JP4114467B2

JP4114467B2 - X-ray CT system

Info

Publication number: JP4114467B2
Application number: JP2002353020A
Authority: JP
Inventors: 行雄佐藤
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 2002-12-04
Filing date: 2002-12-04
Publication date: 2008-07-09
Anticipated expiration: 2022-12-04
Also published as: JP2004181017A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線検出器およびＸ線ＣＴ装置に係り、特に、被検者からの散乱Ｘ線を除去するためにＸ線検出器の前に散乱Ｘ線除去用のコリメータを備えたＸ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴ装置は、被検者の体軸を中心にＸ線管とＸ線検出器が円周方向に回転しながらＸ線管からＸ線を放射し、それと対向した円形配置の複数個の検出器で被検者を透過したＸ線量を検知して、その信号をコンピュータ処理して画像を構成するものである。
図６に、従来のＸ線ＣＴ装置の検査室及び操作室に設置された各部構成と制御ブロックダイアグラムを示す。Ｘ線ＣＴ装置は、天板５上に被検者４を載せ、寝台６を上昇させて被検者４を回転軸８の高さに位置させ、天板５をスライド部５ａを介してガントリ１内に移動させる。そして、被検者４を中心にして、回転軸８の周りに、Ｘ線管２と検出器３とが、ガントリ１内の回転部７のリング枠で、ホストＣＰＵ２１からの指令でガントリ・寝台制御装置２０の制御によって、回転しながらＸ線を放射する。その回転速度は、高級機クラスのフルスキャン（３６０度）で１秒以下である。このスキャン中に、例えば腹部スライスであれば、Ｘ線制御装置によって設定され高電圧発生装置によってＸ線管２に高電圧が印加され、Ｘ線条件として１２０ｋＶ、２００ｍＡｓ程度のＸ線量が被検者４に照射される。このＸ線ビームはＸ線管２の射出口のコリメータで扇状に絞られ、被検者４に当たり一部は散乱し、透過したＸ線が検出器３に入射して画像診断情報として処理される。スパイラルスキャンモード（天板５を一定の速度でガントリ１内に移動し、Ｘ線管２と検出器３を連続回転して撮影するもので、ヘリカルスキャンモードともいう）による高速連続撮影は、天板５の移動を撮影中に行なうため広い範囲を短時間で撮影できるので、ＣＴの主流として普及している。検出器３からの出力信号は、検出器３の下部に配置されたデータ収集部２２（ＤＡＳ）の増幅器に入力され、サンプルホールド回路、マルチプレクサ、Ａ／Ｄ変換器、インターフェース等の回路を経由してメモリに記憶される。そして、システム制御の中枢であるホストＣＰＵ２１は、マイクロプロセッサ、及び、メモリ、ハードディスク、磁気ディスクなどの記憶手段２１ｂ、キーボードを備えた入力装置２１ａなどの周辺機器を備え、このホストＣＰＵ２１と再構成装置２３と画像表示装置２４とスキャン制御部（図示せず）などにより、データ処理が行われ再構成装置２３の高速演算処理により画像が再構成されて、画像データは記憶手段２１ｂの磁気ディスクにファイルされると同時に、画像表示装置２４でアナログ信号としてモニタに表示される。
最近、さらに画像再構成処理速度を従来の１０倍以上に高速化できるようになり、スキャン中に並行してリアルタイムで画像を毎秒数コマの速度で、動画のように表示できる機能を有したＣＴ透視法が実用化され、従来のＸ線透視のようにリアルタイムで連続的に観察できる。
【０００３】
上記の検出器３には、被検者４を透過したＸ線が検出器３に入射する前面に、通常、散乱Ｘ線除去用のコリメータ９が設けられており、Ｘ線管２の焦点の方向に向けて板状のＸ線遮蔽プレートが形成されている。散乱Ｘ線除去用のコリメータ９は、Ｘ線吸収の大きい金属板、例えば、鉛板、タングステン板などで形成され、被検者４とＸ線との相互作用によって発生する散乱線を効果的に除去し、又は減少させて検出器３に有効な信号のみを取り入れるように構成している。散乱線は被検者４が厚いほど、照射野が大きいほど、そして管電圧が高いほど増大し、検出器３に検出され、Ｘ線画像のコントラストを低下させるため、コリメータ９の役割は大きい。
【０００４】
検出器３は、被検者４を透過したＸ線の強度を忠実に電気信号に変換するもので、（１）半導体検出器、（２）シンチレータ＋光電変換素子検出器、（３）Ｘｅガス電離箱検出器などがある。（１）と（２）は固体検出器であり、（３）Ｘｅガス電離箱検出器に比べてＸ線捕捉効率が高く、Ｓ／Ｎがよいため、（２）シンチレータ＋光電変換素子検出器が多く用いられている。一方、（３）Ｘｅガス電離箱検出器は各チャンネルの感度のばらつきが少なく、また、Ｘｅガス圧や印加電圧を変更させることで、Ｘ線エネルギーの吸収波長が固体検出器と異なるという特徴を有する。
【０００５】
しかし、Ｘ線管２から照射されるＸ線は、管電圧に相当する値を最高値としてエネルギーが分布する多色Ｘ線となるが、そのようなエネルギー分布中の特定領域に属するＸ線だけを用いて撮影するということができなかった。そこで、「Ｘ線の透過方向に配置された複数個のシンチレータ素子と、Ｘ線の透過方向に垂直な方向において前記複数のシンチレータ素子とそれぞれ対向する複数の光検出素子と、を具備することを特徴とするＸ線検出器」が公開されている（例えば、特許文献１参照。）。
図７に、公開されている上記の検出器３ａの外観を示す。Ｘ線透過方向をｊ、断層面方向をｉ、Ｘ線透過方向に垂直な方向（体軸方向）をｋとした座標で示し、図８に、その検出素子のｊ−ｋ方向の断面図を示す。
この検出器３ａは、Ｘ線透過方向に垂直な方向（ｋ）にシンチレータ集合体１００とそれに接近して横方向に光検出素子集合体１１０が設けられ、シンチレータ集合体１００はＸ線透過方向に複数のシンチレータ素子１０２が縦に積層され、それに対応して、光検出素子集合体１１０が縦に光検出素子１１２をアレイしている。光検出素子１１２をシンチレータ素子１０２の横に配置することで、Ｘ線透過方向の後段のシンチレータ素子１０２への影響をなくしている。
図９に各シンチレータの捕捉されるＸ線フォトン数とフォトンエネルギーの関係を示す。初段のシンチレータ素子１０２の特性をＱ_１、次段の特性をＱ_２、３段目の特性をＱ_３として表示している。
【０００６】
【特許文献１】
特開２００１−１７４５６４号公報（第３頁、第５図）
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
従来のＸ線ＣＴ装置は以上のように構成されているが、被検者４を透過したＸ線量を電気信号に変換する検出器３は、Ｘ線ＣＴ装置では８００個前後の多くの素子を配列している。分解能を向上させるために検出器素子の数を高密度化し、さらに、一度に複数の断層面を得ることができるように、被検者４の体軸方向に複数の検出器素子をアレイして検出器３が２次元的に構成される。そして、上記の公開特許のように、エネルギー分布の特定領域に属するＸ線を用いて撮影できるように、特性の異なる検出器３をＸ線透過方向に多段に形成した多重構造にすると、検出器が３次元的に構成され、ますます、電気信号の取出しが非常に難しいという問題がある。また、固体検出器を多く使用するため、検出器３の製作コストが大幅に増大するという問題がある。
【０００８】
本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、製作が容易でコストがあまりかからない構造の検出器を、Ｘ線透過方向に多段に形成して、異なるＸ線エネルギー領域の情報を取り込むことができるＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するため、本発明のＸ線ＣＴ装置は、寝台に載せられた被検者の体軸を中心に、Ｘ線管と散乱線除去用のコリメータを前面に備えた固体検出器が円周方向に回転しながらＸ線管からＸ線を放射し、被検者を透過したＸ線量を円形配置した複数個の固体検出器で検知し、その信号をコンピュータ処理して画像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、前記コリメータが設けられた空間を密閉しＸｅガスを封入しＸｅガス電離箱によるＸｅ検出器とし、前記固体検出器と前記Ｘｅ検出器をＸ線の透過方向に設け、その２重検出器からの信号で画像を再構成できるようにしたものである。
【００１０】
また、本発明のＸ線ＣＴ装置は、前記Ｘｅ検出器と前記固体検出器がそれぞれ異なるエネルギーレベルのＸ線に反応するものである。
【００１１】
また、本発明のＸ線ＣＴ装置は、前記２重検出器をＸ線の透過方向に対して垂直な方向に複数個配置してアレイをなすものである。
【００１２】
本発明のＸ線ＣＴ装置は上記のように構成されており、散乱線除去用のコリメータが設けられた空間を、Ｘ線透過性の良い材料からなる板で密閉し、内部に高圧のＸｅガスを封入し、Ｘｅガス電離箱を形成してＸｅ検出器とし、コリメータの下方に設けられたシンチレータとフォトダイオードからなる固体検出器を、Ｘｅ検出器の後方のＸ線の透過方向に設け、その２重検出器からの信号で画像を再構成できるようにする。
そのため、固体検出器を多段にして構成するよりは、Ｘｅ検出器を用いることにより電気信号の取り出しも容易になり、コストも大幅に増大することがない。
そして、Ｘｅガス電離箱からなるＸｅ検出器は、各チャンネルの感度のばらつきが少なく、また、Ｘｅガス圧や印加電圧を変更させることで、初段検出器で捉えるＸ線エネルギーの吸収波長が異なるので、固体検出器に対しエネルギーの異なるＸ線情報を得ることができ、エネルギーの違いによる画像を再構成することができる。
【００１３】
【発明の実施の形態】
本発明のＸ線ＣＴ装置の一実施例を、図１を参照しながら説明する。図１は本発明のＸ線ＣＴ装置の構成を示す図である。
本発明のＸ線ＣＴ装置は、ガントリ１内の回転部７に取り付けられ回転軸８を中心にして回転するＸ線管２と、被検者４を載せる天板５を備えた寝台６と、回転部７に取り付けられ回転軸８を中心に回転する２重構造の検出器３０と、回転部７および寝台６を制御するガントリ・寝台制御装置２０と、画像処理部（検出器３０の下部に配置され信号データを収集するデータ収集部２２と、入力装置２１ａ及び記憶手段２１ｂを備え、システムを統括するホストＣＰＵ２１と、データ収集部２２からの信号を再構成して画像を構成する再構成装置２３と、再構成された画像を表示する画像表示装置２４）とから構成される。
【００１４】
次に、本Ｘ線ＣＴ装置の各構成部について説明する。
Ｘ線管２は、ガントリ１内に搭載され高周波インバータ制御によって小型化された高圧発生器から、８０〜１４０ｋＶの高電圧が印加され、管電流制御、回転陽極の回転駆動制御が行われる。
寝台６は、上部に天板５を備え、上下及び水平方向（スライド部５ａ）の駆動機構で構成され、ガントリ１の操作スイッチによりガントリ開口部での位置合わせを行う。ヘリカルスキャンを行うときは水平方向の駆動を操作コンソールから遠隔操作で行い、スキャン中はＸ線発生、データ収集と同期した制御が行われる。
検出器３０は、上部に設けられたコリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａと、下部のＸ線透過方向に設けられた固体検出器３０ｂの２重構造で構成される。
図２に検出器３０の模式的な構造を示す。コリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａは、左右水平方向に、散乱線を除去するために鉛板やタングステン板などで作られたＸ線遮蔽プレートのコリメータ３２が、Ｘ線管焦点方向に向いて立てられ、上面にはＸ線透過性の良い材質の絶縁物からなる板に、Ａｌなどを蒸着してコリメータ３２の間に対応して電極４１を形成した板３８ａがシールされ、コリメータ３２の下部には、ＡｌなどのＸ線透過性の良い導電性の材質からなる板３８ｂがシールされる。また、前後方向の壁には検出器３０を支持する金具などで支持されてシールされる。そして、コリメータ３２の空間には高圧のＸｅガス３１が封入され、上部の電極４１と下部の板３８ｂ間に電圧が印加される。入射Ｘ線によるイオン化電流は電極４１から外部に取り出される。
コリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａは、コリメータ３２による散乱線除去機能とＸｅガス電離箱のＸｅ検出器の機能を兼ね備え、コリメータ空間を有効に利用することができる。そして、Ｘｅ検出器は各チャンネルの感度のばらつきが少なく、また、Ｘｅガス圧や印加電圧を変更させることで、Ｘ線エネルギーの吸収波長を変えることができ、固体検出器３０ｂとは異なるエネルギー領域のＸ線情報を得ることができる。
固体検出器３０ｂは、従来から使われ、透過Ｘ線によって発光するシンチレータと、シンチレータで発光した光を電気信号に変換する光電変換素子、例えばフォトダイオードなどで構成され、Ｘ線捕捉効率がよく、Ｓ／Ｎが良い。ここでは上記のコリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａの下部に配置され、Ｘ線透過方向に一致して構成される。
ガントリ・寝台制御装置２０は、ガントリ１内の回転部７、Ｘ線管２、及び寝台６を制御するもので、回転部７の回転速度、Ｘ線管２に供給する撮像条件、及び寝台６の昇降機能、天板５の水平移動などの制御を行う。
画像処理部は、ガントリ１内の検出器３０からの信号を収集するデータ収集部２２と、データ収集部２２からの信号により画像を再構成する再構成装置２３と、再構成された画像を表示する画像表示装置２４とから構成される。
そして、検出器３０（コリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａ及び固体検出器３０ｂ）からの出力信号は、データ収集部２２（ＤＡＳ）の増幅器、サンプルホールド回路、マルチプレクサ、Ａ／Ｄ変換器、インターフェース等の回路を経由してメモリに記憶される。そして、システム制御の中枢であるホストＣＰＵ２１は、マイクロプロセッサ、及び、メモリ、ハードディスク、磁気ディスクなどの記憶手段２１ｂ、入力装置２１ａなどの周辺機器を備え、このホストＣＰＵ２１と再構成装置２３と画像表示装置２４とスキャン制御部（図示せず）などにより、データ処理が行われ再構成装置２３の高速演算処理により画像が再構成されて、画像データは磁気ディスクにファイルされると同時に、画像表示装置２４でアナログ信号としてモニタに表示される。
【００１５】
次に、本Ｘ線ＣＴ装置の検出器３０の一実施例を、図３、図４を参照しながら説明する。図３は検出器３０のスライス方向の断面構造を示し、図４はコリメータ部の外観を示す。
コリメータ部は、Ｘ線遮蔽用のコリメータ３２を、体軸方向の前後に、両端部を支持棒４２で枠組補強された円弧状の主支持部４０と支持板３７の間に、Ｘ線管からのＸ線ビームの入射方向に向けて、コリメータ３２が挿入され冶具を用いて固着されている。
コリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａは、コリメータ部の上部には内側に電極４１が形成されたＸ線透過性の良い絶縁物の板３８ａが、主支持部４０と側支持部３６上に接着される。コリメータ部の下部にはＸ線透過性の良い導電性の板３８ｂが、同じく主支持部４０と側支持部３６の溝に挿入接着されて、コリメータ部の空間が密閉される。そして、端部からコリメータ部の空間にＸｅガス３１が高圧で注入され、Ｘｅガス電離箱とし、信号線３９を外部に配線して、透過Ｘ線によって電離発生するイオンを電極４１から外部に電気信号として取り出す。
固体検出器３０ｂは、製作する上で機械的な配列から、シンチレータ３４とＰＤＡ（フォトダイオードアレイ）３５を光学接着して組合せたものを、基板３３上に８〜３０個並べたものが１モジュールとされ、このような検出器モジュールを、主支持部４０と側支持部３６の下部の円周上に、連続して略円弧状に配置して、コリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａの下部に、上下の位置を合わせて組合わされ、信号線３９が外部に配線される。このとき、コリメータ３２と固体検出器３０ｂの位置精度は正確に設定され、各固体検出器３０ｂの検出感度を一様にかつ最大になるようにＸ線ＣＴ用の検出器３０を構成している。そして、検出器３０は主支持部４０を介してガントリ１内の回転部７に取り付けられる。
【００１６】
次に、コリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａ、及び、固体検出器３０ｂのＸ線フォトンの捕捉されるＸ線エネルギー領域の違いについて、図５を参照しながら説明する。図５（ａ）はＸ線管２から照射される波長に対するＸ線強度Ｓを示す図である。（ｂ）はコリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａで捕捉されるフォトンエネルギーの特性Ｄ_１を示し、（ｃ）は固体検出器３０ａで捕捉されるフォトンエネルギーの特性Ｄ_２を示す。
コリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａは、図２に示すように、Ｘｅガス３１が高圧で封入されており、そのＸｅガス３１のガス圧、及び、電極４１と導電性の板３８ｂ間に印加される電圧によって、フォトンエネルギーの特性Ｄ_１がシフトし変化する。これに比べて固体検出器３０ｂのフォトンエネルギーの特性Ｄ_２は（ｃ）に示すようにほぼ固定している。そのため、コリメータ兼Ｘｅ検出器３０ａからの信号と、固体検出器３０ｂからの信号とを別々に画像再構成することで、被検者４のＸ線に対するエネルギー領域の異なるＸ線像の情報を捉えることができる。
人体を放射線の減弱という観点からみると、骨及び軟組織から成る２成分系と考えることができ、これら各成分の線吸収係数は放射線のエネルギーに依存して相違しているので、２種のエネルギーを持つ放射線を交互、あるいは同時に人体に照射して、被検者４の透過放射線量を計測することで各成分の厚み、さらには重量を決定することができる。その方法に、ＤＸＡ（ＤｕａｌＸ−ｒａｙＡｂｓｏｒｐｔｉｏｎｍｅｔｒｙ：二重Ｘ線吸収法）と呼ばれる骨密度測定法がある。小児学童期における骨成長の評価、若年成人期の最大骨量の評価、退行期における骨粗しょう症の検診及び診断、投薬効果の判定などの骨密度をモニタするために、Ｘ線エネルギー領域の異なる２重検出器によるＸ線ＣＴ診断は有用なものとなる。
【００１７】
上記の実施例では、電極４１と下部の板３８ｂを対電極としたが、板３８ａに電極４１を形成せずに、コリメータ３２の間にもう一枚のコリメータ板を立て、それを絶縁して電極としても良い。
また、実施例では、シングルスライスの検出器３０について説明したが、２重の検出器３０をＸ線の透過方向に対して垂直な方向に複数個配置してアレイをなすように構成した３次元検出器とすることができる。これにより一回のスキャンでマルチスライスの断層像を、エネルギー領域の異なる２画像で得ることができる。
【００１８】
【発明の効果】
本発明のＸ線ＣＴ装置は上記のように構成されており、散乱線除去用のコリメータが設けられた空間を、Ｘｅガス電離箱のＸｅ検出器とし、コリメータの機能と検出器の機能を兼ね備え、その下方にシンチレータとフォトダイオードからなる従来の固体検出器を設けているので、その２段の各検出器からの異なる信号を取り入れることができる。
そして、Ｘｅ検出器のＸｅガス圧や印加電圧を変更させて、初段のＸｅ検出器で捉えるＸ線エネルギー領域を変え、固体検出器で捉えるＸ線エネルギー領域と異なるＸ線情報を得ることができ、エネルギーの違いによる２つの画像を再構成することができる。また、Ｘ線エネルギー領域の異なる情報を取り入れることにより、骨密度測定のデータとすることができる。
そして、固体検出器を多段にした構造にするよりは、Ｘｅ検出器を用いた構造にする方が、電気信号の取り出しも容易になり、コストも大幅に増大することもない。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＸ線ＣＴ装置の一実施例を示す図である。
【図２】本発明のＸ線ＣＴ装置の検出器の原理を示す図である。
【図３】本発明のＸ線ＣＴ装置の検出器の構造を説明するための図である。
【図４】コリメータの全体の構造を示す図である。
【図５】本発明のＸ線ＣＴ装置の各検出器の利用波長を示す図である。
【図６】従来のＸ線ＣＴ装置の構成を示す図である。
【図７】マルチスライスの検出器の外観を示す図である。
【図８】シンチレータを３段に形成した検出器の断面を示す図である。
【図９】各シンチレータに吸収されるエネルギー特性を示す図である。
【符号の説明】
１ガントリ
２Ｘ線管
３、３ａ、３０検出器
４被検者
５天板
５ａスライド部
６寝台
７回転部
８回転軸
９コリメータ
２０ガントリ
２１ホストＣＰＵ
２１ａ入力装置
２１ｂ記憶手段
２２データ収集部
２３再構成装置
２４画像表示装置
３０ａコリメータ兼Ｘｅ検出器
３０ｂ固体検出器
３１Ｘｅガス
３２コリメータ
３３基板
３４シンチレータ
３５ＰＤＡ
３６側支持部
３７支持板
３８ａ、３８ｂ板
３９信号線
４０主支持部
４１電極
４２支持棒
１００シンチレータ集合体
１０２シンチレータ素子
１１０光検出素子集合体
１１２光検出素子[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray detector and an X-ray CT apparatus, and in particular, an X-ray having a collimator for removing scattered X-rays in front of the X-ray detector in order to remove scattered X-rays from a subject. The present invention relates to a CT apparatus.
[0002]
[Prior art]
The X-ray CT apparatus emits X-rays from the X-ray tube while the X-ray tube and the X-ray detector rotate in the circumferential direction around the body axis of the subject, and a plurality of circular arrangements opposed to the X-ray CT apparatus. An X-ray dose transmitted through the subject is detected by a detector, and the signal is computer processed to form an image.
FIG. 6 shows the configuration of each part installed in the examination room and operation room of a conventional X-ray CT apparatus and a control block diagram. The X-ray CT apparatus places the subject 4 on the top 5, raises the bed 6, positions the subject 4 at the height of the rotation shaft 8, and places the top 5 on the gantry via the slide portion 5 a. Move it into 1. Then, the X-ray tube 2 and the detector 3 around the rotation axis 8 around the subject 4 are the ring frame of the rotating unit 7 in the gantry 1, and the gantry / bed according to the command from the host CPU 21. Under the control of the control device 20, X-rays are emitted while rotating. The rotation speed is 1 second or less in a full scan (360 degrees) of a high-class machine class. During this scan, for example, in the case of an abdominal slice, a high voltage is applied to the X-ray tube 2 by the high voltage generator set by the X-ray control device, and an X-ray dose of about 120 kV and 200 mAs is applied to the subject. 4 is irradiated. This X-ray beam is narrowed in a fan shape by a collimator at the exit of the X-ray tube 2 and partially hits the subject 4 and the transmitted X-ray enters the detector 3 and is processed as diagnostic image information. . High-speed continuous imaging in spiral scan mode (which is also called helical scan mode, where the top plate 5 is moved into the gantry 1 at a constant speed and the X-ray tube 2 and the detector 3 are continuously rotated) Since the movement of the plate 5 is performed during photographing, a wide range can be photographed in a short time, so that it is popular as the mainstream of CT. The output signal from the detector 3 is input to the amplifier of the data acquisition unit 22 (DAS) arranged at the lower part of the detector 3 and passes through circuits such as a sample hold circuit, a multiplexer, an A / D converter, and an interface. Stored in memory. The host CPU 21 which is the center of system control includes a microprocessor, storage means 21b such as a memory, a hard disk, and a magnetic disk, and peripheral devices such as an input device 21a provided with a keyboard. 23, the image display device 24, a scan control unit (not shown), and the like, data processing is performed, and an image is reconstructed by the high-speed arithmetic processing of the reconstruction device 23, and the image data is stored on the magnetic disk of the storage unit 21b. At the same time, it is displayed on the monitor as an analog signal by the image display device 24.
Recently, it has become possible to increase the image reconstruction processing speed more than 10 times faster than conventional methods, and it has a function that can display images like a movie at a speed of several frames per second in parallel during scanning. A fluoroscopy method has been put into practical use, and can be continuously observed in real time like conventional X-ray fluoroscopy.
[0003]
The detector 3 is usually provided with a collimator 9 for removing scattered X-rays on the front surface where X-rays transmitted through the subject 4 enter the detector 3. A plate-shaped X-ray shielding plate is formed in the direction. The collimator 9 for removing scattered X-rays is formed of a metal plate having a large X-ray absorption, for example, a lead plate, a tungsten plate, etc., and effectively produces scattered rays generated by the interaction between the subject 4 and the X-rays. Only a valid signal is taken into the detector 3 by being removed or reduced. The scattered radiation increases as the subject 4 is thicker, the irradiation field is larger, and the tube voltage is higher. The scattered radiation is detected by the detector 3 and decreases the contrast of the X-ray image.
[0004]
The detector 3 faithfully converts the intensity of the X-ray transmitted through the subject 4 into an electrical signal. (1) Semiconductor detector, (2) Scintillator + photoelectric conversion element detector, (3) Xe gas There are ionization chamber detectors. (1) and (2) are solid state detectors. (3) Since the X-ray capture efficiency is higher than that of the Xe gas ionization chamber detector and the S / N is good, (2) scintillator + photoelectric conversion element detector Is often used. On the other hand, (3) Xe gas ionization chamber detectors have little variation in the sensitivity of each channel, and the Xe gas absorption wavelength is changed by changing the Xe gas pressure and applied voltage. Have.
[0005]
However, the X-rays irradiated from the X-ray tube 2 are polychromatic X-rays in which energy is distributed with a value corresponding to the tube voltage as a maximum value, but only X-rays belonging to a specific region in such energy distribution. I couldn't shoot with Therefore, “comprising a plurality of scintillator elements arranged in the X-ray transmission direction and a plurality of light detection elements respectively facing the plurality of scintillator elements in a direction perpendicular to the X-ray transmission direction. "Characteristic X-ray detector" is disclosed (for example, see Patent Document 1).
FIG. 7 shows the external appearance of the above-described detector 3a. The x-ray transmission direction is indicated by j, the tomographic plane direction is i, and the direction perpendicular to the X-ray transmission direction (body axis direction) is indicated by k. FIG. 8 is a sectional view of the detection element in the jk direction. Show.
This detector 3a is provided with a scintillator assembly 100 in a direction (k) perpendicular to the X-ray transmission direction and a light detection element assembly 110 in a lateral direction close to the scintillator assembly 100, and the scintillator assembly 100 is arranged in the X-ray transmission direction. A plurality of scintillator elements 102 are stacked vertically, and correspondingly, a light detection element assembly 110 has light detection elements 112 arrayed vertically. By disposing the light detection element 112 beside the scintillator element 102, the influence on the subsequent scintillator element 102 in the X-ray transmission direction is eliminated.
FIG. 9 shows the relationship between the number of X-ray photons captured by each scintillator and the photon energy. The characteristic of the first-stage scintillator element 102 is indicated as Q ₁ , the characteristic of the next stage as Q ₂ , and the characteristic of the third stage as Q ₃ .
[0006]
[Patent Document 1]
JP 2001-174564 A (page 3, FIG. 5)
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
Although the conventional X-ray CT apparatus is configured as described above, the detector 3 that converts the X-ray dose transmitted through the subject 4 into an electric signal has many elements of about 800 in the X-ray CT apparatus. Arranged. In order to improve the resolution, the number of detector elements is increased, and a plurality of detector elements are arrayed in the body axis direction of the subject 4 so that a plurality of tomographic planes can be obtained at one time. The detector 3 is configured two-dimensionally. Then, as in the above-mentioned published patent, when the detector 3 having different characteristics is formed in multiple stages in the X-ray transmission direction so as to be photographed using X-rays belonging to a specific region of the energy distribution, the detector However, there is a problem that it is very difficult to take out an electric signal. In addition, since many solid detectors are used, there is a problem that the manufacturing cost of the detector 3 is significantly increased.
[0008]
The present invention has been made in view of such circumstances, and is formed in multiple stages in the X-ray transmission direction with a detector having a structure that is easy to manufacture and does not cost much, and information on different X-ray energy regions. It is an object of the present invention to provide an X-ray CT apparatus capable of capturing the image data.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, an X-ray CT apparatus according to the present invention is a solid state detector having an X-ray tube and a collimator for removing scattered radiation on the front surface around the body axis of a subject placed on a bed. Radiates X-rays from the X-ray tube while rotating in the circumferential direction, detects the X-ray dose transmitted through the subject with a plurality of solid-state detectors arranged in a circle, and computer-processes the signals to regenerate the image. An X-ray CT apparatus comprising: a space in which the collimator is provided is sealed, Xe gas is sealed in to form an Xe detector using an Xe gas ionization chamber, and the solid state detector and the Xe detector are in the X-ray transmission direction. The image can be reconstructed with the signal from the double detector.
[0010]
In the X-ray CT apparatus of the present invention, the Xe detector and the solid state detector react to X-rays having different energy levels.
[0011]
Moreover, the X-ray CT apparatus of the present invention forms an array by arranging a plurality of the double detectors in a direction perpendicular to the X-ray transmission direction.
[0012]
The X-ray CT apparatus of the present invention is configured as described above, and a space provided with a collimator for removing scattered radiation is sealed with a plate made of a material having good X-ray permeability, and high-pressure Xe gas is contained inside. A Xe gas ionization chamber to form an Xe detector, and a solid state detector composed of a scintillator and a photodiode provided below the collimator is provided in the X-ray transmission direction behind the Xe detector, The image can be reconstructed with the signal from the double detector.
For this reason, the use of the Xe detector makes it easier to take out an electric signal and the cost does not increase significantly, rather than using a multi-stage solid state detector.
And the Xe detector consisting of the Xe gas ionization chamber has little variation in the sensitivity of each channel, and the Xe energy absorption wavelength captured by the first-stage detector differs by changing the Xe gas pressure and applied voltage. X-ray information with different energies can be obtained for the solid state detector, and an image due to the difference in energy can be reconstructed.
[0013]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
An embodiment of the X-ray CT apparatus of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a diagram showing the configuration of the X-ray CT apparatus of the present invention.
The X-ray CT apparatus of the present invention includes an X-ray tube 2 that is attached to a rotating part 7 in a gantry 1 and rotates around a rotating shaft 8, a bed 6 that includes a top plate 5 on which a subject 4 is placed, A detector 30 having a double structure that is attached to the rotating unit 7 and rotates around the rotating shaft 8, a gantry / bed control device 20 that controls the rotating unit 7 and the bed 6, and an image processing unit (below the detector 30). A data collecting unit 22 arranged to collect signal data, an input device 21a and a storage means 21b, a host CPU 21 that controls the system, and a reconstruction device that reconstructs signals from the data collecting unit 22 and constructs an image 23 and an image display device 24) for displaying the reconstructed image.
[0014]
Next, each component of the X-ray CT apparatus will be described.
A high voltage of 80 to 140 kV is applied to the X-ray tube 2 from a high voltage generator mounted in the gantry 1 and miniaturized by high frequency inverter control, and tube current control and rotational drive control of the rotary anode are performed.
The couch 6 includes a top plate 5 at the top, and is configured by vertical and horizontal (sliding portions 5a) driving mechanisms, and performs alignment at the gantry opening by an operation switch of the gantry 1. When performing helical scanning, horizontal driving is performed remotely from the operation console, and during scanning, control is performed in synchronization with X-ray generation and data collection.
The detector 30 has a double structure of a collimator / Xe detector 30a provided in the upper part and a solid state detector 30b provided in the lower X-ray transmission direction.
FIG. 2 shows a schematic structure of the detector 30. The collimator and Xe detector 30a is set up in the horizontal direction of the X-ray shielding plate made of a lead plate or a tungsten plate in order to remove scattered radiation. On the upper surface, a plate made of an insulator made of a material having a good X-ray transparency is sealed with a plate 38a in which electrodes 41 are formed correspondingly between the collimators 32 by depositing Al or the like. The plate 38b made of a conductive material having good X-ray transparency such as Al is sealed. Further, the wall in the front-rear direction is supported and sealed by a metal fitting that supports the detector 30. A high-pressure Xe gas 31 is sealed in the space of the collimator 32, and a voltage is applied between the upper electrode 41 and the lower plate 38b. An ionization current due to incident X-rays is extracted from the electrode 41 to the outside.
The collimator / Xe detector 30a has both the function of removing scattered rays by the collimator 32 and the function of the Xe detector of the Xe gas ionization chamber, and can effectively use the collimator space. And the Xe detector has little variation in sensitivity of each channel, and the Xe gas pressure and applied voltage can be changed to change the absorption wavelength of the X-ray energy, which is different from the solid state detector 30b. X-ray information can be obtained.
The solid state detector 30b is conventionally used and is composed of a scintillator that emits light by transmitted X-rays and a photoelectric conversion element that converts light emitted from the scintillator into an electric signal, such as a photodiode, and has high X-ray capture efficiency. S / N is good. Here, it is arranged below the collimator and Xe detector 30a and is configured to coincide with the X-ray transmission direction.
The gantry / bed control device 20 controls the rotation unit 7, the X-ray tube 2, and the bed 6 in the gantry 1, and the rotation speed of the rotation unit 7, the imaging conditions supplied to the X-ray tube 2, and the bed 6. And the like, and the horizontal movement of the top plate 5 are controlled.
The image processing unit displays a data collection unit 22 that collects a signal from the detector 30 in the gantry 1, a reconstruction device 23 that reconstructs an image based on a signal from the data collection unit 22, and a reconstructed image. Image display device 24.
The output signals from the detector 30 (collimator / Xe detector 30a and solid state detector 30b) are circuits such as an amplifier, a sample hold circuit, a multiplexer, an A / D converter, and an interface of the data acquisition unit 22 (DAS). Is stored in the memory via. The host CPU 21 that is the center of system control includes a microprocessor, storage means 21b such as a memory, a hard disk, and a magnetic disk, and peripheral devices such as an input device 21a. The host CPU 21, the reconstruction device 23, and an image display Data processing is performed by the device 24 and a scan control unit (not shown), and an image is reconstructed by the high-speed arithmetic processing of the reconstruction device 23, and the image data is filed on a magnetic disk, and at the same time, an image display device 24, it is displayed on the monitor as an analog signal.
[0015]
Next, an embodiment of the detector 30 of the present X-ray CT apparatus will be described with reference to FIGS. FIG. 3 shows a cross-sectional structure of the detector 30 in the slice direction, and FIG. 4 shows the appearance of the collimator unit.
The collimator unit includes an X-ray shielding collimator 32 disposed between an arcuate main support 40 and a support plate 37, both ends of which are reinforced by support rods 42 in the front and rear direction in the body axis direction. A collimator 32 is inserted in the direction of incidence of the X-ray beam and fixed using a jig.
In the collimator / Xe detector 30 a, an insulating plate 38 a having a good X-ray permeability, in which an electrode 41 is formed on the inner side of the collimator portion, is bonded onto the main support portion 40 and the side support portion 36. A conductive plate 38b having good X-ray permeability is inserted and bonded to the grooves of the main support portion 40 and the side support portion 36 at the lower portion of the collimator portion to seal the space of the collimator portion. Then, the Xe gas 31 is injected at a high pressure from the end into the space of the collimator unit to form an Xe gas ionization chamber, the signal line 39 is wired to the outside, and ions generated by the transmission X-rays are ionized from the electrode 41 to the outside. Take out as a signal.
The solid state detector 30b is one module in which 8 to 30 pieces of optically bonded scintillators 34 and PDAs (photodiode arrays) 35 are arranged on a substrate 33 from a mechanical arrangement in manufacturing. Such a detector module is continuously arranged in a substantially arc shape on the circumference of the lower part of the main support part 40 and the side support part 36, and the lower part of the collimator and Xe detector 30a The signal lines 39 are wired to the outside. At this time, the position accuracy of the collimator 32 and the solid state detector 30b is set accurately, and the X-ray CT detector 30 is configured so that the detection sensitivity of each solid state detector 30b is uniform and maximized. . The detector 30 is attached to the rotating part 7 in the gantry 1 through the main support part 40.
[0016]
Next, the difference in the X-ray energy region in which X-ray photons are captured by the collimator / Xe detector 30a and the solid state detector 30b will be described with reference to FIG. FIG. 5A is a diagram showing the X-ray intensity S with respect to the wavelength irradiated from the X-ray tube 2. (B) shows the characteristic _{D 1} of the photon energy is captured by the collimator and Xe detector 30a, (c) shows the characteristic _{D 2} of photon energy is captured by the solid state detector 30a.
In the collimator / Xe detector 30a, as shown in FIG. 2, the Xe gas 31 is sealed at a high pressure, and the gas pressure of the Xe gas 31 and the voltage applied between the electrode 41 and the conductive plate 38b. the characteristic D ₁ of the photon energy is shifted varies. Characteristics D ₂ of the photon energy of the solid state detector 30b in comparison with which is substantially fixed as shown in (c). For this reason, the information from the X-ray image of the subject 4 with different energy regions is captured by separately reconstructing the signal from the collimator / Xe detector 30a and the signal from the solid-state detector 30b. be able to.
From the viewpoint of the attenuation of radiation, the human body can be considered as a two-component system consisting of bone and soft tissue, and the linear absorption coefficient of each component differs depending on the energy of the radiation. The thickness and further the weight of each component can be determined by measuring the amount of transmitted radiation of the subject 4 by alternately or simultaneously irradiating the human body with radiation having One of the methods is a bone density measurement method called DXA (Dual X-ray Absorption Memories). Different X-ray energy ranges to monitor bone growth in pediatric schoolchildren, assessment of maximum bone mass in young adulthood, screening and diagnosis of osteoporosis in regression, determination of drug effects, etc. X-ray CT diagnosis with a double detector is useful.
[0017]
In the above embodiment, the electrode 41 and the lower plate 38b are used as counter electrodes. However, without forming the electrode 41 on the plate 38a, another collimator plate is set up between the collimators 32 and insulated. It is good also as an electrode.
In the embodiment, the single-slice detector 30 has been described. However, a three-dimensional structure in which a plurality of double detectors 30 are arranged in a direction perpendicular to the X-ray transmission direction to form an array. It can be a detector. As a result, a multi-slice tomographic image can be obtained with two images having different energy regions in one scan.
[0018]
【The invention's effect】
The X-ray CT apparatus of the present invention is configured as described above, and a space provided with a collimator for removing scattered radiation is used as an Xe detector for an Xe gas ionization chamber, and has both a collimator function and a detector function. Since a conventional solid state detector composed of a scintillator and a photodiode is provided below, a different signal from each detector in the two stages can be taken in.
Then, by changing the Xe gas pressure and applied voltage of the Xe detector, the X-ray energy region captured by the first-stage Xe detector can be changed, and X-ray information different from the X-ray energy region captured by the solid state detector can be obtained. It is possible to reconstruct two images due to energy differences. In addition, by incorporating information with different X-ray energy regions, it is possible to obtain bone density measurement data.
And, it is easier to take out an electric signal and the cost is not significantly increased when a structure using a Xe detector is used rather than a structure having a multi-stage solid state detector.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of an X-ray CT apparatus of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing the principle of the detector of the X-ray CT apparatus of the present invention.
FIG. 3 is a view for explaining the structure of the detector of the X-ray CT apparatus of the present invention.
FIG. 4 is a diagram showing an entire structure of a collimator.
FIG. 5 is a diagram showing the wavelength used by each detector of the X-ray CT apparatus of the present invention.
FIG. 6 is a diagram showing a configuration of a conventional X-ray CT apparatus.
FIG. 7 is a diagram illustrating an appearance of a multi-slice detector.
FIG. 8 is a view showing a cross section of a detector in which scintillators are formed in three stages.
FIG. 9 is a diagram showing energy characteristics absorbed by each scintillator.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Gantry 2 X-ray tube 3, 3a, 30 Detector 4 Subject 5 Top plate 5a Slide part 6 Bed 7 Rotating part 8 Rotating shaft 9 Collimator 20 Gantry 21 Host CPU
21a Input device 21b Storage means 22 Data collection unit 23 Reconstruction device 24 Image display device 30a Collimator / Xe detector 30b Solid state detector 31 Xe gas 32 Collimator 33 Substrate 34 Scintillator 35 PDA
36 side support portion 37 support plate 38a, 38b plate 39 signal line 40 main support portion 41 electrode 42 support rod 100 scintillator assembly 102 scintillator element 110 photodetection element assembly 112 photodetection element

Claims

寝台に載せられた被検者の体軸を中心に、Ｘ線管と散乱線除去用のコリメータを前面に備えた固体検出器が円周方向に回転しながらＸ線管からＸ線を放射し、被検者を透過したＸ線量を円形配置した複数個の固体検出器で検知し、その信号をコンピュータ処理して画像を再構成するＸ線ＣＴ装置であって、前記コリメータが設けられた空間を密閉しＸｅガスを封入しＸｅガス電離箱によるＸｅ検出器とし、前記固体検出器と前記Ｘｅ検出器をＸ線の透過方向に設け、その２重検出器からの信号で画像を再構成できるようにしたことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。A solid-state detector equipped with an X-ray tube and a collimator for removing scattered radiation around the body axis of the subject placed on the bed emits X-rays from the X-ray tube while rotating in the circumferential direction. An X-ray CT apparatus that detects X-rays transmitted through a subject with a plurality of solid detectors arranged in a circle and reconstructs an image by computer processing of the signals, and is a space provided with the collimator The Xe gas is sealed and Xe gas ionized chamber is used as the Xe detector, the solid state detector and the Xe detector are provided in the X-ray transmission direction, and the image can be reconstructed with the signal from the double detector. An X-ray CT apparatus characterized by being configured as described above.

前記Ｘｅ検出器と前記固体検出器がそれぞれ異なるエネルギーレベルのＸ線に反応することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the Xe detector and the solid-state detector respond to X-rays having different energy levels.

前記２重検出器をＸ線の透過方向に対して垂直な方向に複数個配置してアレイをなすことを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。2. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein a plurality of the double detectors are arranged in a direction perpendicular to the X-ray transmission direction to form an array.