(57)【要約】多線源型Ｘ線ＣＴ装置は、固定配列された複数の検出素子からなるセンサアレイと、固定配置された真空槽と、真空槽内に設けられたＸ線発生ユニットとを具備し、Ｘ線発生ユニットは、センサアレイを取り囲むように真空槽内に固定配置され電子線を出射するカソードと、センサアレイを取り囲むように真空槽内に固定配置され電子線を受けてＸ線を出射するアノードと、カソードとアノードとの間に稠密に固定配列され、電子線を通過させるための孔を有する複数のグリッド電極からなるゲートアレイと、ゲートアレイのグリッド電極にバイアス電圧を印加する電源と、被検体の撮像部位に応じてゲートアレイの中から撮影に適したグリッド電極を選択し、選択したグリッド電極に印加したバイアス電圧を解除するように電源からの給電動作を制御する制御手段と、を備える。
2002067779.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を透過したＸ線を検出するために該被検体を取り囲む円周上に稠密に固定配列された複数の検出素子からなるセンサアレイと、このセンサアレイの配列と同軸に該センサアレイを取り囲むように固定配置された真空槽と、この真空槽内に設けられ、前記センサアレイに取り囲まれた被検体に向けてＸ線を出射するＸ線発生ユニットと、を具備する多線源型Ｘ線ＣＴ装置であって、
前記Ｘ線発生ユニットは、
前記センサアレイの配列と同軸に該センサアレイを取り囲むように前記真空槽内に固定配置され、給電により電子線を出射する円弧状又はリニア状のカソードと、
前記カソードから出射された電子線が入射するところに位置し、かつ、前記センサアレイの配列と同軸に該センサアレイを取り囲むように前記真空槽内に固定配置され、該電子線を受けてＸ線を出射する円弧状又はリニア状のアノードと、
前記カソードと前記アノードとの間に稠密に固定配列され、前記カソードから出射される電子線を吸引し通過させるための孔を有する複数のグリッド電極からなるゲートアレイと、
前記ゲートアレイのグリッド電極にバイアス電圧を印加する電源と、
被検体の撮像部位に応じて前記ゲートアレイの中から撮影に適したグリッド電極を選択し、選択したグリッド電極に印加したバイアス電圧を解除するように前記電源からの給電動作を制御する制御手段と、
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】
請求項１の装置において、
前記ゲートアレイは、６０〜２４０個のグリッド電極と、隣り合うグリッド電極を絶縁する絶縁部と、を有する。
【請求項３】
請求項１の装置において、
前記ゲートアレイは、１５０〜３００個のグリッド電極と、隣り合うグリッド電極を絶縁する絶縁部と、を有する。
【請求項４】
請求項１の装置において、
前記ゲートアレイは、２４０〜５００個のグリッド電極と、隣り合うグリッド電極を絶縁する絶縁部と、を有する。
【請求項５】
請求項１の装置において、
前記ゲートアレイは、セラミックリング基板の上に物理的蒸着法又は化学的蒸着法を用いて高融点金属又は合金を積層した後に、湿式又は乾式エッチング法を用いて高融点金属又は合金の層を部分的に除去することにより隣接部が互いに絶縁されたグリッド電極を形成してなる。
【請求項６】
請求項１の装置において、
さらに、前記グリッド電極に電子線を通過させるための孔を機械加工により穿孔形成したことを特徴とする請求項５記載の装置。
【請求項７】
請求項１の装置において、
前記カソードは、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てなる。
【請求項８】
請求項１の装置において、
前記カソードは、単一の環状電極からなる。
【請求項９】
多線源型Ｘ線ＣＴ装置は、
被検体が軸心に沿って装入される診断用スペースを規定するドーナツ状のガントリと、
前記軸心を中心とする同心円の円周に沿って前記ガントリ内に設けられた環状の真空チューブと、
この真空チューブ内に設けられ、前記軸心を中心とする同心円の円周に沿って少なくとも中心角１８０°の半周にわたり稠密に固定配列された複数の放電電極からなるカソードアレイと、
前記放電電極に１対１に対応するように放電電極と向き合って前記真空チューブ内に設けられ、前記軸心を中心とする同心円の円周に沿って少なくとも中心角１８０°の半周にわたり稠密に固定配列され、前記放電電極から出射される電子線が入射してＸ線を生成する複数のターゲット電極からなるアノードアレイと、
前記カソードアレイとアノードアレイとの間に配置され、印加電圧の制御により前記放電電極からターゲット電極へ向かう電子線の通過を許容するか又は制限する複数のグリッド電極からなるゲートアレイと、
前記カソードアレイの放電電極を前記真空チューブから絶縁する第１の絶縁部材と、
前記アノードアレイのターゲット電極を前記真空チューブから絶縁する第２の絶縁部材と、
前記ゲートアレイのグリッド電極を前記真空チューブから絶縁する第３の絶縁部材と、
被検体を間に挟んで前記アノードアレイのターゲット電極に１対１に対応するように前記軸心を中心とする円周に沿って少なくとも中心角１８０°の半周にわたり稠密に固定配列された複数のＸ線検出部と、
を具備することを特徴とする。
【請求項１０】
請求項９の装置において、
前記Ｘ線検出部の配列の中心角は、前記アノードアレイの配列の中心角よりもＸ線の拡がり角２αだけ大きい。
【請求項１１】
請求項９の装置において、
前記Ｘ線検出部の配列の中心角は、前記カソードアレイの配列の中心角よりもＸ線の拡がり角２αだけ大きい。
【発明の詳細な説明】
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。
背景技術
高速Ｘ線ＣＴスキャナは、Ｘ線発生を電気的に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号公報などに多数のＸ線源を備えた画像診断装置（多線源型Ｘ線ＣＴ装置）として提案されている。
図１に示すように、従来の多線源型Ｘ線ＣＴ装置は、撮像領域１０４を取り囲む同心円上に等ピッチ間隔に並べて固定された複数の検出器１０２と、これら検出器１０２の群を取り囲むようにさらに外側に設けられた二重管構造の真空槽１０５と、この真空槽１０５の中に収容された複数のＸ線発生ユニット１０１〜１３２と、図示しないＸ線発生制御装置とを備えている。Ｘ線発生ユニット１０１〜１３２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）３を撮像領域１０４に置かれた被検体（図示せず）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線発生ユニット１０１〜１３２毎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線発生ユニットを選択し、選択したＸ線発生ユニットからのみ扇状Ｘ線３（拡がり角２α）が射出されるように給電回路を高速でＯＮ／ＯＦＦ制御する。
Ｘ線発生ユニットから出射された扇状Ｘ線３は、撮像領域１０４の被検体（図示せず）を透過して背面側の検出器１０２に入射する。これにより透過Ｘ線量が検出される。検出信号は、検出器１０２からデータ収録装置に送られ、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る。信号処理されたデータはＸ線断層撮影画像としてディスプレイ上に再生される。
しかし、従来の装置においては、被検体との空間的な配置関係から設置スペースが制約を受けて、真空槽、Ｘ線発生ユニットおよび検出器の各サイズが制限されるので、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、多数のＸ線発生ユニットを稠密に配置することができず、装置の空間分解能を向上させることができないため、透過Ｘ線データから画像を再生させたときに画像が不鮮明になる。
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（グリッド電極）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。
発明の開示
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、限られた設置スペース内で高い空間分解能が発揮され、鮮明な画像を得ることができ、製造コストおよび運転コストを低く抑え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。
本発明に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を透過したＸ線を検出するために該被検体を取り囲む円周上に稠密に固定配列された複数の検出素子からなるセンサアレイと、このセンサアレイの配列と同軸に該センサアレイを取り囲むように固定配置された真空槽と、この真空槽内に設けられ、前記センサアレイに取り囲まれた被検体に向けてＸ線を出射するＸ線発生ユニットと、を具備する多線源型Ｘ線ＣＴ装置であって、
前記Ｘ線発生ユニットは、前記センサアレイの配列と同軸に該センサアレイを取り囲むように前記真空槽内に固定配置され、給電により電子線を出射する円弧状又はリニア状のカソードと、前記カソードから出射された電子線が入射するところに位置し、かつ、前記センサアレイの配列と同軸に該センサアレイを取り囲むように前記真空槽内に固定配置され、該電子線を受けてＸ線を出射する円弧状又はリニア状のアノードと、前記カソードと前記アノードとの間に稠密に固定配列され、前記カソードから出射される電子線を吸引し通過させるための孔を有する複数のグリッド電極からなるゲートアレイと、前記ゲートアレイのグリッド電極にバイアス電圧を印加する電源と、被検体の撮像部位に応じて前記ゲートアレイの中から撮影に適したグリッド電極を選択し、選択したグリッド電極に印加したバイアス電圧を解除するように前記電源からの給電動作を制御する制御手段と、を具備することを特徴とする。
この場合に、ゲートアレイは、６０〜２４０個のグリッド電極を備えるようにしてもよいし、さらに１５０〜３００個のグリッド電極を備えるようにしてもよいし、またさらに多数の２４０〜５００個のグリッド電極を備えるようにしてもよい。グリッド電極の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断面画像を得ることが可能となる。一方、ゲートアレイにおいてグリッド電極の数を増加させると、グリッド電極１つ当たりの幅が狭くなりすぎて電子線通過孔の形成が困難になる。また、Ｘ線発生ユニット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、グリッド電極の数の増加にはある程度の限界がある。このため、ゲートアレイにおけるグリッド電極数の上限値を５００個までとする。
ゲートアレイは、セラミックリング基板の上に物理的蒸着法又は化学的蒸着法を用いて高融点金属又は合金を積層した後に、湿式又は乾式エッチング法を用いて高融点金属又は合金の層を部分的に除去することにより隣接部が互いに絶縁されたグリッド電極を形成してなるものである。
セラミックリング基板には窒化珪素（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。特に、高純度アルミナが高耐圧の絶縁材料としてセラミックリング基板に適している。
高融点金属にはタングステン、モリブデン、タンタルの単体金属を用いることが好ましく、高融点合金にはタングステン、モリブデン、タンタルの１種又は２種以上を主成分として含む合金を用いることが好ましい。
物理的蒸着法又は化学的蒸着法には各種のＣＶＤ法、イオンプレーティング法、スパッタリング法を用いることが好ましい。なお、各種のＣＶＤ法のうち特にプラズマＣＶＤ法を用いることが望ましい。プラズマＣＶＤ法により成膜された金属又は合金層は、フォトリソグラフィを利用するドライエッチングに適しているからである。
さらに、電子線通過孔をグリッド電極に機械加工により穿孔することが好ましい。電子線通過孔の径は、グリッド電極のサイズに応じて１〜５ｍｍの範囲で適宜選択することが好ましい。
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。なお、カソード材料にはＷ、ＢａＷ、ＮｉＣｒ合金、ＮｉＣｒＣｏ合金、ＮｉＣｒＦｅ合金のような金属材料を用いてもよいし、ＬａＢ６のような非金属材料を用いるようにしてもよい。
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。
本発明の多線源型Ｘ線ＣＴ装置は、
被検体が軸心に沿って装入される診断用スペースを規定するドーナツ状のガントリと、
前記軸心を中心とする同心円の円周に沿って前記ガントリ内に設けられた環状の真空チューブと、
この真空チューブ内に設けられ、前記軸心を中心とする同心円の円周に沿って少なくとも中心角１８０°の半周にわたり稠密に固定配列された複数の放電電極からなるカソードアレイと、
前記放電電極に１対１に対応するように放電電極と向き合って前記真空チューブ内に設けられ、前記軸心を中心とする同心円の円周に沿って少なくとも中心角１８０°半周にわたり稠密に固定配列され、前記放電電極から出射される電子線が入射してＸ線を生成する複数のターゲット電極からなるアノードアレイと、
前記カソードアレイとアノードアレイとの間に配置され、
印加電圧の制御により前記放電電極からターゲット電極へ向かう電子線の通過を許容するか又は制限する複数のグリッド電極からなるゲートアレイと、
前記カソードアレイの放電電極を前記真空チューブから絶縁する第１の絶縁部材と、
前記アノードアレイのターゲット電極を前記真空チューブから絶縁する第２の絶縁部材と、
前記ゲートアレイのグリッド電極を前記真空チューブから絶縁する第３の絶縁部材と、
被検体を間に挟んで前記アノードアレイのターゲット電極に１対１に対応するように前記軸心を中心とする円周に沿って少なくとも中心角１８０°半周にわたり稠密に固定配列された複数のＸ線検出部と、を具備することを特徴とする。
なお、Ｘ線検出部の配列の中心角は、アノードアレイ又はカソードアレイの配列の中心角よりもＸ線の拡がり角２αだけ大きくする。被検体を透過した全てのＸ線をＸ線検出部で検出し、多くの情報を得るようにするためである。
上記の第１、第２、第３の絶縁部材は、連続する環状又は円弧状のセラミックからなり、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）等のような材料を用いることが好ましい。特に、高純度アルミナのような高耐圧かつ高絶縁性のセラミック材料を用いることが望ましい。
発明を実施するための最良の形態
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。
（第１の実施形態）
図２及び図３に示すように、医療用Ｘ線画像診断装置１０はＸ線発生ユニット３０ａ，３０ｂ，３０ｃを内蔵した円筒状の真空槽１１を備えており、図示しない被検体（患者）が移動ベッド５０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５２により移動ベッド５０はガイドレール５４に沿ってＸ軸方向に移動可能に支持されている。
真空槽１１の内部は図示しない排気ポートを介して真空ポンプ（図示せず）により真空排気されている。真空槽１１内にはＸ線発生ユニット３０ａ，３０ｂ，３０ｃ、ビームリミッタ１２、センサアレイ（検出器）１３、画像信号ディジタイザ１８Ａ、電子銃駆動回路４２などが設けられている。Ｘ線発生ユニット３０ａ，３０ｂ，３０ｃから出射された扇状Ｘ線３は、図示しないコリメータにより絞られ、さらにビームリミッタ１２により照射位置での幅Ｗに規定され、診断用スペース１１ａに置かれた被検体を透過した後にセンサアレイ１３により検出されるようになっている。
センサアレイ１３は、被検体が配置される診断用スペース１１ａを取り囲む円周上に稠密に固定して配置され、（２０４８×２００）個の超高感度ＣｄＴｅセンサからなり、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Ｗは約８０ｍｍである。また、真空槽１１は、外径Ｄ１が１９００〜２１００ｍｍ、内径Ｄ２が５５０〜７５０ｍｍである。
真空槽１１は、センサアレイ１３と同軸に、かつセンサアレイ１３よりも外周側に固定配置されている。この真空槽１１の内部は真空であり、真空槽１１内部の円周上に３つのＸ線発生ユニット３０Ａ〜３０Ｃが稠密配置されている。これらのＸ線発生ユニット３０Ａ〜３０Ｃとセンサアレイ１３とはＸ軸方向にシフトして配置され、Ｘ線３は真空槽１１の半径（Ｚ軸）に対して前傾する方向に扇状に照射されるようになっている。このため、扇状のＸ線３は、Ｘ線照射側（上方）のセンサアレイ１３に遮られることなく、診断用スペース１１ａに置かれた被検体を透過して反対側（下方）のセンサアレイ１３で検出されるようになっている。
図４に示すように、Ｘ線発生制御装置１７の入力側にはデータ収録装置１８Ｂおよびモード設定指示器２０が接続されている。センサアレイ１３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変換され、プリアンプ１５、メインアンプ１６を介して画像信号ディジタイザ１８Ａおよびデータ収録装置１８Ｂに送られて収録されるようになっている。収録されたデータは、データ収録装置１８Ｂ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。
一方、Ｘ線発生制御装置１７の出力側には電源１４およびＸ線発生ユニット３０Ａ〜３０Ｃ内のアノード３３ａ〜３３ｃ、カソード４４ａ〜４４ｃ、ゲートアレイのグリッド電極４６ａ〜４６ｎが接続されている。モード設定指示器２０およびデータ収録装置１８Ｂのうちの少なくとも一方からＸ線発生指令信号がＸ線発生制御装置１７に向けて出されると、その指令に基づいてＸ線発生制御装置１７は電源１４から電子銃駆動回路４２への給電動作を制御するとともに、ゲートアレイ４６のなかから撮影部位に適したグリッド電極を選択する。これに応じてＸ線発生ユニット３０Ａ，３０Ｂ，３０Ｃ内のいずれかのカソードから電子線が出射され、選択したグリッド電極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、電子線がグリッド電極の孔を通過してアノードに入射する。アノードに電子線が入射すると、アノードから二次Ｘ線が発生し、窓に取り付けたコリメータを介して被検体に向けて扇状のＸ線が出射されるようになっている。
次に、図５〜図７を参照しながらＸ線発生ユニットについて説明する。
図５に示すように、３つの円弧状のＸ線発生ユニット３０Ａ，３０Ｂ，３０Ｃがセンサアレイ１３と同軸の円周上に配置されている。各Ｘ線発生ユニット３０Ａ，３０Ｂ，３０Ｃは電子銃駆動回路４２にそれぞれ接続されている。３つのＸ線発生ユニット３０Ａ，３０Ｂ，３０Ｃは実質的に同じ構成であるので、これらを代表して図５及び図６では第１のＸ線発生ユニット３０Ａについてのみ説明し、他ユニット３０Ｂ，３０Ｃの説明は省略する。
Ｘ線発生ユニット３０Ａは、図６に示すように３極Ｘ線管と本質的には同様の構造であり、真空容器３１内に主要な要素としてアノード３３ａ、カソード４４ａおよび複数のグリッド電極４６ａ〜４６ｕを備えている。本発明の装置はＸ線発生ユニットごとに電位制御可能な複数のグリッド電極４６ａ〜４６ｕを備えている点に特徴がある。これら第１群のグリッド電極４６ａ〜４６ｕは第２群および第３群のＸ線発生ユニット３０Ｂ，３０Ｃのグリッド電極４６ｖ〜４６ｗ，４６ｍ〜４６ｎとともに同一円周上に稠密に配列され、ゲートアレイ４６を構成している。本実施形態のゲートアレイ４６は２４０個（８０個×３）のグリッド電極４６ａ〜４６ｎを備えている。
環状又は円弧状の真空容器３１の一側面に開口が形成され、この開口の周囲に雌ねじ溝をもつ保持部３８が取り付けられている。該開口には雄ねじ溝の係合部４１をもつゲート／カソードユニット４０が差し込まれ、係合部４１の雄ねじ溝を保持部３８の雌ねじ溝に螺合することにより、ゲート／カソードユニット４０が真空容器３１に取り付けられるようになっている。なお、ゲート／カソードユニット４０と真空容器３１の側壁との間にはＯリング３９が挿入され、容器内部の気密性が保たれている。また、保持部３８および係合部４１はバイオネット方式のねじ込み構造とすることが好ましいが、通常のねじ込み構造、フランジ継手構造あるいはボール継手構造など他の構造の着脱機構としてもよい。
ゲート／カソードユニット４０には電子銃駆動回路４２、カソード４４ａおよびゲートアレイの一部としての第１群グリッド電極４６ａ〜４６ｕが取り付けられている。カソード４４ａには線状に張ったフィラメント４５が用いられる。このフィラメント４５には電子銃駆動回路４２が接続されており、Ｘ線発生制御装置１７により制御された電源１４から給電を受けると、フィラメント４５から電子線３ａが出射されるようになっている。
ゲートアレイの各グリッド電極４６ａ〜４６ｎには、図７に示すように電子線通過孔４７がそれぞれ穿孔形成されている。隣り合う短冊状のグリッド電極４６ａ，４６ｂ，…４６ｎ同士は絶縁部４８を間に挟んでそれぞれ絶縁されている。このようなゲートアレイ４６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プラズマＣＶＤ法等の物理的蒸着法又は化学的蒸着法を用いてタングステン、モリブデン、タンタル等の高融点金属又は合金を積層した後に、湿式又は乾式エッチング法を用いて高融点金属又は合金の導電層を部分除去して絶縁部４８を形成することにより製造される。なお、電子線通過孔４７は、導電層の成膜および部分エッチング後に機械加工によりドリル穿孔することが好ましいが、成膜前または部分エッチング前に予めドリル穿孔しておいてもよい。この場合に、電子線通過孔４７の径は、グリッド電極の幅寸法により制限されるが、穿孔加工作業性からは１〜５ｍｍ程度とすることが好ましく、十分な量の電子線３ａを通過させるためには２〜４ｍｍ程度とすることが好ましい。本実施形態では電子線通過孔４７の径を３±０．５ｍｍとした。
次に、図８を用いてゲートアレイの制御回路について説明する。
Ｘ線発生ユニット３０Ａ〜３０Ｃ内のアノード３３ａ〜３３ｃ、カソード４４ａ〜４４ｎおよびゲートアレイのグリッド電極４６ａ〜４６ｎは、それぞれＸ線発生制御装置１７内に設けられたｎ個のパルス発生器２５ａ〜２５ｎを介してｎ個のパルス発生制御ポート２６ａ〜２６ｎに接続されている。パルス発生制御ポート２６ａ〜２６ｎに信号を送って制御するための図示しないＣＰＵは、モード設定指示器２０に接続されている。モード設定指示器２０からＸ線発生制御装置１７のＣＰＵに設定モード信号が入力されると、ＣＰＵは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２６ａ〜２６ｎ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にマイナスのバイアス電圧を解除してゼロ電位となり、これにより当該グリッド電極の孔４７のみを電子線３ａが通過してアノード３３ａに入射してＸ線が出射される。
なお、被検体を囲む円周上の対向する二つのパルス発生器が一つのパルス発生制御ポートに接続されている。このようにして二つの対向するＸ線発生ユニットに対応する二つのパルス発生器に一つのパルス発生制御ポートをそれぞれ接続することにより、２つのグリッド電極を同期してＯＮ／ＯＦＦ制御できるようにして、同時に２ショット撮影することが可能になる。これらパルス発生制御ポート２６ａ〜２６ｎに信号を送ることでパルス発生器２５ａ〜２５ｎに信号を伝えることが可能となり、また―つのパルス発生制御ポートは二つのパルス発生器に接続されているため、一つの信号をパルス発生制御ポートに与えることで二つのパルス発生器に同時に信号を伝えることができ、対向する二つのＸ線発生ユニットから同時に出射できるようになっている。なお、Ｘ線が同時に入射する領域が重ならなければ、同時にＯＮ／ＯＦＦ制御するグリッド電極を三つ以上としてもよい。
図６に示すように、アノード３３ａは冷却ブロック３２ａの傾斜面に取り付けられ、電子線３ａから受ける熱損傷防止のために冷却されるようになっている。すなわち、冷却ブロック３２ａの内部には冷媒流路３５が形成され、この冷媒流路３５に供給路３６を介して図示しない供給源から冷却油が供給されるようになっている。なお、冷却ブロック３２ａ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ているために、真空容器３１から絶縁するために複数の絶縁支持部材３４により支持されている。
アノード３３ａは電子線ターゲットとしてのタングステン電極板からなり、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ように位置している。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線として放出される。すなわち、Ｘ線発生時には、カソード４４ａからアノード３３ａに電子線３ａが入射すると、アノード３３ａからその表面の角度に応じて反射する方向に扇状Ｘ線３が出射されるようになっている。なお、環状又は円弧状の真空容器３１の内周面にはベリリウム窓３７が取り付けられ、この窓３７を介して扇状Ｘ線３が被検体に向けて出射されるようになっている。また、窓３７の周囲には図示しないコリメータが取り付けられ、扇状Ｘ線３が所望の照射範囲に絞られるようになっている。
次に、図９Ａ〜図９Ｃのタイミングチャートを参照しながら上記装置の動作について説明する。
時間ｔ１に装置１０のメインスイッチをＯＮすると、図９Ａに示すようにカソード４４ａ〜４４ｃ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、図９Ｂに示すようにゲートアレイ４６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、図９Ｃに示すようにアノード３３ａ〜３３ｃにはプラス１５０ｋＶのバイアス電圧が印加される。時間ｔ２になると、図４に示すモード設定指示器２０またはデータ収録装置１８から第１のＸ線発生の指令信号がＸ線発生制御装置１７に出力される。
この第１の指令に基づき、図８に示すＸ線発生制御装置１７内のパルス発生制御ポート２６ａ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２５ａ，２５ｓ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２５ａ，２５ｓに対応するグリッド電極４６ａ，４６ｓ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４６ａ，４６ｓ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３ａが孔４７を通過してアノード３３ａ，３３ｓに入射する。時間ｔ３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４６ａ，４６ｓのマイナスのバイアス電圧が回復され、電子線３ａはゲートアレイ４６により再び遮断される。この時間ｔ２〜ｔ３の間にアノード３３ａ，３３ｓから扇状Ｘ線３が出射される。このようにしてＸ線３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。
時間ｔ３〜ｔ４，ｔ５〜ｔ６，ｔ７〜ｔ８，ｔ９〜ｔ１０はゲート切替時間であり、それぞれ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、時間ｔ２〜ｔ３，ｔ４〜ｔ５，ｔ６〜ｔ７，ｔ８〜ｔ９，ｔ１０〜ｔ１１はＸ線発生時間（撮像時間）であり、Ｘ線発生時間はゲート切替時間ｔ３〜ｔ４，ｔ５〜ｔ６，ｔ７〜ｔ８，ｔ９〜ｔ１０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。
発生した扇状Ｘ線３は診断用スペース１１ａの被検体５に向けて照射される。照射された扇状Ｘ線３は、被検体の透過率に応じた吸収がなされ、円周上の対向するセンサアレイ１３により検出される。
センサアレイ１３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。
センサアレイ１３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Ｘ線発生制御装置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線透過情報がセンサアレイ１３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。
このように、真空槽１１内部に多数のグリッド電極４６ａ〜４６ｎをもつゲートアレイ４６を設けることにより真空槽１１中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、測定対象物の内部構造の細部の把握が可能となる。
なお、本実施形態においては３つのＸ線発生ユニットを用いる場合を示したが、その数はこれのみに限定されず、１つ、２つ又は４つとしてもよい。
以上説明したように本発明によれば、限られた設置スペース内で高い空間分解能を発揮することができ、かつ製造コストおよび運転コストを低く抑えることができる。また、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の向上を図ることができ、被検体の内部構造の細部まで診断することが可能になる。
（第２の実施形態）
以下、図１０〜図２０を参照して本発明の第２の実施形態について説明する。
図１０及び図１１に示すように、多線源型Ｘ線ＣＴ装置２００は、Ｘ線発生器２３０および放射線検出器２６０を内蔵したドーナツ状のガントリ２１１を備えており、被検体となる患者５が移動ベッド２０２とともにガントリ中央の診断用スペース２１１ａ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２０３により移動ベッド２０２はガイドレール２０４に沿ってＸ軸方向に移動可能に支持されている。
ガントリ２１１内には出力１５０ｋＶのＸ線発生器２３０、ビームリミッタ（図示せず）、検出器２６０、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２３０は真空チューブ２２０のなかに収容されている。真空チューブ２２０は３６０°全周にわたり連続する環状の中空部を有する。真空チューブ２２０は厚さ５ｍｍの非磁性ステンレス鋼でつくられている。
図１３に示すように、排気機構２８０の管２８１がガントリ側壁開口２８３からガントリ２１１内に導入され、真空チューブ２２０の排気ポート２８２に連通している。管２８１はバルブ２８５を介して大径管２８４に連通し、さらに大径管２８４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２２０の内圧が１×１０−７〜１×１０−９Ｔｏｒｒになるまでチューブ２２０内を排気する能力を備えている。
端子２２７がガントリ２１１の側壁を貫通して内部に導入され、Ｘ線発生器２３０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２２７は制御装置２１７により動作を制御される外部電源２１４に接続されている。
図１５〜図１７に示すように、端子２２７には複数本のＣｕ電極棒２２８がそれぞれ導通し、各Ｃｕ電極棒２２８の先端はアノードブロック２３４の給電点２３４ａに押し付けられている。
端子２２７およびＣｕ電極棒２２８は、碍子２２５により周囲部材から絶縁されている。碍子２２５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。
図１２に示すように、給電点２３４ａはアノードブロック２３４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２３４ａを介して電源２１４からアノード（ターゲット）２３３およびカソード２４４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２３０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３が出射されるようになっている。
Ｘ線３は、Ｘ線発生器２３０から出射された後に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に照射され、被検体５を透過した後に検出器２６０により検出されるようになっている。
検出器２６０は、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、２０４８〜４０７８個の超高感度のＣｄＴｅ単結晶光電変換素子２７２を備え、０．３ｍｍ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５００ｍｍである。また、ガントリ２１１は、外径が約２０００ｍｍ、内径が８００〜１０００ｍｍである。
図１１に示すように、Ｘ線発生器２３０は、複数の検出器２６０が配列された円周よりも外側の同心円上に配列されている。
これらのＸ線発生器２３０と検出器２６０とはＸ軸方向に僅かにシフトして配置され、図１０及び図１４に示すように、Ｘ線３はガントリ２１１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３はＸ線射出側（上方）の放射線検出器２６０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２６０により検出される。
図１０に示すように、デジタル演算回路を備えた制御装置２１７の入力側にはデータ収録装置２１８が接続されている。放射線検出器２６０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または電圧信号に光電変換され、プリアンプ２１５、メインアンプ２１６を介してデータ収録装置２１８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。
収録されたデータは、さらにデータ収録装置２１８からデータ処理装置２１９に出力され、データ処理装置２１９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。
制御装置２１７の出力側には電源２１４およびＸ線発生器２３０内のアノード（ターゲット）２３３、カソード２４４、ゲートアレイとしてのグリッド電極２４５がそれぞれ接続されている。データ収録装置２１８からＸ線発生指令信号が制御装置２１７に向けて出されると、その指令に基づいて制御装置２１７は電源２１４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２４５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２３０内のいずれかのカソード２４４から電子線３ａが出射され、選択したグリッド電極２４５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（又はプラス電位）となり、電子線３ａがグリッド電極２４５の孔を通過してターゲット２３３に入射する。ターゲット２３３に電子線３ａが入射すると、ターゲット２３３からＸ線３が発生し、コリメータ（図示せず）を介してＸ線３が被検体５に向けて出射されるようになっている。
次に、図１４〜図２０を用いてＸ線発生器２３０について詳しく説明する。
図１４に示すように、Ｘ線発生器２３０は、厚さｔ４が３〜５ｍｍの鉛板からなる遮蔽材２２４で実質的に全面を覆われた真空チューブ２２０内に収納されている。遮蔽材２２４は、Ｘ線射出口となる窓２２０ａの部分を除いて真空チューブ２２０の外面の大部分を被覆し、Ｘ線３が診断用スペース２１１ａ以外の方位へ漏れ出ないようにしている。
図１８に示すように、真空容器の窓２２０ａにはＸ線射出部２５０が取り付けられている。このＸ線射出部２５０にも鉛板からなる遮蔽材２５３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２５０の遮蔽材５３の板厚を５ｍｍとした。
図１５および図１６に示すように、Ｘ線発生器２３０は、真空雰囲気下で電子線３ａを電子銃２４０からアノードハウジング２３１内のタングステンターゲット２３３に打ち込み、ターゲット２３３からＸ線３を発生させるものである。真空チューブ２２０の開口部位は、チューブ内部の真空が破れないように厳重にシールされている。例えば、窓２２０ａにはＸ線射出部２５０の窓部材２５１が被せられているが、この窓部材の当り面２５１ｐとチューブの当り面２２０ｐとはいずれも鏡面仕上げされ、シール溝２５１ｂにＯリング２５５が嵌め込まれている。これにより真空チューブ２２０の気密性が確保され、真空チューブ２２０内が所定の真空度（例えば、１×１０−７〜１×１０−９Ｔｏｒｒ）に排気可能となっている。
図１９に示すように、電子銃２４０は絶縁支持板２４１により真空チューブ２２０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２４０はＣｅＢ６単結晶又はＬａＢ６単結晶からなるカソード２４４およびグリッド電極２４５を備えている。グリッド電極２４５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、これをゼロ電位又はプラス電位としたときにカソード電極２４４からグリッド電極２４５のビーム通過孔２４５ｂを通ってアノードターゲット２３３に向けて電子線３ａが出射されるようになっている。
電子線３ａの出射を容易にするために、ビーム通過孔２４５ｂの周囲に同心円状の座繰り２４５ａが形成されている。なお、本実施例ではグリッド電極２４５の厚みを３ｍｍとした。座繰り２４５ａの部分の肉厚はグリッド電極２４５の厚さの１／４〜１／２とすることが好ましく、電子ビーム通過孔２４５ｂの径は４ｍｍ、座繰り２４５ａの径は６ｍｍとすることが好ましい。
グリッド電極２４５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、グリッド電極の電子ビーム通過孔２４５ｂ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。あるいは加工を簡易化するためにグリッド電極にステンレス鋼板を用いるようにしてもよい。
図１５に示すように、碍子２４２ａ，２４２ｃで周囲から絶縁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２４２ｂを介してカソード２４４に接続され、プラス１５０ｋＶの放電電圧がカソード２４４に印加されるようになっている。
図１９に示すように、カソード２４４はセラミックホルダ２４１により真空チューブ２２０から完全に絶縁されている。セラミックホルダ２４１は支持フレーム２４７の凹所に嵌め込まれ、その周縁部が押え板２４９により支持フレーム２４７に押え付けられている。また、グリッド電極２４５はセラミックリング２４８により真空チューブ２２０から完全に絶縁されている。グリッド電極２４５と支持フレーム２４７との間にセラミックリング２４８が挿入され、複数のビス２４６ａを用いてグリッド電極２４５とセラミックリング２４８とが締結され、複数のビス２４６ｂを用いて支持フレーム２４７とセラミックリング２４８とが締結されている。
なお、セラミックホルダ２４１およびセラミックリング２４８には耐圧特性に優れた高純度窒化珪素や高純度アルミナのようなセラミックを用いることが好ましい。
カソード２４４は、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。カソード２４４は熱電子放出のためにヒータとしての機能を備えている。すなわち、カソード２４４に給電すると、その先端に高電圧電界が集中して発熱し、高温になり、熱電子が放出される。
カソード２４４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。カソード２４４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２４３がグラファイトチップ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２４３の基端側は碍子２４２ｃに埋め込まれた正負端子にそれぞれ接続され、ケーブル２４２ｂを介して外部電源２１４から高電圧が印加されるようになっている。
ターゲット２３３はＸ線３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２４０から出射された電子線３ａ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３として放出される。すなわち、カソード２４４からターゲット２３３に電子線３ａが入射すると、ターゲット２３３からその表面の角度に応じて反射する方向にＸ線３が扇状に出射されるようになっている。なお、ターゲット２３３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２３３の厚みを１．０ｍｍとした。また、ターゲット２３３の照射面は電子線３ａの光軸に対して約２０°傾斜している。
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、ターゲットは許される範囲で薄くするほうが好ましい。
冷却ブロック２３２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２３３を保持し、熱損傷からターゲット２３３を保護している。冷却ブロック２３２は、真空容器から絶縁するために絶縁支持部材２２５により支持されている。
ゲートアレイ制御回路の概要について説明する。
Ｘ線発生器２３０内のアノード２３３、カソード２４４およびグリッド電極２４５は、それぞれ制御装置２１７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２１７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２４５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２４５のビーム通過孔のみを電子線３ａが通過してアノード２３３に入射し、アノード２３３からＸ線３が出射される。
次に、Ｘ線射出部２５０について説明する。
図１８に示すように、Ｘ線射出部２５０は、環状真空チューブ２２０の窓２２０ａ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２５０の窓部材２５１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２５１のＸ線通過部分には切欠溝２５２が設けられ、これにより薄肉部２５１ａが形成されている。切欠溝２５２は３６０°全周にわたってフライス盤などを用いて窓部材２５１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２５１ａの厚みｔ２は、窓部材２５１の材質に応じて種々変わるが、少なくとも真空チューブ２２０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２５１が板厚ｔ１（＝３ｍｍ）のアルミニウム板からなる場合は、薄肉部２５１ａの厚みｔ２を少なくとも１ｍｍとする必要がある。
さらに、窓部材２５１は鉛板からなる遮蔽材２５３で大部分が覆われている。遮蔽材２５３にはＸ線３の通過を許容するビーム通路２５３ａが開口している。本実施例では遮蔽材２５３の厚みｔ３を５ｍｍとし、ビーム通路２５３ａの径ｄ２を０．５ｍｍ〜３．０ｍｍとした。Ｘ線３は、遮蔽材２５３のビーム通路２５３ａ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３は、被検体５を透過した後に、検出器６０により検出される。
図１８に示すように、本実施形態では真空チューブの窓２２０ａの径Ｗ１を２０〜３０ｍｍとし、窓部材の薄肉部２５１ａの幅を窓２２０ａの径Ｗ１とほぼ同等とした。また、Ｘ線３の光軸がＺ軸２５９（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２５１がＺ軸２５９（鉛直軸）となす取付角θ２を９５°〜１０５°とした。
なお、Ｘ線出射部の遮蔽材２５３において、Ｘ線射出孔２５３ａ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。
次に、検出器２６０について説明する。
図１８及び図１４に示すように、検出器２６０はリングフレーム２６２を介して真空チューブ２２０の内周面に支持されている。検出器２６０はＸ線発生器２３０に１対１に対応してＸ線発生器２３０の数と同数（例えば４０８６個）が設けられている。これらの検出器２６０とＸ線発生器２３０とはＸ軸方向に僅かにシフトして配置され、図１４に示すようにＸ線３はガントリ２１１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３は、Ｘ線射出側（上方）の検出器２６０に遮られることなく、被検体５を透過して反対側（下方）の検出器２６０により検出される。
検出器２６０のハウジング２６１は、入射口２６１ａを有し、リングフレーム２６２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２７２を有するセンサアッセンブリ（検出部）２７０が収容されている。遮蔽材２６３がハウジング２６１の内周面には遮蔽材２６３が張り付けられている。遮蔽材２６３には入射口２６３ａが形成され、この入射口２６３ａとハウジングの開口２６１ａとを通ってＸ線３がＣｄＴｅ光電変換素子２７２により検出されるようになっている。
なお、入射口２６１ａ，２６３ａは、円形、長円形、楕円形又はスリット形状とすることができる。入射口２６１ａ，２６３ａを３６０°全周にわたる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複数のスペーサ（図示せず）を適所に設けるようにする。
センサアッセンブリ（検出部）２７０はＣｄＴｅ光電変換素子２７２とプリント回路基板２７５とで構成されている。ＣｄＴｅ光電変換素子２７２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。
センサアレイを構成する４０７８個のＣｄＴｅ光電変換素子２７２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２７５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２７５は、図１８に示すように絶縁支持材２６４を介してリングフレーム２６２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２７２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。
なお、入射口２６１ａ，２６３ａは、円形、長円形、楕円形又はスリット形状などの種々の形状とすることができる。入射口２６１ａ，２６３ａ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。
なお、本実施形態ではセンサアレイ、アノードアレイ、カソードアレイを中心角３６０°全周にわたり配列しているが、これらを中心角１８０°の半周にわたる配列としてもよい。半周分の透過Ｘ線情報に基づいて画像を十分に再構成することができるからである。
ただし、透過Ｘ線の検知漏れを防ぐために、センサアレイの配列の中心角をアノードアレイ（又はカソードアレイ）の配列の中心角よりも扇状Ｘ線の拡がり角２αだけ大きくする。なお、Ｘ線の拡がり角２αは次の不等式から求められる範囲とする。この場合に、少なくともｔａｎαが中心値０．３７５（＝３／８）をとるときのＸ線の拡がり角２αだけ、センサアレイの配列の中心角を大きくすることが望ましい。
０．３７０≦ｔａｎα≦０．３８０
この１５０ｋＶ級のカソード電源を用いる本実施形態の装置では、Ｘ線検出器の遮蔽材２６３に板厚５ｍｍの鉛板を用いた。これにより二次Ｘ線や散乱線の飛び込みを有効に防止することができ、鮮明な診断画像を得ることができる。
次に、電子銃２４０について説明する。
図１９に示すように、電子銃２４０は、周囲の部材からそれぞれ絶縁されたカソード２４４およびグリッド電極２４５を備えている。カソード２４４はセラミックホルダ２４１により周囲から絶縁された状態でフレーム２４７に支持されている。一方、グリッド電極２４５はセラミックリング２４８により周囲から絶縁された状態でフレーム２４７に支持されている。なお、図中にて符合２４６ａ，２４６ｂはボルトを、符合２４９は押え板を示す。この押え板２４９は、カソード２４４を備えたアッセンブリがフレーム２４７から脱落しないように、セラミックホルダ２４１の周縁部分をフレーム２４７の凹所に押し付けるものである。
カソード２４４は、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。カソード２４４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２４３がグラファイトチップ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２４３の基端側は碍子２４２ｃに埋め込まれた正負端子にそれぞれ接続され、ケーブル２４２ｂ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。
グリッド電極２４５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２４５にマイナス７００Ｖのゲート電圧が印加されている。電子線３ａをカソード２４４からアノード２３３に向けて出射させるときは、グリッド電極２４５に印加されているバイアスを解除してグリッド電極２４５をゼロ又はプラス電位にする。これにより電子線３ａはカソード２４４から出射され、グリッド電極の孔２４５ｂを通ってアノード２３３に入射し、アノード２３３からＸ線３が放出される。
図２０に示すように、グリッド電極２４５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。例えば、Ｘ線発生器２３０（ターゲット２３３）の数を３６０個とする場合は、グリッド電極２４５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２３０（ターゲット２３３）の数を２４０個とする場合は、グリッド電極２４５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２４５ｂはグリッド電極２４５の長手中央に開口形成する。なお、座繰り２４５ａの径はグリッド電極２４５の幅と同等とし、ビーム通過孔２４５ｂの径は座繰り２４５ａ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。
次に、上記装置の動作の概要について説明する。
装置２００のメインスイッチをＯＮすると、カソード電極２４４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２４４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２４５には例えばマイナス１ｋＶ（これを−０．５ｋＶ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２３３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２１８から第１のＸ線発生の指令信号が制御装置２１７に出力される。
この第１の指令に基づき、Ｘ線発生制御装置２１７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２４５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２４５のマイナスのバイアス電圧が解除されてゼロ又はプラス電位となり、電子線３ａがグリッド電極の孔２４５ｂを通過してアノード電極２３３に入射する。
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２４５のマイナスのバイアス電圧が回復され、電子線３ａはグリッド電極２４５により再び遮断される。この間にアノード２３３からＸ線３が出射される。このようにしてＸ線３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。
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。
発生したＸ線３は診断用スペース２１１ａに置かれた被検体５に向けて照射される。照射されたＸ線３は、被検体５の透過率に応じた吸収がなされ、対向する検出器２６０により検出される。
検出器２６０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又は電圧信号に変換された後、プリアンプ２１５、メインアンプ２１６で増幅され、電圧信号としてデータ収録装置２１８に送られる。
検出器２６０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２１７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線透過情報が検出器２６０で検出されると、透過Ｘ線量に比例した電流信号又は電圧信号に変換されてプリアンプ２１５、メインアンプ２１６、データ収録装置２１８を介してデータ処理装置２１９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。
本実施形態の装置によれば、互いに絶縁されたリング状のカソード／グリッド／アノードからなるアレイを環状の真空チューブ内に設けることにより、Ｘ線発生点を従来よりもさらに稠密に配置することができ、真空チューブ内で所望の照射方向にＸ線を出射させることができる。このため、隣接する撮像間隔をきめ細かくなり、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診断が可能となる。
（第３の実施形態）
次に、図２１を参照して第３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。
本実施形態の多線源型Ｘ線ＣＴ装置３００においては、アノードターゲット２３３に給電するために、碍子２２５Ａで絶縁された電極棒２２８の端子に電源側端子２２７Ａをねじ込み接続している。電極棒２２８の先端はアノードブロックの給電点２３４ａに押し付けられている（図１７参照）。これにより電源２１４からアノードターゲット２３３に１００ｋＶの直流が給電されるようになっている（図１０参照）。
碍子２２５Ａは、高純度アルミナからなり、１５０ｋＶの耐圧性能を有する。この碍子２２５Ａは、形状およびサイズが上記第１実施形態の碍子２５に対して設置構造の点で異なり、熱風吸収や量産しやすいなどの利点を有するものである。
産業上の利用可能性
本発明の装置は、医療分野および工業分野のいずれの画像診断にも適用することができる。本発明によれば、限られた設置スペース内で高い空間分解能を発揮することができ、かつ製造コストおよび運転コストを低く抑えることができる。また、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の向上を図ることができ、被検体の内部構造の細部まで診断することが可能になる。このため、医療分野では、不整脈時の心臓の動き、冠動脈の動き、肺内部の異常組織の検出、血流の流れなどを鮮明な画像として再構成することができる。また、工業分野では、固液、気液、あるいは固気からなる二相流の流動相の動き、多成分系流動相の動き、相変化なども鮮明な画像として再構成することができる。
【図面の簡単な説明】
図１は、従来の装置の概要を示す内部透視断面図。
図２は、本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置を有するＸ線画像診断装置を模式的に示す構成ブロック図。
図３は、図２の装置を軸方向から見て示す外観図。
図４は、本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置のブロック回路図。
図５は、本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置の概要を示す内部透視断面図。
図６は、本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置の要部透視断面図。
図７は、本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置の要部を模式的に示す分解斜視図。
図８は、多数のグリッド電極を持つゲートアレイの動作を制御するためのブロック回路図。
図９Ａ〜図９Ｃは、Ｘ線照射動作のタイミングチャート。
図１０は、本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置を有するＸ線画像診断装置を模式的に示す構成ブロック図。
図１１は、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１２は、多線源型Ｘ線ＣＴ装置をＸ軸方向から見て模式的に示す内部透視断面図。
図１３は、真空容器の排気流路を示す内部透視断面図。
図１４は、本発明の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置（１５０ｋＶ）を示す内部透視断面図。
図１５は、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１６は、図１５中の矢視Ｘ  ＶＩ−Ｘ  ＶＩから見て示す多線源型Ｘ線ＣＴ装置の要部断面図。
図１７は、Ｘ線発生部を示す拡大断面図。
図１８は、Ｘ線出射部および検出部を示す拡大断面図。
図１９は、電子ビーム出射部を示す拡大断面図。
図２０は、カソードとグリッドを示す平面図。
図２１は、本発明の他の実施形態に係る多線源型Ｘ線ＣＴ装置（１００ｋＶ）を示す内部透視断面図。
【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９Ａ】
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【図９Ｂ】
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【図９Ｃ】
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【図１１】
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【図１０】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【国際調査報告】
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