JP6586550B1 - Imaging device and driving method thereof - Google Patents
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
【課題】ＣＴ等の撮像装置の小型・軽量化、低消費電力化、低被曝化により移動や設置を容易にし、癌その他疾病等の早期発見と治療に役立てる。【解決手段】架台上を体軸方向に前進又は後退するガントリを備え、ガントリ内の回転部に光源、光源駆動回路、及び回転部インターフェースを有する撮像装置、及びガントリの停止状態においてガントリ内の画像メモリに記録された撮像データを架台上の所定位置にあるホストインターフェースへ読み出す。【選択図】図１An imaging apparatus such as a CT makes it easy to move and install by reducing the size and weight, reducing the power consumption, and reducing the exposure, and is useful for early detection and treatment of cancer and other diseases. An imaging device having a gantry that moves forward or backward in the body axis direction on a gantry and having a light source, a light source drive circuit, and a rotation unit interface in a rotating unit in the gantry, and an image in the gantry in a stopped state of the gantry The imaging data recorded in the memory is read out to the host interface at a predetermined position on the gantry. [Selection] Figure 1
Description
本発明はコンピュータトモグラフィー装置等の撮像装置に関する。 The present invention relates to an imaging apparatus such as a computer tomography apparatus.
撮像装置、例えばX線コンピュータトモグラフィー装置（ＣＴ）は、撮像対象物の周囲を回転する回転部を含むガントリ、ガントリの内側を通過するように被験者を載せた寝台を体軸方向に前進又は後退させる寝台移動装置、回転部と電気的接続を可能にするスリップリング、及びスリップリングを介し外部に転送された画像データを処理する画像描出部等を含む操作及びモニター部等から構成されている。回転部の内部には、多数の撮像素子の集合体からなる検出器、検出器からの信号を処理する回路基板、被験者等の撮像対象物を挟んで対向する位置にあるＸ線発生部、冷却ファン、高電圧電源回路等が内蔵されている。ＣＴは大型、高重量かつ高額な画像診断機器であって、ＣＴ本体を設置する建物、電源、及び空調設備等の設置費用に加え、常時機器の性能を最適に保つための維持管理費も大きな負担となっている（特許文献１乃至特許文献６）。 An imaging apparatus, for example, an X-ray computed tomography apparatus (CT), advances or retracts a gantry including a rotating unit that rotates around an imaging target and a bed on which a subject is placed so as to pass inside the gantry in the body axis direction. It comprises a bed moving device, a slip ring that enables electrical connection with the rotating unit, and an operation and monitor unit including an image rendering unit that processes image data transferred to the outside through the slip ring. Inside the rotating unit are a detector composed of an assembly of a large number of image sensors, a circuit board for processing signals from the detector, an X-ray generator at a position facing the imaging object such as a subject, and cooling. Built-in fan, high-voltage power supply circuit, etc. CT is a large, heavy, and expensive diagnostic imaging device. In addition to the installation cost of the building where the CT body is installed, the power supply, the air conditioning equipment, etc., the maintenance cost for maintaining the performance of the device at all times is also large. This is a burden (Patent Documents 1 to 6).
Ｘ線ＣＴ等の撮像装置を小型・低価格化することにより、広く世界の健康維持に寄与する。特に癌その他の疾病を早期に発見し、増大する医療費を削減することが望まれる。開発途上国、その他遠隔地や過疎地域にあっても、最新かつ高水準の医療サービスを提供することにより、自然災害や地域紛争の結果生じた貧困や格差を解消する。解決すべき課題について以下に詳しく説明する。 By reducing the size and price of imaging devices such as X-ray CT, it will contribute widely to the maintenance of global health. In particular, it is desired to detect cancer and other diseases at an early stage and reduce the increasing medical costs. Eliminate poverty and disparities resulting from natural disasters and regional conflicts by providing up-to-date and high-level medical services in developing countries and other remote and depopulated areas. The problems to be solved will be described in detail below.
ＣＴの大型化、或いは高額化する要因には、様々な技術的課題があり、未だ有効な打開策が見出されていない。従来のＣＴの小型化を阻害する要因の一つは、ガントリの小型・軽量化が困難な点にある。ガントリ内の回転部の内径は、人体が余裕をもって体軸方向に移動し通過できる程度の内径寸法、例えば８０cm以上の内径が求められる。X線源や検出器等を搭載するため、ガントリの外径は１００cmを超える。また検出器、検出器信号処理回路、Ｘ線源、Ｘ線源駆動制御回路、空冷ファン等がガントリ内で回転する構造が一般的である。しかし、Ｘ線源、Ｘ線源駆動制御回路、空冷ファン等は高重量であり、これらを直径８０cm以上の円周上で１〜２回転／秒の速度で回転させる場合の慣性モーメントや重量物の回転に伴う振動、騒音等を抑制し装置全体に及ぼす弊害を最小限にする必要がある。被験者を体軸方向に移動させるため、被験者を載せた寝台を定められた速度で前進又は後退させる必要がある。被験者の多様性、即ち体重の幅（数キログラム〜２００キログラム）を考慮すると、寝台移動手段もこのような重量範囲をカバーできる堅牢性と寝台の安定移動を確保する必要があり、装置全体がさらに大型化・高重量化することになる。 Factors that increase the size or cost of CT have various technical problems, and no effective solution has yet been found. One factor that hinders downsizing of conventional CT is that it is difficult to reduce the size and weight of the gantry. The inner diameter of the rotating part in the gantry is required to be an inner diameter dimension that allows the human body to move and pass in the body axis direction with sufficient margin, for example, an inner diameter of 80 cm or more. Since the X-ray source and detector are installed, the outer diameter of the gantry exceeds 100 cm. In general, a detector, a detector signal processing circuit, an X-ray source, an X-ray source drive control circuit, an air cooling fan, and the like rotate in the gantry. However, the X-ray source, the X-ray source drive control circuit, the air cooling fan, etc. are heavy, and the moment of inertia or heavy object when rotating these at a speed of 1 to 2 revolutions / second on a circumference of 80 cm or more in diameter is used. It is necessary to suppress the vibration, noise, etc. associated with the rotation of the machine and minimize the adverse effects on the entire apparatus. In order to move the subject in the body axis direction, the bed on which the subject is placed needs to be moved forward or backward at a predetermined speed. Considering the variety of subjects, that is, the range of body weight (several kilograms to 200 kilograms), it is necessary for the couch moving means to ensure the robustness that can cover such a weight range and the stable movement of the couch. It will increase in size and weight.
また検出器等がガントリの内部で体軸方向を中心に毎秒１〜２回転程度の速度で回転する。そのため、検出器等の出力信号を外部に読み出すためにスリップリングと呼ばれる機械的接触手段により信号の送受信、或いは電力の授受を行っている。スリップリングによる電気的接続を確実にするには、回転数を低く抑え、かつ検出器からの出力信号線本数を少なくする必要がある。信号線本数を少なくするためには、パラレル信号をシリアル化しスリップリングを介し読み出す方法が採用されている。しかし、大量の撮像データをシリアル伝送すると伝送周波数が上昇するため、高速のラインバッファ素子など専用半導体素子を開発する必要があり、さらに伝送周波数の上昇に伴う消費電力や発熱の増大も避けられない。また、近年、Ｘ線被ばく量の低減が強く求められており、その解決策として、一度のＸ線パルス照射により広い領域を露光しなければならず、その結果、ガントリの高重量化に加え、Ｘ線発生装置の大型化が避けられない。同時に体軸方向の受光領域（即ちスライス数）を拡大する必要があり、使用する検出器の受光面積或いは画素数の増大を伴い、さらに高速かつ大容量のデータ伝送と外部の記録媒体への高速リアルタイム記録が求められる。例えば、スライス数が６４の場合、１Gbytes/sec以上のデータ処理速度が求められる。大量のデータをリアルタイムで高速記録するには、例えば、RAID(Redundant Arrays of Independent Disks)のような複数台のハードディスクを組み合わせて使用する方策が取られているが、その記録速度は８００Mbytes/sec以下のため、何らかのデータ圧縮も必要になる。 A detector or the like rotates at a speed of about 1 to 2 revolutions per second around the body axis direction inside the gantry. Therefore, in order to read out an output signal from a detector or the like, signals are transmitted / received or electric power is transmitted / received by a mechanical contact means called a slip ring. In order to ensure the electrical connection by the slip ring, it is necessary to keep the number of revolutions low and to reduce the number of output signal lines from the detector. In order to reduce the number of signal lines, a method of serializing parallel signals and reading them through slip rings is employed. However, when a large amount of image data is serially transmitted, the transmission frequency increases. Therefore, it is necessary to develop a dedicated semiconductor device such as a high-speed line buffer device. Furthermore, an increase in power consumption and heat generation due to an increase in the transmission frequency is inevitable. . In recent years, there has been a strong demand for a reduction in the amount of X-ray exposure. As a solution to this, a wide area must be exposed by a single X-ray pulse irradiation. As a result, in addition to increasing the weight of the gantry, Increasing the size of the X-ray generator is inevitable. At the same time, it is necessary to enlarge the light receiving area (ie, the number of slices) in the body axis direction, and with the increase in the light receiving area or the number of pixels of the detector used, higher speed and large capacity data transmission and high speed to an external recording medium Real-time recording is required. For example, when the number of slices is 64, a data processing speed of 1 Gbytes / sec or more is required. In order to record a large amount of data in real time at high speed, for example, measures such as RAID (Redundant Arrays of Independent Disks) are used in combination with multiple hard disks, but the recording speed is 800 Mbytes / sec or less. Therefore, some data compression is also required.
電力の授受については、特にX線源等対する電力供給が問題となる。近年、スライス幅の拡大に伴い、X線源の大型化、即ち管電流の増大に伴い高電圧発生回路等を含むX線源駆動制御回路に供給する電流量も増大する傾向にある。その結果、スリップリングは、ブラシに対し高速かつ滑らせながら大きな電流を流す必要があり、接触面が発熱し焼き付きの原因となる。そのため、スリップリングやブラシの表面研磨や部材の定期的交換等のメンテナンスが必須となっている。このように、被験者を移動させる寝台やガントリ部等の小型・軽量化が難しく、ＣＴの運搬、移設が困難である。さらに設置するための建屋や床の強度、或いは空調設備を含めた専用の電源設備等にも特別な設計仕様が求められる。このように、ＣＴを導入する場合のコストは、装置自体の導入費用に加え、建屋や空調・電源設備等に要する建築費用、さらには一年を通し装置及び建屋全体の温湿度等の維持管理費や定期的メンテナンス費用等の経費負担の軽減が求められる。 Regarding power transfer, power supply to X-ray sources in particular is a problem. In recent years, as the slice width increases, the amount of current supplied to the X-ray source drive control circuit including the high voltage generation circuit and the like tends to increase as the X-ray source becomes larger, that is, as the tube current increases. As a result, the slip ring needs to pass a large current while sliding at high speed with respect to the brush, and the contact surface generates heat and causes seizure. Therefore, maintenance such as surface polishing of slip rings and brushes and periodic replacement of members is essential. As described above, it is difficult to reduce the size and weight of the bed or gantry unit for moving the subject, and it is difficult to transport and relocate the CT. Furthermore, special design specifications are also required for the strength of buildings and floors for installation, and dedicated power supply equipment including air conditioning equipment. In this way, the cost of introducing CT is not only the cost of introducing the device itself, but also the construction cost required for the building, air conditioning and power supply facilities, etc., and maintenance and management of the temperature of the device and the entire building throughout the year. It is necessary to reduce the burden of expenses such as expenses and periodic maintenance costs.
上記の解決すべき課題に加え、近年、Ｘ線ＣＴ等の利用機会が増えるにつれ、被験者のＸ線被ばくに対する懸念が高まっている。そのため、Ｘ線被ばく量を削減することも本発明における解決すべき課題である。 In addition to the above-mentioned problems to be solved, in recent years, as the use opportunities of X-ray CT and the like increase, the concern about the X-ray exposure of the subject has increased. Therefore, reducing the amount of X-ray exposure is also a problem to be solved in the present invention.
本発明に係る撮像装置、例えばＣＴは体軸方向を中心軸として回転する回転部を有するガントリ、ガントリを載せる架台、及び該ガントリから得られた画像データを処理表示或いは撮像装置を操作する制御部から構成され、かつ架台に対しガントリを中心軸の方向に移動させる駆動手段を有し、さらに回転部には光源、光源を駆動する光源駆動制御回路、回転部インターフェースを有し、架台にはホストインターフェースを有し、ガントリの移動範囲内の所定位置において回転部インターフェースとホストインターフェースが互いに対向する構造とする。好適には、所定位置がガントリの移動範囲の終点にあるようにする。また、回転部インターフェースとホストインターフェースが互いに鉛直方向に近接し対向させる。或いは、回転部インターフェースとホストインターフェースが互いに中心軸方向に近接し対向させる。 An imaging apparatus according to the present invention, for example, a CT has a gantry having a rotating unit that rotates about the body axis direction as a central axis, a gantry on which the gantry is placed, and a control unit that processes and displays image data obtained from the gantry or operates the imaging apparatus And a driving means for moving the gantry in the direction of the central axis with respect to the gantry, further including a light source in the rotating part, a light source drive control circuit for driving the light source, and a rotating part interface. An interface is provided, and the rotating unit interface and the host interface are opposed to each other at a predetermined position within the moving range of the gantry. Preferably, the predetermined position is at the end point of the moving range of the gantry. The rotating unit interface and the host interface are close to each other in the vertical direction and face each other. Alternatively, the rotating unit interface and the host interface are close to each other in the central axis direction and face each other.
回転部インターフェースとホストインターフェースが所定位置において機械的に接触することにより電気的に接続するようにする。或いは、回転部インターフェースとホストインターフェースが所定位置において互いに近接し非接触状態において電磁場の相互作用により電気的に接続する非接触インターフェースとする。 The rotating part interface and the host interface are electrically connected by mechanical contact at a predetermined position. Or it is set as the non-contact interface which a rotation part interface and a host interface adjoin mutually in a predetermined position, and are electrically connected by interaction of an electromagnetic field in a non-contact state.
ガントリを中心軸方向に移動させるための駆動手段をガントリの内部に設ける。また、回転部を回転させる駆動モータをガントリの内部に設ける。 Driving means for moving the gantry in the central axis direction is provided inside the gantry. A drive motor for rotating the rotating part is provided inside the gantry.
架台の上部であって所定位置にクレードルを有し、かつクレードルにホストインターフェースを設ける。さらに、クレードルに回転部の検査・校正に供する検査プローブ、或いは標準サンプルを保持するための保持手段をクレードルに設ける。好ましくは、所定位置において回転部を冷却するための冷却機構をクレードルに有する構造とする。 A cradle is provided at a predetermined position on the upper part of the gantry, and a host interface is provided on the cradle. Further, the cradle is provided with an inspection probe used for inspection / calibration of the rotating part or a holding means for holding a standard sample. Preferably, the cradle has a cooling mechanism for cooling the rotating portion at a predetermined position.
回転部の内部には、光源、光源を駆動する光源駆動制御回路に加え少なくとも中心軸を挟んで光源に対向する位置に検出器を有し、さらに検出器を駆動及び検出器の出力信号を処理する検出器制御信号処理回路、検出器の出力信号を記録する画像メモリ、及びこれらを駆動するための二次電池を内蔵させる。好ましくは、二次電池にはリチウムイオン電池を用いる。また、画像メモリには大容量の半導体メモリ、例えば、ダイナミックランダムアクセスメモリ（ＤＲＡＭ）、NAND型フラッシュメモリ等の不揮発メモリを用いる。光源はX線光源、或いは近赤外（NIR)光源とする。好ましくは、光源がX線光源であって、X線光源における電子ビーム発生部をカーボンナノ構造体により形成する。検出器は、好ましくはシリコン半導体検出器であって、かつ該シリコン半導体検出器にはAD変換回路が形成された構造とする。好ましくは、検出器を光電子増倍管型検出器、アバランシェホトダイオード（APD）型検出器、又はフォトンカウンティング型検出器のいずれかとする。さらに好ましくは、検出器の上部に放射線遮蔽光ファイバープレート、或いは放射線遮蔽光ファイバープレートの上部にさらに放射線シンチレータを積層した構造とする。 In addition to the light source and the light source drive control circuit for driving the light source, the rotating unit has a detector at a position facing the light source with at least the central axis, and further drives the detector and processes the output signal of the detector A detector control signal processing circuit for recording, an image memory for recording an output signal of the detector, and a secondary battery for driving them. Preferably, a lithium ion battery is used as the secondary battery. As the image memory, a large-capacity semiconductor memory, for example, a non-volatile memory such as a dynamic random access memory (DRAM) or a NAND flash memory is used. The light source is an X-ray light source or a near infrared (NIR) light source. Preferably, the light source is an X-ray light source, and the electron beam generating portion in the X-ray light source is formed of a carbon nanostructure. The detector is preferably a silicon semiconductor detector, and the silicon semiconductor detector has an AD conversion circuit. Preferably, the detector is a photomultiplier tube detector, an avalanche photodiode (APD) detector, or a photon counting detector. More preferably, the radiation shielding optical fiber plate is formed on the detector, or a radiation scintillator is further laminated on the radiation shielding optical fiber plate.
回転部の外周部にN極とS極が交互に並ぶように配置した永久磁石を配置し、かつ回転部の周囲を取り囲むガントリの円周に沿って複数の誘導コイルを配置する。或いは、回転部の外周部に沿って複数の誘導コイルを配置し、かつ回転部の周囲を取り囲むガントリの円周部に沿ってN極とS極が交互に並ぶように永久磁石を配置する。好ましくは、回転部の運動エネルギーを電気エネルギーに変換する回生ブレーキ回路を誘導コイルに接続する。また、電気二重層キャパシタを回生ブレーキ回路に設ける。 Permanent magnets arranged so that N poles and S poles are alternately arranged are arranged on the outer peripheral part of the rotating part, and a plurality of induction coils are arranged along the circumference of the gantry surrounding the rotating part. Alternatively, a plurality of induction coils are arranged along the outer peripheral part of the rotating part, and the permanent magnets are arranged so that N poles and S poles are alternately arranged along the circumferential part of the gantry surrounding the rotating part. Preferably, a regenerative brake circuit that converts kinetic energy of the rotating part into electric energy is connected to the induction coil. An electric double layer capacitor is provided in the regenerative brake circuit.
ガントリの体軸方向の移動、或いはガントリの撮像動作を制御する制御信号を無線通信により送受信する無線インターフェースを撮像装置の制御部と、少なくともガントリ、架台、或いはクレードルのいずれかに設ける。また、第二のガントリを架台の上部に追加する。 A wireless interface for transmitting and receiving a control signal for controlling the movement of the gantry in the body axis direction or the imaging operation of the gantry by wireless communication is provided in at least one of the control unit of the imaging apparatus and the gantry, the gantry, or the cradle. A second gantry is added to the top of the gantry.
被験者、或いは測定対象物を載せ、又は保持するための寝台等の保持手段を架台と一体的に形成した構造とする。また、ガントリの体軸方向における移動を補助するためのガイドレールを架台に設ける。また、ガントリの移動中に被験者或いは被測定物がガントリに接触することを防止するための保護カバーをガントリの移動方向に沿って架台に設けた構造とする。少なくとも光源、検出器、画像メモリ、二次電池のいずれかが回転部から着脱可能なカートリッジ構造とする。 A holding unit such as a bed for placing or holding a subject or a measurement object is formed integrally with the gantry. In addition, a guide rail for assisting the movement of the gantry in the body axis direction is provided on the gantry. In addition, a protective cover for preventing the subject or the object to be measured from coming into contact with the gantry during the movement of the gantry is provided on the gantry along the moving direction of the gantry. At least one of the light source, the detector, the image memory, and the secondary battery has a cartridge structure that can be attached and detached from the rotating unit.
ガントリの中心軸方向に移動開始後、被検体を透過した光信号を検出器により電気信号に変換し、電気信号を画像メモリに記録しながら回転部を回転させ、電気信号の画像メモリへの記録終了後、ガントリの中心軸方向の移動を所定位置において停止し、回転部インターフェースからホストインターフェースを介し画像メモリに記録された電気信号を読み出す撮像装置の駆動方法とする。 After moving in the direction of the central axis of the gantry, the optical signal transmitted through the subject is converted into an electrical signal by the detector, and the rotating part is rotated while the electrical signal is recorded in the image memory, and the electrical signal is recorded in the image memory. After the end, the movement of the gantry in the central axis direction is stopped at a predetermined position, and the driving method of the image pickup apparatus reads the electrical signal recorded in the image memory from the rotating unit interface via the host interface.
ガントリの中心軸方向に移動開始後、光源から出射した光を検出器により電気信号に変換し、電気信号を画像メモリに記録しながら回転部を回転させ、電気信号の画像メモリへの記録が終了した後、回転部の回転を減速させる工程において、誘導コイルに生ずる逆起電力を、回生ブレーキ回路を介し二次電池又はキャパシタに充電する撮像装置の駆動方法とする。 After moving in the direction of the central axis of the gantry, the light emitted from the light source is converted into an electrical signal by the detector, and the rotating part is rotated while recording the electrical signal in the image memory, and the recording of the electrical signal in the image memory is completed. After that, in the step of decelerating the rotation of the rotating unit, the imaging device driving method is to charge the back electromotive force generated in the induction coil to the secondary battery or the capacitor via the regenerative brake circuit.
ガントリの中心軸方向の移動を所定位置において停止し、回転部インターフェースを介しホストインターフェースから二次電池に電力を供給し二次電池を充電する上記撮像装置の駆動方法とする。 The driving method of the imaging apparatus described above is such that the movement of the gantry in the central axis direction is stopped at a predetermined position, and power is supplied from the host interface to the secondary battery via the rotating unit interface to charge the secondary battery.
本発明によれば、撮影装置の小型・軽量化、及び低消費電力化が実現し、撮像装置を設置するスペース、建物及び電源、空調設備等の建設コストを大幅に削減できる。加えて、必ずしもガラス基板を使用した大面積ＴＦＴ検出器を必須とせず、高感度の検出器を使用できるので、被験者の放射線被ばく量を低減することが容易になる。さらにスリップリングやブラシ等を不要としたので、定期的な部品交換やメンテナンス等の常時機器の性能を最適に保つための年間維持経費を大幅に削減できる。また、目的に応じてガントリ部のみ、或いは光源部や検出器カートリッジを交換することにより、整形外科、循環器科、消化器科領域における各種X線画像診断装置、CT、PET等を全て設置するまでもなく、本発明に係る撮像装置一台において異なる医療分野における診断が実現する。また、病院内の手術室や入院病棟であっても、事故等で運び込まれた救急患者或いは重症患者等が検査室まで移動せずに医師がベッドサイドで迅速に初期診断と治療方針を決定することが容易になる。このように撮像装置の小型・軽量化、及び低消費電力化により、一般車両等により移動可能なＣＴ等の実現し、遠隔地や災害発生地域等における迅速かつ的確な初期診断が実現する。 According to the present invention, it is possible to reduce the size and weight of the photographing apparatus and reduce the power consumption, and it is possible to greatly reduce the construction cost of the space where the imaging apparatus is installed, the building, the power supply, the air conditioning equipment, and the like. In addition, a large-area TFT detector using a glass substrate is not necessarily required, and a highly sensitive detector can be used, so that it is easy to reduce the radiation exposure of the subject. In addition, since slip rings, brushes, etc. are not required, annual maintenance costs for maintaining the performance of regular equipment such as regular parts replacement and maintenance can be greatly reduced. In addition, by replacing only the gantry unit or the light source unit and detector cartridge according to the purpose, various X-ray diagnostic imaging devices, CT, PET, etc. are installed in orthopedics, cardiology, and gastroenterology. Needless to say, diagnosis in different medical fields is realized with one imaging apparatus according to the present invention. In addition, even in an operating room or hospital ward in a hospital, an emergency patient or severely ill patient brought in due to an accident or the like does not move to the laboratory, and the doctor promptly decides the initial diagnosis and treatment policy at the bedside. It becomes easy. As described above, the imaging device is reduced in size and weight, and power consumption is reduced, thereby realizing a CT that can be moved by a general vehicle or the like, and a quick and accurate initial diagnosis in a remote place or a disaster occurrence area.
本発明では、ガントリの移動方向或いは所謂「体軸方向」をＺ軸、Ｚ軸に垂直な面をＸ−Ｙ平面と定義する。第一の実施例に係る撮像装置１００（例えばＸ線ＣＴ）について、図１乃至図３を用いて以下に説明する。図１（ａ）は、第一の実施例に係る撮像装置をＸ軸方向から見た側面図である。撮像装置１００は、架台７、及びこれを支える架台支持部（９−１、９−２）、その上部にZ軸方向に移動可能なガントリ５が載せられた構造からなる。後述するように、ガントリ５の内部には回転可能な回転部２３があり、その回転中心軸１が図示されている。なお、図示していないを操作・制御部及び表示（モニター）部があり、画像描出回路及びソフトウエア等により再構成された断層像等がモニター上に表示される。ガントリ５をＺ軸方向に移動させるための駆動部及び車輪１５を内蔵したガントリ移動台車１１がガントリ５の下部に取り付けられている。また、以下に詳述するように、ガントリ内の回転部２３と架台７との間において電気信号又は電力の授受を行う電気的接続手段が架台の上部（２−１）とガントリ内の回転部側（図示せず）に有する。被験者その他の測定対象物を載せるために寝台３がガントリ５の中空部内をＺ軸方向に挿入されている。撮影中はガントリ５のみがＺ軸方向に移動し、被験者は寝台３と共に寝台３の上で静止しているので、堅牢かつ精密な被験者移動制御手段は不要である。そのため、撮像装置１００自体の軽量化が可能になる。後述するように、ガントリの体軸（Ｚ軸）方向における撮像走査速度を高速化しても、被験者の身体的・精神的負荷や不安を回避できる効果も有する。 In the present invention, the movement direction of the gantry or the so-called “body axis direction” is defined as the Z axis, and the plane perpendicular to the Z axis is defined as the XY plane. An imaging apparatus 100 (for example, X-ray CT) according to the first embodiment will be described below with reference to FIGS. 1 to 3. FIG. 1A is a side view of the imaging apparatus according to the first embodiment viewed from the X-axis direction. The imaging apparatus 100 has a structure in which a gantry 5, which is movable in the Z-axis direction, is placed on the gantry 7, gantry support portions (9-1, 9-2) that support the gantry 7. As will be described later, there is a rotatable rotating portion 23 inside the gantry 5, and the rotation center axis 1 is illustrated. Although not shown, there are an operation / control unit and a display (monitor) unit, and a tomogram or the like reconstructed by an image rendering circuit, software, or the like is displayed on the monitor. A gantry moving carriage 11 incorporating a drive unit and wheels 15 for moving the gantry 5 in the Z-axis direction is attached to the lower part of the gantry 5. Further, as will be described in detail below, an electrical connection means for transmitting and receiving an electric signal or power between the rotating part 23 in the gantry and the gantry 7 includes an upper part (2-1) of the gantry and the rotating part in the gantry. On the side (not shown). A bed 3 is inserted in the hollow portion of the gantry 5 in the Z-axis direction for placing a subject or other measurement object. During imaging, only the gantry 5 moves in the Z-axis direction, and the subject is stationary on the bed 3 together with the bed 3, so that a robust and precise subject movement control means is unnecessary. Therefore, the imaging device 100 itself can be reduced in weight. As will be described later, increasing the imaging scanning speed in the body axis (Z-axis) direction of the gantry also has the effect of avoiding the physical and mental load and anxiety of the subject.
図１（ｂ）は、撮像装置１００をＹ軸方向から見た平面図である。ガントリ５が架台７の上を移動するためにガントリ移動用レール１３が架台７の上部に２本設けられている。ガントリ移動用レール１３及び車輪１５が金属等の導電性材料であれば、ガントリ移動台車１１の内部にある駆動用モータ１７に電力を供給し、或いはガントリ移動台車１１との間において制御信号等の授受が可能になる。上述の如く、ガントリ内の回転部２３と架台７との間において電気信号又は電力の授受を行う電気的接続手段であるホストインターフェース２−１を架台の上部、即ちガントリ５の移動範囲の終点にある所定位置に配置している。本実施例では、寝台３が架台支持部９−１、及び９−２の上部に取り付けられているが、取り外すことも容易である。そのため、寝台３の代わりに他の形状の被験者保持手段を用いても良い。また、寝台３を取り除いて、ガントリ３を架台７から取り外すことも容易であるため、ガントリ５のメンテナンスや交換にも好都合であり、さらに異なる撮像特性、例えば、光源エネルギー（波長）の異なる光源を搭載したガントリに取り換えることも容易になる。 FIG. 1B is a plan view of the imaging device 100 viewed from the Y-axis direction. Two gantry moving rails 13 are provided on the top of the gantry 7 so that the gantry 5 moves on the gantry 7. If the gantry moving rail 13 and the wheel 15 are conductive materials such as metal, power is supplied to the driving motor 17 in the gantry moving carriage 11 or a control signal or the like is transmitted to the gantry moving carriage 11. You can give and receive. As described above, the host interface 2-1 which is an electrical connection means for transmitting and receiving an electric signal or power between the rotating unit 23 and the gantry 7 in the gantry is set at the upper part of the gantry, that is, at the end of the moving range of the gantry 5. It is arranged at a certain predetermined position. In this embodiment, the bed 3 is attached to the upper portions of the gantry support portions 9-1 and 9-2, but can be easily removed. Therefore, instead of the bed 3, another shape of subject holding means may be used. Further, since it is easy to remove the bed 3 and remove the gantry 3 from the gantry 7, it is convenient for maintenance and replacement of the gantry 5, and furthermore, light sources having different imaging characteristics, for example, light source energy (wavelength) are different. It becomes easy to replace it with the installed gantry.
図１（ｃ）は、撮像装置１００をＺ軸方向から見た平面図である。ガントリ５の内部には、回転中心軸１の周囲を回転する回転部２３がベアリング（図示せず）等を介し取り付けられている。さらに回転部２３を回転させるためのタイミングベルト２１がガントリ移動台車１１の内部にあるガントリ回転モータ１９に取り付けられている。また、回転部２３は、回転部インターフェース２−２を有しているので、回転部２３の静止時においてホストインターフェース２−１と対向する位置において電気的に接続することができる。なお、好適にはホストインターフェース２−１と回転部インターフェース２−２が対向する位置で停止するようにするため、ホール素子等を用いた位置センサ等を使用することができる。また、ガントリ５をＺ軸方向に移動させるためのガントリ移動台車駆動モータ１７をガントリ移動台車１１の内部に有している。駆動のための電源は、既に説明したように、ガントリ移動用レール１３から供給することもできるが、ガントリ移動台車１１の内部に二次電池を内蔵することもできる。また、ガントリ５をＺ軸方向に移動させるための移動手段として、後述するように（図４（ａ）等）、架台支持部９−１或いは９−２側からけん引する構造であってもよい。本構造により、ガントリ内の回転部２３の回転手段を移動可能なガントリ移動台車１１等に配置したので、従来と異なり、ガントリ部を撮像装置本体に固定させる必要が無く、ガントリ部の移動、取り外し等が容易になる。 FIG. 1C is a plan view of the imaging device 100 viewed from the Z-axis direction. Inside the gantry 5, a rotating part 23 that rotates around the rotation center shaft 1 is attached via a bearing (not shown) or the like. Further, a timing belt 21 for rotating the rotating unit 23 is attached to a gantry rotating motor 19 inside the gantry moving carriage 11. Further, since the rotating unit 23 includes the rotating unit interface 2-2, the rotating unit 23 can be electrically connected at a position facing the host interface 2-1 when the rotating unit 23 is stationary. Note that a position sensor using a Hall element or the like can be used so that the host interface 2-1 and the rotating unit interface 2-2 are preferably stopped at a facing position. A gantry moving carriage drive motor 17 for moving the gantry 5 in the Z-axis direction is provided inside the gantry moving carriage 11. The power source for driving can be supplied from the gantry moving rail 13 as described above, or a secondary battery can be built in the gantry moving carriage 11. Moreover, as a moving means for moving the gantry 5 in the Z-axis direction, as will be described later (FIG. 4A, etc.), it may be structured to be pulled from the gantry support portion 9-1 or 9-2 side. . With this structure, the rotating means of the rotating part 23 in the gantry is arranged on the movable gantry moving carriage 11 and the like, so that unlike the conventional case, there is no need to fix the gantry part to the imaging device body, and the gantry part can be moved and removed. Etc. becomes easy.
図２を用いて、撮像装置１００の構造、特に回転部２３の構造を詳しく説明する。図２（ａ）は、撮像装置１００のガントリ５の内部にある回転部２３の内部構造を説明するＺ軸方向から見た平面図である。回転部２３の内部には、光源、例えばＸ線発生部２５、高電圧制御回路２９、検出器アレー３１、検出器周辺回路３３、画像メモリ３５、二次電池２７、回転部インターフェース２−２を有する。即ち、Ｘ線発生部２５から出射されたＸ線ビーム２６が寝台３に載せられた被験者（図示せず）を透過し、検出器アレー３１に到達する。なお、回転部の回転時における重量バランスを調整する重量バランス調整部を設けてもよい。好適には、Ｘ線発生部２５にカーボンナノチューブ（ＣＮＴ）等のカーボンナノ材料を電界電子放出源とするＸ線発生装置を用いる。カーボンナノ材料を冷陰極材料として用いているので、予熱が不要であり従来のＸ線管を用いた場合に比べ、小型・低消費電力化が可能になり、高電圧制御回路２９の小型化や冷却ファンの小型化或いは冷却ファンそのものを不要にできるからである。なお、本実施例では、回転部２３の内部に検出器アレー３１が内蔵されている構造について説明したが、検出器アレー３１が回転部２３の内部ではなく、回転部２３を取り巻くガントリ５の内周部の全周に亘って配置した構造（図示せず）であってもよい。この場合には、検出器周辺回路の一部、画像メモリ、ガントリ部インターフェース等がガントリ移動台車１１の内部に配置される。 The structure of the imaging device 100, particularly the structure of the rotating unit 23, will be described in detail with reference to FIG. FIG. 2A is a plan view seen from the Z-axis direction for explaining the internal structure of the rotating unit 23 inside the gantry 5 of the imaging apparatus 100. Inside the rotating unit 23, a light source such as an X-ray generation unit 25, a high voltage control circuit 29, a detector array 31, a detector peripheral circuit 33, an image memory 35, a secondary battery 27, and a rotating unit interface 2-2 are provided. Have. That is, the X-ray beam 26 emitted from the X-ray generation unit 25 passes through a subject (not shown) placed on the bed 3 and reaches the detector array 31. In addition, you may provide the weight balance adjustment part which adjusts the weight balance at the time of rotation of a rotation part. Preferably, an X-ray generator using a carbon nanomaterial such as carbon nanotube (CNT) as a field electron emission source is used for the X-ray generator 25. Since carbon nanomaterial is used as a cold cathode material, preheating is not required, and it is possible to reduce the size and power consumption compared to the case of using a conventional X-ray tube. This is because the cooling fan can be downsized or the cooling fan itself can be dispensed with. In this embodiment, the structure in which the detector array 31 is built in the rotating unit 23 has been described. However, the detector array 31 is not in the rotating unit 23 but in the gantry 5 surrounding the rotating unit 23. The structure (not shown) arrange | positioned over the perimeter of a surrounding part may be sufficient. In this case, a part of the detector peripheral circuit, the image memory, the gantry unit interface, and the like are arranged inside the gantry moving carriage 11.
図２（ｂ）は回転部２３の内部、特に検出器３１とその周辺回路３３を説明するための回路ブロック図である。図２（ａ）における周辺回路３３には、図２（ｂ）に示すように検出器駆動制御回路４１、信号増幅・アナログデジタル（ＡＤ）変換回路４３、信号走査・制御回路４５、デジタル信号処理回路４７、パラレルシリアル変換回路４９等を含んでいる。図示するように、検出器アレー３１には、複数の検出器ユニット３０が円弧状に、或いはスライス数を増やすためにＺ軸方向にも規則的に並んでいる。検出器ユニット３０には、例えば、小型の電子増倍型検出器（ホトマル）やアバランシェ効果（ＡＰＤ）を利用した増幅型検出器、フォトンカウンティング型検出器等を用いることができる。また、アナログデジタル（AD）変換回路をオンチップ化したCMOS型或いはCCD型検出器を使用することができるので、高速かつ低ノイズの読み出しが実現する。或いは、複数の検出器アレーの位置合わせ精度が高く、軽量化が容易なCMOS型検出器を使用することもできる（例えば、特許文献７）。これらの検出器ユニットは高感度、或いは低ノイズであるため、必ずしもスライス数の多い大面積の検出器ユニット、例えばガラス基板上にＴＦＴを積層した検出器等を必要としない。そのため、Ｘ線照射（被ばく）量を減少させ、或いは短時間パルス照射によるＺ軸方向の高速走査が容易になる。また、後述するように、Ｘ線照射面積を拡大する必要がないので、Ｘ線発生部に必要な高電圧電流を増大させることもない。また回転部２３のＺ軸方向の薄型化による軽量化に加え、特に電界電子放出源として使用するカーボンナノ材料の安定性や耐久性を向上させることができる。 FIG. 2B is a circuit block diagram for explaining the inside of the rotating unit 23, particularly the detector 31 and its peripheral circuit 33. The peripheral circuit 33 in FIG. 2A includes a detector drive control circuit 41, a signal amplification / analog / digital (AD) conversion circuit 43, a signal scanning / control circuit 45, digital signal processing, as shown in FIG. 2B. A circuit 47, a parallel-serial conversion circuit 49, and the like are included. As shown in the figure, the detector array 31 has a plurality of detector units 30 arranged in an arc shape or regularly in the Z-axis direction in order to increase the number of slices. As the detector unit 30, for example, a small electron multiplying detector (photomal), an amplifying detector using an avalanche effect (APD), a photon counting detector, or the like can be used. Further, since a CMOS type or CCD type detector having an analog-digital (AD) conversion circuit on-chip can be used, high-speed and low-noise readout is realized. Alternatively, it is possible to use a CMOS detector that has a high alignment accuracy of a plurality of detector arrays and can be easily reduced in weight (for example, Patent Document 7). Since these detector units have high sensitivity or low noise, a detector unit having a large area with a large number of slices, such as a detector in which TFTs are stacked on a glass substrate, is not necessarily required. Therefore, the amount of X-ray irradiation (exposure) is reduced, or high-speed scanning in the Z-axis direction by short-time pulse irradiation is facilitated. Further, as will be described later, since it is not necessary to enlarge the X-ray irradiation area, the high voltage current necessary for the X-ray generation unit is not increased. Moreover, in addition to the weight reduction by thinning of the rotating part 23 in the Z-axis direction, the stability and durability of the carbon nanomaterial used as a field electron emission source can be improved.
検出器アレー３１から出力される検出器信号は、信号増幅・AD変換回路４３によりデジタルデータ（例えば１６ビット）に変換され、信号走査・制御回路４５を経由してデジタル信号処理回路４７に送られ必要な画像処理が加えられる。デジタル信号処理回路４７から送られた画像データを直接記録するために回転部２３の内部に画像メモリ３５を内蔵している。パラレルシリアル変換せずに直接画像メモリ３５に記録することができるので、高速書き込みが可能になる。画像メモリ３５には、磁気記録媒体も使用できるが、記録速度、及び信頼性の観点から、ＤＲＡＭやＮＡＮＤ形フラッシュメモリ等の半導体メモリが好適である。他方、撮像終了後であって、回転部２３の回転及びガントリ５の移動停止後に画像データを画像メモリ３５から読み出す場合には、撮像時と異なりリアルタイムで読み出す必要がないので、パラレルシリアル変換回路４９により、シリアルデータとして、ホストインターフェース２−２に出力すれば良い。シリアル化することにより、ホストインターフェース２−２における端子数を減らせる効果も有する。ホストインターフェース２−２と回転部インターフェース２−１からなる電気的接続手段においては、回転部２３の回転部インターフェース２−１の内部に複数のコネクタ６があり、その形状が凹状の受け構造である。他方、架台７上部におけるホストインターフェース２−２の側にはコネクタ４が複数あり、その形状は凸状である。コネクタ４をコネクタ６に挿入することにより電気的接続が可能になる。このように、機械的電気接点であるスリップリングを使用せず、回転部２３の静止時おいて内部に記録・蓄積した画像データを回転部インターフェース２−１からホストインターフェース２−２に読み出す。そのため、上述のスリップリング使用時の弊害を解消でき、かつ回転部２３の高速回転、例えば毎秒５回転以上の高速化回転も容易になる。このように、回転部５の軽量化と回転部５の回転速度の高速化により、ガントリ５を体軸（Z軸）方向に高速移動できるため、スライス数を増やすことなく、X線被ばく量を軽減することができる。 The detector signal output from the detector array 31 is converted into digital data (for example, 16 bits) by the signal amplification / AD conversion circuit 43 and sent to the digital signal processing circuit 47 via the signal scanning / control circuit 45. Necessary image processing is added. In order to directly record the image data sent from the digital signal processing circuit 47, an image memory 35 is built in the rotation unit 23. Since it can be directly recorded in the image memory 35 without parallel-serial conversion, high-speed writing becomes possible. Although a magnetic recording medium can be used for the image memory 35, a semiconductor memory such as a DRAM or a NAND flash memory is preferable from the viewpoint of recording speed and reliability. On the other hand, when the image data is read from the image memory 35 after the imaging is finished and after the rotation of the rotating unit 23 and the movement of the gantry 5 is stopped, there is no need to read in real time, unlike the case of imaging. Thus, it may be output to the host interface 2-2 as serial data. Serialization also has the effect of reducing the number of terminals in the host interface 2-2. In the electrical connection means composed of the host interface 2-2 and the rotating unit interface 2-1, the plurality of connectors 6 are provided inside the rotating unit interface 2-1 of the rotating unit 23, and the shape thereof is a concave receiving structure. . On the other hand, there are a plurality of connectors 4 on the side of the host interface 2-2 in the upper part of the gantry 7, and the shape thereof is convex. Electrical connection is possible by inserting the connector 4 into the connector 6. In this way, without using a slip ring as a mechanical electrical contact, image data recorded and stored inside the rotating unit 23 when it is stationary is read from the rotating unit interface 2-1 to the host interface 2-2. For this reason, the above-described adverse effects when using the slip ring can be eliminated, and high-speed rotation of the rotating portion 23, for example, high-speed rotation of 5 rotations per second or more can be facilitated. Thus, since the gantry 5 can be moved at high speed in the body axis (Z-axis) direction by reducing the weight of the rotating part 5 and increasing the rotational speed of the rotating part 5, the X-ray exposure can be reduced without increasing the number of slices. Can be reduced.
図３（ａ）は撮像装置１００の回転部２３の内部にあるＸ線発生部２５と光源駆動回路２９を説明するための回路構成図である。X発生部２５は、カーボンナノ材料電子ビーム発生冷陰極２５Cと陽極ターゲット２５Aから構成されている。光源駆動回路２９は、電圧昇圧回路２９−１と高電圧制御回路２９−２から構成されている。好適には、光源駆動回路２９は、スイッチング電源及びパワー半導体を用いることにより、トランスレスの小型・軽量・低消費電力の高電圧電源部とする。二次電池２７には、例えば、リチウムイオン電池を用いることができる。このように、リチウムイオン電池２７の直流電圧を光源駆動回路２９により昇圧し、かつタイミングコントロールされた高電圧パルスをＸ線発生部２５に印加することができる。なお、リチウムイオン電池２７は、図示していない電池残量検知回路及び充電回路により、回転部２３の静止時において回転部インターフェース２−２とホストインターフェース２−１を介し充電される。図３（ｂ）は、本実施例の撮像装置１００の駆動方法を説明するためのフローチャートである。図示するように、ガントリ５の移動及び回転部２３の回転を開始後、Ｘ線照射による撮像が開始される。検出器アレー３１から得られたデジタルデータはリアルタイムで画像メモリ３５に記録される。図２（ｂ）に示したように、デジタルデータは、パラレルシリアル変換するまでもなく、パラレルデータのまま画像メモリ３５に記録することができる。撮像終了後、ガントリは所定位置に停止し、回転部インターフェース２−２からホストインターフェース２−１を介し画像メモリ３５に記録されたデータが読み出され、操作・制御部において画像の再構成処理後、モニター上に表示される。また、並行してリチウムイオン電池２７を充電する。 FIG. 3A is a circuit configuration diagram for explaining the X-ray generation unit 25 and the light source driving circuit 29 inside the rotation unit 23 of the imaging apparatus 100. The X generator 25 is composed of a carbon nanomaterial electron beam generating cold cathode 25C and an anode target 25A. The light source drive circuit 29 includes a voltage booster circuit 29-1 and a high voltage control circuit 29-2. Preferably, the light source driving circuit 29 is a transformer-less high-voltage power supply unit that is compact, lightweight, and consumes low power by using a switching power supply and a power semiconductor. As the secondary battery 27, for example, a lithium ion battery can be used. As described above, the DC voltage of the lithium ion battery 27 can be boosted by the light source drive circuit 29 and the high voltage pulse whose timing is controlled can be applied to the X-ray generator 25. The lithium ion battery 27 is charged via a rotating unit interface 2-2 and a host interface 2-1 when the rotating unit 23 is stationary by a battery remaining amount detection circuit and a charging circuit (not shown). FIG. 3B is a flowchart for explaining a driving method of the imaging apparatus 100 of the present embodiment. As shown in the drawing, after the movement of the gantry 5 and the rotation of the rotating unit 23 are started, imaging by X-ray irradiation is started. Digital data obtained from the detector array 31 is recorded in the image memory 35 in real time. As shown in FIG. 2B, the digital data can be recorded in the image memory 35 as it is, without needing parallel-serial conversion. After the imaging is completed, the gantry stops at a predetermined position, data recorded in the image memory 35 is read from the rotating unit interface 2-2 via the host interface 2-1, and after the image reconstruction processing in the operation / control unit Displayed on the monitor. In parallel, the lithium ion battery 27 is charged.
図４（ａ）は、第二の実施例に係る撮像装置２００のＸ軸方向からみた側面図である。第一の実施例と異なる部分について以下に詳述する。図４（ａ）に示すように、撮像装置２００には、架台７からＹ軸方向に直立する部分９−３があり、これをクレードルと呼ぶ。クレードル９−３は、ガントリ５を待機させるスペース（破線部３７）があり、ガントリ５の回転部２３の回転部インターフェース２−２が非接触のインターフェース構造１２から構成され、ホストインターフェース２ー１が非接触のインターフェース構造１０から構成されている。これらは互いに対向して近接した状態で非接触の給電、即ち回転部２３の内部のリチウムイオン電池への充電、及び回転部２３とホスト側との間でデータや信号の授受を行う。第一の実施例と異なる点は、回転部インターフェース側の１２とホストインターフェース側の１０が互いに回転中心軸１の方向に近接し対向する構造にある。本構造により、ガントリ５がＺ軸方向に移動する方向において非接触インターフェース１２が非接触のインターフェース１０に近接することができる。ガントリ５の内部には回転部２３があり、回転中心軸１の周囲を回転するが、その駆動方法は第一の実施例（図１（ｃ））と同様に、ガントリ回転モータ１９、及び回転部回転用ベルト２１（図示せず）による回転である。後述するように、回転部２３を回転子、これを取り囲むガントリ５の内周を固定子とするダイレクトドライブ（DD)モータ構造としても良い。また、ガントリ移動用レール１３から給電されない場合は、ガントリ内に二次電池（図示せず）を内蔵することもできる。他方、第一の実施例とは異なり、架台支持部９−１又はクレードル９−３、及び架台７の内部に設けたガントリけん引モータ１４、及びガントリけん引ベルト８によりガントリ５を体軸（Ｚ軸）方向に移動させる例を開示している。 FIG. 4A is a side view of the imaging apparatus 200 according to the second embodiment viewed from the X-axis direction. Parts different from the first embodiment will be described in detail below. As shown in FIG. 4A, the imaging apparatus 200 has a portion 9-3 that stands upright in the Y-axis direction from the gantry 7, and this is called a cradle. The cradle 9-3 has a space (dashed line portion 37) for waiting the gantry 5, the rotating portion interface 2-2 of the rotating portion 23 of the gantry 5 is configured from the non-contact interface structure 12, and the host interface 2-1 is It is composed of a non-contact interface structure 10. They are in contact with each other and contactlessly supply power, that is, charge the lithium ion battery inside the rotating unit 23, and exchange data and signals between the rotating unit 23 and the host side. The difference from the first embodiment is the structure in which the rotating unit interface side 12 and the host interface side 10 are close to each other in the direction of the rotation center axis 1 and face each other. With this structure, the non-contact interface 12 can approach the non-contact interface 10 in the direction in which the gantry 5 moves in the Z-axis direction. Inside the gantry 5, there is a rotating portion 23, which rotates around the rotation center shaft 1. The driving method is the same as in the first embodiment (FIG. 1 (c)), and the gantry rotating motor 19 and the rotation. The rotation is performed by a partial rotation belt 21 (not shown). As will be described later, a direct drive (DD) motor structure may be used in which the rotating portion 23 is a rotor and the inner periphery of the gantry 5 surrounding the rotating portion 23 is a stator. When power is not supplied from the gantry moving rail 13, a secondary battery (not shown) can be built in the gantry. On the other hand, unlike the first embodiment, the gantry 5 is moved to the body axis (Z axis) by the gantry towing motor 14 and the gantry towing belt 8 provided in the gantry towing support unit 9-1 or the cradle 9-3, and the gantry 7. ) An example of moving in the direction is disclosed.
クレードル９−３のガントリ収納部３７の内部には、上記の非接触ホストインターフェース１０以外に、試料保持部２０が設けられている。試料とは、例えば、回転部２３の内部の検出器や光源部が正常に機能しているか否かを事前にテストするための被測定物であって標準サンプル、或いはファントムと呼ばれるものである。また、クレードル内に回転部２３の検査或い校正を目的とする検査プローブ（図示せず）を設けても良い。さらに、例えば、収納部３７の内部には、ガントリ５の内部の温度を下げるため、冷却ガス、例えば、空気や窒素ガスの供給口１６があり、他方、回転部２３には供給口１６と嵌合する開口部１８が設けられている。このように、クレードル９−３には、ガントリの安定駆動、或いは安全性や性能等の維持管理に必要な機能を付加することができる。 In addition to the non-contact host interface 10 described above, a sample holding unit 20 is provided inside the gantry storage unit 37 of the cradle 9-3. The sample is, for example, a measurement object for testing in advance whether or not the detector and the light source unit inside the rotating unit 23 are functioning normally, and is called a standard sample or a phantom. Further, an inspection probe (not shown) for the purpose of inspection or calibration of the rotating unit 23 may be provided in the cradle. Further, for example, in order to lower the temperature inside the gantry 5, there is a supply port 16 for cooling gas, for example, air or nitrogen gas, inside the storage unit 37, while the rotation port 23 is fitted with the supply port 16. A matching opening 18 is provided. In this way, the cradle 9-3 can be provided with functions necessary for stable driving of the gantry or maintenance management such as safety and performance.
図４（ｂ）は非接触インターフェース部（１０及び１２）における電磁誘導方式のワイヤレス給電に係る回路構成の一例を説明するためのブロック図である。図示するように、ホストインターフェース側（１０）の回路構成は、商用電源を直流に変換するAC/DCコンバータ、高周波の方形波を出力する高周波インバータ、これを正弦波に変換する波形変換回路、安全確保のための絶縁トランス等を介し一次コイルＬ１につながっている。他方、二次コイルＬ２は、高周波を直流に戻す整流平滑回路、逆流阻止ダイオード等を介し、負荷、例えば二次電池等に接続している。他方、制御信号或いは画像データ等の送受信には、例えば、近接場磁界結合にもとづくワイヤレス通信方式（図示せず）を使用する。データ転送速度をGビット／秒程度の高速化が可能だからである。なお、上記ワイヤレス給電とワイヤレス通信を同一のコイル、或いはアンテナを使用して行う方式であってもよい。 FIG. 4B is a block diagram for explaining an example of a circuit configuration related to electromagnetic induction type wireless power feeding in the non-contact interface unit (10 and 12). As shown in the figure, the circuit configuration on the host interface side (10) is an AC / DC converter that converts commercial power to DC, a high-frequency inverter that outputs a high-frequency square wave, a waveform conversion circuit that converts this to a sine wave, safety It is connected to the primary coil L1 through an insulating transformer or the like for securing. On the other hand, the secondary coil L2 is connected to a load, such as a secondary battery, via a rectifying / smoothing circuit that returns high frequency to direct current, a backflow prevention diode, and the like. On the other hand, for transmission / reception of control signals or image data, for example, a wireless communication system (not shown) based on near-field magnetic field coupling is used. This is because the data transfer speed can be increased to about G bits / second. Note that the wireless power feeding and wireless communication may be performed using the same coil or antenna.
図５（ａ）は第三の実施例に係る撮像装置３００の特にガントリ内の回転部分をZ軸方向からみた側面図であり、図５（ｂ）及び図５（ｃ）は、（ａ）における破線部分３９の構造を説明するための一部拡大図である。以下に説明するように、第二の実施例と異なる点は、回転部２３の内部又はガントリ内に回生ブレーキ回路５０を内蔵し、かつ回転部２３の周囲に電磁誘導コイルを有する点にある。或いは、回転部２３を取り囲むガントリ５の内部に回生ブレーキ回路５０を有していてもよい。これに相当する破線部分３９の拡大図が図５（ｃ）である。まず、図５（ｂ）の場合は、回転部２３の鉄心部３２−１の周囲に電磁誘導コイル３６−１が巻かれ、対向するガントリの内周に沿って交互にN極とS極が並んだ永久磁石、例えばネオジウム磁石が配置されている。本構成の場合、回転部２３の内部に有する二次電池２７を電源として交流電圧を発生させ電磁誘導コイル３６−１に印加することにより、回転部２３が回転する。他方、破線部分３９の拡大図が図５（ｃ）の場合は、ガントリの内周に沿って鉄心部３２−２の周囲に電磁誘導コイル３６−２が巻かれ、対向する回転部２３の外周に沿って交互にN極とS極が並んだ永久磁石、例えばネオジウム磁石が配置されている。本構成の場合、ガントリ５の内部に有する二次電池（図示せず）を電源として交流電圧を発生させ電磁誘導コイル３６−２に印加することにより、回転部２３が回転する。言い換えると、いずれの場合も回転部２３を回転子とし、ガントリ５の内部側を固定子とするダイレクトドライブ（ＤＤ）モータを構成していると考えることができる。 FIG. 5A is a side view of the imaging apparatus 300 according to the third embodiment, particularly a rotating part in the gantry as seen from the Z-axis direction. FIGS. 5B and 5C are FIGS. It is a partially expanded view for demonstrating the structure of the broken-line part 39 in FIG. As will be described below, the second embodiment is different from the second embodiment in that a regenerative brake circuit 50 is built in the rotating unit 23 or in the gantry and an electromagnetic induction coil is provided around the rotating unit 23. Alternatively, the regenerative brake circuit 50 may be provided inside the gantry 5 surrounding the rotating unit 23. FIG. 5C is an enlarged view of a broken line portion 39 corresponding to this. First, in the case of FIG. 5B, the electromagnetic induction coil 36-1 is wound around the iron core 32-1 of the rotating unit 23, and the N pole and the S pole are alternately arranged along the inner circumference of the opposing gantry. Side by side permanent magnets such as neodymium magnets are arranged. In the case of this configuration, the rotating unit 23 rotates by generating an AC voltage using the secondary battery 27 included in the rotating unit 23 as a power source and applying the AC voltage to the electromagnetic induction coil 36-1. On the other hand, when the enlarged view of the broken line portion 39 is shown in FIG. 5C, the electromagnetic induction coil 36-2 is wound around the iron core portion 32-2 along the inner periphery of the gantry, and the outer periphery of the rotating portion 23 facing the outer periphery. Permanent magnets, for example, neodymium magnets, in which N poles and S poles are arranged alternately are arranged. In the case of this configuration, the rotating unit 23 rotates by generating an AC voltage using a secondary battery (not shown) inside the gantry 5 as a power source and applying it to the electromagnetic induction coil 36-2. In other words, in any case, it can be considered that a direct drive (DD) motor is configured in which the rotating unit 23 is a rotor and the inner side of the gantry 5 is a stator.
本実施例における回生ブレーキ５０について図６（ａ）を用いて以下に説明する。本発明に係るＣＴ等は、回転部２３の回転開始後に撮像動作に入り、撮像終了後に回転部２３の回転運動を止める。即ち、一度の撮像動作において回転開始と回転停止を短時間内に行うので、回転部２３の回転運動エネルギーを有効に活用することは二次電池の消耗を軽減し、省エネルギーにも貢献する。図６（ａ）は回転部２３の内部に設けた回生ブレーキ５０を説明するため回路構成図である。二次電池２７には双方向DC-DCコンバータ４２の一端が接続され、さらに、誘導コイル３６に接続している。これは、二次電池２７が放電しダイレクトドライブ（ＤＤ）モータとして動作するモードである。他方、誘導コイル３６からはAC-DCコンバータを介しキャパシタ、好適には電気二重層キャパシタ４４につながり、さらに双方向DC-DCコンバータ４２につながっている。これは、回生ブレーキ回路部分であって、回転部２３の回転運動エネルギーを誘導コイル３６に発生した逆起電力に変換し、電気二重層キャパシタ４４を充電する。また、双方向DC-DCコンバータ４２を介し二次電池２７を充電することもできる。一般に、キャパシタのエネルギー回収効率は９０％以上であり、二次電池充電時の６０％前後に比べると高効率である。特に、本実施例のように回転部２３が減速し（回収し）、すぐにまた回転部２３を回転（放電）させる場合に好適である。以上は、図５（ｂ）の構造を前提とした場合である。これに対し図５（ｃ）の場合は、図１のガントリ５或いはガントリ移動台車１１の内部に二次電池、誘導コイル１６、及び回生ブレーキ回路５０を有する構造であり、基本動作は上述の通りである。なお、双方向DC-DCコンバータ４２には、降圧チョッパ回路と昇圧チョッパ回路を組み合わせた回路方式、或いはDSP（Digital Signal Processor）とADコンバータを用いたPWM（Pulse Width Modulation)方式等を用いることができる。 The regenerative brake 50 in the present embodiment will be described below with reference to FIG. The CT or the like according to the present invention enters an imaging operation after the rotation of the rotation unit 23 is started, and stops the rotation of the rotation unit 23 after the completion of imaging. That is, since the rotation start and the rotation stop are performed within a short time in one imaging operation, effectively utilizing the rotational kinetic energy of the rotating unit 23 reduces the consumption of the secondary battery and contributes to energy saving. FIG. 6A is a circuit configuration diagram for explaining the regenerative brake 50 provided inside the rotating unit 23. One end of a bidirectional DC-DC converter 42 is connected to the secondary battery 27 and further connected to the induction coil 36. This is a mode in which the secondary battery 27 is discharged and operates as a direct drive (DD) motor. On the other hand, the induction coil 36 is connected to a capacitor, preferably an electric double layer capacitor 44 via an AC-DC converter, and further to a bidirectional DC-DC converter 42. This is a regenerative brake circuit portion, which converts the rotational kinetic energy of the rotating portion 23 into a counter electromotive force generated in the induction coil 36 and charges the electric double layer capacitor 44. Further, the secondary battery 27 can be charged via the bidirectional DC-DC converter 42. In general, the energy recovery efficiency of a capacitor is 90% or more, which is higher than that of around 60% when charging a secondary battery. In particular, it is suitable for the case where the rotating unit 23 decelerates (collects) and immediately rotates (discharges) again as in the present embodiment. The above is a case where the structure of FIG. On the other hand, in the case of FIG. 5C, the gantry 5 or the gantry moving carriage 11 in FIG. 1 has a secondary battery, an induction coil 16, and a regenerative brake circuit 50, and the basic operation is as described above. It is. The bidirectional DC-DC converter 42 may use a circuit system combining a step-down chopper circuit and a step-up chopper circuit, or a PWM (Pulse Width Modulation) system using a DSP (Digital Signal Processor) and an AD converter. it can.
図６（ｂ）は本実施例における回生ブレーキを用いた場合の駆動方法を説明するためのフローチャートである。図示するように、ガントリの移動及び回転部２３の回転開始後、Ｘ線照射による撮像が開始される。検出器アレーから得られたデジタルデータはリアルタイムで画像メモリに記録される。すでに説明したように、デジタルデータは、パラレルシリアル変換するまでもなく、パラレルデータのまま画像メモリに記録することができる。撮像終了後、回転部２３の回転運動エネルギーが誘導コイルに逆起電力を生じさせ電気エネルギーとして回収し、キャパシタ又は二次電池を充電しつつ回転運動は減速する。最終的にガントリは所定位置に停止し、回転部インターフェースからホストインターフェースを介し画像メモリに記録されたデータが読み出され、図示していない操作・制御部において画像の再構成処理後、モニター上に撮影情報が表示される。また、並行して二次電池を充電する。 FIG. 6B is a flowchart for explaining a driving method when the regenerative brake is used in this embodiment. As shown in the drawing, after moving the gantry and starting the rotation of the rotating unit 23, imaging by X-ray irradiation is started. The digital data obtained from the detector array is recorded in the image memory in real time. As described above, the digital data can be recorded in the image memory as it is without needing parallel-serial conversion. After the imaging is completed, the rotational kinetic energy of the rotating unit 23 generates back electromotive force in the induction coil and collects it as electric energy, and the rotational motion is decelerated while charging the capacitor or the secondary battery. Eventually, the gantry stops at a predetermined position, and the data recorded in the image memory is read from the rotating unit interface via the host interface. Shooting information is displayed. In parallel, the secondary battery is charged.
回転部23の変形例を図７（ａ）、及び図７（ｂ）、さらにガントリ部分の変形例を図７（ｃ）に示す。図７（ａ）は、回転部２３をX軸方向からみた側面図である。回転部２３の内部に組み込まれる構成要素であるＸ線発生部２５は、ターゲット部材の劣化や電子ビーム発生冷陰極材料、本実施例ではカーボンナノ材料の消耗等により、使用頻度に応じた交換が必要である。同様に、検出器アレー３１も、使用する半導体部品等の放射線損傷、或いは積層するＸ線シンチレータ材料の湿度依存性などの理由から交換が必要になる場合がある。そこで本実施例では、カートリッジ構造のＸ線発生部２５ｍと検出器アレー３１ｍにより、回転部２３から脱着可能とした。図示するように、回転部２３にはカートリッジ構造のＸ線発生部２５ｍと検出器アレー３１ｍが挿入されるスペース２５ｆと３１ｆ（いずれも破線部）が形成されている。カートリッジ構造は、Ｘ線発生部２５と検出器アレーに限定されず、例えば、記録容量増大に対応するため、画像メモリ３５をカートリッジ構造とすることもできる。 7 (a) and 7 (b) show a modified example of the rotating unit 23, and FIG. 7 (c) shows a modified example of the gantry part. Fig.7 (a) is the side view which looked at the rotation part 23 from the X-axis direction. The X-ray generator 25, which is a component incorporated in the rotating unit 23, can be replaced according to the frequency of use due to deterioration of the target member, consumption of the electron beam generated cold cathode material, in this example, carbon nanomaterial, and the like. is necessary. Similarly, the detector array 31 may also need to be replaced because of radiation damage such as semiconductor parts used or humidity dependency of the X-ray scintillator material to be laminated. In this embodiment, therefore, the X-ray generator 25m and the detector array 31m having a cartridge structure can be detached from the rotating unit 23. As shown in the figure, the rotating portion 23 is formed with spaces 25f and 31f (both are broken line portions) into which the X-ray generating portion 25m and the detector array 31m of the cartridge structure are inserted. The cartridge structure is not limited to the X-ray generator 25 and the detector array. For example, the image memory 35 can be a cartridge structure in order to cope with an increase in recording capacity.
図７（ｂ）は、回転部23の他の変形例をZ軸方向から見た平面図である。本実施例では、Ｘ線発生部２５とさらに、Ｘ線発生部２５−２、及びこれらに中心軸１に対し対向する位置に検出器アレー３１、及び検出器アレー３１−２を有する。検出器アレー３１と検出器アレー３１−２は、Ｚ軸方向にずれた位置に、即ちシフトさせて配置してもよい。また、Ｘ線発生部２５とＸ線発生部２５−２は、同時にＸ線を照射しても時間差を置いて照射してもよい。さらに、Ｘ線発生部２５とＸ線発生部２５−２は異なる管電圧（波長）による分光解析を行っても良い。 FIG. 7B is a plan view of another modification of the rotating unit 23 as viewed from the Z-axis direction. In the present embodiment, an X-ray generator 25, an X-ray generator 25-2, and a detector array 31 and a detector array 31-2 are provided at positions opposed to the central axis 1. The detector array 31 and the detector array 31-2 may be arranged at positions shifted in the Z-axis direction, that is, shifted. In addition, the X-ray generation unit 25 and the X-ray generation unit 25-2 may irradiate X-rays at the same time or with a time difference. Furthermore, the X-ray generator 25 and the X-ray generator 25-2 may perform spectroscopic analysis using different tube voltages (wavelengths).
図７（ｃ）は、第四の実施例に係る撮像装置４００のＸ軸方向から見た側面図である。本実施例では、ガントリ部が２台（ガントリ５とガントリ５−２）架台７上に搭載されている。さらに、クレードル部も２台（９−３と９−４）有しており、特にクレードル９−４は、被験者及び寝台（図示せず）が通り抜けられるようにドーナツ形の中空構造になっている。ガントリを複数台、例えばＸ線ＣＴ検査用ガントリとＰＥＴ（ポジトロンエミッショントモグラフィー）検査用ガントリの組み合わせや、Ｘ線ＣＴ検査用ガントリと近赤外拡散光イメージング用ガントリの組み合わせのように、異なる検査を一台の撮像装置で実現することが容易になる。また、複数のガントリ部は、個々に駆動する場合、或いは互いに連動して稼働させることもできる。なお好適には、ガントリ部が体軸方向に移動中に回転部或いはガントリ部から出力される信号、例えば、被験者の透視画像をモニターできるようにするため、無線通信インターフェースをガントリ部又は回転部と操作・制御部との間に有する構造としても良い。 FIG. 7C is a side view of the imaging apparatus 400 according to the fourth embodiment viewed from the X-axis direction. In this embodiment, two gantry parts are mounted on the gantry 7 (gantry 5 and gantry 5-2). Furthermore, the cradle part also has two units (9-3 and 9-4), and especially the cradle 9-4 has a donut-shaped hollow structure so that a subject and a bed (not shown) can pass through. . Multiple inspections such as a combination of a gantry for X-ray CT inspection and a PET (positron emission tomography) inspection or a combination of a gantry for X-ray CT inspection and a gantry for near-infrared diffuse light imaging This can be easily realized with a single imaging device. In addition, the plurality of gantry units can be operated individually or in conjunction with each other. Preferably, the wireless communication interface is connected to the gantry unit or the rotation unit so that the signal output from the rotation unit or the gantry unit, for example, a fluoroscopic image of the subject, can be monitored while the gantry unit moves in the body axis direction. It is good also as a structure which has between operation and a control part.
整形外科、循環器科、消化器科領域等異なる医療分野及び異なる光源エネルギーに対するマルチ画像診断が実現する。 Multi-image diagnosis for different medical fields such as orthopedics, cardiology, gastroenterology, and different light source energies is realized.
１：回転中心軸、２−１：回転部インターフェース、２−２：ホストインターフェース、３：寝台、４：凸型接続端子、５：ガントリ、６：凹型接続端子、７：架台、８：ガントリけん引ベルト、９−１、９−２：架台支持部、９−３：クレードル、１０：非接触ホストインターフェース １１：ガントリ移動台車、１２：非接触回転部インターフェース、１３：ガントリ移動用レール、１４：ガントリけん引モータ、１５：ガントリ下部の車輪、１６：供給口、１７：ガントリ移動台車駆動モータ、１８：開口部、１９：ガントリ回転モータ、２０：試料保持部、２１：回転部回転用ベルト、２３：回転部、２５、２５−２：X線発生部、２５Ｃ：カーボンナノ材料電子ビーム発生冷陰極、２５Ａ：陽極ターゲット、２６：X線ビーム、２７：二次電池、２９：光源駆動回路、２９−１：電圧昇圧回路、２９−２：高電圧制御回路、３０：検出器ユニット、３１、３１−２：検出器アレー、３３：検出器周辺回路、３５：画像メモリ、３６：誘導コイル、３７：ガントリ収納部、３９：回転部５の外周とガントリ部２３の外周の一部分、４１：検出器駆動制御回路、４２：双方向DC-DCコンバータ、４３：信号増幅・AD変換回路、４４：電気二重層キャパシタ、４５：信号走査・制御回路、４７：デジタル信号処理回路、４９：パラレルシリアル変換回路、50：回生ブレーキ回路、５１：被験者保護部材 1: rotating center axis, 2-1: rotating part interface, 2-2: host interface, 3: bed, 4: convex connection terminal, 5: gantry, 6: concave connection terminal, 7: gantry, 8: gantry towing Belt, 9-1, 9-2: gantry support unit, 9-3: cradle, 10: non-contact host interface, 11: gantry moving carriage, 12: non-contact rotating unit interface, 13: gantry moving rail, 14: gantry Towing motor, 15: lower gantry wheel, 16: supply port, 17: gantry moving cart drive motor, 18: opening, 19: gantry rotating motor, 20: sample holding section, 21: rotating section rotating belt, 23: Rotating unit, 25, 25-2: X-ray generating unit, 25C: carbon nanomaterial electron beam generating cold cathode, 25A: anode target, 26: X-ray beam, 27: Secondary battery, 29: light source drive circuit, 29-1: voltage booster circuit, 29-2: high voltage control circuit, 30: detector unit, 31, 31-2: detector array, 33: detector peripheral circuit, 35: Image memory, 36: Inductive coil, 37: Gantry storage part, 39: Outer part of rotating part 5 and part of outer part of gantry part 23, 41: Detector drive control circuit, 42: Bidirectional DC-DC converter, 43 : Signal amplification / AD conversion circuit, 44: Electric double layer capacitor, 45: Signal scanning / control circuit, 47: Digital signal processing circuit, 49: Parallel serial conversion circuit, 50: Regenerative brake circuit, 51: Subject protection member
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