JP2007267980A

JP2007267980A - Continuous processing type x-ray ct apparatus without rotating mechanism

Info

Publication number: JP2007267980A
Application number: JP2006097727A
Authority: JP
Inventors: Toru Aoki; 徹青木
Original assignee: Shizuoka University NUC
Current assignee: Shizuoka University NUC
Priority date: 2006-03-31
Filing date: 2006-03-31
Publication date: 2007-10-18

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To solve a problem of a conventional X-ray CT apparatus requiring rotation of an X-ray source and X-ray detector array or a subject, wherein the rotation is an obstacle to the requirement for miniaturization. <P>SOLUTION: The rotating mechanism can be eliminated by a combination of a number of high-speed switching type minute X-ray sources and semiconductor X-ray detector array, so that the X-ray CT apparatus can be miniaturized. Furthermore, as the order of generation of X rays can be selectively set, it is possible to minutely image a specific region at a specific angle while roughly scanning other regions and at other angles, and therefore, the speed of scanning can be increased. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

この発明は、Ｘ線ＣＴ装置の改良に関する。 The present invention relates to an improvement of an X-ray CT apparatus.

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。
特開平１０−２９５６８３号公報特開２００１−２７６０４１号公報特開２００１−２９２９８８号公報 Conventional X-ray CT apparatuses need to rotate an X-ray source and an X-ray detector array or a subject, which is an obstacle to the demand for miniaturization.
A method for obtaining the same effect by moving the X-ray generation position by scanning an electron beam irradiated to a large target (see Patent Documents 1 to 3) has been announced. The problem remains in terms of size.
JP-A-10-295683 JP 2001-276041 A JP 2001-292988 A

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。 An X-ray CT apparatus using a large number of high-speed switching type micro X-ray sources and a semiconductor detector array, which can continuously capture CT images without rotating a detector, an X-ray source, or a subject I will provide a. By moving the object in one dimension, data can be acquired continuously at high speed and a three-dimensional CT image can be obtained.

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。 1. As the X-ray source, a micro X-ray source using a field emission micro electron source capable of high-speed switching is used.
2. Since the X-ray source has a small and simple structure, it is easy to arrange many, for example, one at a time and 360 around the circumference of the object. can do.
3. Since the X-ray source has a large number of generating element portions, that is, only a small electron source and a target, and an expensive high-voltage power supply can be used by one unit, an inexpensive and highly reliable system can be realized.
4). The so-called multi-slice type device, which consists of multiple arrays (for example, staggered arrangement) in which the detector array is devised to eliminate the influence of gaps between semiconductor detectors and enable faster scanning However, it is also possible to realize a single line sensor array on the circumference.
5). If X-ray detection is performed using a photon counting type semiconductor detector array that has high spatial resolution and high quantification, the energy discrimination of the detector array can be utilized. Effective atomic number and density can be separated and mapped by data calculation of two or more energy bands, realizing more accurate inspection.

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。 As a result, the X-ray CT apparatus can be reduced in size, reduced in noise, and speeded up, speeding up the examination, and reducing the burden on the patient in medical applications.
The X-ray CT image is a two-dimensional mapping of the attenuation coefficient of X-rays, and the attenuation coefficient has a relation between the product of effective atomic number (electron density) and density.
In principle, it is possible to separate the effective atomic number and density by calculating data of two or more energy bands with the energy discrimination function, and it is possible to perform effective atomic number mapping, and material identification and identification This is effective.
For this purpose, it is important to use a photon counting type X-ray detector.

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。 1. An X-ray source and a detector array are arranged on the circumference, and the subject moves one-dimensionally along its central axis.
2. The X-ray source switching and the detector acquire data in synchronization, and obtain a large number of slice data without moving any of the source, detector, and subject.
3. If necessary, calculation is performed in a plurality of energy bands to obtain a mapping image in which effective atomic number and density are separated. In addition, this is basically a more effective method in multi-slice imaging, and in that case, a three-dimensional image can be easily acquired.

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。 FIG. 1 is a diagram showing an outline of an X-ray CT apparatus. The imaging ring (1) is provided with an X-ray source (2) over the entire circumference of the ring. One or two X-ray sources (2) are simultaneously activated by the control circuit (6) to emit X-rays (3). The X-ray (3) emitted from the X-ray source (2) passes through the subject (4), enters the X-ray detector array (5), and is detected. The obtained detection signal is analyzed by the signal processing circuit (7) and displayed as a slice image on a display unit (not shown). An X-ray detector array (5) is also provided around the entire ring corresponding to the X-ray source (1). As an example, the X-ray source (1) and the X-ray detector array (5) are provided so as to overlap in the front-rear direction of the paper surface, but may be alternately provided on the circumference if desired.
FIG. 2 is a diagram showing details of the X-ray source (1). As an X-ray source (1), an anode (12), a grid (13), and a cathode (14) are provided in the element housing (11). The generated X-ray (3) is emitted from the window (17). A positive voltage is applied to the anode (12) by an anode power source (15). A negative voltage is applied to the cathode (14) by the cathode power source (16). The cathode power supply (16) has a pulse waveform and enables instantaneous X-ray generation. A typical material of the anode (12) is copper, and a typical material of the cathode (14) is a graphite nanocrater or a carbon nanotube.

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。 By providing the grid (13), the generation of X-rays can be controlled by the low-voltage cathode power supply (16), which is easy to manufacture and enables high reliability and high-speed switching.
For this reason, the generation order of X-rays can be set arbitrarily. When helical tomographic imaging is performed, it is necessary to sequentially generate the images in the same direction. However, if desired, the speed can be increased in combination with thinning. Further, since it does not have a rotation mechanism with large inertia, it is possible to emit X-rays from a specific angle in synchronization with the heartbeat.

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。 If a photon counting type is used as the X-ray detector, an energy discrimination function can be used. The energy level of X-rays to be detected is switched according to the target substance. It is also used for material identification and identification. In this case, a plurality of X-rays having different energies are generated.
The photon counting type imager detects charges generated when one X-ray or γ-ray photon is incident on a radiation detection element typified by cadmium telluride (CdTe). The number of generated charges is proportional to the energy of incident photons. Therefore, the energy of the incident photon can be determined by discriminating the peak value of the signal obtained as the output. The discrimination operation must be completed before the next photon is incident. For an environment where photons are continuously incident, the time window is narrowed and energy is discriminated at the time interval when one photon is incident. . In addition, the number of incident photons per unit time is reduced by attenuation by a thin plate of iron or lead, and the number of photons can be counted. After that, counting is performed for each discriminated energy category.
FIG. 3 shows a conceptual diagram of the photon counting imager. 21 is CdTe, 22 is an amplifier, 23 is a comparator for performing energy discrimination, and 24 is a counter. Different voltages V1, V2, V3... Are applied to the other input of the comparator (23), respectively, so that energy discrimination is possible. A collimator (25) is provided as necessary. This is a single unit, and a plurality of units are arranged in a straight line to constitute a line scanner.

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。 FIG. 4 shows an example in which after the energy discrimination is performed by the comparator (23), the exclusive OR circuit (26) performs counting for each energy band. The discrimination voltages V1, V2, V3 ... are set as V1>V2> V3 ...., and when the input signal exceeds the discrimination voltage, a counting pulse is output. . By providing an exclusive OR circuit (26), a pulse corresponding to an energy level exceeding V1, a pulse corresponding to an energy level exceeding V2 and not exceeding V1, and a pulse corresponding to an energy level exceeding V3 and not exceeding V2 Are individually input to the counter (24).
In FIG. 5, the energy discrimination is performed by the comparator (23), the output pulses are counted by the counter (24), and then the high energy side count value is subtracted from the low energy side count value by the subtractor (27). This is an example of obtaining a count value for each energy band. In this case as well, the discrimination voltages V1, V2, V3 ... are set as V1>V2> V3 ..., and when the input signal exceeds the discrimination voltage, the counting pulse Is output. The count value on the low energy side includes a count value corresponding to the high energy component, and a subtracter (27) is provided to remove this count value. The subtraction process itself may be performed in the signal processing circuit (7) at the subsequent stage.

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。 In the present invention, since a large number of micro X-ray sources using a micro electron source to which semiconductor technology is applied are arranged and switched, the rotation mechanism in the CT apparatus can be omitted, and the size can be reduced.
In addition, since the switching is performed by the gate voltage (low voltage) of the micro electron source in the X-ray source, the switching of the high voltage itself is unnecessary and the manufacture is easy, and high reliability and high-speed switching are possible.

Ｘ線ＣＴ装置の概略を示す図Diagram showing outline of X-ray CT system Ｘ線源(１)の細部を示す図Figure showing details of X-ray source (1) フォトンカウンティング・イメージャの概念を示す図Diagram showing the concept of photon counting imager 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The figure which shows the example which provides an exclusive OR circuit (26) and counts by energy band 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The figure which shows the example which provides a subtraction circuit (27) and outputs a count value according to energy band

符号の説明Explanation of symbols

１撮像リング
２Ｘ線源
３Ｘ線
４被写体
５Ｘ線検出器アレイ
６制御回路
７信号処理回路 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Imaging ring 2 X-ray source 3 X-ray 4 Subject 5 X-ray detector array 6 Control circuit 7 Signal processing circuit

Claims

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。 A plurality of high-speed switching type micro X-ray sources, a control circuit for generating X-rays by sequentially driving some of the plurality of high-speed switching type micro X-ray sources, an X-ray detector array, and the X-ray detector A continuous processing X-ray CT apparatus without a rotation mechanism, comprising a signal processing circuit for processing a signal from an array to form a slice image.

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。 A plurality of high-speed switching micro X-ray sources, a control circuit that sequentially drives some of the plurality of high-speed switching micro X-ray sources to generate X-rays, a photon counting X-ray detector array, and the X A continuous processing type X-ray CT apparatus having no rotation mechanism comprising a signal processing circuit for processing a signal from a line detector array to form a slice image.