(57)【要約】【課題】小型軽量であり、かつ長寿命の多線源型Ｘ線ＣＴ装置を提供する。【解決手段】環状の真空容器２０内に設けられた複数のカソードと、カソードから出射される電子線が入射してＸ線が生成される複数のアノードと、カソードとアノードとの間に設けられたゲートアレイとしての複数のグリッドとを具備し、前記カソードは、希土類硼素化合物の単結晶からなる放電電極４４と、この放電電極と前記電源とに導通する一対の高融点金属導線４３と、放電電極および高融点金属導線を保護するために両者間に挿入される保護部材４３ｇと、高融点金属導線が真空容器から電気絶縁されるように高融点金属導線を真空容器に取り付け支持する絶縁部材４１，４２と、を有する。【選択図】    図７
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
環状の真空容器内に設けられ、軸心に沿って配置された被検体を取り囲むように該軸心を中心とする円周に沿って３６０°全周にわたり稠密に固定配列された複数のＸ線発生器と、被検体を間に挟んで前記Ｘ線発生器に対応するように前記軸心を中心とする円周に沿って３６０°全周にわたり稠密に固定配列された複数のＸ線検出器と、電源と、この電源の動作を制御する制御手段とを具備する多線源型Ｘ線ＣＴ装置であって、
前記Ｘ線発生器は、
複数のカソードと、
これらのカソードに１対１に対向して配置され、カソードから出射される電子線が入射してＸ線が生成される複数のアノードと、
前記カソードとアノードとの間に配置され、印加電圧の制御により前記カソードからアノードへ向かう電子線の通過を許容するか又は制限するゲートアレイとしての複数のグリッドと、を具備し、
前記カソードは、
希土類硼素化合物の単結晶からなる放電電極と、
この放電電極と前記電源とに導通する一対の高融点金属導線と、
前記放電電極および前記高融点金属導線を保護するために両者間に挿入される保護部材と、
前記高融点金属導線が前記真空容器から電気絶縁されるように該導線を前記真空容器に取り付け支持する絶縁部材と、
を具備することを特徴とする多線源型Ｘ線ＣＴ装置。
【請求項２】
前記放電電極は、ＣｅＢ６又はＬａＢ６の円柱状の単結晶からなり、角部に丸みを付けた滑らかな円柱端面からなる放電面と、この放電面から離れたところの円柱外周の一部を削って平らにし、前記放電面が自由空間に向けて突出するように前記一対の高融点金属導線により両側から挟み込み支持される一対の平坦面と、を有することを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項３】
前記高融点金属導線は、モリブデンからなることを特徴とする請求項１又は２のいずれか１記載の装置。
【請求項４】
前記絶縁部材は、リング状のセラミック板からなり、前記一対の高融点金属導線が貫通していることを特徴とする請求項１乃至３のうちのいずれか１記載の装置。
【請求項５】
前記制御手段は、被検体の撮像部位に応じて前記複数のカソードの中から撮影に適した位置にある前記カソードを選択し、選択したカソードの放電電極のみに給電されるように前記電源の給電動作を制御することを特徴とする請求項１乃至４のうちのいずれか１記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、三次元画像診断に用いられる多線源型Ｘ線ＣＴ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
多線源型の高速Ｘ線ＣＴスキャナは、Ｘ線の発生を電気的にＯＮ／ＯＦＦさせる電子ビーム制御方式の採用により、従来からあるＸ線ＣＴスキャナのスキャン時間を大幅に高速化（１／６０〜１／２０００秒）させ、測定対象物の断層撮影を行うものである。このような高速Ｘ線ＣＴスキャナは、例えば特開平１０−２９５６８２号公報および特開平１０−０７５９４４号公報などに提案されている。
【０００３】
従来の多線源型Ｘ線ＣＴスキャナは、撮像領域を取り囲む同心円上に等ピッチ間隔に並べて固定配置された複数の検出器と、これら検出器の群を取り囲むようにさらに外側に設けられた真空槽と、診断用スペースを取り囲む同心円上に等ピッチ間隔に並ぶように真空槽のなかに固定配置された複数のＸ線発生器と、このＸ線発生器を制御する制御装置とを備えている。Ｘ線発生器は、同心円上に稠密配置された３２個の３極真空管からなり、各々が扇状Ｘ線（ファンビーム）を撮像領域に置かれた被検体に向けて照射するようになっている。Ｘ線発生制御装置は、Ｘ線発生器ごとに設けられたパルス発生器と一対一に対応する３２個のパルス発生制御ポートを有し、所定の入力データに基づき撮影に最適なＸ線発生器を選択し、選択したＸ線発生器のみからＸ線が射出されるように給電回路を高速でＯＮ／ＯＦＦ制御する。
【０００４】
Ｘ線発生器から照射されたＸ線は被検体を透過して検出器によって検出される。検出信号はデータ収録装置に集積され、さらにデータ処理装置により信号処理されてＸ線断層撮影画像としてディスプレイ上に再生される。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、従来の装置においては、
円筒の内径およびＸ線発生ユニットの寸法などの被検体との空間的な配置関係から設置スペースが制限を受けるために、配置可能なＸ線発生ユニットの数に限界がある。このため、Ｘ線発生ユニットの数を無制限に増加させて装置の空間分解能を向上させることができないという問題点がある。
【０００６】
また、従来装置の各Ｘ線発生ユニットではカソード、アノード、ゲート（グリッド）毎にそれぞれ給電回路が必要になるので、その電源容量が甚大なものとなる。とくに、空間分解能を高めようとする場合には、給電回路の総数が膨大な数にのぼるために、給電回路の製造コストが増大するばかりでなく、運転コストも増大するという問題点がある。
【０００７】
本発明は上記の課題を解決するためになされたものであり、小型軽量であり、かつ長寿命の多線源型Ｘ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
本発明に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置は、環状の真空容器内に設けられ、軸心に沿って配置された被検体を取り囲むように該軸心を中心とする円周に沿って３６０°全周にわたり稠密に固定配列された複数のＸ線発生器と、被検体を間に挟んで前記Ｘ線発生器に対応するように前記軸心を中心とする円周に沿って３６０°全周にわたり稠密に固定配列された複数のＸ線検出器と、電源と、この電源の動作を制御する制御手段とを具備する多線源型Ｘ線ＣＴ装置であって、
前記Ｘ線発生器は、複数のカソードと、これらのカソードに１対１に対向して配置され、カソードから出射される電子線が入射してＸ線が生成される複数のアノードと、前記カソードとアノードとの間に配置され、印加電圧の制御により前記カソードからアノードへ向かう電子線の通過を許容するか又は制限するゲートアレイとしての複数のグリッドと、を具備し、
前記カソードは、希土類硼素化合物の単結晶からなる放電電極と、この放電電極と前記電源とに導通する一対の高融点金属導線と、前記放電電極および前記高融点金属導線を保護するために両者間に挿入される保護部材と、前記高融点金属導線が前記真空容器から電気絶縁されるように該導線を前記真空容器に取り付け支持する絶縁部材と、を具備することを特徴とする。
【０００９】
この場合に、放電電極は、ＣｅＢ６又はＬａＢ６の円柱状の単結晶からなり、角部に丸みを付けた滑らかな円柱端面からなる放電面と、この放電面から離れたところの円柱外周の一部を削って平らにし、放電面が自由空間に向けて突出するように一対の高融点金属導線により両側から挟み込み支持される一対の平坦面と、を有することが好ましい。放電電極材料にはＣｅＢ６やＬａＢ６等の希土類硼素化合物（非金属）を用いてもよいし、Ｗ、ＢａＷ、ＮｉＣｒ合金、ＮｉＣｒＣｏ合金、ＮｉＣｒＦｅ合金のような金属材料を用いるようにしてもよい。なお、ＣｅＢ６やＬａＢ６等の希土類硼素化合物は、初期放電時にチッピングを生じ易いので放電面を滑らかな形状とすることが望ましい。また、放電電極の外周の一部を削って平坦面とし、この平坦面を一対の高融点金属導線により両側から挟み込むように挟持し、放電面が自由空間に向けて突出するように支持することが望ましい。
【００１０】
高融点金属導線にはモリブデン又はモリブデン基合金を用いることが望ましい。
【００１１】
絶縁部材は、リング状のセラミック板からなり、一対の高融点金属導線が貫通していることが望ましい。なお、絶縁部材には窒化珪素（Ｓｉ３Ｎ４）、酸化珪素（ＳｉＯ２）、炭化珪素（ＳｉＣ）、アルミナ（Ａｌ２Ｏ３）、サイアロン（ＳｉＡｌＯＮ）等のように高耐圧高絶縁性の材料を用いることが好ましい。
【００１２】
制御手段は、被検体の撮像部位に応じて複数のカソードの中から撮影に適した位置にあるカソードを選択し、選択したカソードの放電電極のみに給電されるように電源の給電動作を制御することが好ましい。
【００１３】
カソードは、複数の円弧状または直線状のセグメント電極を同一円周上に配置して組み合わせるようにしてもよいし、また、単一の環状電極としてもよい。カソードを複数の円弧状または直線状のセグメント電極とする場合は、ゲートアレイのグリッド電極を同数の群に分割し、各群のグリッド電極を対応するセグメント電極にそれぞれ振り分けた制御回路とすることが好ましい。
【００１４】
また、カソードと同様にアノードも複数の円弧状または直線状のセグメント電極を同一円周上に配置して組み合わせるようにしてもよい。このように対応するアノードをカソードと同様に数個のセグメントブロックに分割して各ブロックの動作を制御するが可能である。なお、アノード材料にはタングステン又はタングステン合金を用いることが一般的である。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、添付の図面を参照して本発明の種々の好ましい実施の形態について説明する。
【００１６】
図１及び図２に示すように、１５０ｋＶ用多線源型Ｘ線ＣＴ装置としての医療用Ｘ線ＣＴ装置１０はＸ線発生器３０および放射線検出器６０を内蔵したドーナツ状のガントリ１１を備えており、被検体としての患者５が移動ベッド２とともに真空槽中央の診断用スペース１１ａに出し入れされるように設けられている。すなわち、スライダ機構３により移動ベッド２はガイドレール４に沿ってＸ軸方向に移動可能に支持されている。
【００１７】
ガントリ１１内にはＸ線発生器３０、ビームリミッタ（図示せず）、放射線検出器６０、画像信号ディジタイザ（図示せず）、電子銃駆動回路（図示せず）などが設けられている。Ｘ線発生器３０は環状又はチューブ状の真空容器２０のなかに収容されている。真空容器２０の内部は図示しない排気ポートを介して真空ポンプにより真空排気されている。Ｘ線発生器３０から出射された扇状のＸ線６は、図示しないコリメータにより絞られ、さらに図示しないビームリミッタにより照射位置で所定の径に規定され、診断用スペース１１ａに置かれた被検体５を透過した後に放射線検出器６０により検出されるようになっている。
【００１８】
放射線検出器６０は、被検体５が配置される診断用スペース１１ａを取り囲む同心円周上に稠密に固定して配置され、４０８６個の超高感度のＣｄＴｅ単結晶光電変換素子７２を備え、０．５ｍｍの分解能を有するものである。ちなみに、１ショットの撮像幅は約２ｍｍである。また、ガントリ１１は、外径が約２０００ｍｍ、内径が約８００〜１０００ｍｍである。
【００１９】
Ｘ線発生器３０は、図２に示すように、複数の放射線検出器６０が配列された円周よりも外側の同心円上に配列され、放射線検出器６０に対応して設けられている。これらのＸ線発生器３０と放射線検出器６０とはＸ軸方向に僅かにシフトして配置され、図３に示すようにＸ線６はガントリ１１の半径（Ｚ軸）に対して少し前傾する方向に照射されるようになっている。このため、Ｘ線６は、図１〜図３に示すように、Ｘ線射出側（上方）の放射線検出器６０に遮られることなく、診断用スペース１１ａに置かれた被検体５を透過して反対側（下方）の放射線検出器６０により検出される。
【００２０】
デジタル演算回路を備えた制御装置１７の入力側にはデータ収録装置１８が接続されている。放射線検出器６０で検出されたＸ線透過情報は、透過Ｘ線量に比例した電流信号に光電変換され、プリアンプ１５、メインアンプ１６を介してデータ収録装置１８および画像信号ディジタイザ（図示せず）に送られ、収録されるようになっている。
【００２１】
収録されたデータは、さらにデータ収録装置１８からデータ処理装置１９に出力され、データ処理装置１９でデータ処理される。処理されたデータは、被検体５のＸ線ＣＴ画像情報として図示しないディスプレイ上に再生表示されるようになっている。
【００２２】
制御装置１７の出力側には電源１４およびＸ線発生器３０内のアノード（ターゲット）３３、放電電極４４、ゲートアレイのグリッド電極４５がそれぞれ接続されている。データ収録装置１８からＸ線発生指令信号が制御装置１７に向けて出されると、その指令に基づいて制御装置１７は電源１４から電子銃駆動回路への給電動作を制御するとともに、複数のグリッド電極４５のなかから撮影部位に適した位置にあるものを選択するようになっている。これに応じてＸ線発生器３０内のいずれかの放電電極４４から電子線が出射され、選択したグリッド電極４５に印加したマイナスのバイアス電圧が解除されてゼロ電位となり、電子線６ａがグリッド電極４５の孔を通過してターゲット３３に入射する。ターゲット３３に電子線６ａが入射すると、ターゲット３３から二次Ｘ線６が発生し、窓に取り付けたコリメータ（図示せず）を介して扇状のＸ線６が被検体５に向けて出射されるようになっている。
【００２３】
図９に示すように、排気機構８０の管８１がガントリ側壁開口８３からガントリ１１内に導入され、真空チューブ２０の排気ポート８２に連通している。管８１はバルブ８５を介して大径管８４に連通し、さらに大径管８４は図示しない真空ポンプの吸込み口に連通している。このポンプ（図示せず）は真空チューブ２０の内圧が１×１０−７〜１×１０−９Ｔｏｒｒになるまでチューブ２０内を排気する能力を備えている。
【００２４】
端子２７がガントリ１１の側壁を貫通して内部に導入され、Ｘ線発生器３０の電子銃駆動回路、ゲートアレイ（グリッド）駆動回路およびアノード（ターゲット）駆動回路のそれぞれに導通している。この端子２７は制御装置１７により動作を制御される外部電源１４に接続されている。
【００２５】
端子２７には複数本のＣｕ電極棒２８がそれぞれ導通し、各Ｃｕ電極棒２８の先端はアノードブロック３４の給電点３４ａに押し付けられている。
【００２６】
端子２７およびＣｕ電極棒２８は、碍子２５により周囲部材から絶縁されている。碍子２５は高耐圧特性を有する高純度アルミナ（Ａｌ２Ｏ３）からなり、その耐圧性能が１５０〜２００ｋＶである。
【００２７】
図８に示すように、給電点３４ａはアノードブロック３４の方位０°，９０°，１８０°，２７０°の４箇所に振り分け配置されている。これら４つの給電点３４ａを介して電源１４からアノード（ターゲット）３３およびカソード４４間に１５０ｋＶの高圧直流が給電されるようになっている。このような多点給電方式を採用することにより、いずれのＸ線発生器３０からも実質的に同じタイミングで実質的に同じ出力のＸ線６が出射されるようになっている。
【００２８】
次に、図３〜図６を用いてＸ線発生器３０について説明する。
【００２９】
図３に示すように、Ｘ線発生器３０は、厚さｔ４が３〜５ｍｍの鉛板からなる遮蔽材２４で実質的に全面を覆われた真空容器２０内に収納されている。真空容器２０は厚さ３ｍｍの非磁性ステンレス鋼でつくられた環状の中空チューブからなるものである。遮蔽材２４は、Ｘ線射出口となる窓２０ａの部分を除いて真空容器２０の外面の大部分を被覆し、Ｘ線６が診断用スペース１１ａ以外の方位へ漏れ出ないようにしている。
【００３０】
真空容器の窓２０ａにはＸ線射出部５０が取り付けられている。このＸ線射出部５０にも鉛板からなる遮蔽材５３およびコリメータ（図示せず）が取り付けられている。本実施形態ではＸ線射出部５０の遮蔽材５３の板厚を５ｍｍとした。
【００３１】
高電圧導入端子２７がガントリ１１の側壁を貫通して内部に導入され、Ｘ線発生器３０の電子銃駆動回路、ゲートアレイ（グリッド）駆動回路およびアノード（ターゲット）駆動回路にそれぞれ導通している。高電圧導入端子２７は制御装置１７で動作を制御される電源１４に接続され、１５０ｋＶの直流を図６に示すＣｕ電極棒２８に給電するものである。
【００３２】
Ｃｕ電極棒２８は高耐圧特性を有するセラミックからなるターゲット電流導入碍子２５により周囲部材から絶縁保護されている。このＣｕ電極棒２８の先端部はＸ線発生器３０のアノードブロック３４の給電点３４ａに押し付けられている。碍子２５はアルミナ等のセラミックからなるものであり、耐圧性能が２００ｋＶである。
【００３３】
図４〜図６、図１０〜図１３を参照してＸ線発生器３０についてさらに詳しく説明する。
【００３４】
Ｘ線発生器３０は、真空雰囲気下で電子線６ａを電子銃４０からアノードハウジング３１内のタングステンターゲット（アノード）３３に打ち込み、ターゲット３３から二次Ｘ線６を発生させるものである。真空容器２０の開口部、例えば窓２０ａにはＯリングを介してＸ線射出部５０の窓部材５１が被せられ、内部が気密に保たれている。図示しない排気管が真空容器２０に連通し、図示しない真空ポンプにより真空容器２０内が所定の真空度（例えば、１×１０−６〜１×１０−７Ｔｏｒｒ）に排気されるようになっている。
【００３５】
電子銃４０は絶縁支持板４１により真空容器２０内の周囲部材から絶縁された状態で支持されている。電子銃４０はＳｅＢ６単結晶又はＬａＢ６単結晶からなる放電電極４４およびグリッド電極４５を備えている。グリッド電極４５にはマイナスのバイアス電圧（例えば、−７００Ｖ）が常に印加された状態にあり、これをゼロ電位としたときにカソード電極４４からグリッド電極４５のビーム通過孔４５ｂを通ってアノード３３に向けて電子線６ａが出射されるようになっている。グリッド電極の電子ビーム通過孔４５ｂの径は５ｍｍである。
【００３６】
グリッド電極４５は、窒化珪素（Ｓｉ３Ｎ４）、酸化珪素（ＳｉＯ２）、炭化珪素（ＳｉＣ）、アルミナ（Ａｌ２Ｏ３）、サイアロン（ＳｉＡｌＯＮ）等のセラミックリング基板上にタングステン、モリブデン、タンタル等の高融点金属又は合金からなる導電性薄膜を積層した後に、該導電性薄膜を所定パターンにエッチングすることにより絶縁部を形成したものである。なお、グリッド電極４５の電子ビーム通過孔４５ｂは、パターンエッチング後にドリル穿孔などの機械加工により形成されたものである。
【００３７】
図４に示すように、碍子４２ａ，４２ｃで周囲から絶縁保護された正負一対のフィラメント電流導入用端子がケーブル４２ｂを介して放電電極４４に接続され、例えばプラス１５０ｋＶの放電電圧が放電電極４４に印加されるようになっている。
【００３８】
放電電極４４は、図１２および図１３に示すように所謂ケンブリッジ型と称するタイプであり、直径が１〜３ｍｍのＳｅＢ６又はＣｅＢ６又はＬａＢ６の非金属化合物の単結晶からなるものである。放電電極４４の先端には高電圧電界が集中して欠落（チッピング）を生じ易いので、そのコーナーエッジ部分は削り取られて丸みがつけられている。放電電極４４の下半部は両側から削り取られて平坦な面が形成され、各平坦面に正負一対のモリブデン線４３がグラファイトチップ４３ｇを押し付けるようにして結線されている。これら正負一対のモリブデン線４３の基端側は碍子４２ｃに埋め込まれた正負端子にそれぞれ接続され、ケーブル４２ｂを介して図示しない電源から高電圧が印加されるようになっている。
【００３９】
ターゲット３３はＸ線を生成するアノード電極として機能するものであり、電子銃４０から出射された電子線６ａが衝突する面が焦点となるところに配置されている。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の一部がＸ線６として放出される所謂制動Ｘ線である。すなわち、放電電極４４からターゲット３３に電子線６ａが入射すると、ターゲット３３からその表面の角度に応じて反射する方向にＸ線６が扇状に出射されるようになっている。なお、ターゲット３３は、タングステン又はタングステン合金の矩形板からなり、その厚さは０．５〜７．０ｍｍ、幅は８〜１２ｍｍ、長さは３０〜５０ｍｍの範囲とすることが望ましい。本実施例ではターゲット３３の厚みを１．０ｍｍとした。また、ターゲット３３の照射面は電子線６ａの光軸に対して約２０°傾斜している。
【００４０】
理論的には数ミクロンオーダーの厚みをもつターゲットに電子線を打ち込むことによって二次Ｘ線は生成されるが、ターゲットの厚みを過度に薄くしすぎると、溶損、割れ、欠落等の致命的な損傷を受けやすくなるので、ターゲットの厚みは１．０ｍｍ程度とすることが最も好ましい。なお、ターゲット３３の肉厚を厚くしすぎると発熱量が増大して冷却が困難になるので、ターゲット３３は許される範囲で薄くするほうが好ましい。
【００４１】
冷却ブロック３２は銅またはアルミニウム等の熱伝導性に優れた良導体でつくられ、その傾斜面にターゲット３３を保持し、熱損傷からターゲット３３を保護している。冷却ブロック３２は、真空容器から絶縁するために絶縁支持部材２５により支持されている。
【００４２】
冷媒供給管２６が蓋２３を貫通して内部に導入され、アノードハウジング３１内の冷却ブロック３２の内部流路３２ａに連通している。冷媒供給管２６は図示しない油供給源に連通し、冷媒としての冷却油がブロックの内部流路３２ａに循環供給されるようになっている。高エネルギ電子線６ａの打ち込みによりターゲット３３は高温に過熱されるが、冷却ブロック３２により裏面側から冷却されているので短時間で費消されることはない。なお、放電電極４４も図示しない冷却機構により冷却されるようになっている。
【００４３】
ゲートアレイ制御回路の概要について説明する。
【００４４】
Ｘ線発生器３０内のアノード３３、放電電極４４およびゲートアレイのグリッド電極４５は、それぞれ制御装置１７に内蔵されたｎ個のパルス発生器を介してｎ個のパルス発生制御ポートに接続されている。制御装置１７のＣＰＵは、図示しないモード設定指示器から設定モード信号が入力されると、設定モードに従ってＸ線発生指令信号をパルス発生制御ポートに送り出し、指令信号を受けたパルス発生制御ポートに対応するパルス発生器に信号が送信され、該当するグリッド電極４５にマイナスのバイアス電圧を解除してゼロ電位とする。これにより該当するグリッド電極４５のビーム通過孔のみを電子線６ａが通過してアノード３３に入射し、アノード３３からＸ線６が出射される。
【００４５】
次に、Ｘ線射出部５０について説明する。
【００４６】
図７に示すように、Ｘ線射出部５０は、環状真空容器２０の窓２０ａの外側に３６０°全周にわたって取り付けられている。Ｘ線射出部５０の窓部材５１は、アルミニウムやベリリウム又はこれらの合金あるいはステンレス鋼などのようにＸ線を透過しやすく、Ｘ線の減衰率が小さい材料でつくられている。窓部材５１のＸ線通過部分には切欠溝５２が設けられ、これにより薄肉部５１ａが形成されている。切欠溝５２は３６０°全周にわたってフライス盤などを用いて窓部材５１の肉厚のほぼ半分までを切削加工して形成される。薄肉部５１ａの厚みｔ２は、窓部材５１の材質に応じて種々変わるが、少なくとも真空容器２０の負圧に耐えられる耐圧強度を確保する必要がある。例えば窓部材５１が板厚ｔ１（＝５ｍｍ）のアルミニウム板からなる場合は、薄肉部５１ａの厚みｔ２を少なくとも２．５ｍｍとする必要がある。
【００４７】
なお、窓部材５１によるＸ線の減衰率は１０％以下に抑えることが望ましく、
５％とすることが好ましい。
【００４８】
さらに、窓部材５１は鉛板からなる遮蔽材５３で大部分が覆われている。遮蔽材５３にはＸ線６の通過を許容するビーム通路５３ａが開口している。本実施例では遮蔽材５３の厚みｔ３を５ｍｍとし、ビーム通路５３ａの径ｄ２を０．５ｍｍ〜３．０ｍｍとした。Ｘ線６は、遮蔽材５３のビーム通路５３ａのみを通過して、図示しないコリメータにより絞られ、射出される。射出されたＸ線６は、診断用スペース１１ａの被検体５を透過した後に、反対側の放射線検出器６０により検出されるようになっている。
【００４９】
図７に示すように、本実施形態では真空容器の窓２０ａの径Ｗ１を２０〜３０ｍｍとし、窓部材の薄肉部５１ａの幅を窓２０ａの径Ｗ１とほぼ同等とした。また、Ｘ線６の光軸がＺ軸５９（鉛直軸）となすビーム傾斜角θ１を０．１°〜２．５°とした。また、窓部材５１がＺ軸５９（鉛直軸）となす取付角θ２を９５°〜１０５°とした。
【００５０】
なお、Ｘ線出射部の遮蔽材５３において、Ｘ線射出孔５３ａの断面形状は、円形、長円形又は楕円形としてもよいし、スリット形状としてもよい。射出孔をスリット形状とする場合は、スリットの間隔を一定に保つために、Ｘ線ビームが通らない箇所を選んでスペーサを設けるようにすることが好ましい。
【００５１】
次に、放射線検出器６０について説明する。
【００５２】
図７及び図３に示すように、放射線検出器６０はリングフレーム６２を介して真空容器２０の内周面に支持されている。放射線検出器６０はＸ線検出器３０に１対１に対応してＸ線検出器３０の数と同数（例えば４０８６個）が設けられている。これらの放射線検出器６０とＸ線発生器３０とはＸ軸方向に僅かにシフトして配置され、図３に示すようにＸ線６はガントリ１１の半径（Ｚ軸）に対して少し前傾する方向に照射されるようになっている。このため、Ｘ線６は、Ｘ線射出側（上方）の放射線検出器６０に遮られることなく、診断用スペース１１ａに置かれた被検体５を透過して反対側（下方）の放射線検出器６０により検出される。
【００５３】
放射線検出器６０のハウジング６１は、リングフレーム６２の内周面にボルト等により締結され、内部にＣｄＴｅ光電変換素子７２を有するセンサアッセンブリ（検出部）７０が収容されている。遮蔽材６３がハウジング６１の内周面には遮蔽材６３が張り付けられている。遮蔽材６３には入射口６３ａが形成され、この入射口６３ａとハウジングの開口６１ａとを通ってＸ線６がＣｄＴｅ光電変換素子７２により検出されるようになっている。
【００５４】
センサアッセンブリ（検出部）７０はＣｄＴｅ光電変換素子７２とプリント回路基板７５とで構成されている。ＣｄＴｅ光電変換素子７２は、横断面が正方形の柱状直方体をなすテルル化カドミウムの単結晶からなるものである。
【００５５】
センサアレイを構成する４０８６個のＣｄＴｅ光電変換素子７２は、受光面が同一の高さレベルに揃うようにプリント回路基板７５の上に等ピッチ間隔に配列されている。プリント回路基板７５は、図７に示すように絶縁支持材６４を介してリングフレーム６２に支持され、図示しない金ワイヤボンディングによりＣｄＴｅ光電変換素子７２の他の端面（受光面の反対面）に接続され、さらに樹脂で封止されている。
【００５６】
次に、カソード４０について説明する。
【００５７】
図１０に示すように、カソード４０は、周囲の部材からそれぞれ絶縁された放電電極４４およびグリッド電極４５を備えている。放電電極４４はセラミックからなる絶縁基板４１により周囲から絶縁された状態でフレーム４７に支持されている。一方、グリッド電極４５はセラミックからなる絶縁リング４８により周囲から絶縁された状態でフレーム４７に支持されている。なお、図中にて符合４６ａ，４６ｂはボルトを、符合４９は押え板を示す。この押え板４９は、放電電極４４を備えたアッセンブリがフレーム４７から脱落しないように、絶縁基板４１の周縁部分をフレーム４７の凹所に押え付けるものである。
【００５８】
放電電極４４は、図１２および図１３に示すように所謂ケンブリッジ型と称するタイプであり、直径が１〜３ｍｍのＳｅＢ６又はＬａＢ６の非金属化合物の単結晶からなるものである。放電電極４４の下半部は両側から削り取られて平坦な面が形成され、各平坦面に正負一対のモリブデン線４３がグラファイトチップ４３ｇを押し付けるようにして結線されている。これら正負一対のモリブデン線４３の基端側は碍子４２ｃに埋め込まれた正負端子にそれぞれ接続され、ケーブル４２ｂを介して図示しない電源から例えばプラス１５０ｋＶの放電電圧が印加されるようになっている。
【００５９】
グリッド電極４５は、図示しないケーブルを介して直流電源に接続されている。この電源からはグリッド電極４５にマイナス７００Ｖのゲート電圧が印加されている。電子線６ａを放電電極４４からアノード３３に向けて出射させるときは、グリッド電極４５に印加されているバイアスを解除してグリッド電極４５をゼロ電位にする。これにより電子線６ａは放電電極４４からグリッド電極の孔４５ｂを通ってアノード３３に向けて出射され、アノード３３でＸ線６が発生するようになっている。
【００６０】
図１１に示すように、グリッド電極４５はＣＴ装置の軸心を中心とする半径８００ｍｍの円周上に等ピッチ間隔に配列されている。Ｘ線発生器３０（ターゲット３３）の数を３６０個とする場合は、グリッド電極４５のピッチ間隔を１４ｍｍ、幅を１２ｍｍ、長さを１００ｍｍとする。また、Ｘ線発生器３０（ターゲット３３）の数を２４０個とする場合は、グリッド電極４５のピッチ間隔を２０．９ｍｍ、幅を１９ｍｍ、長さを１００ｍｍとする。ビーム通過孔４５ｂはグリッド電極４５の長手中央に開口形成する。なお、座ぐり４５ａの径はグリッド電極４５の幅と同等とし、ビーム通過孔４５ｂの径は座ぐり４５ａの径の三分の一から二分の一（３０〜５０％）の範囲とすることが望ましい。
【００６１】
次に、上記装置の動作の概要について説明する。
装置１０のメインスイッチをＯＮすると、カソード電極４４には有意電子量を放出するに十分な温度に当該カソード電極４４を加熱するに十分な電圧としてマイナス１５０ｋＶ（これを−２０Ｖとすることも可能）のバイアス電圧が印加され、グリッド電極４５には例えばマイナス５０ｋＶ（これを−１ｋＶとすることも可能）のバイアス電圧が印加され、アノード電極３３にはプラス１５０ｋＶのバイアス電圧が印加される。所定時間になると、データ収録装置１８から第１のＸ線発生の指令信号が制御装置１７に出力される。
【００６２】
この第１の指令に基づき、Ｘ線発生制御装置１７内のパルス発生制御ポートに第１のＸ線発生の指令が入力される。この入力信号を受けて２つのパルス発生器が同時にパルス波を発生させ、これらパルス信号がパルス発生器に対応するグリッド電極４５に与えられる。このパルス発生信号を受けてグリッド電極４５のマイナスのバイアス電圧が解除されてゼロ電位となり、電子線６ａがグリッド電極４５の孔を通過してアノード電極３３に入射する。
【００６３】
所定時間になると、第１のＸ線発生の指令が終了してグリッド電極４５のマイナスのバイアス電圧が回復され、電子線６ａはグリッド電極４５により再び遮断される。この間にアノード電極３３からＸ線６が出射される。このようにしてＸ線６の出射箇所が次々に切り替えられる動作が繰り返される。
【００６４】
ちなみにゲート切替時間は２．１〜２０．８マイクロ秒（４８万分の１秒〜４．８万分の１秒）の範囲に制御される。また、Ｘ線発生時間はゲート切替時間の３分の２にあたる１．４〜１３．９マイクロ秒（７２万分の１秒〜７．２万分の１秒）の範囲に制御される。
【００６５】
発生したＸ線６は診断用スペース１１ａの被検体５に向けて照射される。照射されたＸ線６は、被検体５の透過率に応じた吸収がなされ、対向する放射線検出器６０により検出される。
【００６６】
放射線検出器６０による検出動作が終了すると、次に、第二のＸ線発生の指令が制御装置１７内のパルス発生制御ポートに入力され、上記と同様の検出動作がなされる。そして、順次行われた全ての検出動作から得られるＸ線透過情報が放射線検出器６０で検出されると、透過Ｘ線量に比例し電流信号に変換されてプリアンプ１５、メインアンプ１６、データ収録装置１８を介してデータ処理装置１９において信号処理される。この信号処理されたデータより、被検体５のＸ線ＣＴ画像情報が得られる。
【００６７】
このように、真空容器２０の内部に多数のグリッド電極４５をもつゲートアレイを設けることにより真空容器２０内で所望の照射方向にＸ線を発生させることができるため、Ｘ線発生点をより稠密に配置し、隣接する撮像間隔をきめ細かくできる。従って、スキャン速度の高速化とともに空間分解能改善による画質向上を図ることができ、被検体内部構造の細部に至るまでの把握が可能となる。
【００６８】
次に、図１４を参照して他の実施形態として１００ｋＶ用の多線源型Ｘ線ＣＴ装置について説明する。
【００６９】
本実施形態の多線源型Ｘ線ＣＴ装置１０Ａにおいては、ターゲット３３に給電するために、碍子２５Ａで絶縁された電極棒端子２７Ａに電源側端子をねじ込み接続している。電極棒２８は給電点３４ａに押し付けられ、ターゲットとしてのアノード３３に１００ｋＶの直流が給電されるようになっている（図６参照）。
【００７０】
碍子２５Ａは、高純度アルミナ等からなる。この碍子２５Ａは、上記第１実施形態の碍子２５に対して電気絶縁性の点で異なり、電極をコンパクトにできるなどの利点を有するものである。
【００７１】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、小型軽量であり、かつ長寿命の多線源型Ｘ線ＣＴ装置が提供される。
【図面の簡単な説明】
【図１】多線源型Ｘ線ＣＴ装置の全体概要を示す構成ブロック図。
【図２】多線源型Ｘ線ＣＴ装置をＸ軸方向から見て示す概略構成図。
【図３】本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置を示す内部透視断面図。
【図４】本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置の要部断面図。
【図５】図４中の矢視Ｖ−Ｖのほうから見て示す多線源型Ｘ線ＣＴ装置の要部断面図。
【図６】Ｘ線発生部を示す拡大断面図。
【図７】Ｘ線出射部および検出部を示す拡大断面図。
【図８】給電点および真空排気ポートの取り付け箇所をそれぞれ示す正面模式図。
【図９】真空チューブに連通する排気流路を示す内部透視断面図。
【図１０】電子ビーム出射部および支持構造を示す断面図。
【図１１】カソードとグリッドを示す平面図。
【図１２】電子ビーム出射部を示す拡大側面図。
【図１３】電子ビーム出射部のケンブリッジ型カソードを示す拡大斜視図。
【図１４】本発明の他の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置を示す内部透視断面図。
【符号の説明】
５…被検体、
６…Ｘ線、
６ａ…電子線、
１０…Ｘ線画像診断装置、
１１…ガントリ、
１１ａ…診断用スペース、
１４…電源、
１５…検出回路（プリアンプユニット）、
１５ａ…オペアンプ、１５ｂ…バッファーアンプ、
１５ｃ…コンデンサ、１５ｄ…リセットスイッチ、
１６…メインアンプユニット、
１７…制御装置、
１８…データ収録装置、
１９…データ処理装置、
２０…真空容器（環状チューブ）、
２０ａ…窓（放射線射出口）、
２４…遮蔽材（鉛板）、
２５…ターゲット電流導入碍子（セラミック）、
２６…冷媒供給管、
２７…高電圧導入端子、
２８…電極棒（Ｃｕ）、
３０…Ｘ線発生器、
３１…アノードハウジング（Ａｌ又はＣｕ）、
３２…冷却ブロック、３２ａ…冷媒流路（内部流路）、
３３…ターゲット（アノード電極）、
３４…アノードブロック、
３４ａ…給電点、
３５…冷媒流路、
３６…冷媒供給路、
３７…照射窓、
３８…保持部、
４０…カソード、
４１…絶縁ベース（セラミックベース）、
４２…フィラメント電流導入碍子、
４３…Ｍｏ導線、
４３ａ…導線端部、
４３ｇ…保護部材（黒鉛）、
４４…放電電極（ＣｅＢ６，ＬａＢ６）、
４５…グリッド電極、
５０…Ｘ線射出部、
５１…窓部材（Ａｌ）、
５３…遮蔽材（鉛板）、
６０…放射線検出器、
６１…ハウジング、６２…リングフレーム、
６３…遮蔽板（鉛板）、６３ａ…入射口、６４…絶縁支持材、
７０…センサアッセンブリ（検出部）、
８０…真空排気部、
８１，８４…排気流路、
８２…排気ポート、
８３…開口。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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