接触インターフェース１２が非接触のインターフェース１０に近接することができる。ガントリ５の内部には回転部２３があり、回転中心軸１の周囲を回転するが、その駆動方法は図１（ｃ）において説明した構造と同様に、回転部回転モータ１９、及びタイミングベルト２１（図示せず）による回転である。回転部２３の内部には後述するように、回生ブレーキ回路（５０）を内蔵してもよい。また、ガントリ移動用レール１３から給電されない場合は、ガントリ内に二次電池（図示せず）を内蔵することもできる。他方、架台支持部９－１又はクレードル９－３、及び架台７の内部に設けたガントリけん引モータ１４、及びガントリけん引ベルト８によりガントリ５を体軸（Ｚ軸）方向に移動させる実施例を開示している。
クレードル９－３のガントリ収納部３７の内部には、上記の非接触ホストインターフェース１０以外に、試料保持部２０が設けられている。試料とは、例えば、回転部２３の内部の検出器や光源部が正常に機能しているか否かを事前にテストするための被測定物であって標準サンプル、或いはファントムと呼ばれるものである。また、クレードル内に回転部２３の検査或いは校正を目的とする検査プローブ（図示せず）を設けても良い。さらに、例えば、収納部３７の内部には、ガントリ５の内部の温度を下げるため、冷却ガス、例えば、空気や窒素ガスの供給口１６があり、他方、回転部２３には供給口１６に嵌合する回転部２３に設けた開口部１８が設けられている。或いは、ガントリを保持、固定するホールド機構（図示せず）を設けることにより、ＣＴ装置を運搬、移動する場合においても、ガントリ部を衝撃から保護することができる。このように、クレードル９－３には、ガントリの安定駆動、或いは安全性や性能等の維持管理に必要な機能を付加することができる。
図３（ｂ）は非接触インターフェース部（１０及び１２）における電磁誘導方式のワイヤレス給電に係る回路構成の一例を説明するためのブロック図である。図示するように、ホストインターフェース側（１０）の回路構成は、商用電源（１０－２）を直流に変換するＡＣ／ＤＣコンバータ（１０－３）、高周波の方形波を出力する高周波インバータ（１０－４）、これを正弦波に変換する波形変換回路（１０－５）、安全確保のための絶縁トランス（１０－６）等を介し一次コイルＬ１（１０－１）につながっている。他方、二次コイルＬ２（１２－１）は、高周波を直流に戻す整流平滑回路（１２－４）、逆流阻止ダイオード（（１２－３）等を介し、負荷、例えば二次電池（１２－２）等に接続している。他方、制御信号或いは画像データ等の送受信には、例えば、近接場磁界結合にもとづくワイヤレス通信方式（図示せず）を使用する。また、近年急速に普及しつつある高速大容量の通信方式（例えば、５Ｇ）を利用した高速、大容量のＣＴ画像データの伝送等を行うこともできる。データ転送速度をギガ（Ｇ）ビット／秒以上の高速化が可能だからである。なお、上記ワイヤレス給電とワイヤレス通信を同一のコイル、或いはアンテナを使用して行う方式であってもよい。
図３（ｃ）は、実施例に係るＣＴ装置の駆動方法を各工程（ステップ）毎に説明するためのフローチャートである。図示するように、ガントリ５の移動及び回転部２３の回転開始（駆動ステップＳ１１）の後、Ｘ線照射による撮像が開始される（Ｓ１２）。検出器アレー３１から得られたデジタルデータはリアルタイムで画像メモリ３５に記録される（Ｓ１３）。図２（ｂ）に示したように、デジタルデータは、パラレルシリアル変換するまでもなく、パラレルデータのまま画像メモリに３５に記録することができる。撮像終了（Ｓ１４）の後、ガントリは所定位置に停止し（Ｓ１５）、回転部インターフェース２－２からホストインターフェース２－１を介し画像メモリ３５に記録されたデータが読み出され（Ｓ１６）、図示していないを操作・制御部において画像の再構成処理後、モニター上に表示され待機状態に至る（Ｓ１８）。また、駆動ステップ１６と同時、或いは待機時（Ｓ１８）においてリチウムイオン電池２７を充電し（Ｓ１７）、一連の駆動シーケンスを完了する。
図４（ａ）は実施例に係るＣＴ装置３００の、特にガントリ内の構造をＺ軸方向からみた平面図であり、同図（ｂ）はＣＴ装置３００におけるガントリ部５－２のＸ軸又はＹ軸方向から見た断面図である。図４（ａ）に示すように、本実施例では、回転部２３－２の内部にＸ線光源部２５ｍ、二次電池２７ｍ、高電圧制御回路２９ｍ、後述の回生ブレーキ回路５０等を内蔵し、他方、回転部の回転中心と同じ位置に中心を有する円環状の固定部２４の内部の全円周上に取り付けられた多数の検出器ユニット３０を内蔵している。本実施例では、固定部２４は、ガントリの外周部５－２に固定され、かつＸ－Ｙ平面視座上、回転部２３－２の内側に位置している。さらに、回転部２３－２を回転させるためのモータ１９、タイミングベルト２１が図示されている。本構造は、所謂ニューテット・ローテート方式のＣＴ装置と類似している。そのため、図（ｂ）に図示したように、Ｘ線光源部２５ｍから発せられたＸ線（破線矢印）が、固定部２４により妨げられないようにするため、固定部２４が検出器ユニット３０の取り付け位置に対しＺ軸方向にシフトした構造を採用している。なお、Ｘ線光源部２５ｍ、二次電池２７ｍ、高電圧制御回路２９ｍ、画像メモリ３５ｍ、検出器駆動制御回路４１ｍは、以下に詳しく説明するように、着脱が容易なカートリッジ構造であるため、稼働率の改善、撮像時間の延長、メンテナンス負荷の軽減等が実現する。
図４（ｃ）は、上記実施例の変形例に係るＣＴ装置の、特にガントリ５－２の内部構造を説明するための断面図である。ガントリ５－２の内部には、固定部２４及び回転部２３－２が組み込まれている。図４（ｂ）に示した構造と異なる点は、Ｘ線光源２５ｍを内蔵する回転部２３－２の直径が、固定部の２４の内周部の直径よりも小さく、従って、Ｘ線光源２５ｍから発したＸ線が固定部２４に妨げられずに検出器３０に到達する。本構造は、所謂ステーショナリー・ローテート方式と類似するが、従来の構造、例えば、ブラシからスリップリングに対し高速かつ滑らせながら高電圧或いは大電流を流すと、接触面が発熱し焼き付きの原因となるばかりでなく、スパーク等による発光現象により検出器３０が誤った光電変換を行うリスクが伴う。
なお、本構造では、Ｘ線光源２５ｍの回転中心の中心軸を挟んで対向する部分の回転部２３－２が、Ｘ線光源２５ｍから発したＸ線の光路上にあり、均一なＸ線照射を阻害する可能性がある。この課題を解決した構造について、図５を用い以下に説明する。図５（ａ）は、実施例に係るＣＴ装置４００の、特にガントリ内の構造を説明するＺ軸方向からみた平面図である。上述の通り、回転部２３－２の外周を取り巻くように固定部２４が組み合わされている。固定部２４の内周には、図示していない検出器が全周にわたって配置されている。回転部２３－２には、Ｘ線発生部２５ｍと図示していない光源駆動回路や二次電池等を内蔵している。回転部２３－２には、破線で示す開口部２８が形成されており、Ｘ線発生部より発せられたＸ線を透過、或いは通過させることができる。即ち、Ｘ線ビーム２６の強度や進行方向に及ぼす影響を軽減することができる。なお、開口部２８は、必ずしもすべての部材を取り除いた状態（空気のみ）である必要はなく、例えば、Ｘ線透過率の高い樹脂製の保護カバー等が残されていてもよい。図５（ｂ）は、ガントリ内の構造をＸ軸又はＹ軸方向から開口部２８を見た場合の断面図である。固定部２４の内周に沿って検出器３０が配置され、開口部２８を通過したＸ線ビームが検出器３０に到達する。なお、検出器３０の上部にＸ線を選択的に遮蔽、或いはコリメートするファイバーオプティックプレート、及びＸ線シンチレータ等を積層することもできる。
図５（ｃ）は、図５（ａ）における破線部Ａに係る部分の構造を説明するためのＺ軸方向から見た拡大図である。固定部２４の環状部に沿って、検出器３０の長手方向がＺ軸に平行になるように密接に並べられている。即ち、図５（ｄ）に示すように、同じ部位をＸ線発生部２５ｍの方から開口部２８を見たときの平面図を用いて説明する。回転部２３－２に形成された開口部２８により、固定部２４に取り付けられた複数の検出器３０の画素アレーが直接Ｘ線光源２５ｍに対し露出しているので、照射Ｘ線を遮蔽することなく、検出器３０に対するＸ線露光を可能にしている。
図６を用い、上記のＣＴ装置３００、又はＣＴ装置４００等に用いる場合に好適な検出器３０の構造、及びその配置や組み合わせ等について以下に説明する。図６（ａ）は、複数の検出器３０－１を、回転中心軸１を取り囲むように固定部２４の内周に沿って密接して配置されている。複数の検出器３０－１が接する境界線が３０－１４であり、この境界線を挟んだ各画素３０－１１の配列ピッチが、同方向において境界線３０－１４に接しない画素３０－１１の配列ピッチと等しいことが望ましい。例えば、日本国特許第５０２７３３９号に開示された構造を採用することができる。また、図示するように、水平、垂直走査回路や信号読み出し回路（（３０－１２、３０－１３）は、上述の各画素３０－１１の配列ピッチを阻害しないようにするため、検出器３０－１の対向する２辺に配置した構造とした。なお、検出器３０－１の素子寸法は大型であることが望ましいが、例えば、デジタルカメラ等で広く採用されている、所謂、中判サイズ（44mm×33mm）、フルサイズ（36mm×24mm）、ＡＰＳサイズ（23mm×15mm）等のＣＭＯＳ型撮像素子の構造や製造方法を流用、或いは最適化して使用することができる。
図６（ｂ）は、複数の検出器３０－２を、回転中心軸１を取り囲むように固定部２４の内周に沿って密接して配置され、かつ回転中心軸１の方向にもさらに検出器３０－２を配置することにより、体軸（Ｚ軸）方向の画素数を拡大した構造を開示する。これにより、スライス幅を約２倍拡大することができる。本実施例では、図面上、左右に密接する検出器３０－２の境界線３０－２４が重要となる。境界線が３０－２４を挟んだ各画素３０－２１の配列ピッチが、同方向において境界線３０－２４に接しない他の画素３０－２１の配列ピッチと等しいことが望ましいからである。既に説明したように日本国特許第５０２７３３９号に開示された構造が好適である。また、図示するように、水平、垂直走査回路や信号読み出し回路（（３０－２２、３０－２３）は、上述の如く、検出器３０－２の３辺において各画素３０－１１の配列ピッチを阻害しないようにするため、検出器３０－２の１辺に集約した回路配置とした。なお、さらにスライス幅を拡大するために、２以上の検出器３０を体軸（Ｚ軸）方向に並べる場合は、上記の水平、垂直走査回路や信号読み出し回路（（３０－２２、３０－２３）が、画素３０－２１の配列ピッチを阻害することになる。この問題を解決する手段の一例が日本国特許第５４２４３７１号に開示されている。
図６（ｃ）は、図６（ｂ）に示した検出器３０－２の構造を説明するための断面図である。検出器３０－２は、裏面照射構造のＣＭＯＳ型固体撮像素子であり、裏面側にシンチレータ層２２が積層されている。本ＣＭＯＳ型固体撮像素子に使用しているシリコン基板の厚さは５乃至１０ミクロンメートル（μｍ）程度あれば十分である。入射Ｘ線をシンチレータ層において可視光に変換後、画素３０－２１を介し電気信号として読み出すからである。検出器３０－２の表側には、配線層３０－２７、水平、垂直走査回路や信号読み出し回路（（３０－２２、３０－２３）、接続端子３０－２６が設けられている。なお、裏面側には、集積回路をＸ線損傷から保護、軽減するための遮蔽部材３０－２５を水平、垂直走査回路や信号読み出し回路（（３０－２２、３０－２３）上部に積層配置している。
実施例に係るＣＴ装置５００をＸ軸方向から見た側面図を図７（ａ）に示す。ＣＴ装置５００は、寝台３－１、及びこれを支えかつ移動させる寝台移動支持部（３－２）、と円環状の空洞部有するガントリ５から構成されている。既に説明したように、ガントリ５の内部には回転可能な回転部２３があり、回転中心軸１はＺ軸、即ち体軸方向に平行である。回転部２３の周囲には固定部２４がボールベアリング等（図示せず）を介し組み合わされている。回転部２３と固定部２４との間における破線で囲まれた部分Ｂについて以下に説明する。なお、図示していないを操作・制御部及び表示（モニター）部があり、画像描出回路及びソフトウエア等により再構成された断層像等がモニター上に表示される。なお、ＣＴ装置５００の回転部２３、及び固定部２４の構造は既に説明したＣＴ装置３００（図４）、或いはＣＴ装置４００（図５）と同様の構成とすることができる。
図７（ｂ）は、ＣＴ装置５００をＺ軸方向から見た平面図である。ガントリ５の円環状の部分の内部には、回転中心軸１の周囲を回転する回転部２３がベアリングを介し取り付けられている。さらに回転部２３を回転させるためのタイミングベルト２１と回転部駆動モータ１９が取り付けられている。なお、後述するように、回転部２３を回転子、これを取り囲むガントリ５の内周を固定子とするダイレクトドライブ（ＤＤ)モータ構造としても良い。図７（ｃ）は、図７（ａ）における要部Ｂの拡大図であり、回転部２３の側面部には、金属電極からなる回転部インターフェース６－１が形成されている。回転部インターフェース６－１は、凸型接続端子４からなるホストインターフェースと対向する位置にあるので、回転部２３の静止時において互いに接触することにより電気的に接続することができる。なお、好適には凸型接続端子４と回転部インターフェース６－１が対向する位置で停止するようにするため、ホール素子等を用いた位置センサ等（図示せず）を使用することができる。或いは、回転部インターフェース６－１を回転部２３の側面の円環状全周にわたりリング状に形成すれば、回転部２３の静止位置によらず電気的接続が可能である。
実施例に係るＣＴ装置６００の、特にガントリの内部にある回転部分について、図８用いて説明する。図８（ａ）は、ガントリ５の内部の回転部２３をＺ軸方向からみた平面図であり、図８（ｂ）及び図８（ｃ）は、図８（ａ）における破線部分３９の構造を説明するための一部拡大図である。既に説明したように、回転部２３には、Ｘ線発生部２５、二次電池２７、光源駆動回路２９、検出器アレー３１、信号増幅・アナログデジタル（ＡＤ）変換回路及び信号走査・制御回路等を含む検出器周辺回路３３、検出器駆動制御回路４１、非接触インターフェース１２、及び図示していないデジタル信号処理回路とパラレルシリアル変換回路等を内蔵している。以下に説明するように、回転部２３の内部又はガントリ内の固定部に回生ブレーキ回路５０を内蔵し、かつ回転部２３又は固定部のいずれかの周囲に電磁誘導コイルを有しており、この電磁誘導コイルに誘起される起電力を回収するのが回生ブレーキ回路５０である。
図８（ｂ）の構造（３９－１）は、例えば、固定部側に永久磁石（３４－１）のＮ極とＳ極が交互にリング状に並んでいる。これに対し、回転部側は、鉄心（３２－１）に誘導コイル（３６－１）が巻き付けられており、従って、回転部の内部に回生ブレーキ回路５０を有している。他方、図８（ｃ）の構造（３９－２）は、例えば、回転部側に永久磁石（３４－２）のＮ極とＳ極が交互にリング状に並んでいる。これに対し、固定部側は、鉄心（３２－２）に誘導コイル（３６－２）が巻き付けられているため、固定部の内部に回生ブレーキ回路５０を設けてもよい。本構造は、所謂ダイレクトドライブ（ＤＤ）モータの構造と類似しており、外部モータ及びタイミングベルトを用い回転部を回転させる必要が無い。なお、回転部２３の内部における二次電池或いは後述する電気二重層キャパシタに電気エネルギーを蓄積するのであれば、図８（ｂ）の構造が好ましい。図８（ｂ）の構造の構造では、回転部２３が後述するタイミングベルトを介し外部モータにより強制的に回転させられている場合にも誘導コイル（３６－１）には起電力が生じるため、二次電池２７を充電することが可能であり、上記の強制的な回転終了後も回転が止まるまで誘導コイル（３６－１）に生じる回転エネルギーを二次電池或いは後述する電気二重層キャパシタに回収することができるからである。
なお、永久磁石には、例えばネオジウム磁石を使うことができる。後述するように、撮像動作が終了すればガントリ内部の回転部の回転運動は不要であるが、機械的に停止させるまでもなく、回転するガントリの慣性モーメントを電気エネルギーに変換することができれば、省エネルギー効果が得られる。本実施例では回生ブレーキ回路５０がその役割を担っている。ＣＴ装置においては、回転（撮像モード）と停止（待機モード）を頻繁に繰り返すので、回転部の回転エネルギー回収効果は顕著であり、特に回転部の回転数を上昇させて高速スキャンを行う場合にはさらにその効果が高まる。
図９（ａ）を用い、本実施例における回生ブレーキ５０について説明する。本発明に係るＣＴ装置は、回転部２３の回転開始後に撮像動作に入り、撮像終了後に回転部２３の回転が減速し回転運動が止まる。既に説明したように、一度の撮像動作において回転開始と回転停止を短時間内に繰り返し行うので、回転部２３の回転運動エネルギーを有効に活用することは二次電池の消耗を軽減し、省エネルギーにも貢献する。回転部分２３の内部に設けた回生ブレーキ５０には、外部の二次電池２７に接続した双方向ＤＣ－ＤＣコンバータ４２、双方向ＤＣ－ＤＣコンバータ４２の他の一端に接続するＤＣ－ＡＣコンバータ４６を内蔵している。ＤＣ－ＡＣコンバータ４６の他の一端は、外部の誘導コイル３６に接続している。他方、誘導コイル３６からはＡＣ－ＤＣコンバータ４８を介しキャパシタ、好適には電気二重層キャパシタ４４につながり、さらに双方向ＤＣ－ＤＣコンバータ４２につながっている。回転部２３の回転運動エネルギーを誘導コイル３６に発生した逆起電力に変換し、電気二重層キャパシタ４４を充電することができる。また、双方向ＤＣ－ＤＣコンバータ４２を介し二次電池２７を充電することもできる。一般に、キャパシタのエネルギー回収効率は９０％以上であり、二次電池充電時のエネルギー回収効率６０％前後に比べると高効率である。特に、ＣＴ装置のように回転部２３が減速し（回収し）、すぐにまた回転部２３を回転（放電）させる場合などに好適である。なお、双方向ＤＣ－ＤＣコンバータ４２には、降圧チョッパ回路と昇圧チョッパ回路を組み合わせた回路方式、或いはＤＳＰ（Digital Signal Processor）とＡＤコンバータを用いたＰＷＭ（Pulse Width Modulation)方式等を用いることができる。
図９（ｂ）は実施例（例えば、図８（ａ）、（ｂ））における回生ブレーキを用いた場合の駆動方法を説明するためのフローチャートである。図示するように、回転部２３の回転開始後、寝台又はガントリの移動を開始する（駆動ステップＳ２１）。次に、Ｘ線照射による撮像が開始される（Ｓ２２）。検出器アレーから得られたデジタルデータはリアルタイムで画像メモリに記録される（Ｓ２３）。すでに説明したように、デジタルデータは、パラレルシリアル変換するまでもなく、パラレルデータのまま画像メモリに記録することができる。撮像終了後（Ｓ２４）、回転部２３の回転運動エネルギーが誘導コイルに逆起電力を生じさせ電気エネルギーとして回収し、キャパシタ又は二次電池を充電しつつ回転運動は減速する（Ｓ２５）。最終的にガントリは所定位置に停止し（Ｓ２６）、回転部インターフェースからホストインターフェースを介し画像メモリに記録されたデータが読み出され（Ｓ２７）、図示していない操作・制御部において画像の再構成処理後、モニター上に撮影情報が表示される。また、並行して二次電池を充電し（Ｓ２８）、一連のシーケンスが完了し待機状態（Ｓ２９）となる。なお、図示していないが、後述するように、上記のガントリが所定位置に停止し、再度撮像開始時（フローチャートの最初のステップ）に戻るときに、使用済みの二次電池を切り離し、既に充電済みの二次電池を装着するステップを加えることもできる。
図１０（ａ）は、実施例に係るＣＴ装置７００のガントリ部分を説明するためのＸ軸方向からみた断面図である。回転部２３の内部に組み込まれる構成要素であるＸ線発生部２５ｍは、ターゲット部材の劣化や電子ビーム発生冷陰極材料、本実施例ではカーボンナノ材料の消耗等により、使用頻度に応じた交換が必要である。同様に、検出器アレー３１ｍも、使用する半導体部品等の放射線損傷、或いは積層するＸ線シンチレータ材料等の湿度依存性などの理由から交換が必要になる場合がある。そこで本実施例では、カートリッジ構造のＸ線発生部２５ｍと検出器アレー３１ｍにより、回転部２３から脱着可能とした。図１０（ａ）に示すように、回転部２３にはカートリッジ構造のＸ線発生部２５ｍと検出器アレー３１ｍが挿入されるカートリッジ収納部２５ｆと３１ｆ（いずれも破線部）が形成されている。Ｘ線発生部２５ｍと検出器アレー３１ｍの挿入、及び抜去の方向はＺ軸、即ち体軸方向であり、カートリッジを挿入又は抜去するための開口部がＺ軸方向に向かって開口している。例えば、既に説明したクレードル部（図３（ａ）等）との間で新旧のカートリッジを交換する場合に好適である。なお、カートリッジ構造は、Ｘ線発生部２５ｍと検出器アレー３１ｍに限定されず、前述のように（図４（ａ）等）、二次電池２７、或いは記録容量増大に対応するため画像メモリ等をカートリッジ構造とすることもできる。
図１０（ｂ）は、実施例に係るＣＴ装置８００の回転部２３をＺ軸方向から見た平面図である。回転部２３の内部には後述するように、回生ブレーキ回路５０を内蔵してもよい。本実施例では、カートリッジ構造の画像メモリ３５ｍと二次電池２７ｍに加え、第一のＸ線発生部２５と第二のＸ線発生部２５－２、及びこれらに中心軸１を介し対向する位置に第一の検出器アレー３１、及び第二の検出器アレー３１－２を有する。検出器アレー３１と検出器アレー３１－２は、Ｚ軸方向にずれた位置に、即ちシフトさせて配置してもよい。また、Ｘ線発生部２５とＸ線発生部２５－２は、同時にＸ線を照射しても時間差を置いて照射してもよい。さらに、Ｘ線発生部２５とＸ線発生部２５－２には異なる管電圧（波長）を印加し、マルチ分光解析を行うことができる。画像メモリと二次電池をカートリッジ構造としたので、画像データ量の増大、及び二次電池の消耗に対し迅速に対応することができる。本実施例では、画像メモリ３５ｍと二次電池２７ｍをカートリッジ化したが、前述の通り、Ｘ線発生部２５、２５－２、或いは検出器アレー３１をカートリッジ構造としても良い。このように、回転部２３の内部に使用する主要な部品をカートリッジ構造とすることにより、単に交換・修理等のメンテナンス負荷の軽減のみに留まらず、装置の連続稼働時間の延長、或いはマルチ分光解析など撮像・検査機能の多用途化、ハイブリッド化も可能になるという極めて有用な作用・効果をもたらすことにも着目すべきである。
図１０（ｃ）は、他の実施例に係るＣＴ装置９００のＸ軸方向から見た側面図である。本実施例では、ガントリ部が２台（ガントリ５とガントリ５－２）架台７上に搭載されている。さらに、クレードル部も２台（９－３と９－４）有しており、特にクレードル９－４は、被験者及び寝台（図示せず）が通り抜けられるようにドーナツ形の中空構造になっている。ガントリを複数台、例えばＸ線ＣＴ検査用ガントリとＰＥＴ（ポジトロンエミッショントモグラフィー）検査用ガントリの組み合わせや、Ｘ線ＣＴ検査用ガントリと近赤外拡散光イメージング用ガントリの組み合わせのように、異なる検査を一台のＣＴ装置で実現することが可能になる。さらに、ガントリの移動中に被験者或いは被測定物がガントリに接触することを防止するための保護カバー５１をガントリの移動方向に沿って架台に設けた構造となっている。また、複数のガントリ部は、個々に駆動する場合、或いは互いに連動して駆動させることもできる。なお好適には、ガントリ部が体軸方向に移動中に回転部或いはガントリ部から出力される信号、例えば、被験者の透視画像をモニターできるようにするため、既に説明した通り、高速無線通信インターフェースをガントリ部又は回転部と操作・制御部との間に有する構造としても良い。
ガントリ部、或いは光源部や検出器カートリッジの交換、或いはＰＥＴ用のガントリや近赤外光を光源とするガントリを追加するにより、整形外科、循環器科、消化器科領域等異なる医療分野及び異なる光源エネルギーに対するマルチ画像診断が一台のＣＴ装置において実現する。また、ＣＴ等の検査機器を車両に搭載した高機能医療用検診車の普及により、世界規模の高度医療活動の展開が期待される。

Claims (20)

  1. 検出器、該検出器を駆動及び該検出器の出力信号を処理する検出器制御信号処理回路、及び該検出器の出力信号を記録する画像メモリ、及び体軸方向を中心軸として回転する回転部を有するガントリ、該ガントリを載せる架台、及び該ガントリから得られた画像データを処理表示する制御部からなるＣＴ装置であって、該架台上において該ガントリを該中心軸の方向に移動させる駆動部を有し、該回転部には光源、光源駆動制御回路、これらを駆動するための二次電池、及び回転部インターフェースを内蔵し、かつ該架台はホストインターフェースを有し、該ガントリの該架台上における移動範囲内の所定位置において該回転部インターフェースと該ホストインターフェースが互いに対向する構造からなるＣＴ装置。
  2. 前記回転部インターフェースと前記ホストインターフェースが前記所定位置において機械的に接触することにより、又は電磁場の相互作用により非接触の状態で電気的に接続することを特徴とする請求項１に記載のＣＴ装置。
  3. 前記ガントリを前記中心軸方向に移動させるための前記駆動部を前記ガントリの内部に有する請求項１に記載のＣＴ装置。
  4. 前記回転部を回転させる駆動モータを前記ガントリの内部に有する請求項１に記載のＣＴ装置。
  5. 前記回転部インターフェースと前記ホストインターフェースが互いに前記中心軸方向において近接し対向する請求項１に記載のＣＴ装置。
  6. 前記架台の上部であって前記所定位置にクレードルを有し、かつ該クレードルに前記ホストインターフェースを有する請求項１に記載のＣＴ装置。
  7. 前記回転部の内部に前記検出器制御信号処理回路、前記画像メモリ、及び前記中心軸を挟んで前記光源に対向する位置に前記検出器を有する請求項１に記載するＣＴ装置。
  8. 前記固定部の内周の全周に亘って前記検出器を配置した請求項１に記載するＣＴ装置。
  9. 前記回転部の回転中心を挟んで前記光源に対向する部分における前記回転部に、前記光源からの出射光を通過させる開口部を設けた請求項８に記載のＣＴ装置。
  10. 前記検出器の水平走査回路、垂直走査回路、或いは信号読み出し回路をＸ線損傷から保護するための遮蔽部材を有する請求項９に記載のＣＴ装置。
  11. 前記光源がＸ線光源であって、該Ｘ線光源における電子ビーム発生部がカーボンナノ構造体から構成された請求項１に記載のＣＴ装置。
  12. 前記ガントリの前記体軸方向の移動、或いは前記ガントリの撮像動作を制御する制御信号を無線通信により送受信する無線インターフェースを前記制御部と前記ガントリに有する請求項１に記載のＣＴ装置。
  13. 検出器、該検出器を駆動及び該検出器の出力信号を処理する検出器制御信号処理回路、及び該検出器の出力信号を記録する画像メモリ、及び体軸方向を中心軸として回転する回転部を有するガントリ、該ガントリに被検体を導き入れる寝台装置、及び該ガントリから得られた画像データを処理表示する制御部からなるＣＴ装置であって、該回転部には光源、光源駆動制御回路、これらを駆動するための二次電池、及び回転部インターフェースを内蔵し、かつ該回転部の周囲にある固定部にホストインターフェースを有し、該回転部インターフェースと該ホストインターフェースが互いに対向する構造からなるＣＴ装置。
  14. 前記回転部インターフェースと前記ホストインターフェースが、前記回転部が停止状態において機械的に接触することにより、又は電磁場の相互作用により非接触の状態で電磁気的に結合することにより電気的に接続することを特徴とする請求項１３に記載のＣＴ装置。
  15. 前記回転部の内部に前記検出器制御信号処理回路、前記画像メモリ、及び前記中心軸を挟んで前記光源に対向する位置に前記検出器を有する請求項１３に記載するＣＴ装置。
  16. 前記固定部の内周の全周に亘って前記検出器を配置した請求項１３に記載するＣＴ装置。
  17. 前記回転部の回転中心を挟んで前記光源に対向する部分における前記回転部に、前記光源からの出射光を通過させる開口部を設けた請求項１６に記載のＣＴ装置
  18. 前記光源がＸ線光源であって、該Ｘ線光源における電子ビーム発生部がカーボンナノ構造体から構成された請求項１３に記載のＣＴ装置。
  19. 前記ガントリの撮像動作を制御する制御信号を無線通信により送受信する無線インターフェースを前記ガントリ、及び前記制御部に有する請求項１３に記載のＣＴ装置。
  20. ガントリの内部において体軸方向を中心軸として回転する回転部を有するＣＴ装置であって、該回転部の内部に取り付けられた光源、検出器、該検出器の出力信号を記録する画像メモリ、二次電池のいずれかが電気的接点を有するカートリッジ構造であり、かつ該回転部に該カートリッジ構造の該光源、該検出器、該検出器の出力信号を記録する該画像メモリ、該二次電池を該中心軸の方向に挿入、或いは抜去するためのカートリッジ収納部を該回転部に有する請求項１又は請求項１３に記載のＣＴ装置。
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