JP2004033471A

JP2004033471A - X-ray ct scanner apparatus

Info

Publication number: JP2004033471A
Application number: JP2002194652A
Authority: JP
Inventors: Hideo Abu; 阿武　秀郎; Hiroyuki Sugiura; 杉浦　弘行
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2002-07-03
Filing date: 2002-07-03
Publication date: 2004-02-05

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an X-ray CT scanner apparatus capable of effectively increasing/decreasing X-rays to be irradiated without increasing the imaging time necessary for obtaining one tomographic image. <P>SOLUTION: This apparatus comprises a plurality of X-ray tube devices 15a-15b, detector arrays 18a-18b for detecting X-ray beams 16a-16b, a rotation drive device 12 for rotating an X-ray beam generator, and an electric current modulating device 25 for increasing/decreasing the X-ray beams 16a-16b irradiated from the X-ray beam generator. X-ray beams are emitted from the X-ray tube devices 15a-15b parallel to each other, and the tomographic image of a subject 13 is organized based on the X-ray beams detected parallel by the detector arrays 18a-18b. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は複数のＸ線ビーム発生源を有するＸ線ＣＴスキャナ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線ＣＴスキャナ装置は、被検体に照射され透過したＸ線を検出して、被検体の断層画像を再構築する装置で、医療用診断装置として広く使用されている。
【０００３】
ここで、従来のＸ線ＣＴスキャナ装置について図６を参照して説明する。固定架台６１上に回転架台６２が回転可能に支持されている。回転架台６２の中心部分に、被検体６３および被検体６３を載せる寝台６４が配置されている。回転架台６２上に、Ｘ線６５を放射するＸ線管装置６６およびＸ線６５の強度分布を制限するスリット６７、被検体６３を通過したＸ線６５を検出し、検出したＸ線６５を電気信号に変換する検出器列６８、検出器列６８から出力する電気信号を増幅し、かつＡＤ変換するデータ収集装置６９が搭載されている。検出器列６８はたとえば円弧状に配列された複数のＸ線検出素子６８ａ〜６８ｎから構成されている。
【０００４】
上記のＸ線ＣＴスキャナ装置は、動作状態に入ると回転架台６２が所定の回転軸を中心に回転する。このとき、Ｘ線管装置６６およびスリット６７、検出器列６８、データ収集装置６９は、被検体６３の周囲を一体になって回転する。これと同時に、Ｘ線管装置６６からＸ線６５が放射される。Ｘ線６５は被検体６３の関心領域（ＲＯＩ）を透過し、検出器列６８に入射し、検出器列６８においてＸ線６５の強度が検出される。検出器列６８で検出された検出信号はデータ収集装置６９に供給される。検出信号はデータ収集装置６９で増幅され、かつＡ／Ｄ変換によってディジタル検出信号に変換され、コンピュータ（図示せず）に供給される。コンピュータは、ディジタル検出信号をもとに、被検体６３の関心領域におけるＸ線吸収率を演算し、その演算結果から被検体６３の断層画像を生成するための画像データを構築する。画像データは、表示装置（図示せず）などに送られ、画面上に断層画像として表示される。
【０００５】
上記したように、Ｘ線ＣＴスキャナ装置は、Ｘ線管装置６６および検出器列６８が被検体６３を挟んで回転し、被検体６３の検査断面内のあらゆる点を透過したＸ線の強弱いわゆる投影データを、いろいろな角度たとえば３６０°の範囲から獲得する。そして、この投影データをもとに、予めプログラムされたデータ再構成プログラムにより断層画像を生成する。
【０００６】
また、従来のＸ線ＣＴスキャナ装置では、被検体の被曝Ｘ線線量を低減するために、臨床的にノイズが問題とならない範囲で、投影データの獲得中にＸ線管のフィラメントに流れる管電流を変調し、放射するＸ線を増減させる方法が実用化されている（たとえば米国特許第５３７９３３３号明細書および特開平８−２０６１０７号公報、特開平９−１９９２９２号公報、特開平１０−１４９８９５号公報参照）。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
従来のＸ線ＣＴスキャナ装置は、投影データの獲得中に被検体が動いたり、あるいは、心臓などの臓器が動いたりすると、断層画像にモーションアーチファクトが発生するという問題がある。そのため、被検体が人の場合、静止したまま息を止める等の動作が要求される。このような息止めの苦痛を軽減するため、あるいは、臓器の不随運動によるモーションアーチファクトを減少させるために、検査速度の向上が求められている。
【０００８】
検査速度を向上させる方法の１つに、架台回転速度の増加がある。しかし、架台は、Ｘ線管装置や検出器列、データ収集装置などが搭載され、重量が大きいため、回転速度の増加は機構的な限界がある。たとえば、架台の１回転に要する時間をＴ（秒）とすると、回転中の遠心加速度は約（３／Ｔ^２）Ｇとなり、Ｘ線管装置の回転部分に大きな遠心力が加わる。
【０００９】
また、架台の回転速度を上げた場合、画像ノイズの増加を防止するためには、架台の１回転の間にＸ線管装置から放射されるＸ線量を、回転速度を上げる前とほぼ同じ値に保つ必要がある。したがって、回転速度を上げ、架台の１回転に要する時間Ｔを短くするためには、Ｘ線管装置の短時間出力パワー性能すなわち短時間により大きいＸ線を出力する性能の改善が要求される。短時間出力パワー性能を高める場合は、耐熱負荷性能の向上が必要で、たとえば陽極ターゲットの直径が大きくなる。そのため、Ｘ線管装置の重量が増大し、架台の回転に伴う遠心力がさらに大きくなる。
【００１０】
なお、Ｘ線ＣＴスキャナ装置では、現在、回転時間Ｔ＝０．５秒程度の値が達成されている。このとき、遠心加速度は約１２Ｇとなり、回転速度の限界にほぼ近いと考えられている。
【００１１】
検査速度を向上させるもう１つの方法として、架台を連続的に回転させるとともに、被検体を載せた寝台を架台の回転軸方向に連続的に移動させる方法がある。被検体の投影データを螺旋状に収集し、被検体の体軸方向に沿う複数の断層画像を生成するヘリカルスキャンである。ヘリカルスキャンでは、特性改善のために、検出器列を複数列に設ける方法（特公昭６３−６２２１５号公報）、あるいは、複数のＸ線管装置を用いて、複数のヘリカルスキャン画像を並列的に撮影する方法（特開平９−２６２２３０号公報）が提案されている。
【００１２】
上記したいずれの方法も、検査速度たとえば１枚の断層画像あたりに費やされる投影データの獲得時間、たとえばスキャン時間は架台の回転速度で決まる。しかし、回転速度の向上には、上記したような制限があり、現在、実現されている回転時間Ｔは０．５秒が最短となっている。したがって、ヘリカルスキャンの場合、断層画像１枚あたりのスキャン時間は、被検体の投影データを３６０°の方向から得る３６０°補間法を採用した場合で０．５秒、１８０°の方向から得る１８０°補間法を採用した場合で０．３秒程度が最短となる。
【００１３】
また、ヘリカルスキャンにおいて、検査精度を向上させるために、被検体の体軸方向に沿った単位長あたりの断層画像の数を増やし、被検体の体軸方向の分解能を上げる場合も、架台回転速度の上昇が求められる。しかし、この場合も、上記したと同様、回転速度の上昇に限界がある。
【００１４】
ところで、Ｘ線ＣＴスキャナ装置では、近年、臨床的にノイズが問題とならない範囲内で、投影データの獲得中にＸ線管のフィラメント電流を変調し、放射するＸ線を増減させる方法が実用化されている。この方法は、被検体に照射するＸ線量が減少し、被曝Ｘ線線量が少なくなるという利点がある。しかし、架台の回転速度が早くなると、フィラメント電流の変化が早くなり、放射するＸ線を希望する条件で増減できなくなる。回転時間Ｔが０．５秒〜１秒程度でも良好な増減が得られない場合がある。たとえばＸ線管およびその電流供給源の応答能力から、５０％程度の変調が限界になっている（特開平８−２０６１０７号公報参照）。この変調の限界値は架台の回転速度が早くなるほど小さくなり、被検体に対する被曝Ｘ線量の低減効果が損なわれる。
【００１５】
上記したように、従来のＸ線ＣＴスキャナ装置は、検査速度を早めるため、あるいは、検査精度を向上させるために、架台の回転速度の増加が求められている。一方、被検体に対する被曝Ｘ線量を少なくするために、投影データの獲得中にＸ線管の管電流を変調し、放射するＸ線を増減させる場合は、架台の回転速度の低下が求められている。
【００１６】
本発明は、上記した欠点を解決し、１つ分の断層画像を得るに必要な撮影時間を増加させることなく、放射するＸ線を良好に増減できるＸ線ＣＴスキャナ装置を提供することを目的とする。
【００１７】
【課題を解決するための手段】
本発明のＸ線ＣＴスキャナ装置は、所定回転軸に垂直な１つの平面上に、前記回転軸を囲む円周方向に所定間隔で配置された複数のＸ線ビーム発生源と、この複数のＸ線ビーム発生源から放射され被検体を透過したＸ線を検出する検出器列と、前記複数のＸ線ビーム発生源を前記被検体のまわりに回転させる回転駆動手段と、前記複数のＸ線ビーム発生源から放射されるＸ線を増減する変調手段とを具備し、前記複数のＸ線ビーム発生源の回転中に、前記複数のＸ線ビーム発生源からＸ線が並行して放射され、かつ、前記検出器列によって並行して検出されるＸ線をもとに、前記被検体の１つの断層画像を構成することを特徴とする。
【００１８】
【発明の実施の形態】
本発明の実施形態について図１および図２を参照して説明する。図１はＸ線ＣＴスキャナ装置を概略的に示す正面図、図２は図１の断面を概略的に示した断面図で、図１および図２は対応する部分に同じ符号を付している。
【００１９】
固定架台１０に回転架台１１が回転可能に支持されている。回転架台１１は回転駆動装置１２から駆動電力が供給され、軸ｍを中心に回転する構造になっている。回転架台１１の中心部分に、被検体１３および被検体１３を載せる寝台１４が配置されている。また、回転架台１１上に、回転架台１１の回転軸ｍを中心にして、たとえば１２０°の等間隔で第１〜第３の３組のＸ線装置Ａ〜Ｃが搭載されている。
【００２０】
第１組のＸ線装置Ａは、Ｘ線ビーム発生源たとえば第１のＸ線管装置１５ａなどから構成され、Ｘ線管装置１５ａはＸ線１６ａを前方に放射する。第１Ｘ線管装置１５ａの前方たとえば図示下方に、Ｘ線１６ａの強度分布を制限するスリット１７ａ、被検体１３を通過したＸ線１６ａを検出し、検出したＸ線１６ａを電気信号に変換する検出器列１８ａ、検出器列１８ａから出力される電気信号を増幅し、かつＡＤ変換するデータ収集装置１９ａなどが設けられ、これらはいずれも回転架台１１上に搭載されている。
【００２１】
第２組のＸ線装置Ｂは、第１組のＸ線装置Ａと同様に、Ｘ線１６ｂを前方に放射する第２Ｘ線管装置１５ｂおよびスリット１７ｂ、検出器列１８ｂ、データ収集装置１７ｂなどから構成され、これらも回転架台１１上に搭載されている。
【００２２】
第３組のＸ線装置Ｃも、第１組のＸ線装置Ａと同様に、Ｘ線１６ｃを前方に放射する第３Ｘ線管装置１３ｂおよびスリット１５ｃ、検出器列１６ｃ、データ収集装置１７ｃなどから構成され、これらも回転架台１１上に搭載されている。
【００２３】
第１〜第３のＸ線管装置１５ａ〜１５ｃは、回転架台１１の回転軸ｍに垂直な平面上に、たとえば１２０°の等間隔に配置されている。
【００２４】
検出器列１８ａ〜１８ｃは、複数のＸ線検出素子ａ１〜ａｎ、ｂ１〜ｂｎ、ｃ１〜ｃｎから構成され、複数のＸ線検出素子ａ１〜ａｎ、ｂ１〜ｂｎ、ｃ１〜ｃｎは、たとえば回転軸ｍ方向および円周方向の両方向にそれぞれ複数ずつ２次元に配置されている。符号Ωは１つの検出器列の幅を示し、その大きさは回転中心Ｏから検出器列を見込む角度（°）で表される。
【００２５】
上記のＸ線ＣＴスキャナ装置は、動作状態に入ると、回転駆動装置１２から供給される駆動信号によって回転架台１１が回転し、第１組〜第３組のＸ線装置Ａ〜Ｃは被検体１３の周囲を同期して回転する。このとき、第１〜第３のＸ線管装置１５ａ〜１５ｃからＸ線１６ａ〜１６ｃが並行して放射される。Ｘ線１６ａ〜１６ｃは被検体１３の関心領域（ＲＯＩ）を通過し、検出器列１８ａ〜１８ｃに並行して入射し、被検体１３を透過したＸ線１６ａ〜１６ｃの強度が並行して検出される。検出器列１８ａ〜１８ｃで検出された検出信号はデータ収集装置１９ａ〜１９ｃに供給される。検出信号はデータ収集装置１９ａ〜１９ｃにおいて増幅され、かつＡ／Ｄ変換によってディジタル検出信号に変換され、コンピュータ２０に供給される。コンピュータ２０は、各データ収集装置１９ａ〜１９ｃから供給されるディジタル検出信号をもとに、被検体１３の関心領域におけるＸ線吸収率を演算し、その演算結果から被検体１３の１つの断層画像に対応する画像データを構築する。画像データは、たとえば表示装置２１に送られ、画面上に断層画像として表示される。上記した手順の繰り返しで、たとえばスライス状に切断された被検体１３の相違する領域の画像データが順次構築され、また、断層画像として表示される。
【００２６】
上記したように、第１組〜第３組のＸ線装置Ａ〜Ｃは被検体１３を中心に回転し、たとえば被検体１３の検査断面内のあらゆる点について、いろいろな角度たとえば３６０°の範囲から投影データを獲得し、この投影データをもとに、予めプログラムされたデータ再構成プログラムによって断層画像が生成される。
【００２７】
また、動作中、回転駆動装置１２から回転架台１１の回転角度データが角度情報処理部２２に送られる。同時に、データ収集装置１９ａ〜１９ｃから被検体１３を透過したＸ線の減衰データが減衰情報処理部２３に送られる。回転角度データおよび減衰データはそれぞれ変調データ生成部２４に送られ、たとえば回転架台１１の回転角度とこの回転角度における減衰データとの関係から変調データが生成される。変調データは電流変調部２５に送られる。電流変調部２５には、電流源２６から第１〜第３のＸ線管装置１５ａ〜ｃに加える管電流たとえばフィラメント電流が供給されている。電流変調部２５において、各管電流はたとえばそれぞれ個別の変調データで変調され、変調管電流ａ、ｂ、ｃとして第１〜第３のＸ線管装置１５ａ〜１５ｃに供給される。これにより、変調管電流ａ、ｂ、ｃに対応して増減するＸ線が第１〜第３の各Ｘ線管装置１５ａ〜１５ｃから放射される。
【００２８】
管電流を変調する方法には、たとえばデータ収集前に低電流で２つの直交する方向でスカウト画像を取得し、これらスカウト画像のＸ線減衰値の比に基づいて決められた変調プロフィールにより管電流変調する方法が用いられる。また、投影データの獲得中に、被検体のＸ線減衰特性を測定し、この測定結果をもとに管電流を動的に修正する方法が用いられる。いずれの方法を採用する場合も、電流変更に対するＸ線管および電流供給源の時間的な応答能力の限界などを考慮して決められる。
【００２９】
上記した実施形態では、３個のＸ線管装置が使用されている。この場合、架台の回転速度を、たとえば１個のＸ線管装置が使用されている構造（以下、従来技術という）の１／３に下げ、１回転あたり０．７５秒の速度で被検体の廻りを（３６０°／３）回転させると、従来技術の場合で、１回転あたり０．２５秒の速度で被写体の回りを１回転させ、３６０°補間法によって１断層像を得る場合と同等の断層像が得られる。この場合、架台の回転速度を下げても、従来技術と同等の画像データ収集速度、つまり検査速度が確保される。一方、架台の回転速度が低下し、Ｘ線管に供給する管電流に対して希望条件に沿った良好な変調が可能となり、被曝Ｘ線線量の低減効果が大きくなる。
【００３０】
また、１回転あたり０．７５秒の速度で被写体の廻りを（（３６０°／６）＋α°）回転させると、従来技術の場合で、１回転当たり０．２５秒の速度で被写体の回りを（０．５＋α）回転させ、１８０°補間法によって１断層像を得る場合と同等の断層画像が得られる。この場合、０．１２５秒で１つの断層画像が得られる。また１個あたりのＸ線管装置が放射するＸ線量を、従来技術の１／３に減少させても、従来技術と同等の明瞭度をもつ断層画像が得られる。
【００３１】
したがって、従来技術よりも短い時間で１つ分の断層画像を撮影でき、画像の運動ぼけが少なくなり、心臓検査などの診断性能が向上する。これと同時に、架台の回転速度が低下するため、架台などの機械的負荷が低減し、全体の構造もコンパクトになる。
【００３２】
また、Ｘ線管などの機械的負荷が軽減し、管電流の減少で熱負荷が小さくなる。そのため、陽極ターゲットを回転可能に支持する機構の軸受部分に液体金属潤滑材を用いた動圧式すべり軸受を使用した回転陽極型Ｘ線管を採用した場合、軸受の直径を細くでき、高速回転が可能となる。したがって、Ｘ線管の陽極回転数を高くでき、かつ管電流を減少でき、小さな焦点を用いて高解像度の断層画像が得られる。また、Ｘ線管の熱負荷の低下によって、陽極ターゲットを冷却するための待ち時間が短縮し、患者の検査効率が向上する。
【００３３】
次に、本発明の他の実施形態について、固定架台や回転架台の部分を抜き出した図３を参照して説明する。図３は、図１に対応する部分に同じ符号を付し、重複する説明を一部省略する。
【００３４】
この実施形態では、第１組および第２組のたとえば２組のＸ線装置Ａ、Ｂを回転架台１２上に設けている。この場合、第１組および第２組のＸ線装置Ａ、Ｂを１８０°の間隔にすると、一方の組のＸ線管装置と他方の組の検出器列が同じ位置にきて配置できなくなる。そのため、第１Ｘ線管装置１５ａと第２Ｘ線管装置１５ｂを図示時計回転方向にたとえば１２０°の間隔で配置している。
【００３５】
この場合も、複数のＸ線管装置を用いているため、図１の場合と同様の効果が得られる。
【００３６】
次に、本発明の他の実施形態について、固定架台や回転架台の部分を抜き出した図４を参照して説明する。図４は、図２に対応する部分は同じ符号を付し、重複する説明を一部省略する。
【００３７】
この実施形態の場合、検出器列４１が被検体を囲んで３６０°の範囲にわたって環状に配置されている。また、検出器列４１は、回転架台１１の回転軸に垂直な平面で、かつ、Ｘ線管装置１５ａと相違する平面上に設けられ、静止状態で固定されている。
【００３８】
この場合も、複数のＸ線管装置を用いているため、図１の場合と同様の効果が得られる。また、Ｘ線管装置と検出器列が相違する平面上に設けられているため、図３のように、２組のＸ線装置を用いる場合でも、両者を１８０°の等間隔に配置できる。
【００３９】
次に、本発明の他の実施形態について図５を参照して説明する。図５は、図２に対応する部分は同じ符号を付し、重複する説明を一部省略する。
【００４０】
この実施形態の場合、検出器列１８ａに隣接して補正用検出器５１が設けられている。この場合も、複数のＸ線管装置を用いているため、図１の場合と同様の効果が得られる。また、補正用検出器５１によって被検体１３内で散乱した散乱Ｘ線５２を検出する構成になっている。補正用検出器５１で検出された散乱Ｘ線データは、たとえばデータ収集装置１９ａに送られ、検出器列１８ａの出力が補正される。この場合、散乱Ｘ線の影響が除去され、検出精度が向上する。なお、補正用検出器５１は各検出器列にそれぞれ設けられる。
【００４１】
たとえばＸ線管装置と検出器列を、図４で示すように、相違する平面上に設けた場合、検出器列に入射する散乱Ｘ線量が増大し、散乱Ｘ線の影響が大きくなる。したがって、補正用検出器が設ける方法は、Ｘ線管装置と検出器列を相違する平面上に設けた構造の場合に有効である。
【００４２】
ここで、複数のＸ線管装置を用いた場合の見積もり効果、および、Ｘ線管装置の望ましい数Ｎについて説明する。以下では、説明の都合から、複数のＸ線管装置を等間隔に配置したものとして説明する。
Ｎ：Ｘ線管装置の数。
Ω：個々の検出器列の幅（図１の符号Ω参照）。この角度が大きいほど、必要なＸ線量を短時間に照射できる。従来技術（Ｎ＝１）の場合は、装置ごとに相違はあるものの、ほぼ９０°となっている。
【００４３】
Ｎ≦３の場合、Ω＝９０
Ｎ≧３の場合、Ω＝（３６０／Ｎ）−３０
Ｉ：放射Ｘ線量で、管電流値（ｍＡ）で表す（従来の場合は５００とし、本発明の場合は５００・ｋ／Ｎとおく）。
ｘ：架台が静止しているものとし、全検出器に１秒あたりに入射するＸ線量に比例する量
この場合、

（但し、Ｎ≦３の場合はｘ＝Ｉ・Ω・Ｎ＝４５０００ｋ）
なお、従来値ｘ０　＝５００×９０＝４５０００
θ´：回転架台の回転速度（従来の場合は３６０／０．５）
Δθ：１画像データの採取に最低必要な架台の回転角度３６０／Ｎ（従来の３６０°補間法に相当する画像）。
Ｘ　：１画像データに最低必要（従来技術の場合は１回転）な全検出器に入射するＸ線量に比例する量

（但し、Ｎ≦３の場合はＸ＝ｘ・Δθ／θ´＝１６２０００００ｋ／Ｎθ´）
なお、従来値はＸ０　＝４５０００×３６０／（３６０／０．５）＝２２５００
（１）Ｘ＝Ｘ０　とおくことにより、各Ｎ（＝１〜６）についてのｆ（Ｎ）＝θ´／ｋが求まる。その結果を（表１）に示す。
【表１】

すなわち、ｋはｆ（Ｎ）＝θ´／ｋ…（１）
に従って、θ´が大きいほどｋは大きくなる。
θ´＝３６０／Ｔと置き換え、
Ｉ＝５００・ｋ／Ｎのｋに（１）式のｋを代入すると、
Ｉ＝１８００００／ＴＮｆ（Ｎ）…（２）
（２）管電流と架台回転スピードの見積もり
１断層画像の構築に必要な投影データの採取に必要な時間ｔは、現在、ｔ＝０．５が最短となっている。したがって、
ｔ＝Δθ／θ´＝３６０／Ｎθ´≦０．５で、７２０／Ｎ≦θ´となる。
この式を更に変形すると、Ｔ≦Ｎ／２…（３）
（３）各Ｎ（＝１〜６）についての見積もり結果のまとめ
上記の（１）（２）式をもとに（表２）の結果が得られる。
【表２】

（表２）中の「必要条件」はｔ≦０．５を満たす条件を意味している。
（表２）から分かるように、Ｎが２以上の全ての場合で、従来技術（Ｎ＝１、Ｔ＝０．５秒、Ｉ＝５００ｍＡ）よりも架台の回転速度が低下している。また、１画像データを０．２５秒で撮るために必要とされる架台の回転速度が、すでに実現されている架台の回転技術（０．５秒）で対応可能となっている。Ｎ＝３の場合、管電流値が最小となり、消費電力が小さくなる。
【００４４】
Ｎ＝２は、従来技術では実現できていない０．１６７秒スキャン相当の画像を得る場合、管電流（７５０ｍＡ）が高くなり、架台の回転速度（０．３３３秒）も早くなる。しかし、Ｎ＝３の場合は、実現できていない０．１６７秒スキャン相当の画像を、従来技術と同じ管電流（５００ｍＡ）で、同じ架台の回転速度（０．５秒）で実現できる。Ｎ＞３では、０．１６７秒スキャン相当の画像を得る場合、従来技術よりも管電流が高くなる。
【００４５】
上記した実施形態では、複数のＸ線管を使用している。この場合、１つまたは２つのＸ線管が故障しても、代替え管が持ち込まれるまで残りのＸ線管を使って検査を継続でき、検査の中断が回避される。なお、Ｘ線管の故障発生確率を低減するためには、回転機構の信頼性が高い、液体金属潤滑材を用いる動圧式すべり軸受を使用したＸ線管の採用が望ましい。
【００４６】
また、複数のＸ線管や検出器を、回転軸を中心とする半径方向に移動できる構造にすることもできる。この場合、Ｘ線管や検出器の位置を調整することにより、たとえば検査領域が大きくなり、解像度が向上する。
【００４７】
また、複数のＸ線管を用いる場合、各Ｘ線管の管電圧や管電流を同一とし、出力を同一にすることが望ましい。この場合、各Ｘ線管に対応する検出器の出力データを合成する際のデータ補正が不要になる。複数のＸ線管の管電圧を同一にする方法としては、たとえば同一の高電圧電源を使用して各Ｘ線管に並列に電圧を印加する方法がある。１８０°の間隔などのように互いに対向する位置関係になる２つのＸ線管の管電流を同一にする場合は、たとえば同一のフィラメント加熱電源を使用し、各Ｘ線管を直列に結線して電流を供給すればよい。しかし、Ｘ線管が奇数の場合は、Ｘ線管ごとに被検体に向う角度が相違するため、被検体によるＸ線の減衰量が相違する。この場合は、管電流が同じ大きさにならないため、Ｘ線管を直列に結線して電流を供給する方法は採用できない。
【００４８】
上記した構成の本発明は、シングルスキャンに限らず、被検体を乗せる寝台を回転軸方向に移動させる移動手段を設けて、投影データの獲得中に被検体を連続的に移動し、その間に各スライスを獲得するヘリカルスキャンや、被検体が静止している間に各スライスを獲得するマルチスキャンなどにも適用できる。
【００４９】
また、Ｘ線ビーム発生源および検出器列の両者が回転架台と共に回転する第３世代型のＸ線ＣＴスキャナ装置に限らず、検出器列が環状に配置されて静止し、Ｘ線ビーム発生源のみが回転架台と共に回転する第４世代型のＸ線ＣＴスキャナ装置などにも適用できる。
【００５０】
本発明の場合、複数のＸ線ビーム発生源が用いられている。そのため、Ｘ線ビーム発生源が１個の場合に比べて検出器列に入射する散乱Ｘ線量が大きくなる。散乱Ｘ線の影響は画像再構成ソフト上で補正できるものの、必ずしも十分ではない。このような場合、図４で示すように、散乱Ｘ線成分を検出して、散乱Ｘ線の影響を補正する方法が有効である。
【００５１】
上記した構成は、複数のＸ線ビーム発生源の回転中に、複数のＸ線ビーム発生源から並行してＸ線を放射し、被検体を透過したＸ線をＸ線ビーム発生源に対応して検出器列で並行して検出している。そして、並行して検出された検出データをもとに被検体の１断層画像を構成している。この場合、被検体の１つの断層画像を得るためのデータ獲得時間を増大させることなく、むしろ短縮でき、かつ、架台の回転速度を小さくできる。したがって、断層画像を得るに必要な撮影時間の短縮、および、管電流の良好な変調が可能となり、被曝Ｘ線量を低減したＸ線ＣＴスキャナ装置を提供できる。
【００５２】
【発明の効果】
本発明によれば、１つ分の断層画像を得るに必要な撮影時間を増加させずに、放射するＸ線を良好に増減できるＸ線ＣＴスキャナ装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態を説明する概略的の正面図である。
【図２】図１の断面を概略的に示した断面図である。
【図３】本発明の他の実施形態を説明する概略的の正面図である。
【図４】本発明の他の実施形態を説明する概略的の断面図である。
【図５】本発明の他の実施形態を説明する概略的の断面図である。
【図６】従来例を説明する概略的の正面図である。
【符号の説明】
１０…固定架台
１１…回転架台
１２…回転駆動装置
１３…被検体
１４…寝台
１５ａ〜１５ｂ…Ｘ線管装置
１６ａ〜１６ｂ…Ｘ線
１７ａ〜１７ｂ…スリット
１８ａ〜１８ｂ…検出器列
１９ａ〜１９ｂ…データ収集装置
２０…コンピュータ
２１…表示装置
２２…角度情報処理部
２３…減衰情報処理部
２４…変調データ生成部
２５…電流変調部
２６…電流源[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray CT scanner having a plurality of X-ray beam sources.
[0002]
[Prior art]
An X-ray CT scanner is a device that detects X-rays emitted to and transmitted through a subject and reconstructs a tomographic image of the subject, and is widely used as a medical diagnostic device.
[0003]
Here, a conventional X-ray CT scanner will be described with reference to FIG. A rotating frame 62 is rotatably supported on the fixed frame 61. A subject 63 and a bed 64 on which the subject 63 is placed are arranged at the center of the rotating gantry 62. An X-ray tube device 66 that emits X-rays 65, a slit 67 that limits the intensity distribution of the X-rays 65, an X-ray 65 that has passed through the subject 63 are detected on the rotating gantry 62, and the detected X-rays 65 are electrically A detector array 68 that converts the signal into a signal, and a data collection device 69 that amplifies the electric signal output from the detector array 68 and performs AD conversion are mounted. The detector row 68 is composed of, for example, a plurality of X-ray detection elements 68a to 68n arranged in an arc shape.
[0004]
In the above-mentioned X-ray CT scanner device, when the operation state is entered, the rotary gantry 62 rotates about a predetermined rotation axis. At this time, the X-ray tube device 66, the slit 67, the detector row 68, and the data collection device 69 rotate around the subject 63 integrally. At the same time, X-rays 65 are emitted from the X-ray tube device 66. The X-rays 65 pass through the region of interest (ROI) of the subject 63 and enter the detector row 68, where the intensity of the X-rays 65 is detected. The detection signal detected by the detector array 68 is supplied to the data collection device 69. The detection signal is amplified by the data collection device 69, converted into a digital detection signal by A / D conversion, and supplied to a computer (not shown). The computer calculates the X-ray absorptance in the region of interest of the subject 63 based on the digital detection signal, and constructs image data for generating a tomographic image of the subject 63 from the calculation result. The image data is sent to a display device (not shown) or the like, and is displayed as a tomographic image on a screen.
[0005]
As described above, in the X-ray CT scanner device, the X-ray tube device 66 and the detector array 68 rotate with the subject 63 interposed therebetween, and the intensity of the X-ray transmitted through every point in the examination section of the subject 63 is so-called. Projection data is obtained from various angles, for example, 360 degrees. Then, based on the projection data, a tomographic image is generated by a data reconstruction program programmed in advance.
[0006]
Further, in the conventional X-ray CT scanner, the tube current flowing through the filament of the X-ray tube during acquisition of projection data is set within a range where noise is not clinically problematic in order to reduce the dose of X-ray exposure to the subject. Has been put into practical use (for example, US Pat. No. 5,379,333, JP-A-8-206107, JP-A-9-199292, and JP-A-10-149895). Gazette).
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
The conventional X-ray CT scanner has a problem in that when a subject moves during acquisition of projection data or when an organ such as a heart moves, a motion artifact occurs in a tomographic image. Therefore, when the subject is a person, an operation such as holding his breath while standing still is required. In order to alleviate such pain of breath holding or to reduce motion artifacts due to involuntary movement of organs, an improvement in inspection speed is required.
[0008]
One method of increasing the inspection speed is to increase the gantry rotation speed. However, since the gantry is mounted with an X-ray tube device, a detector array, a data collection device, and the like and is heavy, there is a mechanical limit to the increase in rotational speed. For example, if the time required for one rotation of the gantry is T (seconds), the centrifugal acceleration during rotation is about (3 / T ² ) G, and a large centrifugal force is applied to the rotating portion of the X-ray tube device.
[0009]
When the rotation speed of the gantry is increased, the amount of X-ray radiated from the X-ray tube device during one rotation of the gantry should be set to a value substantially equal to that before the rotation speed is increased, in order to prevent an increase in image noise. Need to be kept. Therefore, in order to increase the rotation speed and shorten the time T required for one rotation of the gantry, it is required to improve the short-time output power performance of the X-ray tube apparatus, that is, the performance of outputting larger X-rays in a short time. In order to enhance the short-time output power performance, it is necessary to improve the heat load performance, for example, the diameter of the anode target is increased. Therefore, the weight of the X-ray tube device increases, and the centrifugal force accompanying the rotation of the gantry further increases.
[0010]
Incidentally, in the X-ray CT scanner apparatus, a rotation time T = about 0.5 second is currently achieved. At this time, the centrifugal acceleration is about 12 G, which is considered to be almost close to the limit of the rotation speed.
[0011]
As another method for improving the inspection speed, there is a method in which the gantry is continuously rotated and the bed on which the subject is placed is continuously moved in the rotation axis direction of the gantry. This is a helical scan that collects projection data of a subject in a spiral shape and generates a plurality of tomographic images along the body axis direction of the subject. In the helical scan, in order to improve characteristics, a method of providing detector rows in a plurality of rows (Japanese Patent Publication No. 63-62215), or using a plurality of X-ray tube apparatuses to convert a plurality of helical scan images in parallel is used. A method of photographing (Japanese Patent Laid-Open No. 9-262230) has been proposed.
[0012]
In any of the above methods, the inspection speed, for example, the acquisition time of projection data used per one tomographic image, for example, the scan time, is determined by the rotation speed of the gantry. However, there is a limitation as described above in improving the rotation speed, and the currently realized rotation time T is the shortest at 0.5 seconds. Therefore, in the case of the helical scan, the scan time per one tomographic image is 0.5 seconds in the case of employing the 360 ° interpolation method in which the projection data of the subject is obtained in the 360 ° direction, and 180 ° in the 180 ° direction. When the interpolation method is employed, the shortest time is about 0.3 seconds.
[0013]
In addition, in order to improve the inspection accuracy in helical scan, the number of tomographic images per unit length along the body axis direction of the subject is increased to increase the resolution in the body axis direction of the subject. Is required to rise. However, also in this case, similarly to the above, there is a limit to the increase in the rotation speed.
[0014]
Incidentally, in recent years, in the X-ray CT scanner apparatus, a method of modulating the filament current of the X-ray tube during acquisition of projection data to increase or decrease the amount of X-rays to be emitted has been put into practical use within a range in which noise is not clinically a problem. Have been. This method has the advantage that the X-ray dose applied to the subject is reduced, and the exposed X-ray dose is reduced. However, when the rotation speed of the gantry is increased, the change in the filament current is accelerated, and the emitted X-rays cannot be increased or decreased under desired conditions. Even if the rotation time T is about 0.5 seconds to 1 second, a good increase or decrease may not be obtained. For example, the response capability of an X-ray tube and its current supply source limits modulation by about 50% (see Japanese Patent Application Laid-Open No. 8-206107). The limit value of the modulation becomes smaller as the rotation speed of the gantry increases, and the effect of reducing the exposure X-ray dose to the subject is impaired.
[0015]
As described above, the conventional X-ray CT scanner is required to increase the rotation speed of the gantry in order to increase the inspection speed or to improve the inspection accuracy. On the other hand, when modulating the tube current of the X-ray tube during acquisition of projection data to decrease or increase the amount of X-rays emitted in order to reduce the exposure X-ray dose to the subject, it is necessary to reduce the rotation speed of the gantry. I have.
[0016]
SUMMARY OF THE INVENTION An object of the present invention is to provide an X-ray CT scanner capable of solving the above-mentioned drawbacks and capable of satisfactorily increasing and decreasing the amount of X-rays emitted without increasing the imaging time required to obtain one tomographic image. And
[0017]
[Means for Solving the Problems]
An X-ray CT scanner apparatus according to the present invention includes a plurality of X-ray beam sources arranged on a plane perpendicular to a predetermined rotation axis at predetermined intervals in a circumferential direction surrounding the rotation axis; A detector array for detecting X-rays emitted from the X-ray beam source and transmitted through the subject; rotation driving means for rotating the plurality of X-ray beam sources around the subject; and the plurality of X-ray beams Modulating means for increasing / decreasing X-rays radiated from a source, wherein the plurality of X-ray beam sources emit X-rays in parallel during rotation of the plurality of X-ray beam sources, and A tomographic image of the subject is constructed based on X-rays detected in parallel by the detector array.
[0018]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
An embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a front view schematically showing an X-ray CT scanner device, FIG. 2 is a cross-sectional view schematically showing a cross section of FIG. 1, and FIGS. .
[0019]
The rotating gantry 11 is rotatably supported by the fixed gantry 10. The rotating gantry 11 has a structure in which driving power is supplied from a rotary driving device 12 and rotates about an axis m. A subject 13 and a bed 14 on which the subject 13 is placed are arranged at a central portion of the rotating gantry 11. In addition, three sets of first to third X-ray apparatuses A to C are mounted on the rotating gantry 11 at equal intervals of, for example, 120 ° around the rotation axis m of the rotating gantry 11.
[0020]
The first set of X-ray apparatuses A includes an X-ray beam generating source, such as a first X-ray tube apparatus 15a, and the X-ray tube apparatus 15a emits X-rays 16a forward. A slit 17a for limiting the intensity distribution of the X-ray 16a, an X-ray 16a that has passed through the subject 13, and a detection for converting the detected X-ray 16a to an electric signal are provided in front of, for example, below the first X-ray tube device 15a. A data collection device 19a and the like for amplifying and AD-converting the electrical signals output from the array of detectors 18a and the array of detectors 18a are provided, and all of them are mounted on the rotating gantry 11.
[0021]
Like the first set of X-ray devices A, the second set of X-ray devices B includes a second X-ray tube device 15b and a slit 17b that emit X-rays 16b forward, a detector row 18b, a data collection device 17b, and the like. , And these are also mounted on the rotating gantry 11.
[0022]
Similarly to the first set of X-ray devices A, the third set of X-ray devices C also includes a third X-ray tube device 13b and a slit 15c that emit X-rays 16c forward, a detector row 16c, a data collection device 17c, and the like. , And these are also mounted on the rotating gantry 11.
[0023]
The first to third X-ray tube devices 15a to 15c are arranged at equal intervals of, for example, 120 ° on a plane perpendicular to the rotation axis m of the rotating gantry 11.
[0024]
The detector rows 18a to 18c include a plurality of X-ray detection elements a1 to an, b1 to bn, and c1 to cn. The plurality of X-ray detection elements a1 to an, b1 to bn, and c1 to cn Plural pieces are arranged two-dimensionally in both directions of the axis m and the circumferential direction. The symbol Ω indicates the width of one detector row, and its size is represented by an angle (°) in which the detector row is viewed from the rotation center O.
[0025]
In the above-mentioned X-ray CT scanner apparatus, when it enters an operating state, the rotary gantry 11 rotates by a drive signal supplied from the rotary drive unit 12, and the first to third sets of X-ray apparatuses A to C 13 is rotated synchronously. At this time, X-rays 16a to 16c are emitted in parallel from the first to third X-ray tube devices 15a to 15c. The X-rays 16a to 16c pass through the region of interest (ROI) of the subject 13, enter the detector rows 18a to 18c in parallel, and detect the intensities of the X-rays 16a to 16c transmitted through the subject 13 in parallel. Is done. The detection signals detected by the detector rows 18a to 18c are supplied to the data collection devices 19a to 19c. The detection signals are amplified in the data collection devices 19a to 19c, converted into digital detection signals by A / D conversion, and supplied to the computer 20. The computer 20 calculates the X-ray absorptance in the region of interest of the subject 13 based on the digital detection signals supplied from each of the data collection devices 19a to 19c, and calculates one tomographic image of the subject 13 from the calculation result. Construct image data corresponding to. The image data is sent to, for example, the display device 21 and displayed on the screen as a tomographic image. By repeating the above procedure, for example, image data of different regions of the subject 13 cut in a slice shape is sequentially constructed and displayed as a tomographic image.
[0026]
As described above, the first to third sets of X-ray apparatuses A to C rotate around the subject 13 and, for example, at various points within the examination section of the subject 13 at various angles, for example, 360 °. , And a tomographic image is generated based on the projection data by a pre-programmed data reconstruction program.
[0027]
During operation, rotation angle data of the rotation gantry 11 is sent from the rotation drive device 12 to the angle information processing unit 22. At the same time, attenuation data of the X-ray transmitted through the subject 13 is sent to the attenuation information processing unit 23 from the data collection devices 19a to 19c. The rotation angle data and the attenuation data are sent to the modulation data generation unit 24, and modulation data is generated from, for example, the relationship between the rotation angle of the rotating gantry 11 and the attenuation data at this rotation angle. The modulation data is sent to the current modulator 25. A current source 26 supplies a tube current, for example, a filament current, to be applied to the first to third X-ray tube devices 15a to 15c from a current source 26. In the current modulator 25, each tube current is modulated by, for example, individual modulation data, and supplied to the first to third X-ray tube devices 15a to 15c as modulated tube currents a, b, and c. As a result, X-rays that increase or decrease according to the modulation tube currents a, b, and c are radiated from the first to third X-ray tube devices 15a to 15c.
[0028]
A method of modulating the tube current includes, for example, acquiring scout images in two orthogonal directions at a low current before data acquisition, and using a modulation profile determined based on a ratio of X-ray attenuation values of these scout images. A modulating method is used. Also, a method is used in which the X-ray attenuation characteristics of the subject are measured during the acquisition of the projection data, and the tube current is dynamically corrected based on the measurement results. Whichever method is adopted, it is determined in consideration of the limit of the temporal response ability of the X-ray tube and the current supply source to the current change.
[0029]
In the above-described embodiment, three X-ray tube devices are used. In this case, the rotation speed of the gantry is reduced to, for example, 1/3 of the structure in which one X-ray tube device is used (hereinafter, referred to as the prior art), and the speed of the subject is 0.75 seconds per rotation. When the rotation is rotated by (360 ° / 3), in the case of the prior art, it is equivalent to one rotation around the subject at a speed of 0.25 seconds per rotation and one tomographic image is obtained by 360 ° interpolation. A tomographic image is obtained. In this case, even if the rotation speed of the gantry is reduced, the same image data collection speed as that of the related art, that is, the inspection speed is secured. On the other hand, the rotation speed of the gantry is reduced, and good modulation of the tube current supplied to the X-ray tube according to desired conditions becomes possible, and the effect of reducing the dose of exposed X-rays increases.
[0030]
Further, when the rotation of the subject is rotated by ((360 ° / 6) + α °) at a speed of 0.75 seconds per rotation, the rotation of the subject at a speed of 0.25 seconds per rotation is obtained in the case of the related art. By rotating (0.5 + α), a tomographic image equivalent to the case of obtaining one tomographic image by 180 ° interpolation is obtained. In this case, one tomographic image is obtained in 0.125 seconds. Further, even if the X-ray dose radiated by one X-ray tube device is reduced to one third of the conventional technology, a tomographic image having the same clarity as the conventional technology can be obtained.
[0031]
Therefore, one tomographic image can be captured in a shorter time than in the related art, the motion blur of the image is reduced, and diagnostic performance such as a heart test is improved. At the same time, the rotational speed of the gantry decreases, so that the mechanical load on the gantry and the like is reduced, and the overall structure is compact.
[0032]
Further, the mechanical load of the X-ray tube or the like is reduced, and the thermal load is reduced by reducing the tube current. Therefore, when a rotating anode type X-ray tube using a hydrodynamic sliding bearing using liquid metal lubricant is adopted for the bearing part of the mechanism that rotatably supports the anode target, the diameter of the bearing can be reduced, and high speed rotation can be achieved. It becomes possible. Therefore, the anode rotation speed of the X-ray tube can be increased, the tube current can be reduced, and a high-resolution tomographic image can be obtained using a small focal point. Further, the waiting time for cooling the anode target is shortened due to the decrease in the thermal load of the X-ray tube, and the examination efficiency of the patient is improved.
[0033]
Next, another embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 3 in which portions of a fixed gantry and a rotating gantry are extracted. In FIG. 3, parts corresponding to those in FIG. 1 are denoted by the same reference numerals, and a duplicate description will be partially omitted.
[0034]
In this embodiment, a first set and a second set, for example, two sets of X-ray apparatuses A and B are provided on the rotating gantry 12. In this case, if the first set and the second set of X-ray apparatuses A and B are arranged at an interval of 180 °, one set of X-ray tube apparatuses and the other set of detector rows will not be able to be arranged at the same position. . Therefore, the first X-ray tube device 15a and the second X-ray tube device 15b are arranged at intervals of, for example, 120 ° in the clockwise direction in the drawing.
[0035]
Also in this case, since a plurality of X-ray tube devices are used, the same effect as in the case of FIG. 1 can be obtained.
[0036]
Next, another embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. 4 in which a fixed gantry and a rotating gantry are extracted. In FIG. 4, parts corresponding to those in FIG. 2 are denoted by the same reference numerals, and duplicate description will be partially omitted.
[0037]
In the case of this embodiment, the detector rows 41 are arranged annularly over a range of 360 ° around the subject. The detector array 41 is provided on a plane perpendicular to the rotation axis of the rotating gantry 11 and on a plane different from the X-ray tube device 15a, and is fixed in a stationary state.
[0038]
Also in this case, since a plurality of X-ray tube devices are used, the same effect as in the case of FIG. 1 can be obtained. Further, since the X-ray tube device and the detector row are provided on different planes, even when two sets of X-ray devices are used as shown in FIG. 3, they can be arranged at equal intervals of 180 °.
[0039]
Next, another embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. In FIG. 5, parts corresponding to those in FIG. 2 are denoted by the same reference numerals, and a duplicate description will be partially omitted.
[0040]
In the case of this embodiment, a correction detector 51 is provided adjacent to the detector row 18a. Also in this case, since a plurality of X-ray tube devices are used, the same effect as in the case of FIG. 1 can be obtained. The correction detector 51 detects the scattered X-rays 52 scattered in the subject 13. The scattered X-ray data detected by the correction detector 51 is sent to, for example, the data collection device 19a, and the output of the detector row 18a is corrected. In this case, the influence of the scattered X-rays is removed, and the detection accuracy is improved. The correction detectors 51 are provided for each detector row.
[0041]
For example, when the X-ray tube device and the detector array are provided on different planes as shown in FIG. 4, the amount of scattered X-rays incident on the detector array increases, and the influence of the scattered X-rays increases. Therefore, the method of providing the correction detector is effective when the X-ray tube device and the detector row are provided on different planes.
[0042]
Here, the estimation effect when a plurality of X-ray tube apparatuses are used and the desirable number N of X-ray tube apparatuses will be described. Hereinafter, for convenience of explanation, a description will be given assuming that a plurality of X-ray tube apparatuses are arranged at equal intervals.
N: Number of X-ray tube devices.
Ω: width of each detector row (see reference symbol Ω in FIG. 1). As this angle is larger, the required X-ray dose can be irradiated in a shorter time. In the case of the prior art (N = 1), the angle is almost 90 °, although there is a difference for each device.
[0043]
When N ≦ 3, Ω = 90
When N ≧ 3, Ω = (360 / N) −30
I: A radiation X-ray dose, which is represented by a tube current value (mA) (500 in the conventional case, and 500 k / N in the present invention).
x: The stand is assumed to be stationary, and an amount proportional to the X-ray dose incident on all detectors per second.
in this case,

(However, when N ≦ 3, x = I · Ω · N = 45000k)
Conventional value x0 = 500 × 90 = 45000
θ ′: rotation speed of the rotating base (360 / 0.5 in the conventional case)
Δθ: A rotation angle 360 / N of the gantry which is the minimum necessary for collecting image data (an image equivalent to the conventional 360 ° interpolation method).
X: an amount proportional to the X-ray dose incident on all the detectors, which is the minimum necessary for image data (one rotation in the case of the prior art).

(However, when N ≦ 3, X = x · Δθ / θ ′ = 16200000 k / Nθ ′)
The conventional value is X0 = 45000 × 360 / (360 / 0.5) = 22,500
(1) By setting X = X0, f (N) = θ ′ / k for each N (= 1 to 6) is obtained. The results are shown in (Table 1).
[Table 1]

That is, k is f (N) = θ ′ / k (1)
Accordingly, k increases as θ ′ increases.
θ ′ = 360 / T,
By substituting k in equation (1) for k of I = 500 · k / N,
I = 180000 / TNf (N) (2)
(2) Estimation of tube current and gantry rotation speed
At the present time, t = 0.5 is the shortest for the time t required to acquire the projection data necessary for constructing one tomographic image. Therefore,
When t = Δθ / θ ′ = 360 / Nθ ′ ≦ 0.5, 720 / N ≦ θ ′.
When this equation is further modified, T ≦ N / 2 (3)
(3) Summary of estimation results for each N (= 1 to 6)
The results of (Table 2) are obtained based on the above equations (1) and (2).
[Table 2]

The “necessary conditions” in (Table 2) mean conditions that satisfy t ≦ 0.5.
As can be seen from (Table 2), in all cases where N is 2 or more, the rotation speed of the gantry is lower than that of the conventional technology (N = 1, T = 0.5 seconds, I = 500 mA). In addition, the rotation speed of the gantry required to capture one image data in 0.25 seconds can be supported by the gantry rotation technology (0.5 seconds) already realized. When N = 3, the tube current value becomes minimum and the power consumption becomes small.
[0044]
When N = 2, when obtaining an image equivalent to a 0.167-second scan, which cannot be realized by the conventional technology, the tube current (750 mA) increases and the rotation speed of the gantry (0.333 seconds) also increases. However, in the case of N = 3, an image equivalent to 0.167 second scan, which has not been realized, can be realized with the same tube current (500 mA) and the same rotation speed of the gantry (0.5 second) as in the related art. When N> 3, when obtaining an image equivalent to 0.167 second scan, the tube current becomes higher than in the conventional technique.
[0045]
In the above-described embodiment, a plurality of X-ray tubes are used. In this case, even if one or two X-ray tubes fail, the inspection can be continued using the remaining X-ray tubes until a replacement tube is brought in, and interruption of the inspection is avoided. In order to reduce the probability of failure of the X-ray tube, it is desirable to use an X-ray tube using a hydrodynamic slide bearing using a liquid metal lubricant, which has high reliability of the rotating mechanism.
[0046]
Further, a structure in which a plurality of X-ray tubes and detectors can be moved in a radial direction about the rotation axis can also be employed. In this case, by adjusting the positions of the X-ray tube and the detector, for example, the inspection area becomes large, and the resolution is improved.
[0047]
When a plurality of X-ray tubes are used, it is desirable that the tube voltage and the tube current of each X-ray tube be the same and the output be the same. In this case, there is no need for data correction when combining output data of the detectors corresponding to the respective X-ray tubes. As a method of making the tube voltages of a plurality of X-ray tubes the same, for example, there is a method of applying a voltage to each X-ray tube in parallel using the same high-voltage power supply. In the case where the tube currents of two X-ray tubes having a positional relationship facing each other, such as a 180 ° interval, are made the same, for example, the same filament heating power source is used, and each X-ray tube is connected in series. What is necessary is just to supply an electric current. However, when the number of X-ray tubes is odd, the angle toward the subject differs for each X-ray tube, so that the amount of X-ray attenuation by the subject differs. In this case, since the tube currents do not become the same, a method of connecting the X-ray tubes in series and supplying the current cannot be adopted.
[0048]
The present invention having the above-described configuration is not limited to the single scan, and a moving unit for moving the bed on which the subject is placed in the direction of the rotation axis is provided, and the subject is continuously moved during acquisition of the projection data. The present invention can also be applied to a helical scan for acquiring a slice, a multi-scan for acquiring each slice while the subject is stationary, and the like.
[0049]
Further, the present invention is not limited to the third-generation type X-ray CT scanner device in which both the X-ray beam source and the detector array rotate together with the rotary gantry. The present invention can also be applied to a fourth-generation type X-ray CT scanner device or the like in which only a rotating frame rotates.
[0050]
In the case of the present invention, a plurality of X-ray beam sources are used. For this reason, the amount of scattered X-rays incident on the detector array becomes larger than in the case where the number of X-ray beam sources is one. Although the influence of scattered X-rays can be corrected on image reconstruction software, it is not always sufficient. In such a case, a method of detecting the scattered X-ray component and correcting the influence of the scattered X-ray as shown in FIG. 4 is effective.
[0051]
In the above-described configuration, during rotation of the plurality of X-ray beam sources, the plurality of X-ray beam sources emit X-rays in parallel, and the X-rays transmitted through the subject correspond to the X-ray beam source. In parallel with the detector array. Then, one tomographic image of the subject is formed based on the detection data detected in parallel. In this case, the data acquisition time for obtaining one tomographic image of the subject can be shortened without increasing, and the rotation speed of the gantry can be reduced. Therefore, it is possible to shorten the imaging time required to obtain a tomographic image, and to favorably modulate the tube current, and to provide an X-ray CT scanner device in which the exposure dose is reduced.
[0052]
【The invention's effect】
ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the X-ray CT scanner apparatus which can increase / decrease the emitted X-rays favorably without increasing the imaging time required to obtain one tomographic image can be realized.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic front view illustrating an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a sectional view schematically showing a section of FIG. 1;
FIG. 3 is a schematic front view illustrating another embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a schematic cross-sectional view illustrating another embodiment of the present invention.
FIG. 5 is a schematic cross-sectional view illustrating another embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a schematic front view illustrating a conventional example.
[Explanation of symbols]
10: Fixed stand
11 ... Rotating stand
12 ... Rotary drive device
13… Subject
14 ... Bed
15a-15b ... X-ray tube device
16a-16b ... X-ray
17a-17b ... Slit
18a-18b ... detector row
19a to 19b: Data collection device
20 ... Computer
21 ... Display device
22 ... Angle information processing unit
23 ... Attenuation information processing unit
24: Modulation data generator
25 ... current modulation section
26 Current source

Claims

A plurality of X-ray beam sources arranged at a predetermined interval in a circumferential direction surrounding the rotation axis on one plane perpendicular to the predetermined rotation axis, and an object radiated from the plurality of X-ray beam sources is used as an object. A detector array for detecting transmitted X-rays, a rotation driving means for rotating the plurality of X-ray beam sources around the subject, and increasing / decreasing X-rays radiated from the plurality of X-ray beam sources Modulating means, and while the plurality of X-ray beam sources are rotating, X-rays are emitted from the plurality of X-ray beam sources in parallel, and are detected in parallel by the detector array. An X-ray CT scanner device, wherein one tomographic image of the subject is formed based on the X-ray to be performed.

2. The X-ray CT scanner according to claim 1, wherein the number of the plurality of X-ray beam sources is three.

3. The X-ray CT scanner according to claim 1, wherein the plurality of X-ray beam sources are X-ray tube devices.

The X-ray CT scanner device according to claim 3, wherein the X-ray tube device is a rotary anode type X-ray tube device using a dynamic pressure type sliding bearing for a bearing portion rotatably supporting an anode target.

A plurality of detector rows are provided corresponding to the number of the plurality of X-ray beam sources, and the plurality of X-ray beam sources and the plurality of detector rows rotate synchronously. The X-ray CT scanner according to any one of the above.

The X-ray according to any one of claims 1 to 5, further comprising: a bed on which the subject is placed; and a moving unit configured to move the bed in a rotation axis direction during rotation of the plurality of X-ray beam sources. CT scanner device.

The X-ray CT scanner according to any one of claims 1 to 6, further comprising an interval adjusting means for adjusting an interval in a circumferential direction between the plurality of X-ray beam sources.

The X-ray CT scanner according to any one of claims 1 to 7, wherein the detector row has a plurality of X-ray detection elements arranged in a circumferential direction.

The X-ray CT scanner according to any one of claims 1 to 7, wherein the detector row has a plurality of X-ray detection elements arranged two-dimensionally in a circumferential direction and a rotation axis direction.

The detector array according to any one of claims 1 to 9, wherein the detector row is provided on a plane perpendicular to the predetermined rotation axis and on a plane different from the plane on which the plurality of X-ray beam sources are arranged. An X-ray CT scanner according to the above.