JPS6351695B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は放射線撮像装置に係るものである。本
発明は特に静止Ｘ線源及び検出器アレーを用い、
鼓動する心臓のような運動する人間の器官の動的
研究を容易ならしめるように毎秒当り多数の超高
速走査を行なうことができるこの一般的な型の装
置に係るものである。本発明は多くの応用を有し
ているが、特に計算機化された断層撮影（CT）
スキヤナに有用である。従つて本発明細書はCT
スキヤナに関して記述する。

CTスキヤナは極く最近開発されたものであり、
Ｘ線放射或はガンマ線放射のような高エネルギ放
射線による身体の検査を容易にするものである。
この装置を用いると、陰極線管或は他の像形成装
置上の画像或はこの画像の写真のような任意の形
状の放射線写真を得ることができる。

この型のスキヤナは外部の源から関心のある身
体の部分に放射線を向かわせる。放射線は１組の
ビームの形状であり、これらのビームは複数の異
なる方向から、身体部分をはさんで源とは反対側
に配列されている１つ或はそれ以上の放射線検出
器に向かう。各ビームは身体を通過した後に検出
され、検出器の出力はコンピユータによつて処理
存び相関され、身体のある面内に配列されている
要素の二次元マトリツクスにおける要素の吸収或
は透過係数が決定される。この処理された情報
は、この面即ち身体のスライスの画像を再生する
のに用いられる。

EMIリミテツドで作られた最初の型のCTスキ
ヤナーでは、検査する身体を走査及び探知構造内
のアパーチヤ内に挿入する。これらの構造は放射
線源及び検出器をアパーチヤーの両側に保持して
いる。源及び検出器は構造上を前後に移動するこ
とができるので放射線は１つの面で身体を横方向
に横切つて走査する。またこの構造は上記の面に
垂直な軸を中心として身体の周囲を回転すること
も可能である。このようなスキヤナは例えば米国
特許第3919552号に開示されている。

この先行スキヤナにおける主な問題は、放射線
源、検出器アレー及びそれらの保持構造が比較的
大きくて重く、上述のようなそれらを身体に対し
て運動させるには動力装置及び他の補助設備が必
要であり、そのため装置全体が比軽的複雑とな
り、大きく重くなり、そして高価となる。また身
体を機械的に走査するために走査作動が遅くな
る。結果的に、身体スライスの有用像を得るため
の走査を完了するには比較的長い時間、例えば数
乃至数十秒を必要とする。従つて走査時間中に患
者の器官或は身体に動きがあると合成画にアーチ
フアクトを生じ、そのため画像に不明瞭な部分を
生じて放射線学者を混乱させる。しかし、最も重
要なことは、先行スキヤナが緩速であるために、
鼓動する心臓のような動的な器官の急速順次像を
得ることができないことである。

更に最近に至つて、患者の身体を取巻いて円形
に固定された検出器アレー及び身体を中心として
回転し身体の選択された面即ちスライスを放射線
の扇形ビームで照射する放射線源を有するCTス
キヤナが開発された。各源位置における吸収され
なかつた放射線が異なる組の検出器によつて検出
器され、全ての検出器からの情報が相関されて身
体スライスの像が作られる。

この先行スキヤナは検出器が固定されていると
いう長所を有しているが、使用可能な情報を得る
ために源を回転させるための機械的構造を必要と
する。従つてこの先行スキヤナの走査時間も比較
的遅く、例えば±0.5％或はそれ以上の精度を得
ようとすると数秒を必要とするが、この時間では
心臓のような動的器官のスナツプ像を得るには長
過ぎる。更に源を回転させるのに必要な機械的構
造及び動力装置を必要とするために比較的複雑と
なり高価となる。上記の型のスキヤナはアメリカ
ン・サイエンス・アンド・エンジニアリング・イ
ンコーポレーテツドで製造され、1976年４月に同
社から発行されたASE―3869に「コンピータラ
イズド・トモグラフイツク・スキヤナ」の題で開
示されている。

上述の問題の若干を回避するために源及び検出
器アレーの両方を固定したスキヤナも提案されて
いる。異なる２機種が提案されており、現在米国
ロチエスター市のメイヨー・クリニツクで製造中
のものは、源アレーが患者の身体を取巻く半円形
状に配置されている分離したＸ線管の固定アレー
からなつている。これらのＸ線管は順次にパルス
駆動されて患者の身体の多重スライスを照射する
回転放射線ビームを発生する。放出された放射線
は、放射線源に対して直径方向に向合つている固
定半円形検出器アレーによつて検出される。検出
器からの信号は身体スライスの画像を得るよう処
理される。

この装置には移動する源及び検出器構造は無い
が、合理的に良好な画像を得るためには28個程度
ものＸ線管及びそれらの保持構造、並びに遮蔽を
必要とするために極めて高価となる。更に、これ
らのＸ線管が比較的かさ張つているために、異な
る源位置間の間隔が比較的大きくなつてしまう。
従つて得られる画像には期待した程多くの情報は
含まれないようになる。このような少数の源位置
を補償するために、この装置では走査中に若干回
転を与えるようにしなければならないのであろ
う。静止スキヤナの長所を打消すようなこの要求
は、機械的な複雑さに加えて装置の走査時間も増
加させることになる。

静止スキヤナの他の提案されている例は、１
1977年10月版「ジヤーナル・オブ・コンピユー
タ・アシステツド・トモグラフイ」の第１巻第４
号に記載されており、この装置は患者の軸に沿つ
て配向されている電子ビーム銃の形状の固定放射
線源を使用する。Ｘ線放出材料の環と、隣接して
いる固定円形検出器アレーとが患者を取巻いてい
る。電子銃からのビームは円形に偏向されて標的
環を走査するようになつているので環はＸ線を半
径方向内向きに患者に向けて放出する。患者の反
対側から放出された放射線は検出器アレーによつ
て検出され、検出器信号は患者の身体の選択され
たスライスの画像を得るように処理される。

この型のスキヤナは鼓動する心臓を実時間で画
くのに充分速い走査時間を有しているが、電子ビ
ームの分散を避けるためには銃から標的環までの
長い（例えば3m）電子ビーム通路を高真空室
（約10^-7トル）内に完全に包囲しなければならな
い。また、高速走査時間を得るためには極めて大
電流の電子ビームが必要である。

反撥性空間電荷効果のために、有用な画像を得
るのに不可欠の精度（小寸法の焦点スポツト、ビ
ーム位置等）を保つようにビームを制御すること
は殆んど無理である。同じ理由から、この型の
CTスキヤナは製造上も、保守上も極めて高価と
なる。

現在市販されているCTスキヤナは何れも、鼓
動している心臓の実時間画像を得るのに充分に速
く走査しないし、また情報を処理しない。その上
これらのスキヤナは一連の心臓鼓動中に心臓の与
えられた断面スライスのために集めたデータを平
均化する心臓ゲーテイング技術を利用しなければ
ならない。ゲーテイング技術は、鼓動から鼓動ま
での心臓の空間的及び時間的非再現性のために本
質的に不正確であり、それによつて得られる画像
は運動アーチフアクトのにじみによつて質が低下
する。本発明のコンピユータ超高速断層撮影スキ
ヤナーは、 イ 冷陰極二極管の非回転固定アレーから成るＸ
線源（各冷陰極二極管は陽極と陰極とを有し、
それらの間のインピーダンスは100オームを越
え、陽極と陰極との間に高電圧パルスがかけら
れると、Ｘ線を放出する。）、 ロ 高電圧パルスを発生するパルス発生手段（こ
の高電圧パルスの巾は100ナノ秒以上であり、
振幅は200KVであり、パルス発生手段の出力
と冷陰極二極管とはマツチングしていない。）、 ハ 実質的に一定振幅のＸ線パルスを冷陰極二極
管が放出するようにアレーの冷陰極二極管へ順
次に高電圧パルスを加える手段、 及び ニ 患者をＸ線が貫通してからそのＸ線を受ける
ように配置されたＸ線検出器 を備えている。

本発明のスキヤナーの改良点は多くあるが特
に、Ｘ線検出器もＸ線源も回転させることなく、
その代わりＸ線源に順次信号を送り、Ｘ線を順次
に放出させて患者の内部の断層撮影像をつくるよ
うにしたことにある。この非回転スキヤナーはＸ
線源として冷陰極二極管の使用により可能となつ
たのである。冷陰極二極管は高真空雰囲気を必要
としない。

従つて本発明の目的は、固定されたＸ線源及び
検出器アレーを有する改善された放射線撮像装置
を提供することである。

本発明の別の目的は、固定された源及び検出器
アレーを用いて与えられた画像を得るのにミリ秒
走査時間しか要しないCTスキヤナ用の上記装置
を提供することである。

本発明の別の目的は、低雑音で空間的及び時間
的解像度が高いことを特徴とする像が得られるス
キヤナを提供することである。

本発明の別の目的は、心臓のある鼓動中にその
心臓の鼓動の弛緩状態における静的像を充分に低
い雑音で且つ高い空間的解像度でとらえて正常な
組織と阻血心臓組織とを区別し、心筋阻血及び梗
塞を検出し、大きさを測り、所在を局限するスキ
ヤナを提供する。

本発明の別の目的は、鼓動する心臓の順次像を
得るためのＸ線データを迅速に得る超高速CTス
キヤナを提供することである。

本発明の別の目的は、心臓ゲーテイング技術に
頼ることなく静的及び動的な作業を遂行する心臓
CTスキヤナを提供することである。

本発明の別の目的は、比較的小型のCTスキヤ
ナを提供することである。

本発明の別の目的は、入力電力が比較的低い放
射線撮像装置を提供することである。

本発明の別の目的は、評価し得る時間間隔に亘
つて比較的一定の最適化された放射線出力を発生
できる改善されたパルス駆動Ｘ線源を提供するこ
とである。

本発明の別の目的は、比較的長い動作寿命を有
する小型Ｘ線源を提供することである。

本発明の別の目的は、比較的高コントラストの
身体放射線像を得るのを容易ならしめるＸ線源を
提供することである。

本発明の更に別の目的は、上記のようなＸ線源
用の改善されたパルス電源を提供することであ
る。

以上のように、本発明の構造上の特色、要素の
組合せ、及び部品の配列からなつており、これら
について以下に説明を進める。

概述すれば、本装置は分離した放射線源の固定
アレー及びこのアレーに隣接していて密着して束
ねられている放射線検出器の固定同軸状アレーを
用いている。これらのアレーの直径は、患者をこ
れらのアレーの共通軸にそつて調整できるように
位置ぎめすることができ、それによつて患者の身
体の選択されたスライスの放射線像が得られるよ
うな大きさである。放射線源は分離した比較的安
価で小型の高圧パルス発生器によつてパルス駆動
される。各源はそれぞれの位置において放射線の
扇形ビームを発生し、このビームは患者の予め選
定されている部分に向かう。患者の身体の反対側
から発し、吸収されなかつた放射線は検出器アレ
ー内の検出器によつて検出され、検出器の電気的
出力はデイジタル化されてコンピユータ内に読込
まれる。

アレー内の各放射線源がパルス駆動されるにつ
れて、対応する検出器の情報が得られ、記憶され
る。全ての源が駆動されて走査が完了すると、収
集された情報はコンピユータによつて相関され処
理されて患者の身体の選択されたスライスの再構
成像が作られる。コンピユータからのデータは陰
極線管上に像を画くのに用いられる。

源アレー内の各放射線源は特別の、小さい、安
価な、緻密な冷陰極二極管組立体からなつてい
る。冷陰極二極管は従来Ｘ線源として用いられて
来たが、その用途としては核兵器効果模擬への応
用が主であつたことに注目されたい。この用途で
はインピーダンスが極めて低い二極管（例えば数
オーム）を極めて短かく（約50ナノ秒）極めて高
圧（約１メガボルト）のパルスで駆動して、二極
管に極めて短かく非常に強いＸ線バーストを発生
させている。このようなＸ線は放射線撮像用途に
は全く不適当であり、患者を殺さないまでも危険
な損傷を与えてしまう。

現在ではヒユーレツト・パツカード社の一部門
であるフイールド・エミツシヨンズ・コーポレー
シヨンが冷陰極二極管に類似した電界放出Ｘ線管
を製造していることは公知である。このＸ線管の
インピーダンスは300オーム程度と比較的高く、
標準のＸ線管と同様に医療放射線学に用いられて
いる。この二極管は切頭円錐形のタングステン陽
極と、この陽極の周囲に分配されている４本の櫛
型陰極アレーとを有している。この二極管は30ナ
ノ秒の短かい且つ350キロボルト程度の高圧のパ
ルスによつて多重パルス・モードで駆動される。

しかし、この型の管は本発明が係つている型の
撮像装置に用いるには幾つかの欠陥を有してい
る。例えば、この管は製造するのが全く複雑であ
り、長さが約152mmであり、また例えば10^-7トル
のような高真空を必要とするので、少なくとも大
きい真空マニホールド及び極めて高価な補助真空
装置を使用しない限りこれらの管をスキヤナ・ア
レー内に充分に密着させて設置することができな
い。

また、これらの管を駆動する高圧パルスは管に
比較的硬いＸ線を発生させるが、これらの硬Ｘ線
は組織の像のコントラストを弱めてしまうために
本用途には適していない。

更に、これらの管を高圧で短かいパルスによつ
て動作させるので、衝突する電子によつて管の陽
極に発生する熱を消散させるための時間が不充分
である。従つて、この管の寿命は比較的短かい。
またこのような高圧動作をさせるためには、管に
その陽極アレーと陰極アレーとを分離する碍子構
造を設ける必要があるが、管のインピーダンスを
著しく低下させ従つてＸ線出力を低下させる碍子
表面の電気的導通を最小にするために碍子は極め
て複雑な形状となる。この問題は、この表面導電
がＸ線の発生に必ず附随する紫外放射線によつて
促進乃至は助長されるために、悪化する一方であ
る。

またこの管を巾の短かい（30ナノ秒）のパルス
によつて駆動するには、比較的複雑なパルス電源
が必要である。これは電源が極めて速い立上り時
間を有するパルスを発生しなければならないから
である。立上り時間は回路のインダクタンスに正
比例するから、回路のインダクタンスを比較的低
くする必要がある。インダクタンスを低くするた
めに、アレー内にこれらの管を多数配列してそれ
ぞれにパルスを分配することが極めて困難とな
り、高価となる。

最後に、どのような電界放出装置を動作させて
もいわゆる陰極プラズマが発生し、陰極から陽極
に向つて伝播するので管のインピーダンスが低下
し、Ｘ線出力が降下する。陰極プラズマの速さは
管を駆動する電圧パルスの立上り時間と共に変化
する。従つて極めて短かいＸ線のバーストだけが
管から放出され得るようになる。これらの及びそ
の他の考察から、この型のパルス駆動Ｘ線源を本
発明に係る放射線撮像用途に用いるには適してい
ないと考えられる。

しかし、100オーム以上、好ましくは300乃至
350オームの高インピーダンスの冷陰極二極管を
120乃至125キロボルト程度の比較的低圧で且つ例
えば150乃至160ナノ秒の長い持続時間の電圧パル
スによつて駆動すると、放射線撮像用途特に高コ
ントラストの身体像を得るための超高速トモグラ
フイツク・スキヤナのための優れたＸ線源として
機能することが解つた。二極管をこのように低い
電圧でパルス駆動すると、良好な像コントラスト
を得るのに充分軟かいＸ線を発生するようにな
る。

二極管の動作電圧をこのように低下させると、
過熱による二極管の陽極を破損するという既に潜
在する厳しい問題を更に悪化させると考えるであ
ろう。これは、二極管の陰極から放出される低エ
ネルギの電子の陽極への突入がそれ程深くないこ
とが知られており、そのために発生する熱は陽極
の薄い層によつて吸収され消散に長い時間を要す
るからである。しかし予期に反して、このように
はならない。明らかに巾の長いパルスを用いれ
ば、陽極の深い冷い層内に熱を拡散させるための
時間が充分にあるものと考えられ、特に後述する
新らしい二極管構造の場合にはこのことを考慮さ
れている。

高インピーダンス二極管を駆動するための比較
的長い立上り時間を本質的に有している低電圧、
長持続時間パルスを使用すると、回路インダクタ
ンスをある程度高くできるという点からパルス発
生器に対する要求も大巾に緩和される。このため
源をアレー内に設置し、トモグラフイツク・スキ
ヤナに要求される例えば10KHzの周波数で異なる
源に駆動パルスを分配するのが遥かに容易とな
る。

この時点で、たとえ目的が均一な放射線出力を
有するＸ線を発生させることであつても、高イン
ピーダンス二極管を巾の長いパルスで駆動するこ
とが必ずしも明白なことではないことに言及して
おくべきであろう。何故ならば、冷陰極二極管の
ような電界効果装置は、それらがパルス駆動され
ている時間中の種々の現象に起因してインピーダ
ンスの低下を示すことが知られているからであ
る。これらの現象の１つは、その速さが電圧パル
スの立上り時間と共に変化する前述の陰極プラズ
マを広げることである。即ち、長い駆動パルスが
ゆつくりした立上り時間を持つていたとしても、
二極管のインピーダンス従つてその電圧は、陰極
プラズマが約1.7cm／ミリ秒の速度で陽極に向つ
て伝播するので長いパルスの間に低下し、二極管
からのＸ線出力も比例して低下する。実際に、約
７mmの陽極・陰極間隙を必要とする300オームの
二極管においては、150ナノ秒のパルスの間にイ
ンピーダンスは1/2まで降下する。

しかし、これに加えて陽極が約400℃程度の温
度に加熱されると陽極から解脱するガスによつて
陽極プラズマが発生する。これは極めて短時間
（例えば２乃至10ナノ秒）で発生する。このプラ
ズマは低Ｚイオンを発生し、これらのイオンは迅
速に陽極・陰極間隙を走行する。これらのイオン
は二極管内の電子空間電荷を部分的に電荷中和し
て二極管インピーダンスを急激に降下させる。こ
のために二極管電圧及びＸ線生産が低下する。陽
極プラズマ自体も陰極に向つて伝播してインピー
ダンスの低下を早めるのに寄与し、従つて二極管
からのＸ線出力を低下させる。これらの間隙閉塞
問題のために、冷陰極二極管が比較的一定の再現
可能な出力を要求するCTスキヤナのような撮像
装置の効果的なＸ線源であり得るという考えを放
棄しがちであつた。

ところが、データ収集の目的で二極管をパルス
駆動する直前に二極管を１回或はそれ以上予めパ
ルス駆動することによつて陽極を200乃至400℃ま
で予熱して解脱したガスを一時的に陽極表面から
駆逐することによつて二極管のインピーダンスを
低下させる陽極プラズマを大巾に減少させ得るこ
とが解つた。また、プラズマ形成ガスを駆逐する
予パルス駆動中は、二極管のインピーダンスが比
較的低く二極管に大電流が流れるから、陽極の過
熱或は溶融を防ぐために短か目の二極管駆動パル
スを使用できる。一且二極管表面から比較的低温
の解脱ガスが追放されてしまうと、陽極がその溶
融温度（タングステン陽極では約3650℃）まで加
熱されるまではそれ以上陽極プラズマは発生しな
い。陽極材料が固体から液体に相遷移する点でそ
れ以前にタングステン格子内に捕捉されていた解
脱した材料が放出されるものと考えている。

二極管出力に及ぼす陽極プラズマの効果は、後
述するように二極管の構造を適切にすることによ
つてより一層減少させることができる。

更に、二極管のインピーダンスを低下させる陰
極プラズマ現象は、二極管のインピーダンスとそ
のパルス発生器の出力インピーダンスとを故意に
不整合ならしめることによつて補償できることも
発見した。出力インピーダンスがZ_Gのパルス発生
器のパルス形成ラインを固定電圧V_Gまで充電し
た場合、I_DV_D ^2.8（I_D及びV_Dは二極管に影響を及ぼ
す電流及び電圧）で定義される（トモグラフイに
係るスペクトル領域内の）最大二極管放射線パル
スが、二極管インピーダンスZ_DがZ_D＝V_D／I_D＝
2.8Z_Gである時に得られることは公知である。従
つてもし二極管のインピーダンスZ_Dが陰極プラズ
マによつて2.8Z_Gよりも大きい値から2.8Z_Gよりも
小さい値まで降下することが許容されれば、二極
管電圧V_Dも降下するが電流I_Dは増加して最適化さ
れたほぼ一定の放射線パルスI_DV_D ^2.8を発生するこ
とが解つた。事実、本発明が係る用途において、
二極管のインピーダンスZ_Dを発生器のインピーダ
ンスZ_Gの約４乃至５倍にすると最良の結果が得ら
れる。

要するに、二極管の寿命を伸ばし長期に亘つて
再現性を得るために、各パルスが発生する時の陽
極の損傷を最小にするように二極管のインピーダ
ンス、及び二極管を駆動するパルスの電圧及び巾
を選定したのである。詳細を後述する高インピー
ダンス二極管放射線源を駆動するのに巾の大きい
低電圧パルスを使用すると、二極管をＸ線源とし
て駆動するのに用いる電圧パルス発生器に対する
要求も大巾に緩和される。そのために本スキヤナ
のＸ線源を駆動するのに比較的簡単で低価格のパ
ルス電源を使用することが可能となる。

更にこれらのパルス駆動二極管の比較的良くな
い再現性を相殺するために、本スキヤナに用いら
れる再構成アルゴリズムは得たデータを検出器扇
形としてではなくＸ線源扇形として処理するの
で、分離した各Ｘ線源が視点（View）を構成し、
扇形ビームによつて照射されるアレー内の各検出
器が線（ray）を構成する。このような配列によ
れば約150程度の源即ち視点によつて満足できる
再構成像が得られ、比較的小振巾のアーチフアク
トが導入されるだけであることが理解されよう。
また更に、像は二極管の再現性の数％程度の変化
には無感覚であり、これを10％程度まで高めるこ
とができる。これは前記の先行技術のスキヤナで
は極めて低い、例えば0.1％程度のＸ線源再現性
を必要とするのと対照的である。

本発明の各冷陰極Ｘ線源は、電源に接栓接続可
能なそれ自体のケーブル、及びそれ自体の逆補償
Ｘ線フイルタ及びコリメータを有する自蔵ユニツ
ト即ち組立体からなつている。更に、この組立体
は源アレー内の定められた位置において容易に取
外し可能であり、変換可能であるので、最低の努
力で保守或は交換することができる。スキヤナの
型に応じて後述の二極管はＸ線の点源或は線源の
何れにもなるようになつており、典型的な源アレ
ーでは150程度の分離した源を使用する。しかし、
脳のように空間的解像度のより高い像が要求され
る器管に対しては、後述するように300或は600も
の視野を得るように源アレーを極めて小さい角度
に細分することができる。源ユニツトが配置され
る源アレー・ハウジングは排気しなければならな
い。しかし0.5ミクロン程度の適度の真空が必要
なだけであり、これは簡単なありふれた真空ポン
プを用いて全く容易に維持することができる。

前述のように、本スキヤナでは巾の長い低電圧
パルス駆動高インピーダンス二極管を用いている
ので、この二極管を駆動するのに必要なパルス電
源は極めて簡易化されている。実際には、本装置
では15乃至30キロボルト程度の標準の、安定化さ
れていない、比較的低電力の直流電源が用いられ
ている。この電源から給電される主コンデンサが
150個の二極管源アレーの全走査のための150パル
ス分のエネルギを蓄積する。価格及び簡易化のた
めに本装置ではスタツクした同軸ケーブル変成器
を用いており、パルス・エネルギの蓄積を行なう
のと共にパルス形成回路網として役立つている。
インピーダンスが高い二極管を選択したことによ
つて、本質的にインピーダンスが高いこのパルス
形成回路網が使用可能となるのである。電圧てい
倍比及び出力／入力インピーダンス比はケーブル
変成器の利得段数の関数である。これらのパラメ
ータ間のトレード・オフを平衡させることによつ
て、変成器の出力インピーダンスを二極管源に適
するように設計し、充電用コンデンサによつて例
えば20キロボルトに充電した時に120キロボルト
の矩形パルスを発生させる。パルス巾はケーブル
の長さに直接関連しており、必要ならば変更する
ことができる。またケーブルの質量が大きいため
に源に印加されるパルスとパルスとの間に熱を消
散させるようになる。

トリガ信号を印加すると変成器の入力端はスイ
ツチを介して接地（短絡）される。変成器にまた
がる電圧が所望値（例えば20キロボルト）に達し
てからスイツチが変成器入力を短絡するので変成
器は二極管へ駆動パルスを供給する。実際にはス
イツチはスキヤナに走査中に約10KHzの周波数で
開閉するので変成器は一連の高圧パルスを発生
し、これらのパルスはロータリー・スイツチ或は
分配器によつて源アレー内の二極管に、好ましく
は非順次的に、印加される。

上記のようなパルス電源は非安定化電源を用い
ているにも拘わらず、変成器にまたがる電圧が正
しい大きさにならない限りスイツチが閉じないこ
とから、それら自体で安定化された高圧パルスが
得られる。更に、パルス形成回路網を構成してい
る変成器自体が各出力パルスを整形するのでパル
スの再現性は極めて高い。

前述のように、二極管のインピーダンスが高
く、パルス巾が長いので回路のインダクタンスは
大きくてもよく、このために自動車のデイストリ
ビユータのような比較的簡単な高圧分配器を用い
て源間を切替えることが可能となる（各二極管毎
に１個宛の多くの複雑なトリガ型高圧スイツチを
用いる必要はない）。これにより複数の高圧スイ
ツチは、反覆して作動する１個のありふれた低圧
水素サイラトロンに置換できるようになる。

本スキヤナの検出器アレーは、二極管源アレー
から平行に間隔をおいた環内に配列されている複
数のＸ線検出器を備えている。比較的高解像度の
再構成像を得るのに充分な情報を収集するため
に、例えば750個のような比較的多数の検出器が
アレー内に分配されている。１実施例ではありふ
れたシンチレーシヨン結晶を環上に互に束ね合わ
せ、各結晶を別々の光管によつて標準の光電子増
倍管に結合してある。結晶に入射するＸ線は結晶
を発光させ、その光放射が光電子増倍管に結合さ
れるので、光電子増倍管は結晶に入射するＸ線の
強さに比例する出力信号を発生する。ある走査中
の検出器からの信号はデイジタル化され再構成像
を得るように処理される。また充分に安定なあり
ふれた低利得フオトダイオードを用いればより一
層密着して束ねられた検出器アレーを得ることが
できる。ガス或は液体電離箱を同様にＸ線検出器
として使用可能である。

本スキヤナは固定された源アレー及び検出器ア
レーを用いて15ミリ秒程度の短かい走査時間で人
間の身体の高解像度再構成像を得ることが可能で
ある。従つて本スキヤナは鼓動する心臓のような
動的器官の高品質再構成像を得ることができる。
更に本スキヤナは高い空間的解像度（例えば２
mm）、低雑音（例えば約１％）で心臓の静的像を
得ることができるので、心臓病の診断を援助し、
処置の経過を監視できるようにする。従つて本ス
キヤナは病院、診療所等における広範囲な応用が
期待される。

以下に添附図面を参照して本発明の実施例を説
明する。

第１図に全体を１０で示すスキヤナは大よそト
ロイダル形で、床上に設置されている。スキヤナ
１０は大きい中央開口１１を有しており、その直
径は1m程度でテーブルＴ上に位置ぎめした患者
Ｐを開口１１内で長さ方向に選択的に位置ぎめで
きるようにしてある。

スキヤナ１０はハウジング１２を含み、ハウジ
ング１２は全体を１４で示す環状Ｘ線源部と、全
体を１６で示す隣接した同軸環状Ｘ線検出部とを
収容している。源部１４は遠隔の高圧パルス発生
部２２及びホース１５によつて源部１４に結合さ
れている真空ポンプ２４によつてサービスされ
る。発生器２２からのパルスに応答して源部１４
はＸ線の扇形ビームを発生し、これらのビームは
患者Ｐの選択された断面スライスを照射する。検
出器１６は患者Ｐの身体によつて吸収されなかつ
た放射線を検出し、出力部２６を介して出力信号
をコンピユータ２８に供給する。コンピユータ２
８は検出部１６からの信号を処理して選択された
身体スライスの像を作り、この像はCRTモニタ
３２上に表示される。

第１図乃至第３図を参照する。源部１４は円筒
形の環３４を備え、この環３４は分離したＸ線源
３６のアレーを保持している。図示のアレーは円
形であるが、用途に応じて弓形であつても、また
線形であつても差支えない。ポンプ２４からのホ
ース１５は環３４を排気するために環３４の内部
に接続されている。図を見易くするために比較的
少数の源３６を巾広く間隔をおいて示してある
が、実際には典型的な源部１４は環３４の円周に
沿つて密着して束ねられている150個程度の源３
６を含んでいることを理解されたい。

第２図及び第３図から明らかなように、各源３
６は環３４の外壁３４ａの孔３８を通して突出て
おり、またスキヤナ１０の軸Ａ―Ａ（第１図）に
向つて半径方向内側に向うように配向されてい
る。各Ｘ線源３６は緻密な自蔵冷陰極二極管Ｄか
らなつており、各源３６が円周方向に占める大き
さは約２cmである。各二極管Ｄは大よそ円筒形の
導電性のシエル４０を含んでいる。シエル４０内
には大よそ円筒形で比較的大直径の金属導体４１
が軸方向に位置ぎめされている。導体４１は絶縁
用プラスチツク・フイードスルー
（feedthrough）４２によつてシエル４０の両端
の中程に保持されている。フイードスルー４２は
シエル４０と導体４１とを電気的に絶縁するにも
役立つている。フイードスルー４２に接している
導体４１内に設けたみぞ４４内にＯリング・シー
ル４３を取付けることが望ましい。同様にフイー
ドスルー４２に対面しているシエル４０の内壁に
設けられているみぞ４６に大直径のシール４５を
挿入してある。これらのシールの目的は、上述の
ように環３４内は真空に保たれているので、シエ
ル４０の両端を絶縁するためのものである。真空
絶縁用フイードスルー領域は、最大の二極管束ね
効率が得られて最小の直径が維持されるように注
意深く設計すべきである。

導体４１の自由端には比較的小直径の棒状陽極
４８が取付けられてシエル４０の軸方向に突起
し、シエル４０の内端附近まで伸びている。典型
的には陽極４８は、直径が１乃至３mm程度であ
り、長さが１乃至２cmである。陽極４８附近のシ
エル４０の環状セグメントは二極管の陰極５２と
して働らき、陽極４８と同程度の長さを有し、内
径は１乃至２cmである。１つ或はそれ以上の電界
増強用環５３を陰極５２の内壁に沿つて分布させ
ることができる。環５３の内縁は陰極５２から陽
極４８への電子流の源として働らき、陽極４８で
Ｘ線を発生させる。これらの環５３の役目は、二
極管がパルス駆動された時に陰極ホイスカ爆発に
より早目に陰極プラズマを形成させて陰極５２の
内面の電界を増強させることである。この陰極プ
ラズマはＸ線を発生させる電子の源となる。

各二極管Ｄには、シエル４０の外端内に伸びて
いる高圧同軸ケーブル５８が設けられている。ケ
ーブル５８の中心導体はフイードスルー４２附近
で導体４１の外端に接続されており、ケーブル５
８の外側導体は好ましくは金属カバー５９によつ
てシエル４０に電気的に接続する。カバー５９は
シエル４０の端に固定され、このカバー５９をケ
ーブル５８が通過している。フイードスルー４２
とカバー５９との間のシエル４０の内側空間には
適当な油或はポツテイング・コンパウンド６０を
充填することが望ましい。各ケーブル５８は高圧
パルス発生器２２（第１図）に接続されるように
なつており、ケーブル５８の外側導体は電気的接
地に、或はそれに近い電位に保つ。これを容易な
らしめるために、各ケーブル５８を同軸コネク
タ・プラグ（図示せず）内で終端し、これらを発
生器２２内の反応コネクタに接栓接続することが
望ましい。

シエル４０には一体のフランジ４０ａが設けら
れている。フランジ４０ａには１組のボルト６２
を受けるように円周方向にあけられている孔６１
を有しており、ボルト６２は環壁３４ａのねじ孔
６３内にねじ込まれて源３６を環３４に固定す
る。フランジ４０ａの下側に作られているみぞ６
５にはＯリング６４が挿入されていてフランジ４
０ａと環壁３４ａとの間を耐流体シールしてい
る。以上のように、各源３６は単一の自蔵二極
管・ケーブル組成体からなつており、修理或は交
換の場合に発生器２２から抜取ることができ、環
３４から全く容易に取外すことができる。各源３
６を第３図に示す位置にボルト止めした場合、源
３６と環３４との間は充分なシール係合が得られ
るので、ポンプ２４（第１図）によつて環３４の
内側を１ミクロン程度の中庸の真空を維持するこ
とができる。この値は全ての冷陰極二極管源３６
を適切に動作させるのに全く充分な値である。

各二極管陽極４８から半径方向内側には逆補償
用フイルタ６６が取付けられている。好ましく
は、第３図に示すように、フイルタ６６を環内壁
３４ｂの孔６７内に取付ける。フイルタ６６の目
的は、各源３６が発生するＸ線扇形ビームの外側
部分の放射を減少させることである。このフイル
タ６６はアルミニウム或は銅のような適当なＸ線
吸収性材料製のありふれた傾斜密度フイルタであ
る。

本発明によれば、各源３６の陽極４８及び陰極
５２は冷陰極二極管Ｄを構成していてその電気的
インピーダンスZ_Oは著しく高くて100オームを超
えており、最も好ましくは300乃至350オームとす
る。高圧源２２からパルス駆動されると増強用環
５３から放出された電子が二極管の陽極４８に衝
突し、第３図にＸで示すＸ線のバーストを発生さ
せる。Ｘ線源３６が半径方向に配向されているの
でＸ線は大よそ陽極４８の端から放出されるか
ら、各源３６の焦点スポツト寸法は陽極４８の直
径、即ち１乃至３mmにほぼ等しくなる。この焦点
スポツト寸法は、心臓像に対して充分過ぎる程で
あり、更に身体全般的に高品質な像を得るのにも
充分に小さいものである。

一般的なＸ線源の場合と同様に、このＸ線発生
の場合も紫外線放射の発生が伴なう。この放射は
陽極４８に最寄りのプラスチツク・フイードスル
ー４２の表面４２ａに沿つて電子の移動を促進す
る傾向がある。このような傾向があると二極管の
インピーダンスを望ましくなく低下させるように
なる。従つてこの傾向を最小にするために、導体
４１の自由端に一体フランジ４１ａが設けてあ
る。このフランジ４１ａは、陽極４８の端から放
出されるＸ線によつて生ずる紫外線放射からフイ
ードスルーの表面４２ａを遮蔽するように働ら
く。

第３図に示す源３６の陽極４８及び陰極５２は
主として炭素及び黒鉛で作られている。好ましく
は、特に増強用環５３に関してはPOCO印の黒鉛
を用いるべきである。それはこの黒鉛が極めて細
かい粒子を有していて、極めて薄い（1.27mm）シ
ートに形成可能であり、また必要寸法への加工に
耐えるのに充分に強く、そのため二極管の製造が
比較的容易となり、寿命が長くなるからである。
好ましくは陽極４８は薄い高Ｚ（タングステン）
Ｘ線発生層を有するべきである。炭素は、充分に
熱に耐え、Ｘ線に対して透過性であり、二極管源
３６に正確に再現可能な出力を発生させるので適
当である。最も好ましいのは、陽極４８を第４図
に示すように複合構造とすることである。第４図
では各種材料の厚みを誇張して画いて解り易くし
てある。この陽極４８は炭素の心６８をタングス
テン或は他の比較的高い原子番号の金属の被膜６
９によつて取巻いてある。タングステン被膜はＸ
線を多量に発生するように充分に厚くし、しかも
これらのＸ線を自己吸収しないように充分に薄く
する。またこの被膜６９はパルス駆動された時に
その融点温度まで加熱されてしまわないように、
炭素基材に熱を消散させるように充分に薄くす
る。最後に、陽極４８には炭素或は他の適当な材
料の極めて薄い（例えば数ミクロン）外側被膜即
ちジヤケツト７０を含んでいてもよい。この層は
２つの機能を有している。第１はタングステン材
料を機械的に収容することである。これはタング
ステンが陽極から除去されて陰極構造、特に電界
増強用環５３の縁を被膜する傾向（これによる効
果は陰極の望ましい炭素特性をマスクしてしまう
ことである）を最低にする。第２は、そしてより
重要な機能は、電子衝突によつて解放されたガス
から陽極プラズマが発生するしきい値をタングス
テンよりも高くしてパルス駆動の間二極管のイン
ピーダンスを合理的に高く維持することである。

また若干の応用においては、陽極４８の表面に
沿うＸ線の自己吸収を最低にするために、陽極４
８をテーパーさせることが望ましいかも知れな
い。このような源を第５図に示す。この源の陽極
４８ａはその長さに沿つて典型的には約12゜の角
度のテーパーが付いている。

第６図を参照する。源３６をパルス駆動する高
圧パルス発生器２２は直流電源７２を備えてい
る。しかし従来のCTスキヤナのＸ線管では必要
としていた大きくて高価な高圧（例えば120キロ
ボルト）安定化電源とは極めて対照的に、電源７
２は非安定であり、15乃至30キロボルト程度の比
較的低い出力電圧である。従つてその価格は従来
使用されていたCTスキヤナの安定化電源の1/5程
度とすることができる。

電源７２はその出力と接地との間に接続されて
いる主コンデンサ７４に給電する。このコンデン
サ（例えば50マイクロフアラド）はスキヤナの各
走査、即ち150パルスのためのエネルギを蓄積す
る。コンデンサ７４にまたがる電圧は、単に抵抗
７９、インダクタンス８０及びダイオード８２か
らなる充電回路７６に印加される。回路７６の出
力はパルス形成回路網８４に供給される。主コン
デンサ７４、充電回路７６及び回路網８４は一諸
になつて共振充電系を形成しているので、Ｑが無
限大（抵抗が０に等しい）であるとすれば、回路
網８４に供給されるピーク電圧は理論的には主コ
ンデンサ７４の出力電圧の２倍になる。このパル
ス形成回路網８４はパルス形成機能を遂行するだ
けではなく、パルス・エネルギの蓄積を行ない、
更にてい倍変圧器として働らく。

回路７６が回路網８４を必要電圧まで充電する
と、トリガ信号が水素サイラトロン・スイツチ９
０に供給される。これで回路網８４が放電して適
切に整形された電圧パルスをケーブル８６に供給
する。ケーブル８６は高圧分配器９２に接続され
ている。高圧分配器９２は高圧パルスを高圧ケー
ブルＣ１乃至Ｃ１５０を介して冷陰極二極管源Ｄ
１乃至Ｄ１５０の１つに選択的に向かわせる。Ｘ
線発生部１４（第１図）の冷陰極二極管Ｄ１乃至
Ｄ１５０の１つに高圧パルスが印加されると、そ
の選択された二極管はＸ線のバーストを放出す
る。

第７図に示すパルス形成回路網８４は、好まし
くは同軸ライン発生器即ち変成器を形成するよう
に接続されている同軸ケーブルのスタツクを含ん
でいる。第７図に示す回路網８４は１番から６番
までの６本のケーブルを有している。実際には、
典型的スキヤナは10本のケーブルを使用し、各ケ
ーブルのインピーダンス10オームとするから、回
路網の合計出力インピーダンスは100オームであ
る。

第７図から解るように、回路網のケーブルは対
に接続されている。例えばケーブル１と２とが１
つの対をなしており、ケーブル３と４が第２の対
をなし、という具合である。回路７６からの出力
は、全体としてパルス形成回路網８４の入力をな
している各対の一方のケーブル（即ちケーブル
２，４，６）の中心導体に並列に接続されてい
る。この中心導体の反対端は各対の第２のケーブ
ル（即ちケーブル１，３，５）の中心導体に接続
されている。第２のケーブルの反対端は浮いてい
る。スタツク内のケーブル２，４及び６の外側導
体の左端は互に接続され、接地されている。ケー
ブル２及び４の外側導体の右端はそれぞれケーブ
ル３及び５の外側導体の左端に接続されている。
またケーブル６の外側導体の右端及びケーブル１
の外側導体の左端は負荷、この場合は二極管源３
６に接続されている。最後に、トリガ信号によつ
てトリガされるサイラトロン・スイツチ９０は回
路入力と接地との間に接続されている。トリガ信
号は分配器９２の各位置においてありふれた制御
可能なパルス発生器から与えられる。

スイツチ９０が開いていて回路７６からの電圧
Ｖが回路網入力に印加されると、各ケーブルは並
列に充電されて電圧Ｖがケーブルにまたがつて現
われる。しかし、各対のケーブルの電圧ベクトル
は互に相反しているので源３６に印加される正味
の電圧は０ボルトである。しかし、サイラトロ
ン・スイツチ９０が閉じることによつて各対の１
方のケーブルへの入力が短絡されると、これらの
ケーブルを通して伝播する電圧のベクトルが反転
し、全てのケーブルが直列に放電するので分配器
９２を通して電圧パルスが二極管源３６に印加さ
れるようになる。開回路内への電圧パルスの振巾
は入力電圧Ｖにケーブルの数、第７図では６を乗
じた値に等しい。１本のケーブルの特性インピー
ダンスをZ_Oとすると、この回路網の特性インピー
ダンスはZ_Oにケーブル数を乗じたものに等しい。

以上のように、分配器９２の各位置において、
スイツチ９０が開いていると充電回路７６は各ケ
ーブル１乃至６を充電し始める。一定の時間間隔
の後にケーブル・スタツクにまたがる電圧が例え
ば20キロボルトのような選択された値に達する
と、スイツチ９０にトリガ信号が供給されてケー
ブル入力を短絡するので変成器が分配器９２を介
して源３６に高圧パルスを供給する。160ナノ秒
程度の巾を有するこの矩形パルスが二極管源３６
を導通させるので二極管源３６はＸ線Ｘ（第３図）
のバーストを発生する。

第６図のパルス発出器の動作を第８図に図式的
に示す。時刻０の各走査の始めに直流電源７２の
スイツチ（図示せず）を閉じると電源７２が例え
ば20キロボルトの動作電圧でコンデツサ７４を充
電する。従つて充電回路７６はこの電圧の２倍の
電圧即ち40キロボルトまでをパルス形成回路網８
４に印加する。回路網８４が充電を開始し、回路
網８４にまたがる電圧を第８図に波形V_P1で示
す。

一定の時間の後に回路網８４にまたがる電圧が
所定値に達すると、スイツチ９０にトリガ・パル
スが供給されスタツクされたケーブル１乃至６
（第７図）が放電するので120キロボルトの電圧パ
ルスが分配器９２によつて源アレー内の第１の二
極管Ｄ１に印加される。回路網８４が放電した後
にスイツチ８０が開き、分配器９２は次の二極管
Ｄ２に切換わる。回路網８４は第８図に波形V_P2
で示すように再び充電を開始する。同じ時間後に
スイツチ９０が再び点弧し回路網８４が放電する
ので120キロボルトのパルスがアレー内の二極管
Ｄ２に印加される。このプロセスは源アレー内の
150個の全ての二極管がパルス駆動されるまで約
10KHzの周波数で繰返され、走査を終了する。こ
の間に必要なエネルギは約2250ジユールである。
その後コンデツサ７４が電源７２によつて再充電
され、次の走査の準備を整える。或は、コンデツ
サ７４が充分に大きければ、コンデツサ７４を再
充電する前に数回の走査を遂行させることができ
る。

好ましくは二極管Ｄ１乃至Ｄ１５０は源アレー
内に順次に配列しない。そのようにはせず、先に
パルス駆動された二極管により発生した扇形ビー
ムに次にパルス駆動される二極管の扇形ビームが
重なることがないように各二極管を位置ぎめして
おく。このようにすると各パルス駆動された二極
管によつて照射される検出器アレー１６内の一連
の検出器からの読出しに利用できる時間を長くす
ることができる。前述のように、解脱したガスに
よつて作られる陽極プラズマによる二極管インピ
ーダンス低下の問題を最低下するために、各160
ナノ秒の走査パルスの前に各二極管は低圧で巾の
短かい１つ或はそれ以上のパルスで予パルス駆動
して二極管陽極を加熱し、ガスを駆逐する。これ
はパルス発生器内にクロウバー（crowbar）スイ
ツチ（図示せず）を組込み、回路網８４からの長
いパルスを１つ或はそれ以上の短かくて低圧のパ
ルスに細断することによつて遂行することができ
る。

予パルス駆動の際に患者がＸ線にさらされるの
を避けるために、予パルス駆動される二極管のフ
イルタ６６の前の位置に小さい鉛のシヤツタ（図
示せず）を配置することができる。

第９図は電圧V_D及び電流I_D波形と、典型的な二
極管源３６を特徴づけるＸ線プロフイルI_DV_D ^2.8を
示すグラフである。波形R_Cは巾の長い走査パル
ス中に陽極に向つて伝播する陰極プラズマによつ
て変化する二極管の有効陰極半径を表わしてい
る。第９図に示すように、前述のクラツド型陽極
構造と予パルス駆動のために導通後に低温の陽極
プラズマが形成されるのでインピーダンスZ_Dの急
激な低下は見られない。むしろ有効陽極半径R_C
が徐々に縮少するために二極管のインピーダンス
Z_Dは時間と共に徐々に低下するだけである。パル
ス発生器のインピーダンスZ_G（この場合80オーム）
の2.8倍を超える、好ましくは４乃至５倍（本例
では300オーム）のインピーダンスZ_Dで起動する
高インピーダンス二極管を選択し、インピーダン
スZ_Dが2.8Z_G乃至2Z_G、即ち160オームまで降下す
ることを許容することによつて、二極管の電圧及
び電流の変化はある程度互に相殺することができ
る。即ち、電圧V_Dは40ナノ秒の126キロボルトか
ら160ナノ秒の108キロボルトに低下するが、この
時間に電流I_Dは420アンペアから660Aに増加して
いる。結果的に、二極管が一旦導通してしまうと
パルス期間中の二極管の放射線出力I_DV_D ^2.8はほぼ
一定に保たれている。80オームの整合インピーダ
ンスに260ナノ秒で到達した時には二極管の放射
線発生効率はそのピーク値の約65％まで低下して
いる。従つてもし二極管を160ナノ秒後に遮断す
れば殆んどの有効Ｘ線が抽出されることになり、
電流I_Dは二極管陽極が破損する点まで過熱させる
程或は陽極の溶解によつて高温陽極プラズマを発
生させる点まで増大することはない。換言すれ
ば、この技術は電圧及び放射線出力の両方をほぼ
一定に保ち、最低量の陽極加熱で最大量のＸ線を
発生させるである。

再び第１図乃至第３図を参照する。各走査中
150個の各二極管源３６は順番にパルス駆動され
るので患者Ｒは１つの円に沿つて間隔をおいた位
置から発するＸ線の連続バーストにさらされる。
各バーストは環３４内のコリメータ（図示せず）
によつて限定される約45゜の扇形角度を有してい
る。各二極管源３６からの吸収されなかつた放射
線は検出部１６において検出される。

検出部１６は源環３４から平行に間隔をおいた
管状の環９８を含んでいる。環９８の内縁には全
体を１００で示す放射線検出器のアレーが取付け
られている、図示の円形の源アレーに対して、典
型的な検出器アレーは環９８に沿つて密着して配
列されている750個程度の検出器１００を有して
おり、検出器１００の窓は第３図に示すように源
部１４に密着して或は重なり合つて位置ぎめされ
ている。

検出器１００はどのような標準の型のものであ
つても差支えない。第３図に示してあるものはシ
ンチレーシヨン結晶１０２を備え、この結晶１０
２はＸ線が入射すると光を放出する。光子は光管
１０４によつてありふれた光電子増倍管１０６に
結合される。管１０６はリード１０８を介して出
力部２６（第１図）に入射放射線の強さに比例す
る振巾を有する信号を供給する。即ち、走査の開
始時に源アレー内の第１の源３６がパルス駆動さ
れると、この源の反対側にあつて源部１６の45゜
セクター内の全ての検出器１００が吸収されなか
つた放射線Ｘを検出し、リード１０８を介して出
力信号を出力部２６に供給する。出力部２６はこ
れらの信号をデイジタル化してそのデータをコン
ピユータ２８に挿入する。

第２の源３６がパルス駆動されると、別の45゜
の組の検出器１００が出力信号を発生し、これら
の信号は処理されてコンピユータ２８に読込まれ
る。このプロセスは全ての源に対して続行される
ので、約15ミリ秒に亘つて行なわれる走査が完了
するとコンピユータ２８は１５０の源位置即ち視
点からのデータ組を含むことになり、各データ組
は45゜セクターの検出器１００からの約175の線
（ray）からなつている。コンピユータ２８はこ
のデータの全てを処理し、相関させて患者Ｐの選
択されたスライス即ち面の再構成像を作る。

本装置の走査時間が短かいので、本装置は鼓動
する心臓のような動的器管の再構成像を得ること
ができる。しかし、脳及び下腹部のような身体の
若干の領域ではＸ線の透過率が減少するために、
また或は空間的解像度をより一層高める必要があ
る場合には、若干の再構成像を作るために各走査
中に150以上異なる源位置を必要とするかも知れ
ない。この場合には源部１４を検出部１６に対し
て小さい角度だけ回転させるだけで、本装置によ
つて300或は600もの別の視点を得ることができ
る。これを遂行する適当な機構を第２図に示して
ある。

第２図に示すように、源環３４は４つの半径方
向に配向されているたわみ物１５０によつてハウ
ジング１２内に吊られている。環３４の外壁３４
ａにはラツク１５２が取付けてあり、ハウジング
１２の内側に取付けられている小さいステツピン
グ・モータ１５６によつて駆動される回転ピニオ
ン１５４とかみ合つている。装置が上述のように
して１５０の源３６ならデータを収集した後、モ
ータ１５６を付活して源アレーを小さい角度だけ
回転させ、源３６を数mm変位させてその位置で新
らしい位置の組からデータを収集するようにす
る。この場合でも身体の上記の領域のＸ線透過率
が低いから、各二極管源３６の各源位置において
多重パルス駆動して再構成像を最適化することが
できる。

第２図に示す二極管源３６は半径方向に配向さ
れていてＸ線の点源となつている。線源アレーが
好ましいような用途に対してはこれらの源を軸方
向に、即ち軸Ａと平行に配向して線源として機能
させることも可能であることを理解されたい。

また個々のＸ線源組立体３６を使用する代り
に、源アレーを単一ユニツトとして形成すること
も可能である。第１０図はこの型の配列を示すも
のであり、源アレーは、スキヤナ軸Ａを中心とす
る円上に分布する１組の半径方向に配向された陽
極棒１６０を含んでいる。陽極棒１６０の上下に
間隔をおいて１対の連続した環状の板１６２及び
１６４が配置されている。陽極棒１６０は前述の
ようなクラツド型のタングステンでも或はタング
ステン・ワイヤでもよい。板１６２及び１６４は
炭素で作ることが望ましい。これらの板には薄い
電界増強用炭素シート即ちブレード１６３及び１
６５が取付けてある。これらのシートは図示のよ
うに陽極棒１６０に垂直でも或は棒１６０と平行
であつてもよい。この二極管アレー１５８は適当
なトロイダル・ハウジング（図示せず）内に収容
し、陰極板１６２及び１６４と個々の陽極棒１６
０に前述の源組立体３６と同じようにしてパルス
発生器を接続することができる。

第１１図は更に別の源アレー１６６を示すもの
である。この実施例では一連の板をスキヤナ軸Ａ
を中心とする円上に分布させてある。１枚置きの
板は接地されている。接地された板の間に挿入さ
れている例えば１６８ａ及び１６８ｂのような板
は分配器９２（第６図）によつてパルス発生器に
接続される。挿間板及びその隣接接地板が源二極
管を形成している。この配列では、各板の縁が軸
Ａと平行であるために、各二極管はＸ線の線源と
なる。板は前述のように炭素或はクラツド型タン
グステン製でよい。このアレーは、二極管を互に
密着させて配列し最高の空間的解像度が得られる
こと及び与えられた空間体積内に最大数の視点が
得られることが長所である。

以上のように、緲密な冷陰極二極管組立体を放
射線撮像装置の分離した源として使用することに
よつて、多数のこれらの源を互に密着させてアレ
ーにすることができる。従つてCTスキヤナに組
込んだ場合にはアレーは走査中に固定させておく
ことができ、従来の比較できるスキヤナに見られ
るような複雑な機械的回転機構を必要としない。
更にＸ線源として高インピーダンス二極管及び低
電圧で巾の長いパルスの使用によつて中程度に低
いインダクタンスの回路を有するパルス発生器を
使用することができる。またこのパルス発生器は
その電力を比較的低圧の非安定電源から得るので
価格を一層節約できるようになる。更にパルス発
生器及び二極管組立体が一緒になつて極めて短時
間内に源アレーが多数の源扇形を発生することを
可能ならしめるので、極めて短時間内に極めて多
数の視点を表わすデータを収集することができ、
装置は鼓動する心臓のような身体の動的器管の実
時間再構成像を作ることが可能となる。

以上の説明から前述の目的及び説明で明らかに
された目的が効果的に達成されていること、また
本発明の範囲から逸脱することなく若干の変更が
可能であることが理解されよう。例えば、同じ原
理を空間的マルチプレツクス・トモグラフイ、符
号化された源トモグラフイ及びＸ線螢光励起分析
のような非CT放射線撮像用途にも使用できる。
従つて、本明細書に記述し、添附図面に示した全
ての実施例は単なる例示であつて本発明を限定す
るものではないことを理解願いたい。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の原理を実施したCTスキヤナ
を一部除去し一部をブロツクで図式的に示すもの
であり、第２図は第１図のスキヤナの一部の側面
を一部を除去して示すものであり、第３図は第１
図の３―３矢視断面を示すもであつてスキヤナの
要素の詳細を示すものであり、第４図は第３図の
４―４矢視断面図であり、第５図は別のＸ線源の
部分断面図であり、第６図は第１図のパルス発生
器の詳細を示すブロツクダイアグラムであり、第
７図は第６図の一部の詳細を図式的に示すもので
あり、第８図は第６図の充電回路の動作を説明す
るグラフであり、第９図は第３図のＸ線源の動作
を説明するグラフであり、第１０図は変形Ｘ線源
アレーの部分斜視図であり、そして第１１図は更
に別の源アレーの部分斜視図である。 １０……スキヤナ、１１……中央開口、１２…
…ハウジング、１４……Ｘ線源部、１５……ホー
ス、１６……Ｘ線検出部、２２……高圧パルス発
生部、２４……真空ポンプ、２６……出力部、２
８……コンピユータ、３２……CRTモニタ、３
４……源部環、３６……二極管Ｘ線源、３８……
孔、４０……シエル、４１……金属導体、４２…
…フイードスルー、４３……Ｏリング、４４……
みぞ、４５……シール、４６……みぞ、４８……
陽極、５２……陰極、５３……電界増強用環、５
８……高圧同軸ケーブル、５９……金属カバー、
６０……コンパウンド、６１……孔、６２……ボ
ルト、６３……ねじ孔、６４……Ｏリング、６５
……みぞ、６６……逆補償用フイルタ、６７……
孔、６８……心、６９……被膜、７０……外側被
膜、７２……直流電源、７４……コンデンサ、７
６……充電回路、７９……低抗、８０……インダ
クタンス、８２……ダイオード、８４……パルス
形成回路網、８６……ケーブル、９０……サイラ
トロン・スイツチ、９２……高圧分配器、９８…
…検出部環、１００……検出器、１０２……シン
チレータ、１０４……光管、１０６……光電子増
倍管、１０８……リード、１５０……たわみ物、
１５２……ラツク、１５４……ピニオン、１５６
……ステツピング・モータ、１５８……二極管ア
レー、１６０……陽極棒、１６２，１６４……陰
極板、１６３，１６５……電界増強用シート、１
６６……二極管アレー、１６８……陽極板、１７
０……陰極板。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ Ｘ線源とＸ線検出器とが静止しているコンピ
   ユータ超高速断層撮影スキヤナーにおいて、 冷陰極二極管の固定アレーから成るＸ線源、高
   電圧パルスを発生し、実質的に一定振幅のＸ線パ
   ルスを冷陰極二極管が放出するようにアレーの冷
   陰極二極管へ順次に高電圧パルスを加えるパルス
   発生手段を備え、各冷陰極二極管の陽極と陰極と
   の間のインピーダンスは100オームを越え、陽極
   と陰極との間に高電圧パルスがかけられると冷陰
   極二極管はＸ線を放出し、この高電圧パルスの巾
   は100ナノ秒以上であり、振幅は200KVであり、
   パルス発生手段の出力と冷陰極二極管とはマツチ
   ングしておらず、前記のパルス発生手段は初期高
   電圧をかける高圧直流電源と、この高圧直流電源
   の出力にまたがつて接続されている一次コンデン
   サと、このコンデンサの一側に接続された充電回
   路網と、この充電回路網の出力に接続されたパル
   ス形成回路と、パルス形成回路網への入力を接地
   するため一次コンデンサの他側と充電回路の出力
   との間に接続されたスイツチ手段と、固定アレー
   の冷陰極二極管へパルス形成回路網からのパルス
   を分配する高電圧分配手段とを備え、前記のＸ線
   検出器はＸ線パルスに応答して出力信号を放出す
   る手段を備えていることを特徴とするコンピユー
   タ超高速断層撮影スキヤナー。 ２ 各冷陰極二極管は、ロツド状の陽極と、この
   陽極と同軸に配置された円筒状の陰極と、陰極か
   ら陽極に向かつて延び、陰極に当たつているが、
   陽極からは離れている電界増強用環を備える特許
   請求の範囲第１項に記載のコンピユータ超高速断
   層撮影スキヤナー。