JP4202906B2

JP4202906B2 - X-ray computed tomography equipment

Info

Publication number: JP4202906B2
Application number: JP2003431436A
Authority: JP
Inventors: 雄一元井; 博荒舘; 幸三佐藤; 延忠青木; 義加満仲
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2003-12-25
Filing date: 2003-12-25
Publication date: 2008-12-24
Anticipated expiration: 2023-12-25
Also published as: JP2005185574A

Description

本発明は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に関する。 The present invention relates to an X-ray computed tomography apparatus.

現在主流となっているＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Ｘ線管とそれに対向するＸ線検出器とが一対となって被検体の周囲を回転するRotate/Rotate方式である。現在では、Ｘ線検出器の多列化とヘリカルスキャンにより、広い領域を高い分解能で撮影する技術の開発が進んでいる。Rotate/Rotate方式の特徴は、Ｘ線検出器の前面にコリメータを設置することにより、Ｘ線検出器の多列化のために体軸方向に広がったＸ線を用いることによって生じる散乱線の影響を除去して高コントラストの画像を得ることができることである。 The X-ray computed tomography apparatus that is currently mainstream is a Rotate / Rotate method in which an X-ray tube and an X-ray detector facing the X-ray tube are paired to rotate around the subject. At present, the development of a technique for imaging a wide area with high resolution by increasing the number of X-ray detectors and helical scanning is in progress. The feature of the Rotate / Rotate method is that the collimator is installed in front of the X-ray detector, and the influence of scattered radiation generated by using X-rays spread in the direction of the body axis in order to increase the number of rows of X-ray detectors. It is possible to obtain a high-contrast image by removing.

しかしながら、Rotate/Rotate方式においては、スキャンの高速化のためには、より大きな回転速度で重量物としてのＸ線管を回転する必要があるが、Ｘ線管に加わる遠心力によって回転速度の向上に制限を課せられている。つまり、Rotate/Rotate方式のＸ線コンピュータ断層撮影装置では、回転速度の限界は、主として回転陽極型Ｘ線管の軸受けの遠心力に対する耐久性によって制限されている。また、画質を損なわずに回転速度を増加させるためにはＸ線強度を回転速度に比例して増加させる必要があるが、それにはＸ線ターゲットを大型化して熱容量を増大させる必要があり、そのためさらに回転陽極型Ｘ線管の軸受けにはより大きな遠心力による荷重が加わることになり、耐久性の問題がより深刻になってくる。 However, in the Rotate / Rotate method, it is necessary to rotate the X-ray tube as a heavy object at a higher rotation speed in order to increase the scanning speed, but the rotation speed is improved by the centrifugal force applied to the X-ray tube. There are restrictions on In other words, in the Rotate / Rotate X-ray computed tomography apparatus, the limit of the rotation speed is mainly limited by the durability against the centrifugal force of the bearing of the rotary anode X-ray tube. In order to increase the rotation speed without impairing the image quality, it is necessary to increase the X-ray intensity in proportion to the rotation speed. For this purpose, it is necessary to increase the heat capacity by increasing the size of the X-ray target. Further, a load due to a larger centrifugal force is applied to the bearing of the rotary anode X-ray tube, and the durability problem becomes more serious.

このようなRotate/Rotate方式において、Ｘ線管とＸ線検出器の複数の対を回転させ、同時に複数のＸ線ビームを用いたスキャンをおこなうことによりスキャン速度を高速化するマルチビーム型のＸ線コンピュータ断層撮影装置が考案されている（特開２００２−１７２１１２号公報）。しかしながら、この方式においても、Ｘ線管の遠心力に対する耐久性が回転速度のさらなる向上を阻んでいることには変わらない。 In such a Rotate / Rotate method, the X-ray tube and X-ray detector pairs are rotated, and a scan using a plurality of X-ray beams is simultaneously performed to increase the scanning speed. A line computed tomography apparatus has been devised (Japanese Patent Laid-Open No. 2002-172112). However, even in this method, the durability against the centrifugal force of the X-ray tube does not prevent further improvement of the rotation speed.

一方、Ｘ線検出器と、Ｘ線を発生させるための電子源が共に静止しているタイプのStationary/Stationary方式の超高速Ｘ線コンピュータ断層撮影装置が考案されている。従来の超高速Ｘ線コンピュータ断層撮影装置としては、電子銃、偏向電磁石、リングターゲットおよび円環状に配列されたＸ線検出器列からなり、電子銃からの電子線を偏向電磁石によって偏光操作することによりリングターゲット上のＸ線発生点を移動させてスキャンをおこなう電子ビームＣＴ装置（ＥＢＣＴ）である。 On the other hand, a Stationary / Stationary type ultra-high-speed X-ray computed tomography apparatus in which both an X-ray detector and an electron source for generating X-rays are stationary has been devised. A conventional ultrahigh-speed X-ray computed tomography apparatus is composed of an electron gun, a deflecting electromagnet, a ring target, and an X-ray detector array arranged in an annular shape, and the electron beam from the electron gun is polarized by the deflecting electromagnet. This is an electron beam CT apparatus (EBCT) that performs scanning by moving the X-ray generation point on the ring target.

Stationary/Stationary方式の特長は、回転駆動系を持たないことによって、回転速度による制限を受けずに超高速スキャンが可能であることにあるが、一方、装置の大型化は避けられず、さらにＸ線発生点が移動する毎にＸ線検出器とビームの相対的な角度が変化するため、散乱線除去のためにＸ線検出器前面にコリメータを置くことが有効でないという欠点を持つ。Ｘ線検出器側のコリメータを持たないStationary/Stationary方式では、散乱線の影響により画質においてコントラスト分解能が低下するという欠点を有する。しかも、Stationary/Stationary方式においてはＸ線源とＸ線検出器の間での退避動作がおこなわれないため、本来の画像再構成に必要なデータが一部欠落するという問題点も有している。 The advantage of the Stationary / Stationary system is that it does not have a rotational drive system, so it can scan at ultra-high speeds without being limited by the rotational speed. Since the relative angle between the X-ray detector and the beam changes every time the line generation point moves, there is a disadvantage that it is not effective to place a collimator in front of the X-ray detector for removing scattered radiation. The Stationary / Stationary system that does not have a collimator on the X-ray detector side has a drawback that the contrast resolution is lowered in image quality due to the influence of scattered radiation. In addition, in the Stationary / Stationary system, since the evacuation operation is not performed between the X-ray source and the X-ray detector, there is a problem that some data necessary for original image reconstruction is lost. .

また、電子銃とリングターゲットからなりＸ線発生点を偏向電磁石によって電気的に移動させながら１個の回転するＸ線検出器によってスキャンをおこなうRotate/Stationary方式が考案されているが（特開平８−２８０６６５号公報）、この構成においては、スキャン速度をRotate/Rotate方式に比べて格段に向上させることはできない。
特開２００２−１７２１１２号公報特開平８−２８０６６５号公報 Further, a Rotate / Stationary system has been devised, which consists of an electron gun and a ring target, and performs scanning with a single rotating X-ray detector while the X-ray generation point is electrically moved by a deflecting electromagnet (Japanese Patent Laid-Open No. 8). In this configuration, the scanning speed cannot be significantly improved as compared with the Rotate / Rotate method.
JP 2002-172112 A JP-A-8-280665

本発明の目的は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置において、回転速度の向上を散乱線の影響の軽減とともに実現することにある。 An object of the present invention is to realize an improvement in rotational speed and a reduction in the influence of scattered radiation in an X-ray computed tomography apparatus.

本発明のある局面は、撮影領域の周囲に円環状に配列された電子エミッタを有する固定された複数のＸ線発生要素と、前記Ｘ線発生要素と前記撮影領域との間に回転可能に設けられる複数のＸ線検出器と、前記複数のＸ線検出器にそれぞれ取り付けられる複数のコリメータとを具備し、前記複数のＸ線検出器は、前記Ｘ線検出器の個数をｎ（ｎは２以上の自然数）で表すとき、略３６０°／（２ｎ−１）の角度ずつ前記撮影領域の中心軸まわりにずれて配列される。 An aspect of the present invention provides a plurality of fixed X-ray generating elements having electron emitters arranged in an annular shape around an imaging region, and rotatably provided between the X-ray generating elements and the imaging region. A plurality of X-ray detectors, and a plurality of collimators attached to the plurality of X-ray detectors, respectively, wherein the plurality of X-ray detectors sets the number of X-ray detectors to n (n is 2). When expressed by the above natural number), they are arranged around the central axis of the imaging region by an angle of approximately 360 ° / (2n−1) .

本発明によれば、回転速度の向上を散乱線の影響の軽減とともに実現することができる。 According to the present invention, it is possible to improve the rotation speed as well as reduce the influence of scattered radiation.

本実施形態において提供されるＸ線コンピュータ断層撮影装置は、Rotate/Stationary方式であり、その概略構成としては、複数のＸ線発生要素が撮影領域の周囲に等間隔で円環状に配列され、その内側にコリメータを装備した例えば３個（又は２個）のＸ線検出器が１２０°間隔で配列され、回転可能に設けられる。スキャンに際しては、３個のＸ線検出器が高速回転される。３個のＸ線検出器に対向する３個のＸ線発生要素から同時または逐次的にパルスＸ線が発生される。Ｘ線を発生する３個のＸ線発生要素が、Ｘ線検出器の回転に同期して順次切り替えられる。Ｘ線発生に同期して３個のＸ線検出器から信号電荷の蓄積、読み出し及びリセットが繰り返される。 The X-ray computed tomography apparatus provided in the present embodiment is a Rotate / Stationary system, and as a schematic configuration thereof, a plurality of X-ray generation elements are arranged in an annular shape at equal intervals around the imaging region. For example, three (or two) X-ray detectors equipped with a collimator on the inside are arranged at intervals of 120 ° and are rotatably provided. In scanning, the three X-ray detectors are rotated at high speed. Pulse X-rays are generated simultaneously or sequentially from the three X-ray generating elements facing the three X-ray detectors. Three X-ray generating elements that generate X-rays are sequentially switched in synchronization with the rotation of the X-ray detector. In synchronization with the generation of X-rays, accumulation, readout and resetting of signal charges from the three X-ray detectors are repeated.

このように本実施形態においては、Ｘ線発生要素は固定し、比較的軽量であって可動部のないＸ線検出器のみ回転させるため、Ｘ線管の耐久性による回転速度の制限は受けることが無い。また、Ｘ線検出器は軽く、また回転陽極のような回転する部分も無い。そのため架台の適切な設計によって回転速度の向上を図ることが格段に容易となる。また、Ｘ線を１２０°ずつ離れた位置で同時にまたは逐次的に発生させるマルチビーム方式であるため、単一のＸ線検出器しか持たないRotate/Stationary方式の場合に比較して実質的に３倍の回転速度でスキャンをおこなうことが可能である。しかも、Rotate/Stationary方式であることにより、Ｘ線検出器前面に取り付けたコリメータによる散乱Ｘ線の除去が可能であり、かつＸ線源とＸ線検出器の退避動作がおこなわれることにより欠落の無いデータ収集が可能となり、高いコントラストと維持しながらモーション・アーティファクトの少ない画像を得ることが可能となる。以下、詳細に説明する。 As described above, in this embodiment, the X-ray generating element is fixed, and only the X-ray detector that is relatively light and has no moving part is rotated. Therefore, the rotational speed is limited by the durability of the X-ray tube. There is no. Also, the X-ray detector is light and does not have a rotating part like a rotating anode. Therefore, it becomes much easier to improve the rotational speed by appropriately designing the gantry. Further, since it is a multi-beam system that generates X-rays simultaneously or sequentially at positions separated by 120 °, it is substantially 3 compared to the case of the Rotate / Stationary system having only a single X-ray detector. It is possible to scan at twice the rotation speed. In addition, because of the Rotate / Stationary method, scattered X-rays can be removed by a collimator attached to the front surface of the X-ray detector, and missing is caused by the retraction operation of the X-ray source and the X-ray detector. It is possible to collect no data, and it is possible to obtain an image with less motion artifact while maintaining high contrast. Details will be described below.

図１は、本実施形態に係るＸ線コンピュータ断層撮影装置の全体構成を示している。Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、ガントリ４を有する。ガントリ４の略中央には、略円柱形状の撮影領域（撮影視野とも言う）ＦＯＶが開けられている。データ収集、つまりスキャニングに際しては、寝台６ａの天板６上に載置された被検体５が、撮影領域ＦＯＶ内に挿入される。ガントリ４には、Ｘ線発生部１がＸ線検出部３と共に収容されている。Ｘ線発生部１は固定され、Ｘ線検出部３は回転中心軸ＣＬまわりを回転可能に設けられる。回転機構１５は、Ｘ線検出部３を回転可能に支持する構造と共に、回転駆動部１０から給電を受けて回転駆動する電動機を有している。高電圧発生部８は、スキャン制御部７の制御のもとで、Ｘ線発生部１の電極間に高電圧を印加する。ゲートパルス発生部９は、スキャン制御部７の制御のもとで、後述するＸ線発生部１のゲート電極に高電圧を印加する。 FIG. 1 shows the overall configuration of an X-ray computed tomography apparatus according to this embodiment. The X-ray computed tomography apparatus has a gantry 4. A substantially cylindrical imaging region (also referred to as imaging field of view) FOV is opened at the approximate center of the gantry 4. During data collection, that is, scanning, the subject 5 placed on the top plate 6 of the bed 6a is inserted into the imaging region FOV. In the gantry 4, the X-ray generator 1 is accommodated together with the X-ray detector 3. The X-ray generator 1 is fixed, and the X-ray detector 3 is provided to be rotatable around the rotation center axis CL. The rotation mechanism 15 has a structure that rotatably supports the X-ray detection unit 3 and an electric motor that is rotationally driven by receiving power from the rotation drive unit 10. The high voltage generator 8 applies a high voltage between the electrodes of the X-ray generator 1 under the control of the scan controller 7. The gate pulse generator 9 applies a high voltage to the gate electrode of the X-ray generator 1 described later under the control of the scan controller 7.

Ｘ線検出部３は、後述するように複数の多チャンネル型Ｘ線検出器とそれぞれ対応する複数のデータ収集部とから構成される。データ収集部は、それぞれ対応するＸ線検出器の各チャンネルの電流信号を電圧に変換するＩ−Ｖ変換器と、この電圧信号をＸ線の曝射周期に同期して周期的に積分する積分器と、この積分器の出力信号を増幅するアンプと、このプリアンプの出力信号をディジタル信号に変換するアナログ・ディジタル・コンバータとが、チャンネルごとに設けられている。 As will be described later, the X-ray detection unit 3 includes a plurality of multi-channel X-ray detectors and a plurality of data collection units corresponding respectively. The data acquisition unit includes an IV converter that converts a current signal of each channel of each corresponding X-ray detector into a voltage, and an integration that periodically integrates the voltage signal in synchronization with an X-ray exposure cycle. And an analog / digital converter for converting the output signal of the preamplifier into a digital signal are provided for each channel.

前処理装置１１は、データ収集部で収集したデータ（生データと呼ばれる）を光又は電磁波、又は磁気を媒介して非接触のデータ伝送を実現する非接触データ伝送装置を経由して受け取り、生データに対して、チャンネル間の感度不均一を補正したり、またＸ線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下又は信号脱落を補正する等の前処理を実行する。前処理装置１１から出力されるデータは、投影データと呼ばれる。投影データはデータ記憶部１２に記憶される。画像再構成部１３は、データ記憶部１２に記憶された３６０°又は１８０°＋ファン角分の投影データセットに基づいて画像データを再構成する。画像データはモニタ１４に可視画像として表示される。 The preprocessing device 11 receives data (called raw data) collected by the data collection unit via a non-contact data transmission device that realizes non-contact data transmission through light, electromagnetic waves, or magnetism. Preprocessing such as correction of non-uniform sensitivity between channels and correction of an extreme decrease in signal intensity or signal dropout due to an X-ray strong absorber, mainly a metal part, is performed on the data. Data output from the preprocessing device 11 is called projection data. The projection data is stored in the data storage unit 12. The image reconstruction unit 13 reconstructs image data based on the projection data set for 360 ° or 180 ° + fan angle stored in the data storage unit 12. The image data is displayed on the monitor 14 as a visible image.

図２はガントリ４の内部を示している。Ｘ線発生部１は、撮影領域ＦＯＶを取り囲むように円環状に配列された複数のＸ線発生要素１ａが真空容器２１に収容されてなる。Ｘ線発生要素１ａは、Ｘ線の発生及び停止を独立して制御可能な構成単位であり、図３に示すように、陰極１９と、陰極１９に対向する陽極１７と、陰極１９と陽極１７との間に設けられる電子エミッタ１８と、陽極１７に設けられる陽極ターゲット１６から構成される。図３では、透過型のターゲットを示している。電子エミッタ１８は、図４に示すように、ゲート電極３８を有する。ゲート電極３８は、数μｍの厚さを有する絶縁層３７を介在して、陰極１９に対向配置される。ゲート電極３８及び絶縁層３７には、複数の孔３９が形成されている。孔３９の底面に相当する陰極１９上には、Moのtipを用いたSpindt型、カーボンナノチューブなどの炭素材料を用いるもの、Si表面にpn接合を形成したAvalanche Cold Cathode、金属−絶縁体−金属の積層接合を用いたM-I-Mなどの電子放出材料からなる電子放出部３６が配置される。ゲートパルス発生器９からゲート電極３８に電圧が印加されたとき、ゲート電極３８と陰極１９との間に強い電界が生じて、ゲート電極３８と陰極１９との間に配置された電子放出部３６から電子が放出される（電界放出；フィールドエミッション）。放出された電子３３は陰極１９と陽極１７との間に印加された高電圧（管電圧）により加速され陽極ターゲット１６に衝突する。それによりＸ線が発生する。 FIG. 2 shows the inside of the gantry 4. The X-ray generation unit 1 is configured such that a plurality of X-ray generation elements 1 a arranged in an annular shape so as to surround the imaging region FOV are accommodated in a vacuum vessel 21. The X-ray generating element 1a is a structural unit capable of independently controlling the generation and stop of X-rays. As shown in FIG. 3, the cathode 19, the anode 17 facing the cathode 19, and the cathode 19 and anode 17 are provided. Between the electron emitter 18 and the anode target 16 provided on the anode 17. FIG. 3 shows a transmission type target. The electron emitter 18 has a gate electrode 38 as shown in FIG. The gate electrode 38 is disposed opposite to the cathode 19 with an insulating layer 37 having a thickness of several μm interposed therebetween. A plurality of holes 39 are formed in the gate electrode 38 and the insulating layer 37. On the cathode 19 corresponding to the bottom surface of the hole 39, a Spint type using Mo tip, a carbon material such as a carbon nanotube, an avalanche cold cathode having a pn junction formed on the Si surface, metal-insulator-metal An electron emission portion 36 made of an electron emission material such as MIM using the laminated junction is disposed. When a voltage is applied from the gate pulse generator 9 to the gate electrode 38, a strong electric field is generated between the gate electrode 38 and the cathode 19, and the electron emission portion 36 disposed between the gate electrode 38 and the cathode 19. Electrons are emitted from (field emission; field emission). The emitted electrons 33 are accelerated by a high voltage (tube voltage) applied between the cathode 19 and the anode 17 and collide with the anode target 16. Thereby, X-rays are generated.

実際には、絶縁層３７の表面にゲート電極３８となる金属がコーティングされる。この構造の採用によって陰極１９とゲート電極３８との間を、数μｍ〜数１０μｍの範囲から選択された最適な距離で均一に保つことが可能となる。陰極１９とゲート電極３８との間の距離を上記範囲から選択することにより、数１０〜１００Ｖ程度の低い電圧をゲート電極３８に印加することによって電子放出部３６から電子を放出させることができる。 Actually, the surface of the insulating layer 37 is coated with a metal that becomes the gate electrode 38. By adopting this structure, the cathode 19 and the gate electrode 38 can be kept uniform at an optimum distance selected from the range of several μm to several tens of μm. By selecting the distance between the cathode 19 and the gate electrode 38 from the above range, electrons can be emitted from the electron emission portion 36 by applying a low voltage of about several tens to 100 V to the gate electrode 38.

図５に示すように、陽極１７は、撮影領域ＦＯＶを取り囲むように円環形状を有する。実際には図３に示したように陽極１７は、２つの円環形状の陽極部分１７−１，１７−２からなる。２つの陽極部分１７−１，１７−２は、体軸方向（スライス方向）Ｚに沿って所定距離隔てて向き合って配置される。この２つの陽極部分１７−１，１７−２の間には、１０００〜２０００ｍｍから選択された直径の円環形状を有する陽極ターゲット１６が渡される。円環形状の陽極１７を取り囲むように、複数の陰極１９が円環状に配列される。陽極１７と陰極１９の間には複数のゲート電極３８が円環状に配列される。ゲート電極３８と陰極１９の間には複数の電子放出部３６が配列される。 As shown in FIG. 5, the anode 17 has an annular shape so as to surround the imaging region FOV. Actually, as shown in FIG. 3, the anode 17 is composed of two annular anode portions 17-1 and 17-2. The two anode portions 17-1 and 17-2 are arranged to face each other at a predetermined distance along the body axis direction (slice direction) Z. Between the two anode portions 17-1 and 17-2, the anode target 16 having an annular shape with a diameter selected from 1000 to 2000 mm is passed. A plurality of cathodes 19 are arranged in an annular shape so as to surround the annular anode 17. A plurality of gate electrodes 38 are arranged in an annular shape between the anode 17 and the cathode 19. A plurality of electron emission portions 36 are arranged between the gate electrode 38 and the cathode 19.

図６（ａ）、図７には、Ｘ線発生部１の詳細な断面構造を示している。陰極１９、電子エミッタ１８、ターゲット１６及び陽極１７は、円環形状を有する絶縁性を有する密閉容器２１に収容される。密閉容器２１は、円環の一部分の形状を有する複数の密閉容器部分から構成されるものであってもよい。密閉容器２１の内部ガスは排気ポート３２から強制排気される。それにより密閉容器２１の内部は例えば１０^−７Ｐａ以下の真空度の状態に維持される。密閉容器２１は、絶縁液又は絶縁ガスで満たされた絶縁容器２６に収容される。絶縁容器２６には、密閉容器２１とともに、安定化抵抗２４ａとパルス増幅回路２４ｂとからなる回路ボックス２４が収容される。回路ボックス２４は、絶縁性支持体３０により容器２６内部に支持される。安定化抵抗２４ａは、高圧ケーブル２３によって供給される高電圧を安定化して陰極１９に供給する。高圧ケーブル２３は、高圧ケーブルブッシング端子２９により容器２６の内部に導入される。パルス増幅回路２４は、光ファイバーケーブル２２を経由して送られてきたパルス状のゲート信号（ゲートパルス）を増幅してゲート電極３８に電圧パルスを供給する。電圧パルスがゲート電極３８に供給される期間、陰極１９とゲート電極３８との間に電界が形成され、それにより電子放出部３６からの電子の放出が促進される。この電子は陽極１７のターゲット１６に衝突してＸ線を発生させる。容器２６は、Ｘ線遮蔽容器２８に収容される。特定の電子エミッタ１８のゲート電極３８に電圧パルスを印加することによって、その電子エミッタ１８のみから電子ビーム３３を発生させることができる。この電子ビーム３３は、陽極１７上の対応するターゲット１６に衝突してＸ線を放出する。ここで電子ビーム３３のエネルギーのほとんどはターゲット１６で熱に変換される。陽極１７の熱は、冷却ジャケット１５によって放出される。それによりターゲット１６の溶融が抑制され得る。 FIG. 6A and FIG. 7 show a detailed cross-sectional structure of the X-ray generator 1. The cathode 19, the electron emitter 18, the target 16, and the anode 17 are accommodated in an airtight container 21 having an annular shape and having an insulating property. The sealed container 21 may be composed of a plurality of sealed container parts having a shape of a part of a ring. The gas inside the sealed container 21 is forcibly exhausted from the exhaust port 32. Thereby, the inside of the sealed container 21 is maintained in a vacuum state of, for example, 10 ⁻⁷ Pa or less. The sealed container 21 is accommodated in an insulating container 26 filled with an insulating liquid or an insulating gas. Along with the sealed container 21, the insulating container 26 houses a circuit box 24 including a stabilizing resistor 24a and a pulse amplification circuit 24b. The circuit box 24 is supported inside the container 26 by the insulating support 30. The stabilization resistor 24 a stabilizes the high voltage supplied by the high voltage cable 23 and supplies it to the cathode 19. The high voltage cable 23 is introduced into the container 26 by a high voltage cable bushing terminal 29. The pulse amplification circuit 24 amplifies a pulsed gate signal (gate pulse) sent via the optical fiber cable 22 and supplies a voltage pulse to the gate electrode 38. During the period in which the voltage pulse is supplied to the gate electrode 38, an electric field is formed between the cathode 19 and the gate electrode 38, thereby promoting the emission of electrons from the electron emission portion 36. The electrons collide with the target 16 of the anode 17 to generate X-rays. The container 26 is accommodated in an X-ray shielding container 28. By applying a voltage pulse to the gate electrode 38 of a specific electron emitter 18, the electron beam 33 can be generated only from that electron emitter 18. The electron beam 33 collides with the corresponding target 16 on the anode 17 and emits X-rays. Here, most of the energy of the electron beam 33 is converted into heat by the target 16. The heat of the anode 17 is released by the cooling jacket 15. Thereby, melting of the target 16 can be suppressed.

また、図６（ｂ）に示す反射型ターゲットを用いると、冷却能力が高くターゲットの溶融を抑制するために有利である。 Further, the use of the reflective target shown in FIG. 6B is advantageous in that it has a high cooling capacity and suppresses melting of the target.

既定のＸ線放射量を得るために必要となる電子電流量から、電子エミッタ１８に対する放出電子量の要求値が決まるが、一般に数１０ｍＡ／ｃｍ^２〜数Ａ／ｃｍ^２と言われる高い電子放出能を有する炭素系構造体などを電子放出部３６として利用することにより、非常に小型のＸ線発生要素１ａが提供され得る。上述のような電子放出性能の高い炭素系材料から電子放出部３６を形成した場合には、十分な電子電流密度を得るための電界強度として、略５Ｖ／μｍ以上が必要とされる。上記のように陰極１９とゲート電極３８とを接近させることにより、ゲート電極３８に印加する電圧を低く抑えることができ、それにより隣り合う電子エミッタ１８間の絶縁距離を短縮して高密度で配列することができる。また、電子放出部３６を電子放出性能の高い炭素系構造体で構成したことにより、個々の電子エミッタ１８に割り当てられた微小な有効面積であっても、必要とされる電子ビーム電流量（管電流）を実現することが可能となる。 The required value of the amount of emitted electrons for the electron emitter 18 is determined from the amount of electron current required to obtain a predetermined amount of X-ray radiation, but high electron emission generally referred to as several tens mA / cm ² to several A / cm ^2. By using a carbon-based structure having a function as the electron emission portion 36, a very small X-ray generation element 1a can be provided. When the electron emission portion 36 is formed from a carbon-based material having high electron emission performance as described above, an electric field strength for obtaining a sufficient electron current density is required to be approximately 5 V / μm or more. By bringing the cathode 19 and the gate electrode 38 close to each other as described above, the voltage applied to the gate electrode 38 can be kept low, thereby shortening the insulation distance between adjacent electron emitters 18 and arranging them at high density. can do. Further, since the electron emitting portion 36 is composed of a carbon-based structure having high electron emission performance, even if the effective area assigned to each electron emitter 18 is small, the required amount of electron beam current (tube) Current) can be realized.

また上記のようなゲート電極３８で電子放出を制御する３端子構造を採用したことによって、陰極１９と陽極１７の間にＤＣ高電圧を継続的に印加しながら、任意の電子エミッタ１８からのみ電子を放出することができる。これにより各電子エミッタ１８は、このゲート電圧（おおむね数１０Ｖ〜１ｋＶ）程度の耐電圧を保てばよいことになり、電子エミッタ１８を近接、密集配置することが可能となる。一例として、電子エミッタ１８を８０ｃｍの直径で円環状に周回配置した場合を考えると、周長は２５１ｃｍで、ここに２^９（＝５１２）個の電子エミッタ１８を配列すると、電子エミッタ１８の円周方向の配列ピッチは約５ｍｍとなる。隣り合う電子エミッタ１８間の絶縁を考慮すると、電子エミッタ１８の陰極１７、ゲート電極３８は２ｍｍ程度の幅に制限される。体軸方向Ｚに関してサイズ制限は緩やかであるので、電子エミッタ１８の陰極１７、ゲート電極３８を体軸方向Ｚに約１０ｍｍの長さで設計する。これにより各電子エミッタ１８の陰極１７、ゲート電極３８を、２０ｍｍ^２の面積で構成することができる。一般に、５Ａ／ｃｍ^２以上の電子平均電流密度が得られる炭素系構造体を電子放出材として使用すると、一の電子エミッタ１８当たりの放出電子電流は、１Ａとなり、これは電子駆動型ＣＴとして要求される電流値（おおむね１Ａ）を満足できるものとなる。また、１周当たりに配置できる電子エミッタ１８の数を増加させることは、１周スキャン当たりのデータ点数（ビュー数）を増加させ、ＣＴ画像の解像度を向上させる。したがって、高密度配列を可能とするためには、高い電子放出能と低電圧駆動のゲート機能を備えたフィールドエミッション型の電子エミッタ１８の適用が必要不可欠となり、熱フィラメントなどの他の方式、構造によって同等の仕様を満足することは困難である。 Further, by adopting a three-terminal structure in which electron emission is controlled by the gate electrode 38 as described above, an electron is emitted only from an arbitrary electron emitter 18 while a DC high voltage is continuously applied between the cathode 19 and the anode 17. Can be released. As a result, each electron emitter 18 only needs to maintain a withstand voltage of about this gate voltage (generally several tens of V to 1 kV), and the electron emitters 18 can be closely and closely arranged. As an example, considering the case where the electron emitters 18 are circularly arranged with a diameter of 80 cm, the circumference is 251 cm. If 2 ⁹ (= 512) electron emitters 18 are arranged here, the circle of the electron emitters 18 is arranged. The circumferential arrangement pitch is about 5 mm. Considering insulation between adjacent electron emitters 18, the cathode 17 and gate electrode 38 of the electron emitter 18 are limited to a width of about 2 mm. Since the size restriction is gentle with respect to the body axis direction Z, the cathode 17 and the gate electrode 38 of the electron emitter 18 are designed to have a length of about 10 mm in the body axis direction Z. Thus, the cathode 17 and the gate electrode 38 of each electron emitter 18 can be configured with an area of 20 mm ² . In general, when a carbon-based structure capable of obtaining an electron average current density of 5 A / cm ² or more is used as an electron emitting material, the emitted electron current per one electron emitter 18 is 1 A, which is required as an electron-driven CT. Current value (approximately 1 A) to be satisfied. Further, increasing the number of electron emitters 18 that can be arranged per round increases the number of data points (number of views) per round scan and improves the resolution of the CT image. Therefore, in order to enable high-density arrangement, it is indispensable to apply a field emission type electron emitter 18 having a high electron emission capability and a gate function driven at a low voltage. Therefore, it is difficult to satisfy the equivalent specifications.

さらに、より高い電子放出能が得られるよう工夫された同様の電子放出部を用いた場合、またはゲート駆動電圧を小さくできるように工夫された構造を持つ電子エミッタ１８を採用することによって同様の平均電子ビーム電流量を得るために必要となる電子エミッタ１８面積を縮小することが可能となり、これは周回配置するＸ線発生要素１ａの数を増加させ、さらに精度の高いスキャンを保証することが可能となる。 Further, when a similar electron emission portion devised so as to obtain a higher electron emission capability is used, or by adopting an electron emitter 18 having a structure devised so that the gate drive voltage can be reduced, a similar average is obtained. It is possible to reduce the area of the electron emitter 18 necessary for obtaining the amount of electron beam current, which can increase the number of X-ray generating elements 1a arranged in a circle and guarantee a more accurate scan. It becomes.

Ｘ線発生部１内の電子エミッタ１８を順次駆動する、つまりゲート電極３６に順番に電圧パルスを印加することによって、機械的な回転機構を用いずに、Ｘ線ビームの発生位置を電子的に移動することができる。Ｘ線発生位置の電子的な移動は、機械的な回転機構によるものと比較して、大幅なスキャン時間の短縮を実現することができる。 By sequentially driving the electron emitters 18 in the X-ray generation unit 1, that is, by sequentially applying voltage pulses to the gate electrode 36, the generation position of the X-ray beam can be electronically changed without using a mechanical rotation mechanism. Can move. The electronic movement of the X-ray generation position can realize a significant reduction in scan time compared to that using a mechanical rotation mechanism.

図２に戻る。Ｘ線検出部３は、複数、ここでは３つの多チャンネル型Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３とそれぞれ対応する複数のデータ収集部（図示しない）とから構成される。Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３の受光面には、その中心に対して回転中心軸ＣＬを挟んで対向するＸ線発生要素１ａからのＸ線を通過し、他の方向からの散乱線等を除去するために、集中型のコリメータ５−１，５−２，５−３がそれぞれ装着される。Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３は、撮影領域ＦＯＶとＸ線発生部１との間であって、Ｘ線発生部１のターゲット１６と同一面上に配置される。Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３は、データ収集部とともに図示しない中心軸ＣＬを中心として回転自在に支持される円環形状の回転フレームに取り付けられる。回転フレームには、Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３及びデータ収集部とともに、Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３及びデータ収集部に給電するための１又は複数のバッテリが搭載される。バッテリの種類としては、１次電池の他、リチウムイオン電池、ニッケル水素電池、ニッケルカドミウム電池などの２次電池、燃料電池、太陽電池などを用いることができる。本実施形態では、Ｘ線発生部１は固定されており、可動部のＸ線検出部３の駆動電力はバッテリで賄えるので、収集データの伝送を光または電磁波、または磁気などを用いて非接触でおこなうことでスリップリングは不要となる。そのため高速回転とスリップリングノイズの消滅が可能となっている。もちろん図１に示すように収集データの伝送のために接触型のスリップリング２０を採用してもよい。 Returning to FIG. The X-ray detection unit 3 includes a plurality of data collection units (not shown) corresponding to a plurality of (here, three) multi-channel X-ray detectors 3-1, 3-2, and 3-3. The light receiving surfaces of the X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 pass X-rays from the X-ray generating element 1a facing the center with the rotation center axis CL interposed therebetween, In order to remove scattered rays from the direction, concentrated collimators 5-1, 5-2, and 5-3 are mounted, respectively. The X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 are arranged between the imaging region FOV and the X-ray generation unit 1 and on the same plane as the target 16 of the X-ray generation unit 1. The X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 are attached to an annular rotating frame which is supported so as to be rotatable about a central axis CL (not shown) together with the data collection unit. In addition to the X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 and the data collection unit, the rotating frame is used to supply power to the X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 and the data collection unit One or more batteries are mounted. As the type of the battery, in addition to the primary battery, a secondary battery such as a lithium ion battery, a nickel hydride battery, or a nickel cadmium battery, a fuel cell, a solar cell, or the like can be used. In the present embodiment, the X-ray generation unit 1 is fixed, and the driving power of the X-ray detection unit 3 of the movable unit can be supplied by a battery. Therefore, transmission of collected data is contactless using light, electromagnetic waves, magnetism, or the like. By doing in, slip ring becomes unnecessary. Therefore, high speed rotation and slip ring noise can be eliminated. Of course, as shown in FIG. 1, a contact-type slip ring 20 may be employed for transmitting collected data.

Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３は、Ｘ線検出器の個数をｎ（ｎは２以上の自然数）で表すとき、３６０°／ｎの角度ずつ撮影領域ＦＯＶの中心軸ＣＬまわりにずれて配列される。ここではｎ＝３であるので、Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３は、１２０°ずつ中心軸ＣＬまわりにずれて配列される。 The X-ray detectors 3-1, 3-2, and 3-3 are center axes of the imaging region FOV by an angle of 360 ° / n when the number of X-ray detectors is represented by n (n is a natural number of 2 or more). Arranged around the CL. Since n = 3 here, the X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 are arranged offset by 120 ° around the central axis CL.

Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３は、Ｘ線を通過させるための間隔ＩＳ１，ＩＳ２，ＩＳ３を隔てて配置される。間隔ＩＳ１，ＩＳ２，ＩＳ３には、Ｘ線発生要素１ａのターゲット１６で発生したＸ線を撮影領域ＦＯＶに応じたファン角に制限するためのソースコリメータ２−１，２−２，２−３がそれぞれ設けられる。ソースコリメータ２−１，２−２，２−３は、Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３又は回転フレームに取り付けられる。 The X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 are arranged at intervals IS1, IS2 and IS3 for allowing X-rays to pass therethrough. At intervals IS1, IS2, IS3, source collimators 2-1, 2-2, 2-3 for limiting the X-rays generated by the target 16 of the X-ray generating element 1a to the fan angle corresponding to the imaging region FOV are provided. Each is provided. The source collimators 2-1, 2-2 and 2-3 are attached to the X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 or the rotating frame.

スキャニングに際しては、Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３が一定の角速度で連続的に回転される。Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３にそれぞれ対向するＸ線発生要素１ａが駆動され、その駆動対象のＸ線発生要素１ａが回転に伴って順番に移動される。上述したように駆動とは、Ｘ線発生要素１ａのゲート電極３８にゲートパルスを印加する動作をいう。ゲートパルスが印加されている期間、Ｘ線が発生され被検体に照射される。ゲートパルスを印加するゲート電極３８が、Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３の回転に伴って、順番に隣のＸ線発生要素１ａのゲート電極３８に切り替えられる。 During scanning, the X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 are continuously rotated at a constant angular velocity. The X-ray generation elements 1a facing the X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 are driven, and the X-ray generation elements 1a to be driven are sequentially moved along with the rotation. As described above, driving means an operation of applying a gate pulse to the gate electrode 38 of the X-ray generating element 1a. During the period in which the gate pulse is applied, X-rays are generated and irradiated on the subject. The gate electrode 38 to which the gate pulse is applied is sequentially switched to the gate electrode 38 of the adjacent X-ray generation element 1a as the X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 rotate.

ここで第１Ｘ線検出器３−１の回転に着目すると、図８に示すように、第１Ｘ線検出器３−１に対向するＸ線発生要素１ａからパルス幅Δｔ１でパルスＸ線が、一定の周期Ｐで繰り返し発生される。もちろん第１Ｘ線検出器３−１に対向するＸ線発生要素１ａは第１Ｘ線検出器３−１の回転により順次移動していく。上記周期Ｐは、１回転に要する時間をＳＰ、１周にわたるＸ線発生要素１ａの個数をＮ、Ｘ線検出器の個数をｎと表すと、ｎ・ＳＰ／Ｎで与えられる。パルスＸ線の発生に同期して第１Ｘ線検出器３−１の動作が制御される。つまり、パルスＸ線が発生している期間に信号電荷が蓄積され、続いて信号電荷の読み出し及びリセットが行われる。 Here, focusing on the rotation of the first X-ray detector 3-1, as shown in FIG. 8, the X-ray generation element 1a facing the first X-ray detector 3-1 has a constant pulse X-ray with a pulse width Δt1. It is repeatedly generated at the period P. Of course, the X-ray generation element 1a facing the first X-ray detector 3-1 moves sequentially by the rotation of the first X-ray detector 3-1. The period P is given by n · SP / N, where SP represents the time required for one rotation, N represents the number of X-ray generating elements 1a over one revolution, and n represents the number of X-ray detectors. The operation of the first X-ray detector 3-1 is controlled in synchronization with the generation of the pulse X-ray. That is, signal charges are accumulated during a period in which pulse X-rays are being generated, and then signal charges are read and reset.

第２Ｘ線検出器３−２の回転についても同様で、第２Ｘ線検出器３−２に対向するＸ線発生要素１ａからパルス幅Δｔ１（＝Ｐ／ｎ）でパルスＸ線が、一定の周期Ｐで繰り返し発生される。同様に、第３Ｘ線検出器３−３に対向するＸ線発生要素１ａからパルス幅Δｔ１でパルスＸ線が、一定の周期Ｐで繰り返し発生される。 The same applies to the rotation of the second X-ray detector 3-2. The pulse X-rays having a pulse width Δt1 (= P / n) from the X-ray generation element 1a facing the second X-ray detector 3-2 have a constant cycle. It is repeatedly generated at P. Similarly, pulse X-rays with a pulse width Δt1 are repeatedly generated with a constant period P from the X-ray generation element 1a facing the third X-ray detector 3-3.

ここで、第２Ｘ線検出器３−２に対向するＸ線発生要素１ａからパルスＸ線を発生する時期が、第１Ｘ線検出器３−１に対向するＸ線発生要素１ａからパルスＸ線を発生する時期に対して、パルス幅Δｔ１に等価な時間だけ遅延される。同様に、第３Ｘ線検出器３−３に対向するＸ線発生要素１ａからパルスＸ線を発生する時期が、第２Ｘ線検出器３−２に対向するＸ線発生要素１ａからパルスＸ線を発生する時期に対して、パルス幅Δｔ１に等価な時間だけ遅延される。 Here, when the pulse X-ray is generated from the X-ray generation element 1a facing the second X-ray detector 3-2, the pulse X-ray is generated from the X-ray generation element 1a facing the first X-ray detector 3-1. The time of occurrence is delayed by a time equivalent to the pulse width Δt1. Similarly, when the pulse X-ray is generated from the X-ray generation element 1a facing the third X-ray detector 3-3, the pulse X-ray is generated from the X-ray generation element 1a facing the second X-ray detector 3-2. The time of occurrence is delayed by a time equivalent to the pulse width Δt1.

この動作を今度はＸ線発生要素１ａに着目して説明する。ここでは説明の便宜上、複数のＸ線発生要素１ａを、３６０°／ｎ（１２０°）の区間で区切って、その位置に応じて、Ａ０，Ａ１，・・・Ａｍ−１，Ｂ０，Ｂ１，・・・Ｂｍ−１，Ｃ０，Ｃ１，・・・Ｃｍ−１と表記すると、３つのＸ線検出器３−１，３−２，３−３に対向する１２０°ずつずれている３つのＸ線発生要素Ａ０，Ｂ０，Ｃ０からパルス幅Δｔ１の周期で逐次的にパルスＸ線を発生し、続いて隣り合う３つのＸ線発生要素Ａ１，Ｂ１，Ｃ１からパルス幅Δｔ１の周期で逐次的にパルスＸ線を発生し、以降、同様の動作を繰り返す。 This operation will now be described by focusing on the X-ray generation element 1a. Here, for convenience of explanation, a plurality of X-ray generating elements 1a are divided by a section of 360 ° / n (120 °), and A0, A1,... Am-1, B0, B1, according to their positions. ... Bm-1, C0, C1, ... Cm-1 represent three Xs that are offset by 120 ° facing the three X-ray detectors 3-1, 3-2, 3-3. Pulse X-rays are sequentially generated from the line generating elements A0, B0, C0 with a period of a pulse width Δt1, and then sequentially from three adjacent X-ray generating elements A1, B1, C1 with a period of a pulse width Δt1. A pulse X-ray is generated, and thereafter the same operation is repeated.

この動作方式では、Ａ０、Ｂ０、Ｃ０からパルスＸ線が発生する時刻にパルス幅Δｔ１だけ差が生じ、また検出器が連続回転しているため、各検出器の間隔は正確に３６０°／ｎであるよりも、タイムラグを考慮して、３６０°／ｎ ± ３６０°（i-1）／Ｎn （iはn-1以下の整数）のように３６０°／ｎから、３６０°（i-1）／Ｎn （iはn-1以下の整数）程度ずらした方がより好ましい。例えばn=３の場合、詳細には、P1-CL-P2の角度は、１２０°−３６０°／Ｎｎ、P3-CL-P1の角度は、１２０°＋２・３６０°／Ｎｎであることが望ましい。 In this operation method, a difference is generated by a pulse width Δt1 at the time when pulse X-rays are generated from A0, B0, C0, and the detectors are continuously rotating, so that the interval between the detectors is precisely 360 ° / n. Considering the time lag, 360 ° / n to 360 ° (i-1), such as 360 ° / n ± 360 ° (i-1) / Nn (i is an integer equal to or less than n-1). ) / Nn (i is an integer equal to or less than n-1). For example, when n = 3, it is desirable that the angle of P1-CL-P2 is 120 ° -360 ° / Nn, and the angle of P3-CL-P1 is 120 ° + 2 · 360 ° / Nn. .

このように１／ｎ回転の間に（この例では１２０°）３６０°分のデータ収集、つまりフルスキャンを終えることができるため、スキャン速度を実質的にｎ倍（この例では３倍）に向上することができる。各Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３にはコリメータ５−１，５−２，５−３を取り付けているので、散乱線の影響を軽減することができる。さらに、時期をずらしてパルスＸ線を発生することで、散乱線の影響を相互に強め合うという事態を回避できる。 As described above, 360 ° data collection during 1 / n rotation (120 ° in this example), that is, a full scan can be completed, so that the scan speed is substantially n times (3 times in this example). Can be improved. Since the collimators 5-1, 5-2, and 5-3 are attached to the X-ray detectors 3-1, 3-2, and 3-3, the influence of scattered radiation can be reduced. Furthermore, by generating pulsed X-rays at different times, it is possible to avoid a situation in which the influence of scattered radiation is mutually intensified.

図９に示すように、第２，第３Ｘ線検出器３−２，３−３に対向するＸ線発生要素１ａからパルスＸ線を、第１Ｘ線検出器３−１に対向するＸ線発生要素１ａからパルスＸ線を発生する時期に同期して発生するようにしても良い。つまり、３つのＸ線検出器３−１，３−２，３−３に対向する１２０°ずつずれている３つのＸ線発生要素Ａ０，Ｂ０，Ｃ０から同時にパルスＸ線を発生し、続いて隣り合う３つのＸ線発生要素Ａ１，Ｂ１，Ｃ１から同時にパルスＸ線を発生し、以降、同様の動作を繰り返す。図９の例では、パルスＸ線が同時に発生されるので、散乱線の影響を相互に強め合うという事態が生じてしまうものの、パルス幅を、図８の例によるパルス幅Δｔ１（＝Ｐ／ｎ）から、周期Ｐから信号読み出し及びリセットに要する時間を減算した時間Δｔ２に延長することができる。それによりデータサンプリング時間、つまり電荷蓄積期間を延長することができる。 As shown in FIG. 9, pulse X-rays are generated from the X-ray generation element 1a facing the second and third X-ray detectors 3-2 and 3-3, and the X-ray generation facing the first X-ray detector 3-1. You may make it generate | occur | produce in synchronism with the time of generating a pulse X-ray from element 1a. That is, pulse X-rays are generated simultaneously from three X-ray generation elements A0, B0, C0 that are shifted by 120 ° facing the three X-ray detectors 3-1, 3-2, 3-3, and subsequently. Pulse X-rays are generated simultaneously from three adjacent X-ray generating elements A1, B1, and C1, and thereafter the same operation is repeated. In the example of FIG. 9, since the pulse X-rays are generated at the same time, a situation occurs in which the influences of the scattered rays are mutually intensified, but the pulse width is set to the pulse width Δt1 (= P / n) in the example of FIG. ) To the time Δt2 obtained by subtracting the time required for signal readout and reset from the period P. Thereby, the data sampling time, that is, the charge accumulation period can be extended.

この動作方式では、各検出器は正確に３６０°／ｎだけずれていることが望ましい。 In this mode of operation, it is desirable that each detector be offset by exactly 360 ° / n.

このように作用効果からみて図８のパルスＸ線の発生シーケンスは散乱線軽減優先モードと称し、図９のパルスＸ線の発生シーケンスは電荷蓄積期間優先モードと称することができる。ゲートパルス発生部９はこれら２種の散乱線軽減優先モードと電荷蓄積期間優先モードとを装備し、操作者の選択指令に従って散乱線軽減優先モードと電荷蓄積期間優先モードとのいずれか一方で選択的にゲートパルスを発生することができる。 Thus, in view of the operational effects, the pulse X-ray generation sequence in FIG. 8 can be referred to as a scattered radiation reduction priority mode, and the pulse X-ray generation sequence in FIG. 9 can be referred to as a charge accumulation period priority mode. The gate pulse generator 9 is equipped with these two types of scattered radiation reduction priority mode and charge accumulation period priority mode, and is selected in either the scattered radiation reduction priority mode or the charge accumulation period priority mode according to the operator's selection command. Thus, a gate pulse can be generated.

なお、データサンプリング数を、Ｘ線発生要素１ａの数Ｎに必ずしも一致させる必要は無い。本実施形態において、パルスＸ線の継続期間中はその位置は変化しないにも関わらず、Ｘ線検出器３−１，３−２，３−３は連続回転しているため、その相対的位置関係は僅かに変化することによりミスアラインメントが発生する。つまり、Ｘ線発生位置とＸ線検出器の中心を結ぶ線が、パルスＸ線の継続期間の始点では回転中心軸ＣＬを通るが、時間の経過と共に回転中心軸ＣＬから外れていく。実装するＸ線発生要素１ａの数を、必要とされるデータサンプリング数の５乃至１０倍に増やしてＸ線発生要素１ａの数を多くして円周上に稠密に配列させると、１回の電荷蓄積期間内に、連続する数個又は数十個のＸ線発生要素１ａから上記Δｔ１又はΔｔ２の数分の一又は数十分の一の短い周期で細かく切り替えて、Ｘ線発生位置を移動しながらパルスＸ線を発生させることで、Ｘ線発生部が連続回転する状態に近似させることができ、ミスアラインメントの影響を小さくすることができる。 Note that the number of data samplings does not necessarily need to match the number N of X-ray generation elements 1a. In the present embodiment, the relative positions of the X-ray detectors 3-1, 3-2, and 3-3 are continuously rotated even though the position of the pulse X-ray is not changed during the continuous period. Misalignment occurs when the relationship changes slightly. That is, the line connecting the X-ray generation position and the center of the X-ray detector passes through the rotation center axis CL at the start point of the pulse X-ray duration, but deviates from the rotation center axis CL with the passage of time. When the number of X-ray generating elements 1a to be mounted is increased to 5 to 10 times the required number of data samplings to increase the number of X-ray generating elements 1a and densely arranged on the circumference, Within the charge accumulation period, the X-ray generation position is moved by finely switching from several consecutive or dozens of X-ray generating elements 1a in a short cycle that is a fraction or a fraction of Δt1 or Δt2. However, by generating pulsed X-rays, it is possible to approximate the state in which the X-ray generation unit rotates continuously, and the influence of misalignment can be reduced.

また、Ｘ線発生要素１ａの数そのものを増やす代わりにＸ線発生要素１ａから発生された電子ビームを静電偏向または磁場変更させてターゲット上の電子ビームの結像位置をずらすことでＸ線発生位置をＸ線検出器の回転に同期して移動させることができる。また、上でのべたような方法でＸ線発生要素１ａをデータサンプル数の５乃至１０倍にするか、電子ビームを電磁的にＸ線発生点を連続移動させると、ターゲットの熱負荷の低減にも寄与する。 Further, instead of increasing the number of X-ray generating elements 1a itself, X-ray generation is performed by shifting the imaging position of the electron beam on the target by electrostatically deflecting or changing the magnetic field of the electron beam generated from the X-ray generating element 1a. The position can be moved in synchronization with the rotation of the X-ray detector. Further, if the X-ray generation element 1a is made 5 to 10 times the number of data samples by the above-described method or the X-ray generation point is moved continuously electromagnetically, the heat load on the target is reduced. Also contributes.

図２に示したように、複数のＸ線発生要素１ａが円環形状の密閉容器２１内に収容させているが、組み立ての容易さ、故障時のメンテナンスの容易さの向上のために、密閉容器２１を、複数、例えば図１１の様に３個の密閉容器部分を連結することにより構成しても良い。つまり、複数のＸ線発生要素１ａを３つの密閉容器部分に分散収容させるようにしても良い。この場合、密閉容器部分を連結する１２０°ずつ離れた３箇所では、Ｘ線発生要素１ａを配置不能なデッドスペースが容器壁厚に応じた範囲で存在する。図１２に示すように、ファン角度βで広がるＸ線ビームの焦点が弧ＡＢＣ上で移動し、これらの全てのビームが、対向する位置にある弧ＤＥＦ上で交わる時、弧ＤＥＦにＸ線源のアレイが欠損することなる存在していれば、対向データ補正により補正が可能である。 As shown in FIG. 2, a plurality of X-ray generating elements 1 a are accommodated in an annular sealed container 21. However, in order to improve the ease of assembly and the ease of maintenance at the time of failure, the X-ray generating elements 1 a are sealed. The container 21 may be constituted by connecting a plurality of, for example, three sealed container portions as shown in FIG. That is, a plurality of X-ray generating elements 1a may be distributed and accommodated in three sealed container portions. In this case, there are dead spaces in which the X-ray generating element 1a cannot be disposed in a range corresponding to the thickness of the container at three locations 120 degrees apart from each other that connect the sealed container portions. As shown in FIG. 12, when the focal point of the X-ray beam spreading at the fan angle β moves on the arc ABC and all these beams intersect on the arc DEF at the opposite position, the X-ray source is applied to the arc DEF. Can be corrected by the opposing data correction.

すなわち、このデッドスペースの範囲は中心軸ＣＬまわりに中心角γで拡がるものと定義すると、Ｘ線のファン角度βを
β＋γ＜１８０°／３
を満たすように設計することで、当該デッドスペースに対応するデータを対向ビーム補正により補充することができる。 That is, if the range of this dead space is defined to extend around the central axis CL at the central angle γ, the X-ray fan angle β is set to
β + γ <180 ° / 3
By designing so as to satisfy, the data corresponding to the dead space can be supplemented by the counter beam correction.

一般にｎ個の密閉容器部分を連結して構成した場合には、デッドスペースの範囲は中心軸ＣＬまわりに中心角γで拡がるものと定義すると、Ｘ線のファン角度βを、
β＋γ＜１８０°／ｎ
を満たすように設計することで、当該デッドスペースに対応するデータを対向ビーム補正により補充することができる。 In general, when n closed container parts are connected and defined, the range of dead space is defined as the central angle γ extending around the central axis CL.
β + γ <180 ° / n
By designing so as to satisfy, the data corresponding to the dead space can be supplemented by the counter beam correction.

上述の説明では、３個のＸ線検出器３−１，３−２，３−３を円周方向に均等に１２０°ずつずらして配置したものである。図１０に示すように、その中の１つ、ここでは第３のＸ線検出器３−３を取り除いて２個のＸ線検出器３−１，３−２としても、ハーフスキャン再構成法の採用により、１２０°の回転の間に３６０°分のデータ収集、つまりフルスキャンを終えることができる。この場合、複数のＸ線検出器を円周方向に３６０°／ｎ（ｎはＸ線検出器の数）の角度ずつずらして均等に配置するのではなく、３６０°／（２ｎ−１）の角度ずつ円周方向にずらして配置する必要がある。つまり、図１０の例では、２個のＸ線検出器を１２０°ずつずらして配置する。パルスＸ線の発生シーケンスとしては、図８に対応する場合、第１のＸ線検出器３−１に対向するＸ線発生要素１ａから、周期Ｐ／２のパルス幅でパルスＸ線を周期Ｐで繰り返し発生する。第２のＸ線検出器３−２に対向するＸ線発生要素１ａからも同じく周期Ｐ／２のパルス幅でパルスＸ線を周期Ｐで繰り返し発生する。第２のＸ線検出器３−２に対向するＸ線発生要素１ａからは、パルス幅Ｐ／２に等価な時間だけ、第１のＸ線検出器３−１に対向するＸ線発生要素１ａからのパルスＸ線に対して、遅延させる。この図１０の例では、図２の例に比べて、パルス幅を延長して、電荷蓄積期間を延長することができる。このように、Ａ０，Ｂ０，Ａ１，Ｂ１，Ａ２，Ｂ２，・・・Ａm-1，Ｂm-1の順に駆動し、１／３回転した時点でハーフスキャンが終了する。さらに続いてＢ０，Ｃ０，Ｂ１，Ｃ１，・・・Ｂm-1，Ｃm-1の順に駆動していくことで、次のハーフスキャン再構成に必要なデータを収集することができる。これらＡ０からＡm-1、Ｂ０からＢm-1、Ｃ０からＣm-1のデータを用いることで、フルスキャンによる再構成が可能である。すなわち、１／３回転でハーフスキャン、２／３回転でフルスキャンが連続的に実行される。この図１０の例ではＸ線検出器の面積を減らしてコストを下げられることができる。 In the above description, the three X-ray detectors 3-1, 3-2 and 3-3 are arranged so as to be evenly shifted by 120 ° in the circumferential direction. As shown in FIG. 10, one of them, here, the third X-ray detector 3-3 is removed and two X-ray detectors 3-1 and 3-2 are also used as a half-scan reconstruction method. As a result, the data collection for 360 °, that is, the full scan can be completed during the rotation of 120 °. In this case, the plurality of X-ray detectors are not arranged uniformly by shifting by 360 ° / n (n is the number of X-ray detectors) in the circumferential direction, but 360 ° / (2n−1). It is necessary to shift the position in the circumferential direction by an angle. That is, in the example of FIG. 10, the two X-ray detectors are arranged so as to be shifted by 120 °. As the generation sequence of the pulse X-ray, in the case corresponding to FIG. 8, the pulse X-ray is generated from the X-ray generation element 1 a facing the first X-ray detector 3-1 with the pulse width of the period P / 2. Repeatedly occurs. Similarly, the X-ray generation element 1a facing the second X-ray detector 3-2 repeatedly generates pulse X-rays with a period P with a pulse width of a period P / 2. From the X-ray generation element 1a facing the second X-ray detector 3-2, the X-ray generation element 1a facing the first X-ray detector 3-1 for a time equivalent to the pulse width P / 2. Is delayed with respect to the pulse X-rays from. In the example of FIG. 10, the charge accumulation period can be extended by extending the pulse width as compared with the example of FIG. In this way, driving is performed in the order of A0, B0, A1, B1, A2, B2,... Am-1 and Bm-1, and the half scan is completed at the time of 1/3 rotation. Subsequently, by driving in the order of B0, C0, B1, C1,... Bm-1, Cm-1, data necessary for the next half-scan reconstruction can be collected. By using the data of A0 to Am-1, B0 to Bm-1, and C0 to Cm-1, reconstruction by full scan is possible. That is, a half scan is continuously executed by 1/3 rotation and a full scan is continuously executed by 2/3 rotation. In the example of FIG. 10, the cost can be reduced by reducing the area of the X-ray detector.

なお、本実施形態のＸ線コンピュータ断層撮影装置は、２次元ＣＴにおいても、体軸方向にＸ線ビームの広がりを持つマルチスライスＣＴ、コーンビームＣＴのいずれにも適用可能である。その他、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。 Note that the X-ray computed tomography apparatus of the present embodiment can be applied to both multi-slice CT and cone beam CT having a spread of the X-ray beam in the body axis direction even in two-dimensional CT. In addition, the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of constituent elements disclosed in the embodiment. For example, some components may be deleted from all the components shown in the embodiment. Furthermore, constituent elements over different embodiments may be appropriately combined.

本発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成図。1 is a configuration diagram of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention. 図１のガントリの内部構造を示す正面図。The front view which shows the internal structure of the gantry of FIG. 図２のＸ線発生部の概略構造を示す正面図。The front view which shows schematic structure of the X-ray generation part of FIG. 図２のＸ線発生部の詳細断面図。FIG. 3 is a detailed cross-sectional view of the X-ray generation unit of FIG. 2. 図４のＡ−Ａ断面図。AA sectional drawing of FIG. 透過型のターゲットを用いた図２の単一のＸ線発生要素の横造と、反射型のターゲットを用いた図２の単一のＸ線発生要素の横造とを示す図。The figure which shows horizontal construction of the single X-ray generation element of FIG. 2 using a transmission type target, and horizontal construction of the single X-ray generation element of FIG. 2 using a reflection type target. 図６の電子エミッタの横造図。FIG. 7 is a horizontal view of the electron emitter of FIG. 6. 本実施形態において、散乱線軽減優先モードによるパルスＸ線の発生シーケンスを示す図。The figure which shows the generation | occurrence | production sequence of the pulse X-ray by the scattered radiation reduction priority mode in this embodiment. 本実施形態において、電荷蓄積期間優先モードによるパルスＸ線の発生シーケンスを示す図。The figure which shows the generation sequence of the pulse X-ray by charge accumulation period priority mode in this embodiment. 図１のＸ線検出部の他の構造を示す正面図。The front view which shows the other structure of the X-ray detection part of FIG. Ｘ線源を３個の密閉容器部分を連結して構成した装置の構造図。FIG. 3 is a structural diagram of an apparatus in which an X-ray source is configured by connecting three sealed container portions. Ｘ線のファン角度βとデッドスペースの中心角γの関係を示す説明図。Explanatory drawing which shows the relationship between the fan angle (beta) of X-rays, and the center angle (gamma) of dead space.

符号の説明Explanation of symbols

１…Ｘ線発生部、３…Ｘ線検出部、４…ガントリ、５…被検体、６…天板、７…スキャン制御部、８…高電圧発生部、９…ゲートパルス発生部、１０…回転駆動部、１１…前処理部、１２…データ記憶部、１３…画像再構成部、１４…モニタ、２１…密閉容器。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray generation part, 3 ... X-ray detection part, 4 ... Gantry, 5 ... Subject, 6 ... Top plate, 7 ... Scan control part, 8 ... High voltage generation part, 9 ... Gate pulse generation part, 10 ... Rotation drive unit, 11 ... pre-processing unit, 12 ... data storage unit, 13 ... image reconstruction unit, 14 ... monitor, 21 ... sealed container.

Claims

撮影領域の周囲に円環状に配列された電子エミッタを有する固定された複数のＸ線発生要素と、
前記Ｘ線発生要素と前記撮影領域との間に回転可能に設けられる複数のＸ線検出器と、
前記複数のＸ線検出器にそれぞれ取り付けられる複数のコリメータとを具備し、
前記複数のＸ線検出器は、前記Ｘ線検出器の個数をｎ（ｎは２以上の自然数）で表すとき、略３６０°／（２ｎ−１）の角度ずつ前記撮影領域の中心軸まわりにずれて配列されることを特徴とするＸ線コンピュータ断層撮影装置。 A plurality of fixed X-ray generating elements having electron emitters arranged in a ring around the imaging region;
A plurality of X-ray detectors rotatably provided between the X-ray generating element and the imaging region;
A plurality of collimators respectively attached to the plurality of X-ray detectors;
When the number of the X-ray detectors is represented by n (n is a natural number of 2 or more), the plurality of X-ray detectors are arranged around the central axis of the imaging region by an angle of approximately 360 ° / (2n−1). An X-ray computed tomography apparatus characterized by being arranged out of alignment.

前記Ｘ線検出器の個数ｎ＝２であることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 2. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, wherein the number of X-ray detectors is n = 2.

前記Ｘ線検出器に対向するＸ線発生要素からパルスＸ線が略同時に発生され、前記パルスＸ線を発生するＸ線発生要素が前記Ｘ線検出器の回転に同期して順次隣のＸ線発生要素に切り替えられるように前記Ｘ線発生要素を駆動する駆動部をさらに備えることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 X-ray generation elements facing the X-ray detector generate pulse X-rays substantially simultaneously, and the X-ray generation elements generating the pulse X-rays are sequentially adjacent to each other in synchronization with the rotation of the X-ray detector. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, further comprising a drive unit that drives the X-ray generation element so as to be switched to the generation element.

前記Ｘ線検出器に対向するＸ線発生要素からパルスＸ線が逐次的に発生され、前記パルスＸ線を発生するＸ線発生要素が前記Ｘ線検出器の回転に同期して順次隣のＸ線発生要素に切り替えられるように前記Ｘ線発生要素を駆動する駆動部をさらに備えることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 Pulse X-rays are sequentially generated from the X-ray generation elements facing the X-ray detector, and the X-ray generation elements generating the pulse X-rays are sequentially adjacent to each other in synchronization with the rotation of the X-ray detector. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, further comprising a drive unit that drives the X-ray generation element so that the X-ray generation element can be switched.

前記複数のＸ線検出器はＸ線を通過させるために所定の間隔を隔てて配置されることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 2. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, wherein the plurality of X-ray detectors are arranged at a predetermined interval so as to allow X-rays to pass therethrough.

前記間隔にはＸ線のファン角を制限するためのソースコリメータが配置されることを特徴とする請求項５記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 6. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 5, wherein a source collimator for limiting an X-ray fan angle is arranged at the interval.

前記Ｘ線検出器に給電するためのバッテリが前記Ｘ線検出器と共に回転可能に設けられることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, wherein a battery for supplying power to the X-ray detector is rotatably provided with the X-ray detector.

前記Ｘ線発生要素の総数が、１周のスキャンでデータ収集するサンプリング数の整数倍であることを特徴とする請求項１記載のＸ線コンピュータ断層撮影装置。 2. The X-ray computed tomography apparatus according to claim 1, wherein the total number of X-ray generation elements is an integral multiple of the number of samplings for collecting data in one scan.