(57)【要約】【課題】被検体の体軸方向に時間ずれのない現実的な立体画像をリアルタイムで得ることができる多線源型Ｘ線ＣＴ装置を提供する。【解決手段】被検体に放射線を照射する手段３０ａ〜３０ｎと、被検体を軸心とする円周に沿って周方向および軸方向にそれぞれ稠密に配列され、被検体を透過した放射線を受光する受光面を有する複数の光電変換素子７２ａ〜７２ｎを備えたセンサアレイ６０ａ〜６０ｎと、隣り合う光電変換素子の相互間に設けられ、受光面から入射した放射線が隣接する他の光電変換素子に側方から入射するのを阻止する金属隔壁７４と、受光面から光電変換素子に入射する個々のフォトンに対応して光電変換された電荷量を積分する検出回路１５，７５と、検出回路から電荷積分信号を受け取り、該電荷積分信号に基づいて放射線の受光量を演算により求めるデジタル演算手段１７，１８，１９とを有する。【選択図】    図８
2004154274.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に放射線を照射する手段と、
被検体を軸心とする円周に沿って周方向および軸方向にそれぞれ稠密に配列され、被検体を透過した放射線を受光する受光面を有する複数の光電変換素子を備えたセンサアレイと、
隣り合う前記光電変換素子の相互間に設けられ、前記受光面から入射した放射線が隣接する他の光電変換素子に側方から入射するのを阻止する金属隔壁と、
前記受光面から前記光電変換素子に入射する個々のフォトンに対応して光電変換された電荷量を積分する検出回路と、
前記検出回路から電荷積分信号を受け取り、該電荷積分信号に基づいて放射線の受光量を演算により求めるデジタル演算手段と、
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】
前記センサアレイは、被検体を透過した放射線の広がりに対応する範囲内で軸方向に配列された複数の光電変換素子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】
前記センサアレイは、被検体を３６０°全周にわたって取り囲むように周方向に配列された複数の光電変換素子を有することを特徴とする請求項１又は２のいずれか一方に記載の装置。
【請求項４】
前記センサアレイは、被検体を１８０°半周のみを取り囲むように周方向に配列された複数の光電変換素子を有することを特徴とする請求項１又は３のいずれか一方に記載の装置。
【請求項５】
前記光電変換素子はテルル化カドミウム単結晶からなる受光面を有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。
【請求項６】
前記金属隔壁は、モリブデン又はモリブデン合金からなることを特徴とする請求項１乃至５のうちのいずれか１記載の装置。
【請求項７】
前記光電変換素子の受光面の有効面積を０．４５〜１．０５ｍｍ２とすることを特徴とする請求項１乃至６のうちのいずれか１記載の装置。
【請求項８】
前記検出回路はプリント回路基板に組み込まれたものであり、前記受光面とは反対側の端面において前記光電変換素子が前記プリント回路基板に接着されていることを特徴とする請求項１乃至７のうちのいずれか１記載の装置。
【請求項９】
さらに、前記光電変換素子および前記検出回路を内部に収容するハウジングと、前記光電変換素子の受光面に放射線が入射するように前記ハウジングに開口形成された放射線入射口と、この放射線入射口の周囲を遮蔽する遮蔽材と、を具備することを特徴とする請求項１乃至８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】
【発明が解決しようとする課題】
しかし、従来の多線源型Ｘ線ＣＴ装置の放射線検出器は、被検体を軸心とする円周に沿って周方向に稠密に配列されているが、センサアレイは体軸方向には一列のみであり、線源の一周切り替えに対して得られる画像は一断面（シングルスライス）のみである。このため、同時に体軸方向に多断面（マルチスライス）を撮影することができず、体軸方向にトラバースして得られる多断面の時間同期合成で三次元画像とするので、得られる立体画像には非現実性があった。
【０００４】
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、被検体の体軸方向に時間ずれのない現実的な立体画像をリアルタイムで得ることができる多線源型Ｘ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。
【０００５】
【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、被検体に放射線を照射する手段と、被検体を軸心とする円周に沿って周方向および軸方向にそれぞれ稠密に配列され、被検体を透過した放射線を受光する受光面を有する複数の光電変換素子備えたセンサアレイと、隣り合う前記光電変換素子の相互間に設けられ、前記受光面から入射した放射線が隣接する他の光電変換素子に側方から入射するのを阻止する金属隔壁と、前記受光面から前記光電変換素子に入射する個々のフォトンに対応して光電変換された電荷量を積分する検出回路と、前記検出回路から電荷積分信号を受け取り、該電荷積分信号に基づいて放射線の受光量を演算により求めるデジタル演算手段と、を具備することを特徴とする。
【０００６】
この場合に、センサアレイは、被検体を透過した放射線の広がりに対応する範囲内で軸方向に配列された複数の光電変換素子を有することが好ましい。また、センサアレイは、被検体を３６０°全周にわたって取り囲むように周方向に配列された複数の光電変換素子を有することが好ましいが、被検体を１８０°半周のみを取り囲むように周方向に配列された複数の光電変換素子を有するようにしてもよい。
【０００７】
光電変換素子は柱状直方体のテルル化カドミウム単結晶からなり、その柱状直方体の長手に直交する一方側の端面を受光面とすることが好ましい。
【０００８】
なお、受光面のサイズは、ハウジングの入射口の径（入射する放射線の径）に応じて決定される。例えば、素子数を５０００個とする場合は、受光面を０．７ｍｍ×０．７ｍｍとし、素子数を３５００個とする場合は、受光面を１．０ｍｍ×１．０ｍｍとすることが好ましい。素子数を増加させるにしたがって撮影部位の解像度が向上して画像が鮮明になり、例えば動脈などの血管のＸ線ＣＴ断層画像を得ることが可能となる。一方、素子数を増加させると、検出器１つ当たりの幅が狭くなりすぎて放射線通過孔の形成が困難になる。また、放射線検出器が搭載されるＸ線ＣＴ装置は設置される部屋の天井までの高さに制限を受けて、その径をむやみに大きくすることはできないので、素子数の増加にはある程度の限界がある。従って、素子数の好ましい範囲は３０００個から５０００個の間となるので、ＣｄＴｅ光電変換素子の受光面の有効面積は０．４５〜１．０５ｍｍ２の範囲とすることが望ましい。
【０００９】
図１０に示すように、放射線６は光電変換素子７２の長手軸に真っ直ぐ入射せず、少し斜めに入射するので、隣りの素子に放射線が入射して検出ノイズとなる。これを防止するために金属隔壁７４を素子間に挿入している。このような金属隔壁はモリブデン又はモリブデン合金からなることが望ましい。モリブデン（Ｍｏ）は遮蔽効果の性質を有するので、隣りの光電変換素子に放射線が入射してノイズとなるのを完全防止することができるからである。この他に金属隔壁材料としてタングステン、タンタルなどの他の高融点金属を用いてもよい。
【００１０】
検出回路は、オペアンプと、該オペアンプに直列に接続されたバッファーアンプと、該オペアンプに並列に接続されたリセットスイッチと、該オペアンプに並列に接続されたコンデンサとを具備するものである。オペアンプは金ワイヤボンディングによりＣｄＴｅ光電変換素子にオーミック接合され、バッファーアンプはデジタル演算手段の回路に接続されている。
【００１１】
検出回路はプリント回路基板に組み込まれたものであり、前記受光面とは反対側の端面において前記ＣｄＴｅ光電変換素子が前記プリント回路基板に接着されていること
さらに、ＣｄＴｅ光電変換素子および検出回路を内部に収容するハウジングと、ＣｄＴｅ光電変換素子の受光面に放射線が入射するようにハウジングに開口形成された放射線入射口と、この放射線入射口の周囲を遮蔽する遮蔽材と、を具備することが好ましい。
【００１２】
各部材を支持する絶縁性のリングフレームには、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セラミック材料を用いることが好ましい。
【００１３】
ところで、光電変換素子は、放射線を受光した直後から検出可能な状態になるのではなく、放射線の受光から検出量が出力されるまでの間に時間的なズレがあり、応答が遅い。すなわち、放射線が入射してくると出力可能なエネルギレベルに達するまで電気回路内でタイムラグを生じるので、実際に検出（出力）が開始されるのは入射から所定の時間（例えば１００マイクロ秒程度）を経過した後となる。
【００１４】
本発明によれば、被検体の周方向および長手方向にそれぞれ複数の検出器を配列し、隣り合う検出器間には環状又は円弧状の金属隔壁を設けるので、上述の光電変化素子における時間遅れを無視すれば、被検体の体軸方向に実質的に時間ずれのない多断面画像を得ることができる。これに対して従来装置では、同時に体軸方向に多断面を撮影することができず、体軸方向にトラバースして得られる多断面の時間同期合成で立体画像とするため、得られる三次元画像には非現実性があった。このように本発明の装置によれば、被検体患部の実態にそくした現実的な三次元画像をリアルタイムに得ることができる。
【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、医療用Ｘ線ＣＴ装置１０は多数のＸ線発生器３０ａ〜３０ｎおよび放射線検出器６０ａ〜６０ｎ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とともにガントリ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３０ａ〜３０ｎ、ビームリミッタ（図示せず）、放射線検出器６０ａ〜６０ｎ、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。所定のＸ線発生器３０ａ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６０ａ〜６０ｎ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、（４０８６×１００）個の超高感度のＣｄＴｅ単結晶光電変換素子７２ａ〜７２ｎ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７０ｍｍ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３０ａ〜３０ｎは、図２に示すように、複数の放射線検出器６０ａ〜６０ｎ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６０ａ〜６０ｎに対応して設けられている。これらのＸ線発生器３０ａ〜３０ｎと放射線検出器６０ａ〜６０ｎ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は真空槽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６０ａ〜６０ｎ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６０ａ〜６０ｎ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６０ａ〜６０ｎ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内のアノード電極（ターゲット）３３、カソード電極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内のいずれかのカソード電極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】
次に、図３〜図６を用いてＸ線発生器３０ａ〜３０ｎについて説明する。
【００２４】
図３に示すように、Ｘ線発生器３０ａ〜３０ｎは、遮蔽材２４でほぼ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又は円弧状のチューブからなるものである。遮蔽材２４は厚さが約３ｍｍの鉛板からなり、Ｘ線射出口となる窓２０ａの部分を除いて真空容器２０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ある。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。
【００２５】
高電圧導入端子２７が真空槽１１の側壁を貫通して内部に導入され、Ｘ線発生器３０ａ〜３０ｎ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。
【００２６】
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３０ａ〜３０ｎ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。
【００２７】
図４〜図６を参照してＸ線発生器３０ａ〜３０ｎについてさらに詳しく説明する。
【００２８】
Ｘ線発生器３０ａ〜３０ｎは、真空雰囲気下で電子線６ａを電子銃（カソード）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（アノード電極）３３に打ち込み、ターゲット３３からＸ線６を発生させるものである。真空容器２０にはＯリングをもつ蓋２３が被せられ、内部が気密に保たれている。排気管２９が真空容器のチャンバ壁２１に連通し、Ｘ線発生器３０ａ〜３０ｎを収容する真空容器内が図示しない真空ポンプにより所定の真空度（例えば１０−７Ｔｏｒｒ）に排気されるようになっている。
【００２９】
電子銃４０は絶縁支持材２２により真空容器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単結晶からなるカソード電極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のビーム通過孔を通ってアノード電極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４５の電子ビーム通過孔の径は５ｍｍである。
【００３０】
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。
【００３１】
正負一対のフィラメント電流導入用端子をもつ碍子４２が蓋２３に取り付けられている。各端子はケーブル４３によりカソード電極４４に接続され、カソード電極４４に例えばプラス１５０ｋＶの放電電圧が印加されるようになっている。
【００３２】
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。すなわち、カソード電極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１ｍｍ、幅は２０ｍｍ、長さは１４ｍｍである。また、ターゲット３３の照射面は電子線６ａの光軸に対して２０°傾斜している。
【００３３】
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２０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。
【００３４】
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、カソード電極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。
【００３５】
次に、ゲートアレイ制御回路の概要について説明する。
【００３６】
Ｘ線発生器３０内のアノード電極３３、カソード電極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電極３３に入射し、アノード電極３３からＸ線が出射される。
【００３７】
図７に示すように、Ｘ線射出部５０は、真空容器２０の窓２０ａの外側に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等のようにＸ線を透過しやすく、Ｘ線減衰率の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。さらに、窓部材５１の外面は鉛板からなる遮蔽材５３で覆われている。Ｘ線６は、遮蔽材のビーム通路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６０ａ〜６０ｎにより検出されるようになっている。
【００３８】
次に、放射線検出器６０ａ〜６０ｎについて説明する。
【００３９】
図７及び図３に示すように、放射線検出器６０ａ〜６０ｎはリングフレーム６２を介して真空容器２０の内周面に直接又は間接に支持されている。放射線検出器６０ａ〜６０ｎはＸ線検出器３０ａ〜３０ｎに対応して設けられ、Ｘ線検出器３０ａ〜３０ｎの数（例えば４０８６個）の整数倍の数（例えば２０４３０個）の光電変換素子７２ａ〜７２ｎを備えている。これらの放射線検出器６０ａ〜６０ｎとＸ線発生器３０ａ〜３０ｎ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６０ａ〜６０ｎにより検出される。
【００４０】
図８に示すように、放射線検出器６０ａ〜６０ｎのハウジング６１は、リングフレーム６２の内周面に複数のボルト６９により締結され、内部にはセンサアッセンブリ（検出部）７０が収容されている。ハウジング６１の外面には遮蔽材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がセンサアッセンブリ（検出部）７０に入射するようになっている。
【００４１】
センサアレイ７２ａ〜７２ｎを構成する複数の光電変換素子は被検体５の体軸方向（Ｘ軸方向）に配列されている。１つのセンサアレイ７２ａ〜７２ｎには被検体の体軸方向に広がりをもつ扇状Ｘ線６を漏れなく検出するために十分なｎ個（例えば、４〜８個）の光電変換素子が含まれている。例えば４０８６個の放射線検出器６０ａ〜６０ｎが被検体５の周方向（Ｘ軸まわりのθ回転円周）に配列され、１つのセンサアレイ７２ａ〜７２ｎ当りに５個の光電変換素子が含まれるとした場合に、光電変換素子の総数は２０４３０個となる。
【００４２】
光電変換素子７２ａ〜７２ｎは、図９〜図１１に示すように、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り、受光面７６が所定方位となるように形成されている。なお、本実施例ではＣｄＴｅ光電変換素子７２ａ〜７２ｎの高さを２．０ｍｍ、受光面７６を０．７×０．７ｍｍとした。ＣｄＴｅ光電変換素子７２ａ〜７２ｎに用いられるテルル化カドミウム単結晶は９９．９％の純度である。
【００４３】
図８に示すように、プリント回路基板７５は、絶縁支持材６４を介してリングフレーム６２に支持され、金ワイヤボンディング７１によりＣｄＴｅ光電変換素子７２ａ〜７２ｎの他の端面（受光面７６の反対面）に接続され、さらに樹脂封止材７３で封止されている。
【００４４】
図１１に示すように、センサアレイを構成するｎ個の光電変換素子７２ａ〜７２ｎは、受光面７６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稠密配列されている。
【００４５】
図９に示すように、センサアレイを構成するｎ個の光電変換素子７２ａ〜７２ｎは、隣り合う光電変換素子間でクロストークを生じないように金属隔壁７４により仕切られている。
【００４６】
Ｘ線６は光電変換素子７２ａの長手軸に真っ直ぐ入射せず、図１０に示すように少し斜めに入射するので、隣りの光電変換素子７２ｂにＸ線６が入射するおそれがある。これを防止するために金属隔壁７４が隣り合う素子７２ａ，７２ｂの相互間にそれぞれ挿入されている。金属隔壁７４により隣接する素子７２ｂにＸ線６が漏洩してノイズとなるのが防止される。なお、隔壁７４は純度９９．９％の金属モリブデンからなり、その厚みは０．２ｍｍである。なお、金属隔壁７４同士は封止材７３で接着されている。
【００４７】
次に、検出回路について説明する。
【００４８】
図１２に示すように、ＣｄＴｅ光電変換素子７２ａ〜７２ｎの各々は検出回路（プリアンプユニット）１５のオペアンプ１５ａにワイヤボンディングにより直接オーミック接合されている。オペアンプ１５ａは、各素子７２ａ〜７２ｎによりフォトン１個ごとに光電変換された電荷を積分する役割を有し、積分した電荷量をバッファーアンプ１５ｂを介してメインアンプユニット１６および制御装置１７に信号として送る機能を備えている。
【００４９】
オペアンプ１５ａにはコンデンサ１５ｃおよびリセットスイッチ１５ｄが並列に接続されている。１ショット毎に制御装置１７からの指令によりリセットスイッチ１５ｄが閉じられ、オペアンプ１５ａに積分された電荷量がゼロ電荷にリセットされるようになっている。
【００５０】
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。
【００５１】
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特定のＸ線発生ユニット３０ａのグリッド電極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。
【００５２】
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。
【００５３】
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。
【００５４】
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、Ｘ線発生ユニット３０ａに対向する放射線検出器６０ａのセンサアレイにより検出される。センサアレイの各光電変換素子７２ａ〜７２ｎは、被検体５の体軸方向に分布する複数の断面からの情報をそれぞれ検出する。
【００５５】
放射線検出器６０で検出したＸ線透過情報は、透過Ｘ線量に比例した電流信号に変換された後、プリアンプ１５、メインアンプ１６で増幅され、電圧信号としてデータ収録装置１８に送られる。
【００５６】
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を画像再生処理することにより、被検体５の体軸方向の多断面断層撮影画像が得られる。この多断面断層撮影画像は被検体患部の実態にそくした現実的な三次元画像として再生される。
【００５７】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、被検体の周方向および長手方向にそれぞれ複数の検出器を配列し、隣り合う検出器間には環状又は円弧状の金属隔壁を設けるので、被検体の体軸方向に時間ずれのない多断面画像を得ることができる。ちなみに従来装置では同時に体軸方向に多断面を撮影することができず、体軸方向にトラバースして得られる多断面の時間同期合成で立体画像とするため、得られる三次元画像には非現実性があったが、本発明装置では体軸方向に同時に多断面を撮影することができるので、被検体患部の実態にそくした現実的な三次元画像をリアルタイムに得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の多線源型Ｘ線ＣＴ装置の全体概要を示す構成ブロック図。
【図２】本発明の多線源型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線発生器を示す拡大断面図。
【図７】Ｘ線出射部および放射線検出器を示す断面図。
【図８】本発明の放射線検出器の部分を拡大して示す拡大断面図。
【図９】センサアレイを上方から見て示す拡大平面図。
【図１０】放射線の入射状態を説明するためにセンサアレイを模式的に示す分解側面図。
【図１１】センサアレイを示す斜視図。
【図１２】放射線検出器の検出回路を示すブロック回路図。
【図１３】他の多線源型Ｘ線ＣＴ装置の全体概要を示す構成ブロック図。
【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…真空槽、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）、
２１…チャンバ壁、
２２…絶縁支持材、
２３…蓋、
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）、
２９…排気管、
３０ａ〜３０ｎ…Ｘ線発生器（Ｘ線発生ユニット）、
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…電子銃（カソード）、
４２…フィラメント電流導入碍子、
４４…カソード電極（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）、
６０ａ〜６０ｎ…放射線検出器（Ｘ線検出ユニット）、
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）、
７１…金ワイヤボンディング、
７２ａ〜７２ｎ…光電変換素子（センサアレイ）、
７３…封止材（樹脂）、
７４…金属隔壁（Ｍｏ層）、
７５…プリント回路基板
７６…受光面。
【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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