(57)【要約】【課題】放射線検出装置による放射線の検出の際、検出に使用されない余計な放射線の照射を停止することが可能な放射線照射装置を提供する。【解決手段】放射線源１及び制御部４を備える放射線照射装置を用いる。放射線源１は、放射線を照射する。ここで、放射線源１は、陰極６、陽極５、格子７及び格子用電源１０を含む。陰極６は電子を発生する。陽極５は電子の入射によりＸ線を照射する。格子７は陰極と６陽極５との間に設けられ、入射を制御する。格子用電源１０は格子７に電力を供給する。そして、制御部４は、検出期間と照射期間とが同期するように、格子用電源１０の出力を制御することで、照射を制御する。ただし、検出期間は、検出装置３が放射線の検出を行う期間である。照射期間は、放射線源１が被検体１４へ照射を行う期間である。【選択図】　　　図１
2004121473.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体へ放射線の照射を行う放射線源と、
透過放射線の検出を行う検出装置が前記検出を行う期間としての検出期間と、前記照射を行う期間としての照射期間とが同期するように前記照射を制御する制御部と、
を具備し、
前記透過放射線は、前記被検体を透過した前記放射線である、
放射線照射装置。
【請求項２】
前記放射線源は、
前記被検体の手前で、前記放射線を遮断するシャッターを備え、
前記制御部は、前記検出期間と前記照射期間とが同期するように前記シャッターの動作を制御する、
請求項１に記載の放射線照射装置。
【請求項３】
前記放射線源は、
電子を発生する陰極と、
前記電子の入射により、前記放射線としてのＸ線を照射する陽極と、
前記陰極と前記陽極との間に設けられ、前記入射を制御する格子と、
前記格子に電力を供給する格子用電源と、
を備え、
前記制御部は、前記検出期間と前記照射期間とが同期するように前記格子用電源の出力を制御する、
請求項１に記載の放射線照射装置。
【請求項４】
前記格子へ電力を供給する電線の途中に設けられた第１スイッチを更に具備し、
前記制御部は、前記格子用電源の出力を、前記第１スイッチの動作により制御する、
請求項３に記載の放射線照射装置。
【請求項５】
前記放射線源は、
電子を発生する陰極と、
前記電子の入射により、前記放射線としてのＸ線を照射する陽極と、
前記陽極に電力を供給する陽極用電源と、
を備え、
前記制御部は、前記検出期間と前記照射期間とが同期するように前記陽極用電源の出力を制御する、
請求項１に記載の放射線照射装置。
【請求項６】
前記陽極へ電力を供給する電線の途中に設けられた第２スイッチを更に具備し、
前記制御部は、前記陽極用電源の出力を、前記第２スイッチの動作により制御する、
請求項３に記載の放射線照射装置。
【請求項７】
前記放射線源は、
電子を発生する陰極と、
前記電子の入射により、前記放射線としてのＸ線を照射する陽極と、
前記陰極に電力を供給する陰極用電源と、
を備え、
前記制御部は、前記検出期間と前記照射期間とが同期するように前記陰極用電源の出力を制御する、
請求項１に記載の放射線照射装置。
【請求項８】
前記陰極へ電力を供給する電線の途中に設けられた第３スイッチを更に具備し、
前記制御部は、前記陰極用電源の出力を、前記第３スイッチの動作により制御する、
請求項５に記載の放射線照射装置。
【請求項９】
前記放射線源は、前記放射線をパルス状に照射する、
請求項１乃至５のいずれか一項に記載の放射線照射装置。
【請求項１０】
前記制御部は、更に、前記検出を行わない期間としての非検出期間において、前記検出装置が前記検出の結果としての検出データをデータ処理するように前記検出装置を制御する、
請求項１乃至６のいずれか一項に記載の放射線照射装置。
【請求項１１】
放射線検出装置と、
請求項１乃至１０のいずれか一項に記載の放射線照射装置と、
を具備する、
放射線医療装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線照射装置に関し、特に、放射線検出装置と同期して使用される放射線照射装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
放射線を照射する放射線照射装置が知られている。放射線照射装置は、例えば、放射線の１つであるＸ線を被検体としての患者へ照射し、透過したＸ線により断層写真を取得するＸ線ＣＴ装置のような医療装置に用いられている。
【０００３】
Ｘ線ＣＴ装置においては、放射線照射装置のＸ線源を、患者の周りに高速で複数回回転（０．５秒／周）させて撮影を行う。その場合、放射線検出装置も同様に高速で回転する。計測の間、Ｘ線は連続的に患者に照射されている。ただし、放射線検出装置は、所定の周期毎に、Ｘ線の検出を中断し、検出したデータ（検出データ）をデータ処理部へ出力する処理を行っている。また、放射線検出装置の移動の際にも同様に、Ｘ線の検出を中断する。
【０００４】
すなわち、データ処理部へ検出データを出力している間や放射線検出装置の移動の間、Ｘ線源は、Ｘ線を無駄に照射し続けている。そのため、患者は、余計なＸ線を照射されている。また、Ｘ線照射のエネルギが、無駄に消費されている。
【０００５】
放射線検出装置による検出データの出力や、放射線検出装置の移動のようなＸ線の検出が行えない場合において、Ｘ線を無駄しない技術が望まれている。患者に対して、余計なＸ線を被曝させない技術が求められている。
【０００６】
関連する技術として、実公平７−４３６４２号公報（特許文献１参照）に、Ｘ線回折装置の技術が開示されている。この技術のＸ線回折装置は、試料にＸ線を照射し、試料で回折されたＸ線をＸ線検出器で検出する装置である。そして、断続手段と、タイミングパルス発生手段と、切換回路と、記憶手段と、引算回路とを備えることを特徴としている。
ここで、断続手段は、試料に照射されるＸ線を時分割で断続する。タイミングパルス発生手段は、断続手段の断続タイミングを規制するタイミングパルスを出力する。切換回路は、タイミングパルスに同期してＸ線検出器の出力を切り換える。記憶手段は、切換回路からの各検出信号をそれぞれ個別に格納する。引算回路は、記憶手段に記憶された両信号を引算する。
この技術は、放射性物質の試料を分析する場合、ゴニオメータの精度を低下させることなく、試料からのβ線、γ線の影響を有効に取り除き、良好なＳ／Ｎ比の非線回折結果が得られるようにすることを目的としている。
【０００７】
【特許文献１】実公平７−４３６４２号公報
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
従って、本発明の目的は、放射線検出装置が放射線の検出を行わない場合に、放射線を無駄にすることのない放射線照射装置を提供することである。
また、本発明の他の目的は、患者を被検体とする放射線医療において、患者に対して余計な放射線を被曝させない放射線照射装置を提供することである。
本発明の更に他の目的は、低コストで、上記目的を達成することが可能な放射線照射装置を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
以下に、［発明の実施の形態］で使用される番号・符号を用いて、課題を解決するための手段を説明する。これらの番号・符号は、［特許請求の範囲］の記載と［発明の実施の形態］との対応関係を明らかにするために付加されたものである。ただし、それらの番号・符号を、［特許請求の範囲］に記載されている発明の技術的範囲の解釈に用いてはならない。
【００１０】
従って、上記課題を解決するために、本発明の放射線照射装置は、放射線源（１）と、制御部（４）とを具備する。
ここで、放射線源（１）は、被検体（１４）へ放射線の照射を行う。制御部（４）は、検出期間と照射期間とが同期するようにその照射を制御する。ただし、検出期間は、透過放射線の検出を行う検出装置（３）がその検出を行う期間である。照射期間は、その照射を行う期間である。その透過放射線は、被検体（１４）を透過したその放射線である。
検出期間と照射期間とが同期しているので、検出に使用されない余計なＸ線を照射することが無く、Ｘ線の電力コストを低減し、被検体（１４）としての患者のＸ線被曝量を低減することが可能となる。ただし、放射線は、Ｘ線やγ線を含む。
【００１１】
また、本発明の放射線照射装置は、放射線源（１）が、被検体（１４）の手前で、その放射線を遮断するシャッター（２）を備える。
そして、制御部（４）は、その検出期間とその照射期間とが同期するようにシャッター（２）の動作を制御する。
シャッター（２）のような簡易的な機構を用いることで、容易に放射線の照射と停止を繰り返すことが出来る。そして、低コストでパルス状の放射線を出力することが可能となる。
【００１２】
また、本発明の放射線照射装置は、放射線源（１）が、陰極（６）と、陽極（５）と、格子（７）と、格子用電源（１０）とを備える。
ここで、陰極（６）は、電子を発生する。陽極（５）は、その電子の入射により、その放射線としてのＸ線を照射する。格子（７）は、陰極と（６）陽極（５）との間に設けられ、その入射を制御する。格子用電源（１０）は、格子（７）に電力を供給する
そして、制御部（４）は、その検出期間とその照射期間とが同期するように格子用電源（１０）の出力を制御する。
格子（グリット）（７）のような簡易的な機構を用いることで、容易に電子の入射と遮断を繰り返すことができ、低コストでパルス状の放射線を出力することが可能となる。
【００１３】
また、本発明の放射線照射装置は、格子（７）へ電力を供給する電線の途中に設けられた第１スイッチ（ＳＷ１）を更に具備する。
そして、制御部（４）は、格子用電源（７）の出力を、第１スイッチ（ＳＷ１）の動作により制御する。
スイッチという簡易的な機構を用いることで、容易に電子の入射と遮断を繰り返すことができ、低コストでパルス状の放射線を出力することが可能となる。ここで、スイッチは、リレーのような機械的なスイッチや、トランジスタ、ダイオードのような電子的なスイッチを含む。
【００１４】
また、本発明の放射線照射装置は、放射線源（１）が、陰極（６）と、陽極（５）と、陽極用電源（８）とを備える。
ここで、陰極（６）は、電子を発生する。陽極（５）は、その電子の入射により、その放射線としてのＸ線を照射する。陽極用電源（８）は、陽極（５）に電力を供給する。
そして、制御部（４）は、その検出期間とその照射期間とが同期するように陽極用電源（８）の出力を制御する。
陽極用電源（８）の出力のオン／オフにより、容易に電子の入射と遮断を繰り返すことができ、低コストでパルス状の放射線を出力することが可能となる。
【００１５】
更に、本発明の放射線照射装置は、陽極（５）へ電力を供給する電線の途中に設けられた第２スイッチ（ＳＷ２）を更に具備する。
そして、制御部（４）は、陽極用電源（８）の出力を、第２スイッチ（ＳＷ２）の動作により制御する。
スイッチという簡易的な機構を用いることで、容易に電子の入射と遮断を繰り返すことができ、低コストでパルス状の放射線を出力することが可能となる。
【００１６】
更に、本発明の放射線照射装置は、放射線源（１）が、陰極（６）と、陽極（５）と、陰極用電源（９）とを備えている。
ここで、陰極（６）は、電子を発生する。陽極（５）は、その電子の入射により、その放射線としてのＸ線を照射する。陰極用電源（９）は、陰極（６）に電力を供給する。
そして、制御部（４）は、その検出期間とその照射期間とが同期するように陰極用電源（９）の出力を制御する。
陰極用電源（９）の出力のオン／オフにより、容易に電子の入射と遮断を繰り返すことができ、低コストでパルス状の放射線を出力することが可能となる。
【００１７】
更に、本発明の放射線照射装置は、陰極（６）へ電力を供給する電線の途中に設けられた第３スイッチ（ＳＷ３）を更に具備する。
そして、制御部（４）は、陰極用電源（９）の出力を、第３スイッチ（ＳＷ３）の動作により制御する。
スイッチという簡易的な機構を用いることで、容易に電子の入射と遮断を繰り返すことができ、低コストでパルス状の放射線を出力することが可能となる。
【００１８】
更に、本発明の放射線照射装置は、放射線源（１）が、その放射線をパルス状に照射する。
パルスとパルスとの間の期間に、放射線の検出装置（３）は、検出結果をデータ処理することが出来る。また、データ処理の間、放射線の無駄な照射をしないで済む。
【００１９】
更に、本発明の放射線照射装置は、制御部（４）が、更に、その検出を行わない期間としての非検出期間において、その検出装置がその検出の結果としての検出データをデータ処理するように検出装置（３）を制御する。
非検出期間にデータ処理を行うので、全ての検出データを用いることが出来る。すなわち、検出データを無駄にすることが無く、効率的に放射線の検出を行うことが出来る。
ただし、検出装置（３）が放射線の検出を行わない期間とは、放射線源（１）からの放射線の照射が停止した場合（シャッター（２）等での放射線の遮断を含む）や、被検体を透過した透過放射線を検出装置（３）の手前のシャッターで遮断した場合、放射線源（１）の放射線の照射方向が変わり、透過放射線が検出装置（３）に入射しなくなった場合などに例示される。
【００２０】
上記課題を解決するために、本発明の放射線医療装置は、放射線検出装置（３）と、上記各項のいずれか一項に記載の放射線照射装置とを具備する。
上記各項のいずれか一項に記載の放射線照射装置を用いることで、検出に使用されない余計なＸ線を照射することが無く、Ｘ線の電力コストを低減し、被検体（１４）としての患者のＸ線被曝量を低減することが可能となるここで、放射線医療装置は、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）や、放射線を利用したイメージング装置に例示される。
【００２１】
【発明の実施の形態】
以下、本発明である放射線照射装置の実施の形態に関して、添付図面を参照して説明する。
本実施例において、Ｘ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置に使用される放射線照射装置を例に示して説明する。ただし、他の用途に使用しされる放射線照射装置についても同様に適用可能である。
なお、各実施の形態において同一又は相当部分には同一の符号を付して説明する。
【００２２】
（実施例１）
本発明である放射線照射装置の第１の実施の形態について説明する。まず、本発明である放射線照射装置の第１の実施の形態における構成について説明する。図１は、本発明である放射線照射装置の第１の実施の形態における構成を示す図である。図１（ａ）はＸ線非発生時の状態、図１（ｂ）はＸ線発生時の状態をそれぞれ示す。放射線照射装置は、Ｘ線発生装置２７と、制御部４と、電源１５とを備える。そして、Ｘ線発生装置２７から対象物１４へ照射されたＸ線は、対象物１４を透過した後、透過Ｘ線として放射線検出器３へ入射する。
【００２３】
Ｘ線発生装置２７は、放射線検出器３の手前に置かれた対象物１４へ放射線としてのＸ線を照射する。Ｘ線源１、スイッチＳＷ１を備える。
Ｘ線源１は、Ｘ線を発生し、所定の方向へ出力（照射）する。本実施例では、所定の周期を有するパルス状のＸ線を照射する。照射のタイミングや照射線量は、制御部４に制御される。Ｘ線源１は、陽極５、陰極６（電子銃２９）、格子（グリッド）７を含む。
ここで、陰極６は、コイル状に巻かれたものを線状に張った電子銃２９としてのフィラメントを有する。このフィラメントは、陰極電源９に接続され、通電による加熱により熱電子を放出する。陽極５は、高電圧電源８に接続され、陰極６と陽極５と間に印加された高電圧によりフィラメントから放出された電子を吸引する。そして、加速された電子が衝突するターゲット３０を備え、衝突によりＸ線を発生させる。陽極５は、例えば銅等の熱伝導の良い物質で作られている。陽極５の先端にはターゲットとしてタングステン板が埋め込まれており、ターゲット上に収束された電子が衝突する面が焦点となる。格子７は、グリッド電源１０に接続され、加速された電子の進路を電気的に開閉する。
スイッチＳＷ１は、格子７とグリッド電源１０との間に設けられ、グリッド電源１０から格子７へ供給する電力を、その開閉（オフ／オン）により制御する。
【００２４】
高速度の電子が、そのターゲット原子内部に突入して運動を阻止されることにより、その運動エネルギーの一部がＸ線として放出される。すなわち、Ｘ線発生時には、陰極６から陽極５に向けて照射された電子ビームが、陽極５に当たると、陽極５からその表面の角度に応じて反射する方向に扇状Ｘ線が照射されるようになっている。それが、対象物１４へ照射される。
【００２５】
Ｘ線源１では、陰極６と陽極５との間に格子７を配置することで、電子ビームの陰極６から陽極５への射出を制御している。すなわち、図１（ａ）に示すように、ターゲット３０からＸ線を発生させない場合、電子ビームをゲートである格子７にて通過させないよう、スイッチＳＷ１をオン（閉状態）とし、格子７にグリッド電源１０から負のバイアス電圧Ｖｂ０を印加する。又、図１３（ｂ）に示すように、ターゲット３０からＸ線を発生させる場合、電子ビームを格子７にて通過させるよう、スイッチＳＷ１をオフ（開状態）とし、負のバイアス電圧が除去される。なお、負のバイアス電圧を除去するのではなく、その大きさを適性な大きさＶｂ（＜Ｖｂ０）にすることにより、格子７は電子ビームを絞ることができ、フォーカルスポットサイズを小型化することが出来る。
【００２６】
電源１５は、Ｘ線発生装置２７へ電力を供給する。陽極５用の高電圧電源８、陰極６用の陰極電源９及び格子７用のグリッド電源１０を有する。これらは、その出力の大きさ及びタイミングを、制御部４に制御される。
【００２７】
放射線検出器３は、Ｘ線発生装置２７から照射され、対象物１４（患者のような被検体）を透過したＸ線（以下、「透過Ｘ線」という）に入射される。そして、入射された透過Ｘ線に対応した電気信号を出力する。放射線検出器３は、ＣｄＴｅ検出器や、ＣｄＺｎＴｅ検出器、Ｓｉ検出器、ＨｇＩ２検出器、ＰｂＩ２検出器に例示される。放射線の検出、検出した結果としての検出データの出力のタイミングは、制御部４に制御される。
【００２８】
制御部４は、透過Ｘ線の検出を行う放射線検出器３が検出を行う期間としての検出期間と、Ｘ線源１がＸ線の対象物１４への照射を行う期間としての照射期間とが同期するように、Ｘ線源１でのＸ線の照射を制御する。
すなわち、制御部４は、グリッド電源１０の出力の調整（スイッチＳＷ１のオフ又はオン）により、Ｘ線発生装置２７（Ｘ線源１）からのＸ線の出力又は停止を制御する。また、グリッド電源１０の出力の調整により、Ｘ線源１から出力するＸ線の強度を制御する。そして、Ｘ線源１にＸ線の照射を行わせている間、放射線検出器３に透過Ｘ線の検出を行わせる。また、Ｘ線源１からのＸ線の照射を停止している期間（以下、「停止期間」という）を、透過Ｘ線の検出を行わない期間（以下、「非検出期間」という）として、放射線検出器３に検出の結果としての検出データをデータ処理させる。
【００２９】
次に、本発明である放射線照射装置の第１の実施の形態の動作について、図１を参照して説明する。
図１において、制御部４は、パルス状のＸ線をＸ線発生装置２７（Ｘ線源１）から照射するために、以下のように制御する。
（１）パルスＸ線の出力ゼロの期間：
制御部４は、高電圧電源８により、陽極５へ正の高電圧を印加させている。また、陰極電源９により、陰極６へ負のバイアス電圧を印加させ、電流を流させている。陰極６は、加熱され電子ビームを出力可能な状態になっている。
そして、スイッチＳＷ１をオン（閉状態）として、グリッド電源１０により、格子７へ負のバイアス電圧を印加させている。陰極６は、負のバイアス電圧により、電子ビームを出力できない。すなわち、陽極５へ電子ビームが到達していないので、対象物１４（及び放射線検出器３）へＸ線は照射されていない。
このとき、既に放射線検出器３が検出データを有していれば、制御部４は、放射線検出器３の非検出期間として、放射線検出器３に検出の結果としての検出データを、データ処理を行うデータ処理部（図示されず）へ出力させる。
（２）パルスＸ線の出力有りの期間：
陽極５の正の高電圧、陰極６の負のバイアス電圧の状態は、上記（１）と同様である。
制御部４は、スイッチＳＷ１をオフ（開状態）として、グリッド電源１０による負のバイアス電圧を、格子７へ印加させない。陰極６は、負のバイアス電圧がゼロになるため、陽極５へ電子ビームを出力する。陽極５は、電子ビームが照射されるので、電子ビームの強度やフォーカルスポットサイズに対応したＸ線を対象物１４及び放射線検出器３へ照射する。すなわち、Ｘ線源１がＸ線を照射する。
制御部４は、Ｘ線源１がＸ線の対象物１４への照射を行う期間に同期するように、放射線検出器３により透過Ｘ線の検出を行わせる。
【００３０】
なお、（２）において、陰極６から陽極５へ電子ビームを出力させる場合、スイッチＳＷ１をオン（閉状態）のままとし、バイアス電源１０から出力される負のバイアス電圧を所定の値以下に小さくすることで対応していも良い。所定の値は、陰極６から陽極５へ電子ビームが到達し、かつ、陽極５から所定の大きさのＸ線が照射される程度である。
【００３１】
制御部４は、パルス状のＸ線を照射する間、上記（１）及び（２）のプロセスについて、連続的に繰り返す。
【００３２】
本実施例の放射線照射装置では、放射線検出器３がＸ線（放射線）の検出を行わない場合に、グリッド電源１０の出力の調整により、Ｘ線源１から照射されるＸ線を同期して停止することが出来る。それにより、検出に使用されない余計なＸ線の照射を無くし、電力コストを低減することが出来る。
【００３３】
また、本実施例の放射線照射装置では、患者を被検体とする放射線医療において、余計なＸ線の照射をなくすことにより、患者に対して余計な放射線を被曝させないようにすることができ、患者の負担を低減することが可能となる。
【００３４】
また、グリッド電源１０の操作だけでＸ線の照射／停止に対応できるので、短い周期のパルス状のＸ線の照射を行う場合でも、容易に制御することが出来る。そして、非常に低いコストで実施することが出来る。
【００３５】
図１の実施例では、Ｘ線源１におけるＸ線の照射／停止をグリッド電源１０及びスイッチＳＷ１を用いて達成している。ただし、陽極５への電力供給のオン／オフ、あるいは、陰極６への電力供給のオン／オフにより、Ｘ線の照射／停止を行うことも可能である。それを示したのが図２及び図３である。
【００３６】
図２は、本発明である放射線照射装置の第１の実施の形態における他の構成を示す図である。図２（ａ）はＸ線非発生時の状態、図２（ｂ）はＸ線発生時の状態をそれぞれ示す。放射線照射装置は、Ｘ線発生装置２７と、制御部４と、電源１５とを備える。そして、Ｘ線発生装置２７から対象物１４へ照射されたＸ線は、対象物１４を透過した後、透過Ｘ線として放射線検出器３へ入射する。
【００３７】
図２の場合、陽極５及び陰極６へ同時に電力が供給されていれば、Ｘ線は照射される。そして、Ｘ線の停止／照射は、スイッチＳＷ２の開閉（オフ／オン）による高電圧電源８の陽極５への電力供給のオフ／オンにより実施する。
その他は、図１の実施例と同様であるので、その説明を省略する。
【００３８】
図３は、本発明である放射線照射装置の第１の実施の形態における更に他の構成を示す図である。図３（ａ）はＸ線非発生時の状態、図３（ｂ）はＸ線発生時の状態をそれぞれ示す。放射線照射装置は、Ｘ線発生装置２７と、制御部４と、電源１５とを備える。そして、Ｘ線発生装置２７から対象物１４へ照射されたＸ線は、対象物１４を透過した後、透過Ｘ線として放射線検出器３へ入射する。
【００３９】
図３の場合、陽極５及び陰極６へ同時に電力が供給されていれば、Ｘ線は照射される。そして、Ｘ線の停止／照射は、スイッチＳＷ３の開閉（オフ／オン）による陰極電源９の陰極６への電力供給のオフ／オンにより実施する。
その他は、図１の実施例と同様であるので、その説明を省略する。
【００４０】
図２や図３の場合でも、図１の実施例と同様の効果を得ることが可能となる。
【００４１】
ここで、本発明の放射線照射装置が適用されるＸ線ＣＴ装置の実施の形態について、医療診断分野に適用した場合を一例に、図５〜図８を参照して説明する。図５は、Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す図である。Ｘ線ＣＴ装置２１は、被計測体である患者２２を水平に寝かせるベッド２３と、患者２２を乗せたベッド２３が通過可能に開口した測定装置本体２４を備えている。ベッド２３は、患者２２の頭部から足先を通る軸線Ｐが延びる方向に移動するようにスライド２５に取り付けられており、駆動装置２６により往復運動する。
【００４２】
ここで、測定装置本体２４について、図６及び図７を参照して説明する。
図６は、図５におけるＦ２−Ｆ２断面に沿って示す測定装置本体２４の構成を示す図である。測定装置本体２４は、Ｘ線発生装置２７と検出器２８とを備えている。Ｘ線発生装置２７は、患者２２の軸線Ｐを中心とする同心円の周方向に稠密に多数配置されている。個々のＸ線発生装置２７は、電子銃２９と、この電子銃２９から照射された電子ビームを受けてＸ線１００を発生させるターゲット３０（図５参照）を備えている。検出器２８は、このＸ線発生装置２７から照射されて患者２２を透過したＸ線１００を検出する。そして、全てのＸ線発生装置２７は、それらの外側を覆うように環状に形成された真空チャンバ３１に収容されている。
【００４３】
図７は、Ｘ線発生装置２７と検出器２８との位置関係を示す図である。検出器２８は、軸線Ｐを中心に円筒形状となるように形成したセンサアレイホルダ用のリング２８ａの内面に、Ｘ線１００を検出する多数のセンサアレイ２８Ｌθを、互いにそれぞれ絶縁して軸線Ｐに沿う方向Ｌ及び周方向θへ、稠密にかつ整列的に配置した、いわゆるセンサアレイ２８Ｌθの集合体である。検出器２８が、ベッド２３の移動方向に所定幅を有した円筒形状に形成されていることから、Ｘ線発生装置２７は、リング２８ａの外側から検出器２８の内面のセンサアレイ２８Ｌθに向かってＸ線１００の照射を可能とするために、検出器２８に対して軸線Ｐに沿う方向に、相対的にずれた位置に配置される。
【００４４】
なお、具体的にこの検出器２８は、例えばセラミックスなどの絶縁体に、カドミウム−テルル（Ｃｄ−Ｔｅ）系の合金を蒸着やメッキなどで付着させた後、エッチングあるいはレーザ加工などにより、個々のセンサアレイに分割することで、製造することが出来る。このとき、各センサアレイ２８Ｌθを内面から見た形状は、矩形であっても良いし、六角形であっても良い。なお、検出器２８の形態は、Ｘ線を効率よくかつ緻密に検出できるものであれば良いので、前述の材料や製造方法に限定されるものではない。
なお、ＣｄＴｅＺｎ、Ｓｉ、ＨｇＩ２、ＰｂＩ２を用いた検出器でも良い。
【００４５】
また、図５を参照して、電子銃２９には、電子ビームの出射を制御する電子銃ドライブ回路３２が各々接続されている。各々の電子銃ドライブ回路３２は、Ｘ線発生制御装置３３によって、電子ビームを出射するタイミング、すなわちＸ線１００が照射されるタイミングが制御される。
【００４６】
Ｘ線発生装置２７の詳細は、図１（〜図３）において説明した通りであるので、その説明を省略する。
【００４７】
検出器２８には、画像信号ディジタイザ３４が接続されている。
画像信号ディジタイザ３４は、任意のＸ線発生装置２７からＸ線１００を照射したときに、検出器２８で検出されるＸ線１００の座標情報を出力する。なお、この画像信号ディジタイザ３４は、検出器２８のある領域毎に複数の画像信号ディジタイザ３４を設けても良いし、一つの画像信号ディジタイザ３４で検出器２８全体を受け持つように構成されていても良い。
測定制御装置３５は、画像信号ディジタイザ３４から出力されたＸ線１００の座標情報を、どのＸ線発生装置２７から照射されたＸ線１００によるものか特定する。そして、それらの情報をデータ収録装置３６に収録される。
データ処理装置３７は、データ収録装置３６に１断層分の画像の情報が収録さる毎に、断層画像を構成する。また、データ処理装置３７には、モニタ５０が接続されており、構成された断層画像などの情報を見ることが出来る。
【００４８】
検出器２８は、軸線Ｐに沿う方向に幅を有した円筒形状に形成されており、センサアレイ２８Ｌθが軸線Ｐに沿う方向Ｌ及び周方向θに多数配列されているので、Ｘ線発生装置２７からの一度のＸ線照射で、検出器２８の円筒面の内面に沿って広がる範囲にＸ線の検出情報が得られる。すなわち、一週分の撮像動作によって複数の断層画像を得ることが出来る。また、任意のＸ線発生装置２７から一回Ｘ線を患者２２に照射した、いわゆるＸ線透過画像も得ることが出来る。
このとき、あるＸ線発生装置２７がパルス状に照射される場合、Ｘ線が照射されるタイミングに同期して、検出器２８がＸ線を検出する。
【００４９】
さらに、被計測体の周りから線状のＸ線を照射して得られた線状の透過Ｘ線の検出位置の情報をもとに、２次元平面である断層画像を構成する方法と同様に、被計測体の周りからある面積範囲にＸ線を照射して得られた平面状の透過Ｘ線の検出位置の情報をもとに３次元の立体像を構成することが出来るので、データ収録装置３６に収録された情報をもとに３次元の像を構成することができる。
【００５０】
次に、Ｘ線発生装置の制御系統について説明する。
図８は、Ｘ線発生装置の制御系統を示す構成図である。
モード設定指示手段としてのモード設定指示器３８は、測定制御装置３５とＸ線発生制御装置３３との間に設けられている。このモード設定指示器３８は、Ｘ線発生制御装置３３に対して、どのＸ線源１を用いるかの指示を出す。
Ｘ線発生制御装置３３は、モード設定指示器３８からの指示に応じたＸ線源１と電子銃ドライブ回路３２につながるスイッチ装置３９のスイッチ素子が開閉される。
スイッチ装置３９は、各電子銃ドライブ回路３２１〜３２ｎに個別に対応して、これらに直列に接続されたスイッチ素子３９１〜３９ｎを有している。スイッチ素子３９１〜３９ｎの開閉で、対応するＸ線源１１〜１ｎへの電力の供給が制御される。
各電子銃ドライブ回路３２１〜３２ｎは、対応するスイッチ素子３９１〜３９ｎの接続（閉状態）により、電力を供給される。そして、対応するＸ線源１１〜１ｎの陽極５、陰極６、格子７の電力を制御する。本実施例の場合、陽極５及び陰極６に対して予め電源４０から直接電力を供給し、格子７の電力だけ電子銃ドライブ回路３２に制御させるようにしても良い。
【００５１】
そして、Ｘ線発生制御装置３３とスイッチ装置３９とを有して各Ｘ線発生装置２７の使用の有無を選択するＸ線発生制御手段が形成されている。そのため、例えばスイッチ素子３９ｍを接続（閉状態）とすることで、電源４０から電力が供給され、電子銃ドライブ回路３２ｍにＸ線源１ｍが制御されて電子ビームを出射する。
【００５２】
モード設定指示器３８は、どのスイッチ素子をどういった順番で接続するかという指示をＸ線発生制御装置３３に出すことで、シリアルスライスモード、シングルスライスモード、セクタースライスモード及びシングルスライスモードなどの選択が出来るとともに、これらの各モードにおいて単線源撮像モード又は多線源同期撮像モードをそれぞれ選択できる。
【００５３】
シリアルスライスモードは、このＸ線ＣＴ装置２１のベッド２３の移動速度とＸ線発生装置２７によるＸ線１００の出射位置を同期させ、患者２２に対してＸ線１００を出射位置が螺旋状に移行するように撮像するモードである。従って、このシリアルスライスモードでは、体積検査するための複数の断層画像（シリアルスライス）や３次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【００５４】
シングルスライスモードは、患者２２の軸線Ｐの方向の任意の位置に対して、Ｘ線１００の出射位置を順次切り換えて一周分撮像するモードである。従って、このシングルスライスモードでは、検出器２８が円筒形状をしているので、所望する位置とそれに隣接する位置の断層画像、あるいは検出器２８の幅分の３次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【００５５】
セクタースライスモードは、撮影者が指定する任意の角度範囲内にあるＸ線発生装置２７を順次切り換えて患者２２の任意の部位を撮像するモードである。このとき、ベッド２３を同期させて移動させても良い。従って、このセクタースライスモードでは、例えば、頭の一部分や、心臓や胃などの臓器など必要な部分の断層画像、あるいは検出器２８の幅分の３次元の立体像を得ることが出来る。また、ベッド２３を同期させて移動させることで、任意の部位の体積検査に必要な断層画像やその部位の３次元の立体像を構成するための情報を得ることが出来る。
【００５６】
シングルショットモードは、撮影者が指定する任意の角度のＸ線発生装置２７から患者２２に対して一回だけＸ線を照射するモードである。本実施の形態のＸ線ＣＴ装置２１の検出器２８は円筒形状であるので、このシングルショットモードで、いわゆるＸ線透過撮像装置と同様の撮影を任意の角度で行うことが可能である。
【００５７】
そして、上記のモード設定指示器３８で、各モードの内から単線源撮像モードを選択するとき、各モードで同時にＸ線１００を出射するＸ線発生装置２７が一つ選択され、多線源同期撮像モードを選択すると、各モードで同時にＸ線１００を出射するＸ線発生装置７が複数選択される。
【００５８】
同様に、シリアルスライスモードやシングルスライスモードにおいて、多線源同期撮像モードを選択すると、ある間隔を置いて離れたＸ線発生装置２７、好ましくは図６に示される検出器２８において、複数のＸ線発生装置２７ａ、２７ｂから照射されたＸ線１００ａ、１００ｂが重ならない位置関係のＸ線発生装置２７、具体的な例を挙げると、線源を３つに設定したときは１２０°、線源を４つに設定したときは９０°、線源を５つに設定したときは７２°など、等間隔に離れたＸ線発生装置２７から、同時にＸ線１００が照射される。そして、これらのＸ線発生装置２７を同時に順次切り換えて撮像して得られた情報をもとに断層画像や３次元の立体像が構成される。
【００５９】
また、セクタースライスモードにおいて、多線源同期撮像モードを選択すると、撮影者が指定した複数の部位について指定した角度分だけ同時に撮像する。一例として、左右の腎臓を同時に撮像する場合などが挙げられる。
【００６０】
以上のように構成されていることで、このＸ線ＣＴ装置２１は、例えば、患者２２に対して多線源同期撮像のシリアルスライスモードですばやく体積検査をした後、精密検査が必要な部位については、そのまま患者２２を動かすことなく、引き続いて単線源撮像のセクタースライスモードやシングルショットモードで直ぐに検査するといった使用方法が出来る。この場合、精密検査が必要な部位を特定するための断層画像を得るために照射されるＸ線の被曝線量は、Ｘ線透過画像を得るために照射されるＸ線の被曝線量よりも低い被曝線量で行うことが出来るので、患者２２に対する総被曝線量を低減できる。
【００６１】
また、このＸ線ＣＴ装置２１は、円筒形状の検出器２８を備えているので、一度の撮像でより多くの断層画像を構成することが出来るとともに、検出されたＸ線の情報をもとに３次元の立体像を構成することが出来る。さらに、同じ箇所を繰返し撮像した情報を得ることで、３次元の動きのある立体像を構成することが出来るため、より詳しい検査をすることが出来る。
【００６２】
さらに、シリアルスライスモード、シングルスライスモードで撮像したときに得た各Ｘ線発生装置７毎の情報が、シングルショットモードで撮像することで得られる情報と同等である場合は、所望する角度のＸ線透過画像をシリアルスライスモードやシングルスライスモードで撮像したときの情報から得ることが可能であるため、患者２２に対する総被曝線量を低減できる。
【００６３】
従って、このＸ線ＣＴ装置２１は、患者２２の断層画像及び、それに基づく必要なＸ線透過画像を一度の検査で得ることが出来るとともに、患者２２に必要以上の被曝線量を与えない。すなわち、このＸ線ＣＴ装置２１は、最小限の被曝線量で、必要な検査情報を得ることが出来る。
【００６４】
上記Ｘ線ＣＴ装置２１において、図１の放射線検出器３は、図５における測定装置本体２４の検出器２８に対応する。また、図１の制御部４は、図５における測定制御装置３５（一部）、モード設定指示器３８、Ｘ線発生制御装置３３、スイッチ装置３９（図８）に対応する。図１の電源１５は、図５における電源４０に対応する。図１のスイッチＳＷ１は、図５における電子銃ドライブ回路３２に含まれる。
【００６５】
本発明の放射線照射装置が適用されるＸ線ＣＴ装置は、検出期間と照射期間とを同期させているので、Ｘ線の照射に無駄が無く、電力コストを低減することが出来る。また、余計なＸ線の照射がないので、患者は余計な放射線を被曝せず、その負担が低減される。
【００６６】
（実施例２）
本発明である放射線照射装置の第２の実施の形態について説明する。まず、本発明である放射線照射装置の第２の実施の形態における構成について説明する。図４は、本発明である放射線照射装置の第２の実施の形態における構成を示す図である。放射線照射装置は、Ｘ線発生装置２７と、制御部４と、電源１５とを備える。そして、Ｘ線発生装置２７から対象物１４へ照射されたＸ線は、対象物１４を透過した後、透過Ｘ線として放射線検出器３へ入射する。
【００６７】
Ｘ線発生装置２７は、制御部４の制御に基づいて、放射線検出器３の手前に置かれた対象物へＸ線を照射する。Ｘ線源１及びシャッター２を備える。
Ｘ線源１は、Ｘ線を発生し、所定の方向へ出力（照射）する。本実施例では、所定の周期を有するパルス状のＸ線を照射する。照射のタイミングや照射線量は、制御部４に制御される。Ｘ線源１は、他の放射線を照射する放射線源でも良い。ここで、放射線は、放射線医療に用いられる粒子線や電磁波である。放射線は、Ｘ線やγ線に例示される。
シャッター２は、Ｘ線源１から出力されるＸ線を遮断する、又は、通過させる。シャッター２は、中心軸を回転する円盤状である。その中心と円周との間の領域において、その一部に、Ｘ線通過用の貫通穴を有する。駆動部（図示されず）と回転角度センサ（図示されず）を含み、回転角度センサ（図示されず）の信号を制御部へ出力している。そして、制御部４は、シャッター２（円盤）の回転角度に基づいて、Ｘ線の遮断（シャッター２を閉止）、又は、通過（シャッター２を開放）するように駆動部（図示されず）を制御する。シャッター２は、Ｘ線を遮断可能な金属で形成されている。そのような金属は、タングステン（Ｗ）のような従金属に例示される。厚みは、遮断するＸ線のエネルギやシャッターの金属の種類等により決定する。
なお、本発明におけるシャッター２の形状、開閉方法は、上記のものに制限されるものではなく、従来知られた他の形状、開閉方法を用いることが出来る。
【００６８】
制御部４は、透過Ｘ線の検出を行う放射線検出器３が検出を行う期間としての検出期間と、Ｘ線源１がＸ線の対象物１４への照射を行う期間としての照射期間とが同期するように、Ｘ線源１でのＸ線の照射を制御する。すなわち、制御部４は、シャッター２の回転角度を参照して、Ｘ線発生装置２７からＸ線を出力又は停止するようにシャッター２を駆動する。Ｘ線発生装置２７にＸ線の照射を行わせている間は、放射線検出器３に透過Ｘ線の検出を行わせる。
また、Ｘ線源１からのＸ線の照射を停止している停止期間を、透過Ｘ線の検出を行わない非検出期間として、放射線検出器３に検出の結果としての検出データをデータ処理させる。
【００６９】
放射線検出器３は、実施例１と同様であるのでその説明を省略する。
【００７０】
次に、本発明である放射線照射装置の第２の実施の形態の動作について、図４を参照して説明する。
図４において、制御部４は、パルス状のＸ線をＸ線発生装置２７から照射するために、以下のように制御する。
（１）パルスＸ線の出力ゼロの期間：
制御部４は、Ｘ線源１によりＸ線の照射を行わせている。また、シャッター２により、そのＸ線を遮断し、対象物１４（及び放射線検出器３）へＸ線は照射されていない。
このとき、既に放射線検出器３が検出データを有していれば、制御部４は、放射線検出器３の非検出期間として、放射線検出器３に検出の結果としての検出データを、データ処理を行うデータ処理部（図示されず）出力させる。
（２）パルスＸ線の出力有りの期間：
制御部４は、Ｘ線源１によりＸ線の照射を行わせている。そして、シャッター２を回転し、シャッター２の開口部の位置を、Ｘ線源１のＸ線を照射する位置と対向させる。それにより、そのＸ線を通過させ、対象物１４（及び放射線検出器３）へＸ線が照射される。すなわち、Ｘ線源１（Ｘ線発生装置２５）がＸ線を照射する。
制御部４は、Ｘ線源１がＸ線の対象物１４への照射を行う期間に同期するように、放射線検出器３により透過Ｘ線の検出を行わせる。
【００７１】
制御部４は、パルス状のＸ線を照射する間、上記（１）及び（２）のプロセスについて、連続的に繰り返す。
【００７２】
本実施例の放射線照射装置では、放射線検出器３がＸ線（放射線）の検出を行わない場合に、シャッター２の動作により、Ｘ線発生装置２５（Ｘ線源１）から照射されるＸ線を同期させて、その外部へ照射しないようにすることが出来る。それにより、検出に使用されない余計なＸ線を対象物１４へ照射しないようにすることが出来る。すなわち、患者を被検体とする放射線医療において、余計なＸ線の照射をなくすことにより、患者に対して余計な放射線を被曝させないようにすることができ、患者の負担を低減することが可能となる。
【００７３】
また、シャッター２の操作だけでＸ線の照射／停止に対応できるので、短い周期のパルス状のＸ線の照射を行う場合でも、容易に制御することが出来る。そして、非常に低いコストで実施することが出来る。
【００７４】
なお、本発明の放射線照射装置が適用されるＸ線ＣＴ装置の実施の形態については、実施例１と同様であるので、その説明を省略する。
【００７５】
本発明の放射線照射装置が適用されるＸ線ＣＴ装置は、検出期間と照射期間とを同期させているので、Ｘ線の照射に無駄が無く、電力コストを低減することが出来る。また、余計なＸ線の照射がないので、患者は余計な放射線を被曝せず、その負担が低減される。
【００７６】
【発明の効果】
本発明により、放射線検出装置による放射線の検出の際、検出に使用されない余計な放射線の照射を停止することが出来る。また、放射線医療において、余計な放射線を患者に照射させず、患者に対する負担を大幅に軽減することが可能となる。対して余計な放射線を被曝させないようにすることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明である放射線照射装置の第１の実施の形態における構成を示す図である。（ａ）Ｘ線非発生時の状態を示す。（ｂ）Ｘ線発生時の状態を示す。
【図２】本発明である放射線照射装置の第１の実施の形態における他の構成を示す図である。（ａ）Ｘ線非発生時の状態を示す。（ｂ）Ｘ線発生時の状態を示す。
【図３】本発明である放射線照射装置の第１の実施の形態における更に他の構成を示す図である。（ａ）Ｘ線非発生時の状態を示す。（ｂ）Ｘ線発生時の状態を示す。
【図４】本発明である放射線検出装置の第２の実施の形態における構成を示す図である。
【図５】Ｘ線ＣＴ装置の構成を示す図である。
【図６】図５におけるＦ２−Ｆ２断面に沿って示す測定装置本体の構成を示す図である。
【図７】Ｘ線発生装置と検出器との位置関係を示す図である。
【図８】Ｘ線発生装置の制御系統を示す構成図である。
【符号の説明】
１、１１〜１ｍ〜１ｎ　　Ｘ線源
２　　シャッター
３　　放射線検出器
４　　制御部
５　　陽極
６　　陰極
７　　格子
８　　高電圧電源
９　　陰極電源
１０　　グリッド電源
１４　　対象物
１５　　電源
２１　　Ｘ線ＣＴ装置
２２　　患者
２３　　ベッド
２４　　測定装置本体
２５　　スライド
２６　　駆動装置
２７（ａ、ｂ）　　Ｘ線発生装置
２８　　検出器
２８ａ　　リング
２８Ｌθ　　センサアレイ
２９　　電子銃
３０　　ターゲット
３１　　真空チャンバ
３２、３２１〜３２ｍ〜３２ｎ　　電子銃ドライブ回路
３３　　Ｘ線発生制御装置
３４　　画像信号ディジタイザ
３５　　測定制御装置
３６　　データ収録装置
３７　　データ処理装置
３８　　モード設定指示器
３９　　スイッチ装置
３９１〜３９ｍ〜３９ｎ　　スイッチ素子
４４　　電子ビーム
５０　　モニタ
ＳＷ１、ＳＷ２、ＳＷ３　　スイッチ
Ｐ　　軸線
Ｌ　　軸線Ｐに沿う方向
θ　　周方向
【図１】
2004121473.tif 000003
【図２】
2004121473.tif 000004
【図３】
2004121473.tif 000005
【図４】
2004121473.tif 000006
【図５】
2004121473.tif 000007
【図６】
2004121473.tif 000008
【図７】
2004121473.tif 000009
【図８】
2004121473.tif 000010