(57)【要約】【課題】これまでのＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線源とＸ線検出器アレイまたは被写体の回転を行う必要があり、小型化の要求に対し、障害となっていた。【解決手段】多数の高速スイッチング型微小Ｘ線源と、半導体Ｘ線検出器アレイとの組み合わせにより、回転機構をなくすことができ、Ｘ線ＣＴ装置の小型化が可能となる。また、Ｘ線の発生順が任意に設定できるので、特定部位や特定角度において細かく撮像し、他の部位や角度においては粗くスキャンすることにより高速化を図ることもできる。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数の高速スイッチング型微小Ｘ線源と、前記複数の高速スイッチング型微小Ｘ線源のいくつかを順次駆動してＸ線を発生させる制御回路と、Ｘ線検出器アレイと、前記Ｘ線検出器アレイからの信号を処理してスライス画像を形成する信号処理回路とからなる回転機構のない連続処理型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項２】
複数の高速スイッチング型微小Ｘ線源と、前記複数の高速スイッチング型微小Ｘ線源のいくつかを逐次駆動してＸ線を発生させる制御回路と、フォトンカウンティング型Ｘ線検出器アレイと、前記Ｘ線検出器アレイからの信号を処理してスライス画像を形成する信号処理回路とからなる回転機構のない連続処理型Ｘ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、Ｘ線ＣＴ装置の改良に関する。
【背景技術】
【０００２】
これまでのＸ線ＣＴ装置は、Ｘ線源とＸ線検出器アレイまたは被写体の回転を行う必要があり、小型化の要求に対し、障害となっている。
大きなターゲットに対して照射する電子ビームをスキャンすることによりＸ線発生位置を移動させて同様の効果を得る方法(特許文献１乃至３参照)が発表されているが、Ｘ線源の信頼性及び大きさの点で問題が残されている。
【特許文献１】特開平１０−２９５６８３号公報
【特許文献２】特開２００１−２７６０４１号公報
【特許文献３】特開２００１−２９２９８８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
多数の高速スイッチング型微小Ｘ線源と半導体検出器アレイを用いたＸ線ＣＴ装置で、検出器やＸ線源、あるいは被写体の回転をせずに連続的にＣＴ像を撮像することのできる装置を提供する。物体を一次元に移動することにより高速かつ連続的にデータを取得し三次元ＣＴ像を得ることができる。
【課題を解決するための手段】
【０００４】
１．Ｘ線源に、高速スイッチングが可能な電界放射型微小電子源を用いた微小Ｘ線源を用いる。
２．Ｘ線源は微小かつシンプルな構造であるために被写体を取り囲む円周上に多数、例えば１度毎に１本、全周で360本配置することは容易であり、かつこれを高速に順次スイッチングすることができる。
３．Ｘ線源は発生素子部分、すなわち微小電子源とターゲットだけを多数配置し、高価な高圧電源は１台ですませることができるため、安価で信頼性の高いシステムを実現できる。
４．半導体検出器間のギャップの影響を除去し、より高速なスキャニングを可能とするため、検出器アレイは素子配列に工夫を持たせた複数配列(たとえばstagger配置)からなる、いわゆるマルチスライス型の装置とすることが望ましいが、円周上の１本のラインセンサアレイでも実現可能である。
５．高い空間解像度を持ち、高い定量性を得ることのできる、フォトンカウンティング型の半導体検出器アレイを用いてＸ線検出を行えば、検出器アレイの持つエネルギー弁別を活用できる。二つ以上のエネルギー帯のデータ演算で有効原子番号と密度をそれぞれ分離してマッピングでき、より精度の高い検査を実現する。
【０００５】
これにより、Ｘ線ＣＴ装置の小型化、低騒音化、高速化につながり、検査の高速化が可能で、医療応用の際には患者への負担の低減もできる。
また、Ｘ線ＣＴ像はＸ線の減弱係数の二次元マッピングとなっており、減弱係数は有効原子番号(電子密度)と密度の積の関係を持っている。
エネルギー弁別機能で二つ以上のエネルギー帯のデータを演算すれば原理的には有効原子番号と密度を分離することが可能であり、有効原子番号マッピングをすることが可能となり、材料の識別、同定などに有効である。
このためには、フォトンカウンティング型のＸ線検出器を用いることが重要である。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００６】
１．円周上にＸ線源と検出器アレイを配置し、被写体はその中心軸に沿って一次元移動する。
２．Ｘ線源スイッチングと検出器は同期してデータを取得、線源、検出器、被写体のいずれの移動もなしに多数のスライスデータを得る。
３．必要に応じて、複数のエネルギー帯で演算を行い、有効原子番号と密度の分離されたマッピング像を得る。また、基本的にマルチスライス撮像において、より有効な方法であり、その際は、容易に三次元画像の取得が可能となる。
【実施例１】
【０００７】
図１は、Ｘ線ＣＴ装置の概略を示す図である。撮像リング(１)には、Ｘ線源(２)がリング全周にわたって設けられている。Ｘ線源(２)は、制御回路(６)により１つまたは２つ同時にアクティブにされてＸ線(３)を放射する。Ｘ線源(２)から放射されたＸ線(３)は、被写体(４)を透過し、Ｘ線検出器アレイ(５)に入射し、検出される。得られた検出信号は信号処理回路(７)で解析され、図示されない表示部にスライス画像として表示される。Ｘ線検出器アレイ(５)もＸ線源(１)に対応してリング全周に設けられている。一例としてＸ線源(１)とＸ線検出器アレイ(５)とは、紙面の前後方向に重畳する形で設けられるが、所望により円周上に交互に設けてもよい。
図２は、Ｘ線源(１)の細部を示す図である。Ｘ線源(１)としてアノード(１２)と、グリッド(１３)と、カソード(１４)とが素子筐体(１１)内に設けられている。発生するＸ線(３)は窓(１７)から放射される。アノード(１２)には、アノード電源(１５)により正の電圧が印加される。また、カソード(１４)には、カソード電源(１６)により負の電圧が印加される。カソード電源(１６)はパルス波形を有しており、瞬間的なＸ線発生を可能としている。アノード(１２)の代表的な材質は銅であり、カソード(１４)の代表的な材質は、グラファイト・ナノクレイターまたはカーボン・ナノチューブである。
【０００８】
グリッド(１３)を設けたことにより、低圧のカソード電源(１６)によりＸ線の発生を制御でき、製作が容易でありかつ高い信頼性と高速のスイッチングを可能とする。
このためＸ線の発生順は任意に設定できる。らせん型の断層撮像を行う場合には、同一方向に順次発生させる必要があるが、所望により間引き発生などと組み合わせて、高速化を図ることもできる。また、慣性の大きい回転機構を有していないため、心臓の拍動に同期させて特定角度からＸ線を放射することも可能である。
【実施例２】
【０００９】
Ｘ線検出器として、フォトンカウンティング型を用いると、エネルギー弁別機能が利用できる。対象となる物質に応じて、検出対象とするＸ線のエネルギーレベルを切換える。また、材料の識別や同定に用いる。この場合には、異なるエネルギーをもつ複数のＸ線を発生させる。
フォトンカウンティング型イメージャは、テルル化カドミウム(CdTe)に代表される放射線検出素子に、Ｘ線やγ線フォトンが１個入射する際に発生する電荷を検出するものである。発生する電荷の数は、入射したフォトンの持つエネルギーに比例している。したがって、出力として得られる信号の波高値を弁別することにより、入射したフォトンのエネルギーが判定できる。弁別動作は次のフォトンが入射される前に完了する必要があり、連続的にフォトンが入射するような環境に対しては時間窓を狭くし、フォトン１個が入射する時間間隔でエネルギー弁別する。また、鉄や鉛などの薄板によって減衰させることにより、単位時間あたりの入射フォトン数を減少させ、フォトンカウント可能な数にする。その後、弁別されたエネルギー区分別にカウントを行う。
図３に、フォトンカウンティング・イメージャーの概念図を示す。２１はCdTeであり、２２は増幅器、２３はエネルギー弁別を行う比較器であり、２４はカウンタである。比較器(２３)の他方の入力にはそれぞれ異なる電圧V1,V2,V3...が与えられ、エネルギー弁別可能となっている。また、コリメータ(２５)を必要に応じて設ける。これをひとつのユニットとし、複数ユニットを直線に配置して、ラインスキャナを構成する。
【００１０】
図４は、エネルギー弁別を比較器(２３)で行ったあと、排他的論理和回路(２６)により各エネルギー帯別にカウントを行う例である。弁別用の電圧V1,V2,V3...は、V1>V2>V3....のように設定されており、入力信号が弁別用電圧を超えた際にカウント用のパルスが出力される。排他的論理和回路(２６)を設けることにより、V1を超えるエネルギーレベルに対応するパルス、V2を超えV1を超えないエネルギーレベルに対応するパルス、V3を超えV2を超えないエネルギーレベルに対応するパルス…が、個別にカウンタ(２４)に入力される。
図５は、エネルギー弁別を比較器(２３)で行い、その出力パルスをカウンタ(２４)で計数したあと、減算器(２７)により低エネルギー側の計数値から高エネルギー側の計数値を減算し、各エネルギー帯別の計数値を得る例である。この場合も弁別用の電圧V1,V2,V3...は、V1>V2>V3....のように設定されており、入力信号が弁別用電圧を超えた際にカウント用のパルスが出力される。低エネルギー側の計数値には高エネルギー分に相当する計数値が含まれており、これを除くために減算器(２７)が設けられている。減算処理自体は、後段の信号処理回路(７)において行ってもよい。
【産業上の利用可能性】
【００１１】
本発明では半導体技術を適用した微小電子源を用いた微小Ｘ線源を多数配置しスイッチングを行うため、ＣＴ装置における回転機構を省くことができ、小型化が図れる。
また、スイッチングはＸ線源内の微小電子源のゲート電圧(低電圧)で行うため、高圧そのもののスイッチングは不要で製作も容易であり、かつ高い信頼性と高速のスイッチングを可能としている。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】Ｘ線ＣＴ装置の概略を示す図
【図２】Ｘ線源(１)の細部を示す図
【図３】フォトンカウンティング・イメージャの概念を示す図
【図４】排他的論理和回路(２６)を設け、エネルギー帯別に計数する例を示す図
【図５】減算回路(２７)を設け、エネルギー帯別に計数値を出力する例を示す図
【符号の説明】
【００１３】
１  撮像リング
２  Ｘ線源
３  Ｘ線
４  被写体
５  Ｘ線検出器アレイ
６  制御回路
７  信号処理回路
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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