JP2003290204A - 多線源型ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 ノイズの原因となる二次Ｘ線や散乱線の発生
を低減することができ、鮮明な診断画像を得ることがで
きる多線源型Ｘ線ＣＴ装置を提供する。 【解決手段】 稠密に固定配列された複数のＸ線発生器
30およびＸ線検出器60を具備する多線源型Ｘ線ＣＴ装置
であって、Ｘ線発生器は、カソード44と、カソードから
出射される電子線が入射してＸ線が生成されるアノード
33と、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グリ
ッド45と、軸心を中心とする円周に沿って360°全周に
わたり、かつ真空容器の開口部を塞ぐようにシール構造
51b,55を介して該真空容器に取り付けられ、真空圧に耐
えられる強度を保証する厚さを有し、減衰が少ない状態
でＸ線の通過を許容する低放射線吸収率の材料からなる
環状の窓部材51と、窓部材のＸ線射出部を除いて真空容
器および窓部材を全面的に覆う遮蔽材24,53とを具備す
る。

Description

【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
のような高速の多線源型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１０−０７
５９４４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
（Ｘ線管）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／Ｏ
ＦＦ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、ターゲット部
で電子線から放射線変換されて発生するＸ線はあらゆる
方向に放射されるとともに、これと同時に被検体からも
二次Ｘ線が出てくる。このため、に二次Ｘ線や散乱線が
飛び込んでノイズが増大するので、検出器に到達するＸ
線の方向を特定することができず、被検体を透過した検
査用Ｘ線のみに基づいて診断画像が再構成されなくなり
画質が劣化して不鮮明になる。

【０００６】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、ノイズの原因となる二次Ｘ線や散乱線
の発生を低減することができ、鮮明な診断画像を得るこ
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。

【０００７】

【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、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、カソードと、このカソードと
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グリッドと、前記軸心を
中心とする円周に沿って３６０°全周にわたり、かつ前
記真空容器の開口部を塞ぐようにシール構造を介して該
真空容器に取り付けられ、真空圧に耐えられる強度を保
証する厚さを有し、減衰が少ない状態でＸ線の通過を許
容する低放射線吸収率の材料からなる環状の窓部材と、
前記窓部材のＸ線射出部を除いて前記真空容器および前
記窓部材を全面的に覆う遮蔽材と、を具備することを特
徴とする。

【０００８】上記の遮蔽材は、厚さが５ｍｍ以上の重金
属板からなることが望ましい。特に、１５０ｋＶ級のカ
ソード電源を用いる装置では、遮蔽材に板厚５ｍｍ以上
の鉛板を用いることが望ましい。また、１００ｋＶ級の
カソード電源を用いる装置の場合は、遮蔽材に板厚４ｍ
ｍ以上の鉛板を用いることが望ましい。

【０００９】

【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。

【００１０】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。

【００１１】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。

【００１２】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２
ｍｍである。また、ガントリ１１は、外径が約２０００
ｍｍ、内径が約８００ｍｍである。

【００１３】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１対１に対応し
て放射線検出器６０の数と同数が設けられている。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。

【００１４】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。

【００１５】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。

【００１６】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、カソ
ード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。

【００１７】次に、図３〜図６を用いてＸ線発生器３０
について説明する。

【００１８】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２
４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。

【００１９】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。

【００２０】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Ｃ
ｕ電極棒２８に給電するものである。

【００２１】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。

【００２２】図４〜図９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。

【００２３】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 ^-7Ｔｏｒ
ｒ）に排気されるようになっている。

【００２４】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
なるカソード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。

【００２５】グリッド電極４５は、窒化珪素（Ｓｉ
₃Ｎ₄）、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。

【００２６】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を介してカソード４４に接続
され、例えばプラス１５０ｋＶの放電電圧がカソード４
４に印加されるようになっている。

【００２７】カソード４４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Ｌ
ａＢ₆の非金属化合物の単結晶からなるものである。カ
ソード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。カソード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
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。

【００２８】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
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。

【００２９】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。

【００３０】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。

【００３１】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３
２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。

【００３２】ゲートアレイ制御回路の概要について説明
する。

【００３３】Ｘ線発生器３０内のアノード３３、カソー
ド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。

【００３４】次に、Ｘ線射出部５０について説明する。

【００３５】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５１
ａ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。

【００３６】なお、窓部材５１によるＸ線の減衰率は１
０％以下に抑えることが望ましく、５％とすることが好
ましい。

【００３７】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。

【００３８】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。

【００３９】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。

【００４０】次に、放射線検出器６０について説明す
る。

【００４１】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３
０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。

【００４２】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。

【００４３】センサアッセンブリ（検出部）７０はＣｄ
Ｔｅ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。

【００４４】センサアレイを構成する４０８６個のＣｄ
Ｔｅ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ＣｄＴ
ｅ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。

【００４５】次に、電子銃４０について説明する。

【００４６】図８に示すように、電子銃４０は、周囲の
部材からそれぞれ絶縁されたカソード４４およびグリッ
ド電極４５を備えている。カソード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、カソード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。

【００４７】カソード４４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Ｌ
ａＢ₆の非金属化合物の単結晶からなるものである。カ
ソード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。

【００４８】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をカソード４４からアノード３
３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はカソード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。

【００４９】図９に示すように、グリッド電極４５はＣ
Ｔ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１
００ｍｍとする。また、Ｘ線発生器３０（ターゲット３
３）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１０
０ｍｍ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。

【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（７
２万分の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、対向する放射線
検出器６０により検出される。

【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より、被検体５のＸ線ＣＴ画像情
報が得られる。

【００５７】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。

【００５８】次に、図１０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。

【００５９】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２
５Ａ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）。

【００６０】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、電極がコンパクトにで
きるなどの利点を有するものである。

【００６１】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、ノ
イズの原因となる二次Ｘ線や散乱線が実質的に発生しな
くなり、被検体を透過したＸ線が本来の正しい方向から
検出器に入射するようになるので、画質が向上し、鮮明
な診断画像を得ることができる。

【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
（１５０ｋＶ）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】電子ビーム出射部を示す拡大断面図。

【図９】カソードとグリッドを示す平面図。

【図１０】本発明の他の実施形態に係る多線源型Ｘ線Ｃ
Ｔ装置（１００ｋＶ）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…プリアンプユニット、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）、２０ｐ…取付
面、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，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、３
４ａ…給電点、３５…冷媒流路、３６…冷媒供給路、３
７…照射窓、３８…保持部、４０…電子銃、４１…絶縁
基板（セラミック）、４２ａ…フィラメント電流導入碍
子、４２ｂ…高圧ケーブル、４２ｃ…碍子、４３…Ｍｏ
線、４４…カソード電極（ＳｅＢ₆，ＬａＢ₆）、４５…
グリッド電極、４７…フレーム、４８…絶縁リング、４
９…押え板、５０…Ｘ線射出部、５１…窓部材（Ａ
ｌ）、５１ａ…薄肉部、５１ｂ…シール溝、５２…切欠
溝、５３…遮蔽材（鉛板）、５３ａ…射出孔（ビーム通
路）、５４…ボルト、５５…Ｏリング、５９…Ｚ軸、６
０…放射線検出器、６１…ハウジング、６２…リングフ
レーム、６３…遮蔽材（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）、
７２…ＣｄＴｅ光電変換素子（ＣｄＴｅ単結晶）、７５
…プリント回路基板。

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【手続補正書】

【提出日】平成１４年１０月２３日（２００２．１０．
２３）

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】特許請求の範囲

【補正方法】変更

【補正内容】

【特許請求の範囲】

【手続補正２】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０００２

【補正方法】変更

【補正内容】

【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
のような高速の多線源型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１０−０７
５９４４号公報などに提案されている。

【手続補正３】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０００３

【補正方法】変更

【補正内容】

【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
（Ｘ線管）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・Ｏ
ＦＦ制御する

【手続補正４】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０００５

【補正方法】変更

【補正内容】

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかし、従来のＸ線発
生器においては、ターゲット部で電子線から放射線変換
されて発生するＸ線はあらゆる方向に放射されるととも
に、これと同時に被検体からも二次Ｘ線が出てくる。こ
のため、二次Ｘ線や散乱線が飛び込んでノイズが増大す
るので、検出器に到達するＸ線の方向を特定することが
できず、被検体を透過した検査用Ｘ線のみに基づいて診
断画像が再構成されなくなり画質が劣化して不鮮明にな
る。

【手続補正５】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０００７

【補正方法】変更

【補正内容】

【０００７】

【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且つ被検体
を取り囲むように軸心を中心とする円周上に配列された
複数のＸ線発生器と、前記複数のＸ線発生器に対向して
前記軸心を中心とする円周上に配列された複数のＸ線検
出器と、を具備する多線源型Ｘ線ＣＴ装置において、前
記真空容器の開口部を塞ぐように該真空容器に取り付け
られ、減衰が少ない状態でＸ線の通過を許容する低放射
線吸収率の材料からなり且つＸ線射出部を有する環状の
窓部材と、前記Ｘ線射出部を除く前記窓部材及び前記真
空容器を覆う遮蔽材と、を具備することを特徴とする。

【手続補正６】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０００８

【補正方法】変更

【補正内容】

【０００８】上記の遮蔽材は、厚さが５ｍｍ以上の金属
板からなることが望ましい。特に、１５０ｋＶ級のカソ
ード電源を用いる装置では、遮蔽材に板厚５ｍｍ以上の
鉛板を用いることが望ましい。また、１００ｋＶ級のカ
ソード電源を用いる装置の場合は、遮蔽材に板厚４ｍｍ
以上の鉛板を用いることが望ましい。

【手続補正７】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００１０

【補正方法】変更

【補正内容】

【００１０】図１及び図２に示すように、１５０ｋＶ用
多線源型Ｘ線ＣＴ装置としての診断用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とともにガントリ１１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

【手続補正８】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００１５

【補正方法】変更

【補正内容】

【００１５】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線画像診断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。

【手続補正９】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００１８

【補正方法】変更

【補正内容】

【００１８】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２
４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。ま
た、Ｘ線射出口を除く窓２０ａ及び真空容器２０を覆う
遮蔽材２４により、ノイズの原因となる二次Ｘ線や散乱
線が実質的に発生しなくなり、被検体を透過したＸ線が
本来の正しい方向から検出器６０に入射するようになる
ので、画質が向上し、鮮明な診断画像を得ることができ
る。

【手続補正１０】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００３８

【補正方法】変更

【補正内容】

【００３８】図７に示すように、本実施形態では真空容
器の窓２０ａの開口径Ｗ１を２０〜３０ｍｍとし、窓部
材の薄肉部５１ａの幅を窓２０ａの開口径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。

【手続補正１１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００５４

【補正方法】変更

【補正内容】

【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、照
射野において被検体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。

【手続補正１２】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００５６

【補正方法】変更

【補正内容】

【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より、被検体５のＸ線画像診断情
報が得られる。

【手続補正１３】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００６１

【補正方法】変更

【補正内容】

【００６１】

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、真
空容器の開口部を塞ぐように該真空容器に取り付けら
れ、減衰が少ない状態でＸ線の通過を許容する低放射線
吸収率の材料からなり且つＸ線射出部を有する環状の窓
部材を設けると共にＸ線射出口を除く窓部材及び真空容
器を覆う遮蔽材を設けたことにより、ノイズの原因とな
る二次Ｘ線や散乱線が実質的に発生しなくなり、被検体
を透過したＸ線が本来の正しい方向から検出器に入射す
るようになるので、画質が向上し、鮮明な診断画像を得
ることができる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｈ０１Ｊ 35/18 Ｈ０１Ｊ 35/18 Ｈ０５Ｇ 1/00 Ｈ０５Ｇ 1/00 Ｇ Ｃ (72)発明者 佃 和弘 広島県広島市西区観音新町四丁目６番22号 三菱重工業株式会社広島製作所内 (72)発明者 石橋 明 東京都千代田区丸の内二丁目５番１号 三 菱重工業株式会社内 Ｆターム(参考） 4C092 AA01 AA05 AC01 AC17 BD01 BD11 BD12 4C093 AA22 BA05 EA02 EA06 EA13 EB12 EB13 EB18 EC43

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【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、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、 カソードと、 このカソードと対向して配置され、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グリッ
   ドと、 前記軸心を中心とする円周に沿って３６０°全周にわた
   り、かつ前記真空容器の開口部を塞ぐようにシール構造
   を介して該真空容器に取り付けられ、真空圧に耐えられ
   る強度を保証する厚さを有し、減衰が少ない状態でＸ線
   の通過を許容する低放射線吸収率の材料からなる環状の
   窓部材と、 前記窓部材のＸ線射出部を除いて前記真空容器および前
   記窓部材を全面的に覆う遮蔽材と、を具備することを特
   徴とする多線源型Ｘ線ＣＴ装置。
2. 【請求項２】 前記遮蔽材は、厚さが５ｍｍ以上の重金
   属板からなることを特徴とする請求項１記載の放射線検
   出器。