(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
コリメータ付きＸ線センサが被検体の全周または分割された円弧上に密接して配置された一群または複数群のＸ線センサ群と、
前記Ｘ線センサ群ごとに前記Ｘ線センサの対蹠の位置に配置されて前記コリメータに向けてＸ線を発生する小形Ｘ線管よりなる小形Ｘ線管群と、
前記各小形Ｘ線管群の全ての小形Ｘ線管が同時にＸ線を照射するようにマイクロ波励起電力を供給する駆動電力源と、
前記各Ｘ線センサの出力を選択的に取得するデータ収集系と、
前記データ収集系の出力を画像処理する画像処理装置と、
前記駆動電力源、前記データ収集系および前記画像処理装置を制御する中央処理装置と、
を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項２】
請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、前記データ収集系は、前記各Ｘ線センサに対応するサンプリング回路を具備することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項３】
請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、前記駆動電力源と前記データ収集系は、前記中央処理装置により同期制御されることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項４】
請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、前記駆動電力源は、ＤＣパルスかパルス変調されたマイクロ波高圧パルスを一定短時間に繰り返し印加するパルス発生装置であることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項５】
請求項４記載のＸ線ＣＴ装置において、前記繰り返し周期は１０〜５０００ＰＰＳであることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【請求項６】
請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線ＣＴ装置は、
前記被検体を囲む支持枠の全周を分割して、対面する分割領域ごとにＸ線センサ群と小形Ｘ線管群の対を設けたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、小形なＸ線管多数個を用いたＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ装置は医療の診断の分野において、広く用いられている。一般的なＸ線ＣＴ装置の動作原理について、図８および図９を参照して説明する。図８は従来のＣＴ装置の基本構成図である。図９は、従来の代表的なヘリカルスキャン方式のＣＴ装置の概略斜視図である。
【０００３】
図８に示すようにＸ線発生源のＸ線管８０２とＸ線検出器８０３はガントリーと呼ばれる回転支持装置８０１に診断部位置に配置される被検体８０４に対して対蹠の位置に配置されるように支持されている。Ｘ線発生源の高電圧装置からの電力は電力用スリップリングを介して回転するガントリーと呼ばれる回転支持装置８０１に供給される。被検体である患者を支持する寝台は紙面に垂直な方向のＺ軸方向に平行であり、Ｚ軸方向に移動できる。回転支持装置８０１は、固定された被検体８０４に対して、回転し、あらゆる角度からＸ線検出器８０３でデータをとる。データ収集部８０５でディジタルデータに変換され、データは信号用スリップリング８０６を介して取り出され画像再構成装置で画像処理される。
【０００４】
図９にヘリカルスキャン方式のＣＴ装置の概略斜視図として示すようにＸ線管とＸ線検出器は対蹠の位置に配置され回転するので、Ｘ線管はＸ線管軌道上を回転する。同時に被検体は回転支持装置に対して、Ｚ軸方向に移動するので、Ｘ線管は被検体に対して、相対的に図に示すヘリカルな回転移動になる。ヘリカルスキャン方式は図の螺旋走査が示すとおり、Ｘ線管が相対的に被検体の周囲を螺旋状に運動しながら，Ｘ線を連続照射し、投影データを収集する。Ｘ線管とこれに対向して設置されている検出器を被検体のまわりに回転させるローテーションは一般的に１回転当たり３秒から０．５秒かかる。ヘリカルスキャン方式は、撮影中、連続回転スキャンと平行して撮影位置を変えているので、全体の撮影時間を大幅に短縮できる。たとえば、肺の撮影では１５秒から３０秒で完了できる。このように１回の息止めで臓器全体の撮影が可能である。しかし、前記従来の装置では、息止めなどの動作を患者に強いることになる。
内臓は必ず動くので、それにより、再生画像のボケまたはブレが発生する。したがって、ボケまたはブレを無くすることは原理的に無理である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
一般的にいって、ＣＴ装置は、走査の時間と再構成の時間がより短いことを強く要求される。被検体は人間であるので、呼吸に伴う臓器の移動が生じ、これを抑えるために患者は一定時間呼吸を止めることを強制され、患者に負担をかけることになる。ほぼ瞬時に撮影し、画像データを取り入れることにより、呼吸を止めることもなく、自然体で撮影できることが理想である。
また心臓やそれに伴う血管のもっと早い動きをＣＴ画像に取り込むことができれば、心臓疾患などの検査に非常に有効であるから、そのような装置の開発が強く望まれている。
Ｘ線源を複数準備して、同時的に動作させれば、撮影時間を短縮できる可能性があるが、従来の装置では、Ｘ線源とか関連する基材が大きいことまた高価であることから、複数のＸ線源を同時的に使用する装置は知られていない。
【０００６】
本件発明者は、Ｘ線治療の目的として下記の小形Ｘ線源を開発している。これらは小形軽量であり比較的安価に提供できる。
本件発明者は、このような小形Ｘ線源を多数準備して、Ｘ線源やセンサを移動させずに従来と同様なデータを短期間に取得できる新規な構成に着目した。
本発明の目的は、前述のような小形のＸ線管を多数設定し、これに対応するセンサを多数配置して、それらを同時または、同時的に動作させて、瞬時に画像データを獲得することができるＸ線ＣＴ装置を提供することにある。
【特許文献１】
特許第３０９０９１０号
【特許文献２】
特願２００１−２８５６７５号
【特許文献３】
特願２００３−１０４２２０号
【０００７】
【課題を解決するための手段】
前記目的を達成するために、本発明による請求項１記載のＸ線ＣＴ装置は、
コリメータ付きＸ線センサが被検体の全周または分割された円弧上に密接して配置された一群または複数群のＸ線センサ群と、
前記Ｘ線センサ群ごとに前記Ｘ線センサの対蹠の位置に配置されて前記コリメータに向けてＸ線を発生する小形Ｘ線管よりなる小形Ｘ線管群と、
前記各小形Ｘ線管群の全ての小形Ｘ線管が同時にＸ線を照射するようにマイクロ波励起電力を供給する駆動電力源と、
前記各Ｘ線センサの出力を選択的に取得するデータ収集系と、
前記データ収集系の出力を画像処理する画像処理装置と、
前記駆動電力源、前記データ収集系および前記画像処理装置を制御する中央処理装置と、
を具備することを特徴とするものである。
【０００８】
本発明による請求項２記載のＸ線ＣＴ装置は、請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、  前記データ収集系は、前記各Ｘ線センサに対応するサンプリング回路を具備することを特徴とするものである。
【０００９】
本発明による請求項３記載のＸ線ＣＴ装置は、請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、  前記駆動電力源と前記データ収集系は、前記中央処理装置により同期制御されることを特徴とするものである。
【００１０】
本発明による請求項４記載のＸ線ＣＴ装置は、請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、  前記駆動電力源は、ＤＣパルスかパルス変調されたマイクロ波高圧パルスを一定短時間に繰り返し印加するパルス発生装置であることを特徴とするものである。
【００１１】
本発明による請求項５記載のＸ線ＣＴ装置は、請求項４記載のＸ線ＣＴ装置において、  前記繰り返し周期は１０〜５０００ＰＰＳであることを特徴とするものである。
【００１２】
本発明による請求項６記載のＸ線ＣＴ装置は、請求項１記載のＸ線ＣＴ装置において、  前記Ｘ線ＣＴ装置は、前記被検体を囲む支持枠の全周を分割して、対面する分割領域ごとにＸ線センサ群と小形Ｘ線管群の対を設けたことを特徴とするものである。
【００１３】
【発明の実施の形態】
以下図面等を参照して本発明による装置の実施の形態を説明する。
図１は本発明によるＸ線ＣＴ装置の第１の実施例装置を示す正面図（Ａ）および側断面図（Ｂ）である。この実施例は多数のＸ線管Ｘ1 ，Ｘ2 ，Ｘi ，Ｘn からなるＸ線管群１１を円筒状支持枠１３の全周に等間隔に配置して設けてある。
それぞれＸ線管に対応するＸ線センサＳ1 ，Ｓ2 ，Ｓi ，Ｓn を同様に円筒状の支持枠１３の全周に等間隔に配置してセンサ群１２を構成している。
支持枠１３の直径をＤ，Ｘ線管の直径をｄとすれば、支持枠１３に配置できるＸ線管の個数は、ｎ＝πＤ／ｄになる。一方センサの直径をｄs とすれば、センサの個数もｎs ＝πＤ／ｄs になる。
この実施例において後述するようにセンサＳi の径の方がＸ線管Ｘi の径よりも大きくなるから、配置可能なセンサの個数に対応してＸ線管を配置する。
この実施例は後述するように、格別にコリメータを有する一群のＸ線センサＳ1 ，Ｓ2 ，Ｓi ，Ｓn に同数一群のＸ線管Ｘ1 ，Ｘ2 ，Ｘi ，Ｘn を対応させたものである。
これらのＸ線センサからの信号処理、Ｘ線管の駆動のタイミング処理は、図８に示したようなコンピュータ（中央処理装置）により行われる。
【００１４】
前記小形Ｘ線管は、本件発明者の下記の提案に係るものであり、現存する医療用のＸ線発生管としては最も小さいものである。
【特許文献１】
特許第３０９０９１０号
【特許文献２】
特願２００１−２８５６７５号
図５は、特許文献１の超小形Ｘ線管の第１の実施例の先端部の拡大断面図である。可撓性のケーブル５０４の先端部には前述のＸ線部が設けられている。直径２ｍｍ以下の同軸の可撓性ケーブル５０４の中の芯線（内導体）５０５は柔らかい発泡性のテフロン（登録商標）絶縁物５０７またはこれより曲がりに対し少し硬いが、二酸化珪素ＳｉＯ2 の絶縁物などで覆われ、電気的に絶縁されている。外導体５３６は網状であり、表面は被覆されている。
【００１５】
チャンバ壁５２２の内部５１２を真空に保つ場合について説明する。真空を保持するためにガラスの壁５０８を通して、電界を集中させるための尖った冷陰極５０６を形成する。高電圧のパルスが印加されると、冷陰極５０６の先端で高電界放出により電子が発生し、加速されてターゲット５０９に衝突する。この重金属タングステン、イリジウムまたは金などの材料で形成するターゲット５０９からＸ線５１０が発生する。ここでターゲット５０９の冷却のために、銅、アルミなどで形成するチャンバ壁５２２にターゲット５０９を接合する。このＸ線５１０は窓５１１を透過して外部に放出される。このチャンバ内は高い真空度を保つためにゲッタ部５１３を内蔵する。特に可撓性ケーブル５０４は体内に挿入されるので、自由に曲がるが、パルス電圧の内部ロスや電気的絶縁性を保持するための絶縁物５０７の選定に配慮されている。このように、冷陰極とＸ線を放出するターゲットとの空間にヘリウムなどの不活性ガスを使用しないので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物としての酸素ガスイオンなどによる冷陰極上への強烈な衝突が回避される。これにより冷陰極の耐久性を向上させることができる。
【００１６】
前記超小形Ｘ線管の動作について説明する。超小形Ｘ線管はパルス発生装置からケーブルを通じて、パルスケーブルコネクタに接続している。さらにここで分配されて複数の可撓性ケーブル５０４に高圧パルス６０〜１２０ＫＶを供給する。そしてその電圧を超小型Ｘ線管に印加する。特にこのパルス電圧について詳しく述べると、このパルス電圧の幅はＤＣパルスの場合約１００ｎＳＥＣ、パルスで変調されたマイクロ波の場合約１μＳＥＣである。そして繰り返し周期は１００〜５０００ＰＰＳ（ＰＵＬＳＥＳ／ＳＥＣ）である。
【００１７】
芯線を柔らかい発泡性のテフロン（登録商標）絶縁物などで覆った直径２ｍｍ以下の同軸の可撓性ケーブルとゲッタ部を内蔵する高真空度のチャンバを有する超小形Ｘ線管部で構成して、ヘリウムなどの不活性ガスを使用しないので、不活性ガス中に微量に含まれる不純物としての酸素ガスイオンなどによる冷陰極上の強烈な衝突が回避される。これにより冷陰極の耐久性を向上することができる。またプラズマ放電によっても、同様にＸ線を発生することができる。この超小形Ｘ線発生管は、可撓性の同軸内導体を可撓性支持誘電体で網状の外導体中に支持した可撓性の同軸ケーブル部分とから構成してあるから同軸部分を可撓性で且つ極めて細くすることができる。前記内導体に接続されている先端が尖った冷陰極とターゲットを含む前記外導体と略同径のチャンバを用いているから、先頭部も同軸ケーブル部分と同様に小形にすることができる。
【００１８】
図６は、特許文献２記載の小形Ｘ線管の拡大断面図である。同軸ケーブルの芯線に接続された中心導体６０１の先端にカーボンナノチューブ６０４の冷陰極が配置されている。冷陰極から放出された電子ビームはアノード６０６で加速される。アノード６０６を通過した加速された電子ビームは、Ｘ線発生ドーム６４０に支持されているＸ線ターゲット６４１にあたり、Ｘ線を発生させる。Ｘ線は、Ｘ線窓６４２を介して外部に放出される。Ｘ線発生ドーム６４０には結合ねじ６４０ａにより、チャンバ６０２の先端外周に設けられているねじ６０２ａに結合される。超小形Ｘ線発生源とケーブル間の接続を、図６に示したようにねじ等で取り外しが可能に接続できる。
【００１９】
なお、ゲッタ６０９は同軸共振器の一部を形成しチャンバ内空間に配置され、真空度を維持する。この同軸共振器は、連続マイクロ波をパルス信号によってパルス変調されたマイクロ波で励起されるので、変換効率も高い。またマイクロ波の励起により、伝送ケーブルの誘電体の電圧破壊が起こらず、小形のシステムで高圧大電力を伝送することができる利点がある。以上説明したＸ線管の何れも直径２ｍｍ以下の同軸の可撓性ケーブルの先端にＸ線管が構成される。何れも、医療用に開発されたものであり、本発明によるＸ線ＣＴ装置に利用できる。この実施例では後者のものを利用した。
【００２０】
前述した同軸形のＸ線管を同軸の中心軸方向にＸ線を発生するように変形することができる。この場合各Ｘ線管は、動作電力供給用の同軸ケーブルの先端に設けられた電子源と、前記電子源に励起される透過形のＸ線ターゲットを備えている。そしてケーブルの中心軸に沿ってＸ線を発射するものである。前記各Ｘ線管は被検体を囲むように設けられた円筒状の支持枠に同軸ケーブルの先端部が前記支持枠の中心軸に向かい、Ｘ線が被検体方向に向かうように配置される。
【００２１】
なお前述した同軸形の超小形Ｘ線発生源の他に、Ｘ線ターゲット管を用いた超小形Ｘ線発生源を利用することができる。これは、Ｘ線ターゲット管の内壁に高速電子ビームを衝突させて、Ｘ線を発生させるものである。なおこの超小形Ｘ線発生源は、本願出願人が特願２００３−１０４２２０号として出願をしている。本発明者が前記の出願番号で提案した入力開口面積が出力開口面積より広いテーパーの付いたＸ線ガイドでＸ線を全反射させるＸ線源についても、小形のＸ線源が製造できるので、本発明によるＸ線ＣＴ装置のＸ線源に利用できる。
ただし、高速電子ビームの方向とＸ線の放射方向はほぼ、同じ方向であるので、Ｘ線管の軸方向は高速電子ビームと同じになるので、Ｘ線管は被検体方向に向けて取り付ける。Ｘ線管はガントリーの外壁に対して垂直に取り付ける。この超小形Ｘ線発生源も前述の同軸ケーブルを用いるものと同様に利用できる。
【００２２】
次にＸ線センサアレイについて説明する。Ｘ線センサアレイは従来用いられているものを使用できる。図３は、本発明によるＸ線ＣＴ装置で使用するセンサアレイを示す図である。Ｘ線センサ３０はＸ線の受光角を一定にするコリメータ３１と、Ｘ線で光を発するＮａＩを用いたシンチレータ３２と、光を電気信号に変換するホトダイオード３３で構成されている。シンチレータ３２が被検体に向かうように多数のセンサを円弧上に配列してＸ線センサ群を構成する。このアレイの配列に対応してＸ線管が配置されることになる。
【００２３】
図４は、本発明によるＸ線ＣＴ装置で使用するデータ収集系の構成を示すブロック図である。前述した各Ｘ線センサ３０の出力は、アナログ信号であって、それぞれ対応するアンプ４２に接続されて増幅され、サンプルホールド回路４３で一定時間ホールドされる。この時間内にＡＤ変換器４４でディジタル信号に変換される。
なおサンプルホールド回路は良く知られているように「アナログ信号を標本化して保持する回路（「電子通信用語辞典」電子通信学会編）」であり、この標本化のタイミングで必要な時点の情報を取り出すことができる。中央処理装置で決められたタイミングで取り出された信号は、インターフェイス回路４５を経て画像処理するコンピュータ４６に入力される。コンピュータ４６は、画像処理を実施し、画像再生法で高精度の３Ｄ画像を演算し、表示する。なお小形Ｘ線管と各センサは、１対１対応の配置で小形Ｘ線管を同時に動作させ、データを取得するようにすることができる。
【００２４】
図１に示すＸ線ＣＴ装置の実施例ではセンサ群１２を支持枠１３の全周に配置するので、Ｘ線管Ｘi と角度的に重なることになる。そのためセンサアレイはＸ線管のヘッド部とはＺ軸方向でわずかに離れた位置に配置する。すなわち、Ｘ線管の中心部のＸ線から少し離れたＸ線を検出している。センサアレイの中心軸は、Ｘ線管の放射Ｘ線の中心軸と少しずれるが、これによる画像のひずみは、画像処理で補正することができる。
【００２５】
なおこの実施例においてＸ線管Ｘi とセンサＳi は固定されており、支持枠１３も回転させないからＸ線管群１１とセンサアレイ（センサ群）１２は従来装置のように回転せず、固定位置にある。回転させなくても従来例相当または以上のデータが得られる。そのために撮影時間が従来のシステムに比べて、大幅に早くなる。また回転する駆動機構も不要になる。Ｘ線管Ｘi の同時励起による一回の撮影で被検体１４の一断層面の画像が得られる。披検体１４を身長方向（Ｚ方向）に移動させて、連続的に撮影すれば、立体画像が得られる。
【００２６】
以上説明したＣＴ装置はＸ線管群２１とセンサ群２２とを支持枠２３の全周に配置したシステムである。図２に示すように、Ｘ線管群（部分周）２１とセンサ群（部分周）２２支持枠２３の半周上にそれぞれ配置して、撮影するようにしてある。この場合のシステムでは、Ｘ線管とセンサの使用本数が半減されるので、装置のコストが大幅に減少する。またセンサアレイの中心軸は、Ｘ線管の放射Ｘ線の中心軸と一致させることができるので、画像計算が簡単になる。
【００２７】
図７は、Ｘ線管群とセンサアレイを支持枠の全周を分割して配置した本発明によるさらに他のＸ線ＣＴ装置の実施例を示す図である。
この実施例では、支持枠７３を６分割して複数の円弧中の奇数番の円弧上にＸ線管群（部分周）７１Ａ，７１Ｂ，７１Ｃ（３群）を配置してある。偶数番の円弧上には前記Ｘ線管群に対面するようにセンサ群（部分周）７２Ａ，７２Ｂ，７２Ｃ（３群）を配置してある。
この実施例においても支持枠を回転させずに、データを取得することは前述の実施例と異ならない。良く知られているように、対向する対のＸ線管群とセンサアレイの対で１８０度分のデータを得ればＸ線ＣＴ像が得られるのである。
【００２８】
次に前述した装置について、図１に示す実施例について、同時駆動によりある時点（または短い期間）の断層データの取得を繰り返し、繰り返し動作により取得したＸ線情報に基づいて被検体の断層データの経時的な変化の情報を取得することができる。また、前述した各実施例装置は、被検体をＺ方向に移動させて、移動に連動してＸ線管群を同時駆動することにより逐次断層撮影をして３次限のデータを取得できる。
【００２９】
【発明の効果】
以上、説明したように本発明は、ガントリーの回転機構を取り去り、ほぼ瞬時に撮影し、画像データを取り入れることにより、撮影時間が短縮し、心臓の動きなど臓器の連続撮影の動画像を撮影できる。
そして呼吸に伴う臓器の移動を避けるために患者が一定時間呼吸を止める動作が回避できる。
積極的に呼吸に伴う臓器の運動を撮影し、画像化して診断に役立てることができる。
【００３０】
以上詳しく説明した実施例について、本発明の範囲内で種々の変更を施すことができる。特許文献１に示した小形Ｘ線管は、前記実施例と殆ど同じ配置で利用できる。特許文献１に示した小形Ｘ線管は、同軸ケーブルを用いるものではないから、小形Ｘ線管の管軸が被検体に向かう方向で被検体が配置される周囲に配置する。本発明による小形Ｘ線管は極めて小さいから、従来の装置とは異なる方向への僅かな移動をさせることもできる。
Ｘ線の発生を群ごとに同時に行っても、それぞれの群のＸ線源のＸ線の発生をずらすことで、Ｘ線源の連続使用電力を下げて、電源装置の負担を軽くすることもできる。
【図面の簡単な説明】
【図１】  Ｘ線管とセンサアレイを支持枠の全周に配置した本発明によるＸ線ＣＴ装置の実施例を示す正面図（Ａ）および側断面図（Ｂ）である。
【図２】  Ｘ線管とセンサアレイを支持枠の半周に配置した本発明によるさらに他のＸ線ＣＴ装置の実施例を示す正面図（Ａ）および側断面図（Ｂ）図である。
【図３】  本発明によるＸ線ＣＴ装置で使用するセンサアレイを示す図である。
【図４】  本発明によるＸ線ＣＴ装置で使用するデータ収集系の構成を示すブロック図である。
【図５】  本発明によるＸ線ＣＴ装置で使用する超小形Ｘ線管の実施例の先端部の拡大断面図である。
【図６】  本発明によるＸ線ＣＴ装置で使用するさらに他の超小形Ｘ線管の実施例の先端部の拡大断面図である。
【図７】  Ｘ線管とセンサアレイを支持枠の全周を分割して配置した本発明によるさらに他のＸ線ＣＴ装置の実施例を示す図である。
【図８】  従来のＸ線ＣＴ装置の構成を説明するための基本構成図である。
【図９】  従来の代表的なヘリカルスキャン方式のＸ線ＣＴ装置の概観図である。
【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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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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