JP2004357724A - X-ray ct apparatus, x-ray generating apparatus, and data collecting method of x-ray ct apparatus - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an X-ray CT apparatus which is small in apparatus scale, inexpensive, excellent in maintainability and has high resolution, and to provide an X-ray generating apparatus and a data collecting method of the X-ray CT apparatus. <P>SOLUTION: The X-ray CT apparatus has an X-ray generating unit 1 for generating an X-ray toward a subject in a photographing region, an X-ray detector unit 3 for detecting the X-ray which has been transmitted through the subject, and an image reconstructing unit 12 for re-constructing image data on the basis of an output of the X-ray detector unit. In this X-ray CT apparatus, the X-ray generating unit has a plurality of cathodes 19 arranged in an annular form around the photographing range, an anode 17 having an annular shape opposing the cathodes, a plurality of targets 16 arranged in an annular form on the surface layer of the anode, a plurality of electron-emitting sections 36 formed on the surface of the cathodes, a plurality of gate electrodes 38 arranged in an annular form with a predetermined distance from the cathodes, and an insulating container 21 housing the cathodes, the anode and the gate electrodes. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、医療診断分野で被検体（患者）の断層画像を得ることによって診断を行うＸ線ＣＴ装置（Ｘ線コンピュータ断層撮影装置）に係り、特に、拍動性、呼吸性の動きによる画像のブレを問題とするような診断、および撮影部位での造影剤の動的変化をとらえるような診断に必要となるダイナミック（動的）ＣＴ技術に関する。
【０００２】
【従来の技術】
図４０は、従来の典型的なＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ型と呼ばれるＸ線ＣＴ装置の外観を示す図である。周知のとおり、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管とそれに対向する検出器ユニットとが被検体の周りを１回転する間に繰り返し収集した透過Ｘ線強度データ（投影データ）に基づいて、断層画像データを再構成する。したがって、１枚の断層画像データの再構成に必要な投影データの収集時間（スキャン時間）は、Ｘ線管及び検出器ユニット等の回転速度によって決まる。しかし、Ｘ線管及び検出器ユニット等の重量構造体を高速回転するには、その遠心力に耐えうる剛性を持った大規模な構造物が必要とされ、また、モータ及び回転機構も大規模かつ複雑なものとなる。これらはいずれもＣＴ装置の重量、サイズを増加し、さらにそれに伴って高価格のものとなるという課題があった。
【０００３】
この課題を解決するために、Ｘ線管と検出器を固定した構造を持つ、いわゆるＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｓｔａｔｉｏｎａｒｙ型と呼ばれるＸ線ＣＴ装置が考えられている。その１つのタイプが、図４１に示されている。これは、ガントリー中心軸上に配置した１つの電子銃から出射された電子ビームの軌道を偏向電磁石によって回転させ、ガントリー円周上に周回配置した円環状ターゲットに集束、入射してＸ線ビームを発生させる。本タイプのＸ線ＣＴ装置は、電子ビーム軌道を安定に維持するのに複雑な電磁石制御が必要とされる。また電子ビーム電流量を増加してＸ線の発生量の増加を試みるときに、空間電荷効果と長い集束距離の影響により電子ビームの集束スポット径が拡大し、それによって解像度が低下する。さらに電子ビーム軌道をカバーするダクトの容量が大きく、このダクト内の真空度を維持することが必要であり、またダクト形状も複雑でメンテナンス性に問題がある。
【０００４】
図４２、図４３は、Ｓｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｓｔａｔｉｏｎａｒｙ型を実現する他のタイプの構成を示している。このタイプでは、ガントリー円周上に複数のＸ線管を設置したもので、同様にＸ線検出器も周上に配置することによって回転機構を廃することを可能としたものである。同様のタイプのＸ線ＣＴ装置は、特開平１０−２９５６８２号公報、特開２００２−３２０６１０号公報、特開２００２−３４３２９１号公報、米国特許第６，３８５，２９２Ｂ１号明細書に記載されている。
【０００５】
このタイプにおける最も大きな問題は、Ｘ線管のサイズに起因する。周知のとおり、Ｘ線管は、陰極、フィラメント、陽極、陽極の回転機構をガラス管に収容する構造を備え、数十センチの幅を有する。そのため投影データのサンプリングピッチ（ビューピッチ）の拡大に応じて画像の解像度は低下する。１本づつ独立したＸ線管を使用せずに、熱陰極とグリッド部分だけを分離し、これを多数配列する方式も提案されているが、熱陰極型電子銃のサイズを考慮すると、必要とされる解像度を得るために求められるビューピッチを達成するだけの数を配置するにはガントリの直径を大きくしてＸ線源を設置する円周の直径を相当大きくすることが必要になり、これはＸ線の利用効率がＸ線管から検出器までの距離の２乗に反比例となるため必要なＸ線ビーム強度を得ることが困難となる。
【０００６】
上述の従来例の説明で記述したように、高速スキャンを可能にするためにＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｓｔａｔｉｏｎａｒｙ型の１つである電子ビーム偏向型ＣＴ装置では、陽極ターゲット上での電子ビーム集束径が大きく、それによって高解像度化が困難であること、さらに煩雑なメンテナンス性と高いコストなどが課題とされている。また、これに代わる方法として多数のＸ線源をガントリー円周上に配置する方式では、Ｘ線源、または電子銃のサイズによる制約からスキャン角度が大きくせざるを得なくなり良好なＣＴ解像度を得ることが困難となるという課題が予想される。
【０００７】
【特許文献１】
特開平１０−２９５６８２号公報
【０００８】
【特許文献２】
特開２００２−３２０６１０号公報
【０００９】
【特許文献３】
特開２００２−３４３２９１号公報
【００１０】
【特許文献４】
米国特許第６，３８５，２９２Ｂ１号明細書
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、装置規模が小さく、低価格で、メンテナンス性に優れ、高い解像度を有するＸ線ＣＴ装置、Ｘ線発生装置及びＸ線ＣＴ装置のデータ収集方法を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
本発明は、撮影領域内の被検体に向かってＸ線を発生するＸ線発生部と、前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部の出力に基づいて画像データを再構成する画像再構成部とを有するＸ線ＣＴ装置において、前記Ｘ線発生部は、前記撮影領域の周囲に円環状に配列された複数の陰極と、前記陰極に対向する円環形状を有する陽極と、前記陽極の表層に円環状に配列された複数のターゲットと、前記陰極各々の表面に形成された複数の電子放出部と、前記複数の陰極から所定距離隔てて円環状に配列された複数のゲート電極と、前記陰極と前記陽極と前記ゲート電極とを収容する密閉容器とを有する。
【００１３】
【発明の実施の形態】
まず、本発明の実施形態の概要について簡単に説明する。本発明の実施形態では、高電界のもとで電子を放出する炭素系構造体としての電子放出部を有する複数の微小な電子エミッタを、被検体が収容される通常、円柱形状の撮影領域の周囲に円環状に配列し、またそれに円環形状を有する陽極を対向させることで、装置規模が小さく、低価格で、メンテナンス性に優れ、高い解像度を有するＲ／Ｒ型のＸ線ＣＴ装置の提供を実現する。
【００１４】
電子エミッタの絶縁距離は、陰極との間に電界を形成して電子放出部からの電子放出を制御するためのゲート電極に加える電圧の維持に十分な値をとることが必要であるが、このゲート電極に印加する電圧が１ｋＶ以下であれば、絶縁距離は１ｍｍ以下に設定するこことが可能である。電子エミッタでは複数の電子放出孔を持つゲート電極と陰極との間を均一に且つできるだけ接近させることが、ゲート電極に印加する電圧を低く抑えて、電子エミッタを陰極上に高密度に配列するためには重要である。そのためゲート電極と陰極との間に絶縁層を介在させる。
【００１５】
また、本実施形態では、集束電極を設け、陰極表面を凹形状化する等の工夫により、電子エミッタから陽極面上に対する電子ビームの集束性を向上させて、電子エミッタの面積を拡大して得られる電子ビーム電流量の裕度の増加及び焦点サイズの縮小に伴う解像度の向上を実現する。同様に、同一のターゲットに対して一対の電子エミッタを対応付け、一対の電子エミッタを撮影領域中心線（Ｚ軸）に沿って並列するとともにそれぞれ向きをターゲットに集中させることによって、１つ当たりの電子エミッタに与えられるスペースを効果的に広げることができ、それによって電子エミッタの面積を広げ、電子ビーム電流の上限値を増加することが可能となる。
【００１６】
また、本実施形態では、電子エミッタと陽極を撮影領域の半径方向に沿って並べてもよいし、電子エミッタと陽極を撮影領域中心線と平行な向きに並べても良い。前者の場合、ターゲットで発生したＸ線のうち陽極を透過した成分が被検体に照射される。後者の場合、前者の透過型陽極に比べて大きな熱容量を持った陽極を備えることができるため、より大きな電子ビーム電流量を必要とする場合に有効となる。なお、後者場合では、Ｘ線ビーム形状を整形するためのコリメータがＸ線発生ポイントより離れてしまう。しかし、所定のファン角をとるためには、コリメータのサイズを大きくすることが必要となり、必然的にスペース内に収まらなくなる。これを避けるためにはコリメータをＸ線発生ポイント、すなわち陽極上の電子ビーム集束スポット（Ｘ線焦点）に近づけた構成とすることが必要となる。そのため、陽極にその構造を工夫してコリメータ機能を持たることによって、所定のスペース内で十分なファン角を持ったＸ線ビームの発生が可能となる。
【００１７】
本実施形態では、複数の電子エミッタを陽極とともに円環形状の密閉容器（真空容器）内で配列してもよいし、単一の電子エミッタと単一の陽極とを微小な密閉容器に収容させて微小なＸ線管を構成し、複数の微小なＸ線管を円環状に配列するようにしても良い。後者の場合、Ｘ線管は構造が非常に簡単であるため低コスト化できる可能性があり、寿命に達した管を交換や保守・補修を簡便化することが可能となる。なお、微小なＸ線管としては、透過型、反射方のいずれを採用しても良い。後者の場合では、上述したように、陽極の熱容量が増加でき、大きな電子ビーム電流の入射による熱負荷に対しても陽極の耐久性を保証することが可能となる。
【００１８】
なお、微小なＸ線管を円環状に配列する場合、複数の電子エミッタを円環形状の密閉容器内で配列するよりも、Ｘ線焦点の間隔が多少とはいえ拡大するので、解像度を確保することが困難となる。これは、Ｘ線管配列を微小角度範囲で揺動させることで、解決可能である。Ｘ線管配列を微小角度範囲で揺動させるので、スリップリングを用いて高電圧の供給を行う必要は無く、ハードワイヤで高電圧供給が可能となる。
【００１９】
透過型の場合、Ｘ透過率が高く、熱伝導性に優れた金属ベースに、電子ビームが侵入できる程度のごく表層部分にＸ線の発生効率の高い属の薄い膜をコーテイング、含侵、またははさみ込んだ構造の陽極を備え、その陽極にＸ線透過窓と、真空隔壁と、さらに放出されたＸ線ビームの空間強度分布を補正するフィルタの機能とを持たせる。この場合、所定のビーム形状への整形が容易で、良好な空間強度分布を持ったＸ線ビームが得られること、さらに陽極に放出される熱の除去が容易であるなどの利点を得ることができる。
【００２０】
上記電子放出部は電界内で電子を放出する。この電子放出のための電界は、陰極から電子放出部を挟んで配置したゲート電極で生成する。ゲート電極への電圧印加により、電子放出を制御することができる。電子放出部から放出された電子は、陰極陽極間電圧により陽極のターゲットに衝突して、Ｘ線を放出する。本実施形態では特に、電子エミッタ内の陰極とゲート電極間の電界に比較して、陽極と電子エミッタ間の電界が低くなるように各部に印加する電圧を調整する。このような電圧調整をしないのであれば、電子エミッタを動作させない状態においてもゲート電極の表面からの電界放出電子があれば、これが陽極に入射して発生するＸ線がノイズとなってデータの精度を低下することが懸念される。上述のようにゲート電極表面からの電界放出電子電流量が無視できる程度になるように設定し、ゲート電極と陰極間に加えられる電界に比べて十分低い値とすることにより、ゲート電極に駆動電圧を加えないときの暗電流を抑え、また、異常放電を防止することが可能となる。同様の効果は、電子エミッタのゲート電極に負バイアスを印加することによっても奏することができる。
【００２１】
また、本実施形態では、電子エミッタ内のゲート電極に流れ込む電子電流量を検知して、それが一定量になるようにゲート電極に印加する電圧パルスの大きさをフィードバック制御する機能をゲートパルス発生ユニットに持たせる。本実施形態では、多くの電子エミッタ及びターゲットを配列するので、その性能のバラツキにより、Ｘ線強度が不均一になる傾向がある。これはＣＴ画像におけるノイズ発生の要因となる。上記ゲート電極に流れ込む電子電流量に基づいてゲート電圧をフィードバック制御することにより、各電子エミッタの出力（電子ビーム電流量）を一定に保つことができ、このノイズの発生を抑制することが可能となる。この効果は、ゲート電圧のフィードバック制御に代えて、各電子エミッタが駆動されたときのゲート電極に流れ込む電子電流値に基づいて当該電子エミッタの駆動により発生したＸ線に由来する投影データを補正することによっても奏することができる。
【００２２】
本実施形態では、円環状に配列した電子エミッタ及び円環形状の陽極とともに、複数の検出素子を円環状に配列して固定する。電子エミッタを順番に駆動することで多方向の投影データを高速に収集することを実現する。電子エミッタの駆動手順に同期して、円環状に配列された複数の検出素子の前面に回転可能に支持された散乱除去用コリメータを回転させる。被検体（患者）内での散乱Ｘ線成分は、透過データにノイズを乗せ、ＣＴ画像の画質を低下させる要因となる。そのため、検出器の前面にＸ線発生点を見込むようなスリット構成のコリメータを設置することによってこの散乱成分を有効に除去することが可能となる。
【００２３】
本実施形態では、円環状に配列した電子エミッタ及び円環形状の陽極からなるＸ線発生ユニットを、被検体の体軸に略一致する撮影領域中心軸に沿って移動する機構を備える。被検体を載置した天板を固定し、その代わりにＸ線発生ユニットを体軸方向に移動することにより、被検体を載置した天板を高速で前後移動した場合の被検体の揺れに起因するＣＴ画像の体動アーチファクトを軽減することができる。
【００２４】
本実施形態では、円環状に配列した電子エミッタ及び円環形状の陽極からなるＸ線発生ユニットは、１系統装備してもよいし、２系統又はそれ以上装備してもよい。複数系統のＸ線発生ユニットは、被検体の体軸に略一致する撮影領域中心軸に沿って並設される。これにより、さらに被検体体軸方向に長い領域にわたって高い解像度を保証しながら高速にスキャンを完了することが可能となる。
【００２５】
上述の通り、電子放出部は電界内で電子を放出する。この電子放出のための電界は、陰極から電子放出部を挟んで配置したゲート電極で生成する。ゲート電極に電圧パルスを印加したとき、電子が放出され、Ｘ線が発生される。ゲート電極に電圧パルスを印加しないとき、Ｘ線は発生しない。円環状に配列されたゲート電極にその配列順に従って順番に電圧パルスを印加していく。電圧パルスの継続時間τを、ゲート電極の数をＮ、スキャン時間をＴとしたとき、Ｔ／Ｎよりも短く設定することにより、隣り合うゲート電極間での電圧パルスの時間的重複を回避することができる。結果的に、密接に配置した電子エミッタを順次駆動してＸ線を発生させる場合であっても、隣合う電子エミッタによってトリガされるＸ線ビームが時間的にオーバラップして照射されることによるデータ混信を避けることが可能となる。
【００２６】
また、円環状に配列された複数の電子エミッタ（ゲート電極）を奇数（Ｍ）、例えば３つのセグメントに等分し、各セグメント内ではゲート電極にその配列順に従って順番に電圧パルスを印加していくのであるが、第１のセグメント内のあるゲート電極に電圧パルスを印加し、それに続いて今度は第２のセグメント内のゲート電極に電圧パルスを印加し、さらに第３のセグメント内のゲート電極に電圧パルスを印加し、このように電圧パルスを印加するごとに、隣のセグメントに電圧パルスの印加対象を移動していくことにより、電圧パルスの印加周期を延長しなくても、隣合う電子エミッタ１８間での電圧パルスの間隙を拡大して、上記オーバラップの回避の信頼性を向上することができる。
【００２７】
また、所定角度、例えば１２０°ずつずれた関係にある３つのゲート電極に同時に電圧パルスを印加することで、３６０°分のデータ収集に要する時間、つまりスキャン時間を数分の一、例えば１／３に縮小することが可能となる。なお、同時駆動では、相互に散乱線の影響を受ける。しかし、照射方向をずらしたことで、この影響を軽減することができる。
【００２８】
以下に、図面を参照して本発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を詳細に説明する。図１は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の全体構成を示している。図２は、図１のガントリの正面図である。このＸ線ＣＴ装置は、略円柱形状を有する撮影領域ＩＲ内の被検体５に関する多方向の投影データを収集するためのガントリ４を有する。データ収集に際しては、被検体５は、寝台６ａの天板６上に載置され、天板駆動機構７により駆動された天板６の体軸方向に沿った移動に伴ってガントリ４の撮影領域ＩＲ内に挿入される。ガントリ４内又はその近傍には、ガントリ４のＸ線発生ユニット１に印加するための高電圧を発生する高圧電源８、Ｘ線発生ユニット１の後述するゲート電極に印加するための電圧パルスの発生を促すゲートパルスを発生するためのゲートパルス発生ユニット９、Ｘ線発生ユニット１内の陽極を冷却するための冷却ユニット１０が配置される。また、コンソールには、ガントリ４内の検出器ユニット３を制御し、そこからのデータ（生データ）を収集するとともに生データを、チャンネル間の感度不均一補正等の前処理を通して投影データに変換するためのデータ収集ユニット１１が設けられる。またコンソールには、３６０°又は（１８０＋ファン角）分の投影データのセットに基づいて画像データを再構成するための画像再構成ユニット１２と、画像表示のためのモニタ１３と、画像データ保存ユニット１４が装備されている。
【００２９】
ガントリ４の内部には、撮影領域を取り囲むように円環形状を有するＸ線発生ユニット１が固定されている。Ｘ線発生ユニット１は、被検体５に対して多方向からＸ線３４を照射することを可能とするために、円周方向に沿って分割された複数のＸ線発生要素１ａを有する。Ｘ線発生要素１ａは、Ｘ線の発生及び停止を独立して制御することのできる構成単位として定義される。
【００３０】
図３に示すように、Ｘ線発生ユニット１は、中心線ＣＬを中心とした円環形状を有する陽極１７を有する。陽極１７に対して所定の距離を隔てて対向するように複数の陰極１９が陽極１７と同心の円環状に配列される。陽極１７と陰極１９との間には複数のゲート電極３８が、陽極１７と同心の円環状に配列される。陰極１９とゲート電極３８との間は所定距離隔てられる。陰極１９とゲート電極３８との間には、電界内で電子を放出する特性を有する複数の電子放出部３６が、陽極１７と同心の円環状に配列される。実際には、各陰極１９の表面に、複数の電子放出部３６が離散的に形成される。
【００３１】
ゲート電極３８に電圧パルスが印加されると、ゲート電極３８と陰極１９との間に電界が形成される。この電界により、電子放出部３６から電子が放出される。放出された電子は、ゲート電極３８に形成された多数の孔を通過して、陽極１７に向かって飛翔し、陽極１７の表面に形成されたターゲットに衝突する。衝突はＸ線を発生させる。発生したＸ線のうちターゲットを透過するＸ線成分が被検体に照射される。
【００３２】
単一のＸ線発生要素１ａは、単一のゲート電極３８とそれに関連する構成要素から構成され、つまり単一の陰極１９、陰極１９上の電子放出部３６、単一のゲート電極３８、単一のターゲット、及び単一のターゲットに対応する陽極１７の一部分から構成されると定義される。また、単一の電子エミッタ１８は、単一の陰極１９、陰極１９上の電子放出部３６、単一のゲート電極３８から構成されると定義される。単一のＸ線発生要素１ａを構成する陽極１７の一部分、単一のターゲット、単一のゲート電極３８、陰極１９上の電子放出部３６、単一の陰極１９は、円環中心から外側に向かってその半径方向に沿って順番に配列される。換言すると電子エミッタ１８は、陽極１７の外周に配列される。
【００３３】
図４は、本実施形態の典型的なＸ線発生ユニット１の横断面図であり、図５はその縦断面図である。図６、図７は電子エミッタ１８の構成を示している。ゲート電極３８と陰極１９との間に所定の距離を確保するためにゲート電極３８と陰極１９との間に、数μｍの厚さを有する絶縁層３７が介在される。ゲート電極３８には、電子放出部３６からの電子を放出するために多数の孔（開口）３９が形成されている。このゲート電極３８の電子放出孔３９に対応して所定数の縦孔が絶縁層３７に形成されている。絶縁層３７の縦孔の底部を構成する陰極１９の表面に電子放出部３６が設けられる。電子放出部３６で発生した電子ビーム３３は絶縁層３７の縦孔を通過してゲート電極３８の電子放出孔３９から放出され、ターゲット１６に衝突する。それによりターゲット１６でＸ線が発生する。
【００３４】
実際には、絶縁送３７の表面にゲート電極３８となる金属がコーティングされる。この構造を採ることによって電子放出部３６が形成された陰極１９とゲート電極３８との間の距離は、数μｍ〜数１０μｍの範囲から選択された所定の距離に均一に保つことが可能となる。陰極１９とゲート電極３８との間の距離を上記短い距離に設定することにより、数１０〜１００Ｖ程度の低い電圧を陰極１９とゲート電極３８との間に印加することによって電子放出部３６から電子を放出させることができる。
【００３５】
陽極１７は、台形断面を有する一対の円環部１７−１，１７−２から構成される。円環部１７−１，１７−２は、導電性とＸ線遮蔽性とを兼ね備えた材料で構成される。円環部１７−１，１７−２は、所定距離を隔てて、撮影領域の中心線（Ｚ軸）に沿って並設されることにより、陽極機能とともに、体軸方向（Ｚ軸方向）に関してＸ線３４の放射角αを制限するためのコリメータ２７としての機能を兼用する。円環部１７−１，１７−２にはターゲット１６が渡されている。電子衝突によりターゲット１６で発生したＸ線のうちターゲット１６を透過するＸ線成分がコリメータ２７を介して放出される。陽極１７の円環部１７−１，１７−２には、冷却液を循環するための冷却ジャケット１５が形成されている。
【００３６】
陰極１９、電子放出部３６、ゲート電極３８、ターゲット１６及び陽極１７は、円環形状を有する単一の絶縁容器（密閉容器）２１に収容される。絶縁容器２１は、複数の容器部分から構成されるものであってもよい。陽極１７及びターゲット１６は、絶縁容器２１の一部を構成する。絶縁容器２１の内部ガスは排気ポート３２から強制排気される。それにより絶縁容器２１の内部に真空室２０が形成される。絶縁容器２１は、円環形状を有する絶縁液又は絶縁ガスの封入容器２６に収容される。封入容器２６には、絶縁容器２１とともに、安定化抵抗２４ａとパルス増幅回路２４ｂとからなる回路ボックス２４が収容される。
【００３７】
回路ボックス２４は、絶縁性支持体３０により封入容器２６内部に支持される。安定化抵抗２４ａは、高圧ケーブル２３によって供給される高電圧を安定化して陰極１９に供給する。高圧ケーブル２３は、高圧ケーブルブッシング端子２９により封入容器２６の内部に導入される。パルス増幅回路２４は、光ファイバーケーブル２２を経由して送られてきたパルス状のゲート信号（ゲートパルス）を増幅してゲート電極３８に電圧パルスを供給する。電圧パルスがゲート電極３８に供給される期間、陰極１９とゲート電極３８との間に電界が形成され、それにより電子放出部３６からの電子の放出が促進される。この電子は陽極１７のターゲット１６に衝突してＸ線を発生させる。
【００３８】
封入容器２６は、円環形状のＸ線遮蔽容器２８に収容される。Ｘ線遮蔽容器２８の内壁表面にはＸ線検出器ユニット３が取り付けられる。Ｘ線検出器ユニット３は、円環に沿って配列される複数のチャンネルを有する。１つのチャンネルは、信号線が連結された一対を構成するＸ線検出素子３ａとＸ線検出素子３ｂとからなる。Ｘ線検出素子３ａとＸ線検出素子３ｂとは、コリメータ２７からのＸ線ビーム３３の経路幅以上の間隙を隔てて撮影領域中心線（Ｚ軸）に沿って並設される。コリメータ２７から放出するＸ線は、一対を構成するＸ線検出素子３ａとＸ線検出素子３ｂとの間隙を通過して被検体に照射される。被検体を透過したＸ線は、その反対側にあるＸ線検出素子３ａとＸ線検出素子３ｂで検出される。このようにＸ線はＸ線検出素子３ａとＸ線検出素子３ｂとの間隙から放出されることにより、Ｘ線中心軸がＺ軸に対して直交するというデータ収集にとって好適な幾何学的関係を実現することができる。
【００３９】
このような構成を採ったＸ線発生ユニット１において、１０^−７Ｐａ以下の真空度に保たれた真空室２１０に設置された陰極に約１００ｋＶの高電圧を印加し、電子エミッタ１８のゲート電極３８に電圧パルスを印加することによって、周回配置された電子エミッタ１８のうち電圧パルスを供給された特定の電子エミッタ１８のみから電子ビーム３３を発生させることができる。この電子ビーム３３は、陽極１７上の対応するターゲット１６に衝突してＸ線を放出する。ここで電子ビーム３３のエネルギーのほとんどはターゲット１６で熱に変換される。陽極１７の熱は、冷却ジャケット１５によって放出される。それによりターゲット１６の溶融が抑制され得る。電子ビーム３３が衝突するターゲット１６のスポットから放射状にＸ線が放出されるが、そのＸ線を、ターゲット１の近傍に設置することによって小型化を実現したコリメータ２７により既定のファン角θに制限することができる。
【００４０】
このとき、既定のＸ線放射量を得るために必要となる電子電流量から、電子エミッタ１８に対する放出電子量の要求値が決まるが、一般に数１０〜１００ｍＡ／ｃｍ^２と言われる高い電子放出能を有する炭素系構造体などを電子放出部３６として利用することにより、非常に小型のＸ線発生要素１ａが提供され得る。
【００４１】
上述のように電子放出性能の高い炭素系材料から電子放出部３６を形成した場合には、十分な電子電流密度を得るための電界強度として、略５ｋＶ／ｍｍ以下が必要とされている。上記のように陰極１９とゲート電極３８とを接近させることにより、ゲート電極３８に印加する電圧を低く抑えることができ、それにより隣り合う電子エミッタ１８間の絶縁距離を短縮して高密度で配列することができる。また、電子放出部３６を電子放出性能の高い炭素系構造体で構成したことにより、個々の電子エミッタ１８に割り当てられた微小な有効面積であっても、必要とされる電子ビーム電流量（管電流）を実現することが可能となる。
【００４２】
上記のようなゲート電極３８で電子放出を制御する３端子構造を採用したことによって、全ての電子エミッタ１８の陰極１９に同じＤＣ高電圧を継続的に印加しながら、任意の電子エミッタ１８からのみ電子を放出することができる。これにより各電子エミッタ１８は、このゲート電圧（おおむね数１０Ｖ〜１ｋＶ）程度の耐電圧を保てばよいことになり、電子エミッタ１８を近接、密集配置することが可能となる。
【００４３】
一例として、電子エミッタ１８を８０ｃｍの直径で円環状に周回配置した場合を考えると、周長は２５１ｃｍで、ここに２^９（＝５１２）個の電子エミッタ１８を配列すると、電子エミッタ１８の円周方向の配列ピッチは約５ｍｍとなる。隣り合う電子エミッタ１８間の絶縁を考慮すると、電子エミッタ１８の陰極１７、ゲート電極３８は２ｍｍ程度の幅に制限される。体軸方向Ｚに関してサイズ制限は緩やかであるので、電子エミッタ１８の陰極１７、ゲート電極３８を体軸方向Ｚに約１０ｍｍの長さで設計する。これにより各電子エミッタ１８の陰極１７、ゲート電極３８を、２０ｍｍ^２の面積で構成することができる。一般に、５０ｍＡ／ｃｍ^２以上の電子平均電流密度が得られる炭素系構造体を電子放出材としとて使用すると、一の電子エミッタ１８当たりの放出電子電流は、１０ｍＡとなり、全電子エミッタ１８では、１０ｍＡ×５１２＝１２Ａの平均電子ビーム電流が得られる計算となり、これは電子駆動型ＣＴとして要求される電流値（おおむね１Ａ）を十分満足できるものとなる。
【００４４】
また、１周当たりに配置できる電子エミッタ１８の数を増加させることは、１周スキャン当たりのデータ点数（ビュー数）を増加させ、ＣＴ画像の解像度を向上させる。したがって、高密度配列を可能とするためには、高い電子放出能と低電圧駆動のゲート機能を備えた電子エミッタ１８の適用が必要不可欠となり、他の方式、構造によって同等の仕様を満足することはできないものである。
【００４５】
さらに、より高い電子放出能が得られるよう工夫された同様の電子放出部を用いた場合、またはゲート駆動電圧を小さくできるように工夫された構造を持つ電子エミッタ１８を採用することによって同様の平均電子ビーム電流量を得るために必要となる電子エミッタ１８面積を縮小することが可能となり、これは周回配置するＸ線発生要素１ａの数を増加させ、さらに精度の高いスキャンを保証することが可能となる。
【００４６】
図３に示したように、Ｘ線発生ユニット１内の電子エミッタ１８を順次駆動する、つまりゲート電極３６に順番に電圧パルスを印加することによって、機械的な回転機構を用いずに、Ｘ線発生ユニット１を固定した状態でＸ線ビームを電子的に移動することができる。Ｘ線ビームの電子的な移動は、機械的な回転機構によるものと比較して、大幅なスキャン時間の短縮を実現することができる。つまり、スキャン時間は、電子エミッタ１８の周回駆動時間に依存して決まり、これは従来の機械的駆動方式のような制約が排除されているため、スキャン時間の短縮に反比例してＸ線発生量を増加させることによって決まってくる。従来の機械駆動式と同じ感度のＸ線検出ユニット３を適用し、上述の電子ビーム電流量が確保できれば、スキャン時間は従来方式の限界値（３〜５ｓｅｃ）の１／１０以下に短縮することが可能になる。これに加えて、体軸方向の検出幅を増加させ、さらに検出器データ収集ユニット１１の高速化、画像再構成ユニット１２の高速化、大容量化をはかることによって３次元ＣＴ画像を時間分解で撮影することも可能となる。
【００４７】
図８、図９には、上記陰極１９の変形例を示している。電子エミッタ１８の幅は周回方向の密度の制約を受けるが、体軸方向Ｚの長さに関してはこの制約が無いため、体軸方向Ｚに長い長方形形状を採用することができる。その一方で、電子エミッタ１８から放出された電子が、陽極１７のターゲット１６上でより小さなスポットサイズに集束されることが要求されている。このスポットサイズによってＸ線源の焦点サイズが決定され、画質の観点から、ＣＴ装置ではこのＸ線焦点サイズとして１ｍｍφ程度が得られることが一般的に要求されている。
【００４８】
そのため図８に示すようにターゲット１６から見て陰極１９の表面を凹状に曲面化することにより、電子ビーム３３を集束方向に向かう方向に電界を成形することができる。それによりスポットサイズを小径化することが可能となる。
【００４９】
陽極１７上のターゲット１６で要求される電子ビーム３３のスポットサイズ、すなわちＸ線焦点サイズよりも大きな面積の電子エミッタ１８を使用することが可能であり、特に体軸方向に長いサイズの電子エミッタ１８を適用して放出電子ビーム電流量を大きくすることが可能となる。所定の電子エミッタ１８の密度を確保しながら、大きな放出電子ビーム電流量を得ることができ、Ｘ線ビーム放出性能の裕度の高いＸ線ＣＴ装置を提供することが可能となる。
【００５０】
図１０には、上記Ｘ線発生ユニット１の詳細断面構造を示している。真空室２０を形成する絶縁容器２１は、円環状の全体形状を有しているが、その側壁を個別に着脱可能な扇形状を有する複数のアクセスパネル（扉）３５で構成する。密閉一体化構造では、電子エミッタ１８および陽極１７のターゲット１６の交換、補修は困難であり、これらの素子に寿命がきた場合は、この円環状Ｘ線発生ユニット１の全体を交換することが必要とされる。しかし、アクセスパネル３５の採用は、これらの寿命が尽きた又は故障発生した電子エミッタ１８だけを交換、補修することが可能となる。このような構造では、寿命に関わる損耗を考慮するべき電子エミッタ１８と、陽極１７のターゲット１６を交換、補修するために、Ｘ線発生ユニット１の容器２１の側壁を真空隔壁の機能も備えたアクセスパネル３５で構成したものとする。この構造を採用することにより、アクセスパネル３５を側面方向から開放して補修交換の必要な電子エミッタ１８および陽極１７のターゲット１６だけを取り外し、補修し、又は交換することが可能となる。なお、補修が完了した後、アクセスパネル３５を閉じ、真空ポンプを駆動させて、真空室２０内を元の真空度に復帰させれば、ユニット１の再使用が可能となる。
【００５１】
図８、図９を参照して説明した通り、電子エミッタ１８から放出された電子ビーム３３の集束は、Ｘ線焦点の小型化及びそれに伴う画質向上の促進に寄与する。図８の陰極１９の凹面化の変わりに、又は併用して、図１１に示すように、絶縁容器２１内であって、電子エミッタ１８と陽極１７のターゲット１との間に、加速電極４０とともに集束電極４１を設置するようにしてもよい。この構成により電子エミッタ１８から放出された電子ビーム３３は、加速電極４０によって加速され、その後、集束電極４１により減速、再加速されることによって、集束化が促進され得る。この構成は、一般的な電子ビームの集束機構を利用したものであるが、陰極の形状を変えて表面の電界形状を制御するりも効果的、かつ確実に電子ビームを集束させることが可能となる。したがって、より小さなスポットに電子ビームを集束させて小さなＸ線焦点をつくり、さらなる高画質化を実現することができる。
【００５２】
電子ビーム３３の集束性は、図１２，図１３，図１４に示すように、単一のターゲット１６に対して、一対の電子エミッタ１８を対応させることによっても向上させることができる。また、電子エミッタ１８から電子を限界近くまで放出させると電子エミッタ１８内の電子放出部３６の寿命を短縮する要因となるため、できだけ裕度を持たせることがその寿命を長くするために有効となる。寿命延長には、単一のターゲット１６に対して、一対の電子エミッタ１８を対応させて面積を実質的に増加することが効果的である。また、電子エミッタ１８の周回密度の低下を防止するために、一対の電子エミッタ１８を体軸方向Ｚに沿って並設するとともに、同一のターゲット１６に照準するようにそれぞれ異なる角度で設置する。換言すると、電子エミッタ１８の円環配列を体軸方向Ｚに関して２列化する。
【００５３】
一対の電子エミッタ１８を、体軸方向Ｚに関して陽極１７の前後に分離配置し、それぞれの電子エミッタ１８から同時に陽極１７上のターゲット１６に電子ビーム３３を出射する。これによって、電子エミッタ１８に与えることのできるスペースを、これまでの１例に配置した方式に比べて倍増することができ、電子放出能力に裕度を与えことが可能となる。
【００５４】
上述では、電子エミッタ１８はその電子ビームが半径方向に沿って放出されるように配置されていた。しかし、図１５に示すように、電子エミッタ１８はその電子ビームがＺ軸方向に沿って放出されるように配置してもよい。この場合、ターゲット１６はその表面が電子ビームの中心軸、つまりＺ軸に対して傾斜する向きで配置される。実際には、陽極１７はその表面がＺ軸に対して傾斜する向きで配置され、ターゲット１６は、傾斜された陽極１７の表面に形成される。
【００５５】
電子エミッタ１８から放出された電子ビームによってターゲット１６で発生されるＸ線のうちターゲット１６で陽極表面方向（反射方向）に反射するＸ線成分が、陽極１７とは別体で設けられるコリメータ２７で成形され、Ｘ線放出窓４２から放出され、被検体に照射される。
【００５６】
図１５のように、電子エミッタ１８、陽極１７をＺ軸方向に沿って配列することは、図４の透過型の場合のようにターゲット１６を透過するＸ線の減衰量を減らすという設計上の制約から開放される。それにより厚みの大きな陽極１７を採用して、陽極１７の熱容量を増大させることができる。これは、電子ビーム電流量を増加する場合、または電子ビームの集束スポットを小さくしてＸ線焦点を縮小させようとした場合に、ターゲット表面の温度上昇による劣化が問題となることが予想されるが、そのような場合に有効である。また、ターゲット１６のＺ軸に対する傾斜角を小さく設計することによって電子ビーム３３が入射するターゲット面を線状に長くして照射面積を増加させることが可能となる。これにより、照射時間に対する裕度が増加することなり、ターゲット１６の寿命の観点からも図４の透過型に比べて有利となる。
【００５７】
図１５に示した反射式のＸ線発生ユニット１では、陽極１７の熱容量増加という長所を有するものであるが、その構成上、陽極１７に、Ｘ線のファン角を制限するコリメータを兼用させることはできない。そのため、ファン角を制限するコリメータは陽極１７とは別にＸ線発生要素１ａごとに必要とされる。Ｘ線発生要素１ａを密接に配列した構成では、Ｘ線ビームのファン角を想定角に制限するためのコリメータの幅が制約される。つまり、円周方向の幅が小さなコリメータが必要とされる。幅の小さなコリメータで必要なファン角を確保するためには、ターゲット１６上のＸ線焦点とファン角制限用コリメータとの距離を短縮する必要がある。
【００５８】
そのため、図１６に示すように、絶縁容器２１の内部に、ファン角制限用のコリメータ２７ａを配置する。実際には、陽極１７の先端部にＸ線ビームのファン角を決めるコリメータ２７ａを直接取り付ける。このコリメータ２７ａには、熱負荷の大きな陽極に取りつけられるため、その蒸発を抑制するために高融点で蒸気圧特性に優れ、また高いＸ線遮蔽能を持つことを基準に、タングステン、およびその合金、または相当の金属が選定される。
【００５９】
ターゲット１６の表面から放出されるＸ線は、この陽極１７に取り付けられたコリメータ２７ａによってファン角を制限され、さらに絶縁容器２１の外に設置された円環形状のコリメータ２７ｂによって体軸方向Ｚの広がり角を制限される。このようにコリメータ２７ａを絶縁容器２１内に収容した反射式のＸ線発生要素１ａでは、大きな熱容量とともに、Ｘ線発生要素１ａの高密度配列を実現できる。
【００６０】
上述では、円環形状の絶縁容器（真空容器）２１内に複数のＸ線発生要素１ａを円環状に配列する構造を説明した。図１７、図１８に示すように、Ｘ線発生要素１ａごとに絶縁容器２１ａで個別の真空室を設けるようにしてもよい。おおむね１０^−７Ｐａに真空確保された微小径の絶縁容器２１ａに、個別陽極１７、ターゲット１６、電子エミッタ１８を収容することにより、微小径のＸ線管を構成する。複数の微小径のＸ線管を、円環形状を有するＸ線管支持体４９に円環状に配列することによりＸ線発生ユニット１が構成される。絶縁容器２１ａは、円、楕円又は長方形の断面を有する。楕円又は長方形の断面を有する絶縁容器２１ａの採用は、図８，図１３に示した体軸方向Ｚに長い長方形の電子エミッタ１８の利用を可能とする。
【００６１】
このような複数の微小径のＸ線管を円環状に配列した構成の採用は、寿命又は故障が生じたＸ線管をＸ線管単位で交換することを可能にする。Ｘ線管単位での交換は、陰極１７、ターゲット１６等を個別に交換するよりも、交換作業工数を減少して、復帰時間を短縮することができる。
【００６２】
なお、図１９，図２０に示すように、複数の微小径のＸ線管に反射式を採用しても良い。これにより、陽極の熱容量が増加でき、大きな電子ビーム電流の入射による熱負荷に対しても陽極の耐久性を保証することが可能となる。
【００６３】
図１７，図１９に示したように、複数の微小径のＸ線管を円環状に配列する場合、円環形状の絶縁容器２１の内部にＸ線発生要素１ａを配列するよりも、密度は低くなる。複数の微小径のＸ線管の配列密度より高い密度のビューポイントで投影データを収集するために、図２１，図２２に示すように、微小径Ｘ線管からなるＸ線発生ユニット１とＸ線検出器ユニット３とを、円環形状を有する単一の支持体５０上に設置する。支持体５０をＺ軸回りに回転自在に支持し、回転駆動機５１を用いて微小回転角度範囲Δθで往復移動する。つまり、微小な振幅Δθで、Ｘ線発生ユニット１とＸ線検出器ユニット３とを揺動させ、その間にＸ線発生と透過Ｘ線の検出とを繰り返すことにより、高い密度で投影データを収集することを実現する。この場合、連続回転ではないのでスリップリングは必要なく、図２３に示すように、Ｘ線管への高圧ケーブル２３をハードワイヤによって構成することが可能である。同様に、電子エミッタ１８のゲートパルス供給の光ファイバ２２、Ｘ線検出器ユニット３からの信号引き出し線５３、さらにはＸ線管の冷却液循環用の冷却ホースについても既存物をそのまま利用することができる。
【００６４】
図２４には、上述した透過型のターゲット１６の断面構造を示している。ターゲット１６は、Ｘ線発生ユニット１の寿命を左右する最も重要な構成要素の一である。電子エミッタ１８から放出された電子ビーム３３は、集束されターゲット１６に衝突した際、そのエネルギーの大部分（９９％以上）が熱に変換される。したがって、透過型のターゲット１６では、Ｘ線の発生量、Ｘ線の透過率、および除熱性能の３つの観点から、その材質、構造を決定する必要がある。ターゲット１６の母材１６ｂとして、Ｘ線減弱率が小さく、かつ熱伝導率の高い低い原子番号のアルミニウム、カーボンなど、またはその合金が採用される。ターゲット母材１６ｂの表面には、Ｘ線透過率が高く、熱伝導性に優れた金属としてタングステン、レニユムなどの高い原子番号の金属のターゲット層１６ａが形成される。典型的には、ターゲット母材１６ｂの表面に上記金属がコーテイングされることによりターゲット層１６ａが形成される。ターゲット層１６ａの厚さは入射する電子の侵入深さとＸ線の減弱率を考慮して５μｍ程度に設定される。
【００６５】
このように構成された透過式のターゲット１６では、コリメータ２７を陽極近傍に設置することができ、それによって小さなサイズのコリメータ２７で所定の広がり角を持つＸ線ビームに整形することが可能となる長所を有するが、大電流の電子ビーム入射を想定する場合には陽極の冷却が問題となる。これを解決して、冷却能率を向上させるために、本来的にＸ線経路上に配置され、Ｘ線の線質を調整するためのアルミニウムなどの軽金属でつくられたＸ線フィルタ３１をビートパイプとして利用する。ターゲット１６がＸ線フィルタ３１上に接触状態で配置される。Ｘ線フィルタ３１は、陽極１６に物理的に接続される。つまり、ターゲット１６は、Ｘ線フィルタ３１を介して陽極１７に支持される。
【００６６】
ターゲット１６で発生した熱は、ビートパイプとしてのＸ線フィルタ３１を介して陽極１７に伝達される。これにより冷却のしにくいターゲット１６の中央部分の熱をフィルタ３１の伝導冷却によって補うことができ、ターゲット１６の蒸発、損耗を抑制することが可能となる。
【００６７】
図２５は、陽極１７と電子エミッタ１８との間の電界に対する電子エミッタ１８内の陰極１９とゲート電極３８との間の電界の最適化ディメンジョンを示している。電子エミッタ１８と陽極１７との間には、直流（ＤＣ）高電圧が印加されているため、電子エミッタ１８の表面に位置するゲート電極３８からは、この電界によって電界電子が放出することが予想される。この電子成分は、ゲート電極３８に加える駆動電圧パルスが停止している期間にも放出されるものであるため、この漏洩電子が陽極１７に入射して発生するＸ線はノイズとなってデータの精度を低下することが懸念される。漏洩電子の発生を防止する必要がある。
【００６８】
ゲート電極３８からの電子漏洩を抑制するためにはゲート電極３８と陽極１７との間の電界Ｅａが、ゲート電極３８と陰極１７との間に加えられる電圧による電界Ｅｇより十分小さくなるように、電子エミッタ１８と陽極１７間の距離が十分長く設定される。例えば、陰極陽極間に１００ｋＶを印加すると仮定する場合、電子エミッタ１８と陽極１７との間の距離を５０ｍｍとすれば、その間の電界は、２ｋＶ／ｍｍになる。電子放出部３６からの電子放出が十分な密度に達するのに必要な電界が典型的には５〜１０ｋＶ／ｍｍであるので、ゲート電極３８の表面から漏洩する電界放出電子量を十分な裕度を持って抑制することが可能となる。つまり、陰極陽極間に印加する管電圧の典型的な上限は、２００ｋＶである。電子エミッタ１８と陽極１７との間の距離を５０ｍｍで設計することにより、上限の２００ｋＶが陰極陽極間に印加されたとしても、漏洩電子の発生を抑制することができる。
【００６９】
このように電子エミッタ１８のゲート電極３８に電圧パルスを印加しない状態でも、陽極１７と電子エミッタ１８の間に印加される管電圧によってゲート電極３８の表面から電界電子が放出されることは、上述のとおりであるが、この電界がゲート電極３８の電子放出孔内に浸透し、陰極１９の表面の電子放出部３６から直接、電界電子を放出させることも懸念される。この課題を解決するために、図２６，図２７に示すように、陰極１９に対して負の直流（ＤＣ）バイアス電圧をゲート電極３８に印加するためのバイアス電源４５を装備させる。これにより、ゲート電極３８に正電圧の電圧パルスが印加されないとき、電子放出部３６からの漏洩電子の発生を完全に抑制することが可能となる。
【００７０】
上述のように、複数のＸ線発生要素１ａを配列したことにより、Ｘ線強度の不均一が生じることがある。複数のＸ線発生要素１ａ間でＸ線強度を均一化する必要がある。各Ｘ線発生要素１ａから発生するＸ線の強度を従来のようにリファレンス検出器で検出することは、Ｘ線発生要素１ａを大型化して、Ｘ線発生要素１ａの配列密度を低下させるため好ましくない。
【００７１】
そこで、図２８に示すように、電子エミッタ１８内のゲート電極３８に流れ込む電子電流量を電流検出器４６で検出する。ゲート電極３８に流れ込む電子電流量は、ターゲット１６で発生するＸ線の強度に対応している。フィードバック制御ユニット４７は、電流検出器４６で検出したゲート電極３８に流れ込む電子電流量に基づいて、ゲート電極３８に印加される電圧パルスを発生するためのパルス増幅回路２４ａを制御する。フィードバック制御ユニット４７は、ゲート電極３８に流れ込む電子電流量と所定量との差に応じた制御信号を発生する。パルス増幅回路２４ａでは、制御信号に応じてゲートパルスの増幅率が変化される。ゲート電極３８に流れ込む電子電流量が所定量よりも過多の場合、増幅率を低下させるための制御信号がフィードバック制御ユニット４７で発生される。ゲート電極３８に流れ込む電子電流量が所定量よりも過少の場合、増幅率を高くするための制御信号がフィードバック制御ユニット４７で発生される。
【００７２】
このようなフィードバック制御により、複数のＸ線発生要素１ａ間でＸ線強度を均一化することができる。
【００７３】
複数のＸ線発生要素１ａ間でのＸ線強度の不均一は、最終的には再構成画像にアーチファクトとして表面化する。図２７，図２８に示したように、複数のＸ線発生要素１ａ間でＸ線強度を均一化する代わりに、図２９に示すように、ゲート電極３８に流れ込む電子電流値を検出器４６で検出し、その検出データに基づいて投影データをデータ収集ユニット１１で補正するようにしても同様の効果を奏することができる。
【００７４】
図３０、図３１には、被検体内で発生する散乱線を除去するためのコリメータ５２を示している。コリメータ５２は、Ｘ線焦点を中心として円弧状に配列された複数の鉛板から構成される。各鉛板の向きは、Ｘ線焦点を中心とした円の半径方向に沿って調整される。コリメータ５２は、被検体とＸ線検出器ユニット３との間に回転自在に支持体５０に支持される。回転駆動機５１はコリメータ５２を回転させるために設けられる。回転駆動機５１は例えばステッピングモータであり、図示しない電源からゲートパルスに同期して駆動パルスが供給される。コリメータ５２は、ゲートパルスに応じて電圧パルスで駆動されるゲート電極３８に対向するように、駆動されるゲート電極３８の移動に同期して回転する。それにより被検体内で発生する散乱線は、コリメータ５２で除去され、検出器３には到達しない。散乱線が除去された鮮明度の高いＣＴ画像が得られる。
【００７５】
本実施形態のＸ線ＣＴ装置は、図３２に示すように、ガントリ４をＺ軸に沿って移動するガントリ駆動機構４３と、ガントリ駆動機構４３を制御する制御装置４４とを備える。ガントリ４はガントリ駆動機構４３とともに、保護カバー４８に収容される。ガントリ駆動機構４３の採用により、被検体５を載置した天板６を停止した状態で、ヘリカルスキャン又はマルチスライススキャンを実行することができる。ガントリ４の移動は、Ｘ線ＣＴ装置を構成するＸ線発生ユニット１が回転機構を含まないためＸ線検出器ユニット３も含めたガントリ４全体の重量が従来のＲ／Ｒ型に比べて圧倒的に軽量なものとなることにより、採用可能である。従来、被検体５を載置した天板６を前後移動して行っていた体軸方向のスキャンを、被検体５を停止させて、ガントリ４を移動することにより可能となる。被検体（患者）を停止した状態でヘリカルスキャン又はマルチスライススキャンを実行できるので天板移動に伴う被検体５のぶれや体動に起因するＣＴ画像の劣化を抑制することができ、また患者に不快感を与えることのなどの問題を排除することができる。
【００７６】
上述のように本実施形態のＸ線発生ユニット１は小型軽量であるので、図３３に示すように、複数、例えば２系統のＸ線発生ユニット１−１，１−２を体軸方向Ｚに関して所定距離隔てて並設することができる。同様に、２系統のＸ線検出ユニット３−１，３−２が体軸方向Ｚに並設される。Ｘ線発生ユニット１−１，１−２及びＸ線検出ユニット３−１，３−２を２系統装備することにより、ヘリカルスキャンやマルチスライススキャンの撮影時間を短縮することができる。
【００７７】
図３４、図３５には、本実施形態による電子エミッタ１８の駆動手順を示している。電子エミッタ１８の駆動とは、電子エミッタ１８のゲート電極３８に電圧パルスを印加することをいう。ゲート電極３８に電圧パルスが印加されている期間に限局して、電子放出部２６から一定量の電子が放出される。放出された電子は陽極１７のターゲット１６上のスポット（Ｘ線焦点）に衝突する。そのＸ線焦点を中心に放射状にＸ線が発生する。コリメータ２７で所定のファン角θに制限されたＸ線は、被検体を透過して、Ｘ線検出器ユニット３で検出される。データ収集ユニット１１は、全チャンネルのデータから、Ｘ線焦点の位置に対応する所定数のチャンネル（特定のチャンネル）のデータのみ収集し、他のチャンネルのデータは収集しない。データ収集対象の特定チャンネルは、Ｘ線焦点に対向するＸ線検出器ユニット３上の位置を中心とするファン角θの範囲内に配置されているチャンネルをいう。駆動する電子エミッタ１８の切り替えに応じて、データ収集対象の特定チャンネルが切り替えられる。特定チャンネルの切り替えは、例えばＸ線検出器ユニット３とデータ収集ユニット９との間に設けられた電子スイッチのスイッチングにより実現される。
【００７８】
ここで、円環状に配列された電子エミッタ１８の総数（＝ゲート電極３８の総数）をＮと仮定する。また、円環状に配列された複数の電子エミッタ１８に、その配列順に従って、＃１〜＃Ｎの番号を付して個々を区別する。また、１周分の投影データを収集するのに要する時間、つまりスキャン時間をＴと表記する。また、ゲートパルス（電圧パルス）の継続時間をτと表記する。
【００７９】
ゲートパルス発生ユニット９は、円環状に配列された複数の電子エミッタ１８を、その配列順に従って順番に駆動する。つまり、ゲートパルス発生ユニット９は、円環状に配列された複数の電子エミッタ１８に対して、その配列順に従って順番にゲートパルス（電圧パルス）を印加する。ゲートパルス発生ユニット９は、所定継続時間のゲートパルスを一定周期で繰り返し発生するゲートパルス発生部と、ゲートパルス発生部と全チャンネルのパルス増幅回路２４ａとの間に介在されゲートパルス発生部に対して単一チャンネルのパルス増幅回路２４ａを選択的に接続する電子スイッチと、電子スイッチを制御する電子スイッチ制御部とからなる。電子スイッチ制御部は、電子スイッチを制御して、ゲートパルス発生部に対して、パルス増幅回路２４ａを順番に接続する。
【００８０】
スキャン時間Ｔを確保するために、ゲートパルスは、Ｔ／Ｎの周期で発生される。同様に、ゲートパルス発生部に対するパルス増幅回路２４ａの接続はＴ／Ｎの周期で配列順に従って順番に切り替えられる。ゲートパルスの継続時間τは、ゲートパルス（電圧パルス）の周期Ｔ／Ｎより短い時間に設定される。つまり、０＜τ＜Ｔ／Ｎの範囲内から選択的にゲートパルス（電圧パルス）の継続時間τが設定される。好ましくは、τ＝Ｔ／（２・Ｎ）に設定される。
【００８１】
ゲートパルスの継続時間τを、ゲートパルスの周期Ｔ／Ｎより短い時間に設定したことにより、例えば番号＃ｎの電子エミッタ１８へ印加するゲートパルスと、隣の位置の番号＃（ｎ＋１）の電子エミッタ１８へ印加するゲートパルスとの間には時間的間隙が存在する。つまり、番号＃ｎの電子エミッタ１８へのゲートパルスが立ち下がってから、所定の時間的間隙を経て、隣の番号＃（ｎ＋）の電子エミッタ１８へのゲートパルスが立ち上がる。番号＃ｎの電子エミッタ１８を含むＸ線発生要素１ａからＸ線が発生される期間と、隣の番号＃（ｎ＋１）の電子エミッタ１８を含むＸ線発生要素１ａからＸ線が発生される期間とは、時間的に分離される。そのため、番号＃（ｎ＋１）の電子エミッタ１８に対応する特定チャンネルのデータに、番号＃ｎの電子エミッタ１８に対応するＸ線焦点からのＸ線の情報が混在するという事態（データ混信）は生じない。当該データ混信に起因する画像アーチファクトは効果的に防止され得る。例えば、１周スキャン時間が５０ｍｓで、電子エミッタ１８の総数が５１４個とすると、ゲートパルスの最大継続時間を９７μｓ未満に設定することによってデータ混信を防止することが可能となる。
【００８２】
図３６，図３７には、上記データ混信の防止効果を向上し得る駆動手順を示している。円環状に配列された複数の電子エミッタ１８を円周に沿って奇数（Ｍ）のセグメントに等分される。セグメントを奇数に設定する理由は、セグメント内で発生させたＸ線ビームをカバーする検出器の領域のオーバラップを避けるためであり、セグメント数を増加させた場合には、Ｘ線ビームのカバー領域が狭くなるため、それに合わせてＸ線ビームのファン角を狭める必要が生じる。例えば、同図中の例に示すように、ファン角を６０°の場合は、分割セグメント数は３を設定することになる。
【００８３】
Ｔ／Ｎの周期で駆動対象のセグメントが切り替えられる。各セグメント内では、電子エミッタ１８がその配列順に従って１つずつ順に駆動される。すなわち、あるセグメント内のある電子エミッタ１８を駆動して、次に隣の電子エミッタ１８を駆動開始するまでの期間に、他の２つのセグメント内の電子エミッタ１８を順番に駆動する。つまり、セグメント内でゲート電極３８にその配列に従って順番に電圧パルスを印加するとともに、隣接するゲート電極３８に電圧パルスを印加する間に、所定角度（ここでは１２０°）づつずれた離散的な２個のゲート電極３８に対して電圧パルスを順番に印加する。
【００８４】
これにより、隣り合う電子エミッタ１８の間でみると、ゲートパルスの周期は実質的に、Ｍ×Ｔ／Ｎとなり、図３４，図３５の周期Ｔ／Ｎよりも裕度を増したものとすることができ、隣合う電子エミッタ１８によってトリガされるＸ線ビームとの混信をより確実に避けることができる。
【００８５】
図３６，図３７の例では、ある電子エミッタ１８を駆動して、次に隣の電子エミッタ１８を駆動開始するまでの期間に、１２０°づつずれた２つの電子エミッタ１８を順番に駆動するものである。
【００８６】
図３８，図３９に示すように、ある電子エミッタ１８の駆動と同時に、それと１２０°づつずれた２つの電子エミッタ１８を駆動するようにしてもよい。これにより、混信防止の効果は、図３４，図３５の例と等価であるが、１回転当たりのスキャン時間をＴ／Ｍに短縮することが可能となる。例えば、１周当たりのスキャン時間を５０ｍｓとして、１２０°づつずれた３つの電子エミッタ１８を同軸動する場合、スキャン時間を１７ｍｓにすることが可能となる。
【００８７】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。
【００８８】
【発明の効果】
本発明によれば、装置規模が小さく、低価格で、メンテナンス性に優れ、高い解像度を有するＸ線ＣＴ装置、Ｘ線発生装置及びＸ線ＣＴ装置のデータ収集方法を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成図。
【図２】図１のガントリーの内部構造を示す正面略図。
【図３】図１のＸ線発生ユニットの内部構造を示す正面略図。
【図４】図１のＸ線発生ユニットの内部構造を示す横断面図。
【図５】図４のＸ線発生ユニットの内部構造を示す縦断面図。
【図６】図４の電子エミッタ１８の横造図。
【図７】図６の陰極、電子放出部及びゲート電極の構造を示す外観図。
【図８】図６の電子エミッタ１８の他の構造を示す横断面図。
【図９】図６の電子エミッタ１８の他の構造を示す縦断面図。
【図１０】図４のＸ線発生ユニットの他の内部構造を示す横断面図。
【図１１】図６の電子エミッタ１８の集束電極を示す横断面図。
【図１２】図４のＸ線発生ユニットの他の内部構造を示す縦断面図。
【図１３】図１２の一対の電子エミッタ１８の向きを示す横断面図。
【図１４】図１２の一対の電子エミッタ１８のターゲットに対する平面位置を示す図。
【図１５】図１のＸ線発生ユニットの他の内部構造を示す横断面図。
【図１６】図１のＸ線発生ユニットの他の内部構造を示す横断面図。
【図１７】図１のＸ線発生ユニットの他の構造を示す縦断面図。
【図１８】図１７の微小径Ｘ線管の横断面図。
【図１９】図１７のＸ線発生ユニットの他の構造を示す縦断面図。
【図２０】図１９の微小径Ｘ線管の横断面図。
【図２１】図１７のＸ線発生ユニットの揺動機構の構造を示す横断面図。
【図２２】図２１の揺動機構による揺動動作を示す図。
【図２３】図２１のＸ線発生ユニットに対する高圧ケーブルを示す図。
【図２４】図１のＸ線発生ユニットのターゲット構造を示す縦断面図。
【図２５】図１のＸ線発生ユニットのゲート電極−陰極間の電界を陽極−電子エミッタ１８間の電界に比較して示す図。
【図２６】図１のゲートパルス発生ユニットの構成図。
【図２７】図２６のゲートパルス発生ユニットによりゲート電極に印加される電圧時間変化を示す図。
【図２８】図２６のゲートパルス発生ユニットの他の構成を示す図。
【図２９】図１の検出器データ収集ユニットの強度均一化補正機能を示す図。
【図３０】図１のＸ線検出器ユニットに設けられた散乱除去用コリメータを示す横断面図。
【図３１】図３０の散乱除去用コリメータの回転動作を示す正面略図。
【図３２】図１のガントリーの移動機構を示す図。
【図３３】図１のガントリーのＸ線検出器ユニット及びＸ線検出器ユニットを２系統備えた他の構造を示す図。
【図３４】図１のゲートパルス発生ユニットによる電子エミッタ１８の駆動手順を示す図。
【図３５】図３３の手順において、隣接する電子エミッタ１８へ印加する電圧パルスの間隔を示す図。
【図３６】図１のゲートパルス発生ユニットによる電子エミッタ１８の他の駆動手順を示す図。
【図３７】図３６の手順において、隣接する電子エミッタ１８へ印加する電圧パルスの間隔を示す図。
【図３８】図１のゲートパルス発生ユニットによる電子エミッタ１８の他の駆動手順を示す図。
【図３９】図３８の手順において、隣接する電子エミッタ１８へ印加する電圧パルスの間隔を示す図。
【図４０】従来のローテション／ローテーション（Ｒ／Ｒ）型のＸ線ＣＴ装置の外観図
【図４１】従来のＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｓｔａｔｉｏｎａｒｙ型のＸ線ＣＴ装置の外観図。
【図４２】従来のＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｓｔａｔｉｏｎａｒｙ型のＸ線ＣＴ装置の構成図。
【図４３】図４２のガントリーの内部構造を示す略図。
【符号の説明】
１…Ｘ線発生ユニット、２…真空ポンプ、３…Ｘ線検出器ユニット、４…ガントリー、５…被検体、６…テーブル、７…テーブル駆動機構、８…高圧電源、９…ゲートパルス発生ユニット、１０…陽極冷却ユニット、１１…陽極冷却ユニット、１２…画像再構成ユニット、１３…モニタ、１４…画像データ保存ユニット、１５…冷却ジャケット、１６…冷却ジャケット、１７…陽極、１８…電子エミッタ１８、１９…陰極、２０…真空室、２１…絶縁容器、２２…ゲートパルス信号伝送用光ファイバーケーブル、２３…高圧ケーブル、２４…回路ボックス、２４ａ…パルス増幅回路、２４ｂ…安定化抵抗、２５…絶縁液、２６…絶縁液封入室、２７…コリメータ、２８…Ｘ線遮蔽板、２９…高圧ケーブルブッシング端子、３０…絶縁性支持体、３１…フィルタ、３２…排気ポート、３３…電子ビーム、３４…Ｘ線ビーム、３５…アクセスパネル、３６…電子放出部、３７…絶縁層、３８…ゲート電極、３９…電子ビーム放出孔、４０…加速電極、４１…集束電極、４２…Ｘ線放出窓、４３…ガントリー駆動機構、４４…ガンドリー駆動機構制御装置、４５…バイアス電源、４６…電流検出器、４７…フィードバック制御ユニット、４８…保護カバー、４９…Ｘ線管支持体（水冷ジャケット付き）、５０…支持板、５１…回転駆動機、５２…散乱除去用コリメータ、５３…高圧ケーブル（ハードワイヤ）。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an X-ray CT apparatus (X-ray computed tomography apparatus) for performing diagnosis by obtaining a tomographic image of a subject (patient) in the field of medical diagnosis, and in particular, to an image based on pulsatile and respiratory motion. The present invention relates to a dynamic (dynamic) CT technique required for a diagnosis that causes blurring of a subject and a diagnosis that captures a dynamic change of a contrast agent in an imaging region.
[0002]
[Prior art]
FIG. 40 is a diagram showing the appearance of a conventional typical X-ray CT apparatus of the Rotate / Rotate type. As is well known, an X-ray CT apparatus uses a tomographic image based on transmitted X-ray intensity data (projection data) repeatedly acquired while an X-ray tube and a detector unit facing the X-ray tube make one rotation around a subject. Reconstruct the data. Therefore, the acquisition time (scan time) of the projection data required for reconstructing one piece of tomographic image data is determined by the rotation speed of the X-ray tube, the detector unit, and the like. However, in order to rotate heavy structures such as the X-ray tube and the detector unit at high speed, a large-scale structure having rigidity capable of withstanding the centrifugal force is required, and the motor and the rotation mechanism are also large-scale. And it is complicated. All of these have the problem that the weight and size of the CT device increase, and the cost increases accordingly.
[0003]
In order to solve this problem, a so-called Stationary / Stationary X-ray CT apparatus having a structure in which an X-ray tube and a detector are fixed has been considered. One type is shown in FIG. This is because the trajectory of an electron beam emitted from one electron gun arranged on the central axis of the gantry is rotated by a deflection electromagnet, and the X-ray beam is focused on an annular target arranged around the gantry circle and incident there. generate. This type of X-ray CT apparatus requires complicated electromagnet control to stably maintain the electron beam trajectory. In addition, when attempting to increase the amount of X-ray generation by increasing the amount of electron beam current, the focused spot diameter of the electron beam increases due to the effect of the space charge effect and the long focusing distance, thereby lowering the resolution. Furthermore, the capacity of the duct that covers the electron beam trajectory is large, it is necessary to maintain the degree of vacuum in this duct, and the shape of the duct is complicated, and there is a problem in maintainability.
[0004]
FIG. 42 and FIG. 43 show other types of configurations for realizing the Stationary / Stationary type. In this type, a plurality of X-ray tubes are installed on the circumference of the gantry. Similarly, by arranging the X-ray detector on the circumference, the rotation mechanism can be eliminated. X-ray CT apparatuses of a similar type are described in JP-A-10-295682, JP-A-2002-320610, JP-A-2002-343291, and U.S. Pat. No. 6,385,292B1. .
[0005]
The biggest problem in this type is due to the size of the X-ray tube. As is well known, an X-ray tube has a structure in which a rotating mechanism for a cathode, a filament, an anode, and an anode is housed in a glass tube, and has a width of several tens of centimeters. Therefore, the resolution of the image decreases as the sampling pitch (view pitch) of the projection data increases. A method has been proposed in which only the hot cathode and the grid portion are separated without using an independent X-ray tube one by one, and a large number of such components are arranged. However, considering the size of the hot cathode type electron gun, it is necessary. Arranging enough numbers to achieve the required view pitch in order to obtain the required resolution requires a large gantry diameter and a considerable increase in the diameter of the circumference on which the X-ray source is placed. However, it is difficult to obtain a required X-ray beam intensity because the use efficiency of X-rays is inversely proportional to the square of the distance from the X-ray tube to the detector.
[0006]
As described in the description of the conventional example described above, in an electron beam deflection type CT apparatus which is one of the stationery / stationary type in order to enable high-speed scanning, the electron beam focusing diameter on the anode target is large. Therefore, it is difficult to increase the resolution, and further, complicated maintenance and high cost are required. Alternatively, in a method in which a large number of X-ray sources are arranged on the circumference of the gantry as an alternative method, the scan angle must be increased due to the restriction due to the size of the X-ray source or the electron gun, and a good CT resolution is obtained. It is expected that the task will be difficult.
[0007]
[Patent Document 1]
JP-A-10-295682
[0008]
[Patent Document 2]
JP-A-2002-320610
[0009]
[Patent Document 3]
JP-A-2002-343291
[0010]
[Patent Document 4]
US Patent No. 6,385,292B1
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide an X-ray CT apparatus, an X-ray generator, and a data collection method of an X-ray CT apparatus which are small in scale, inexpensive, excellent in maintainability, and have high resolution.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
The present invention provides an X-ray generation unit that generates X-rays toward a subject in an imaging region, an X-ray detection unit that detects X-rays that have passed through the subject, and an output based on the output of the X-ray detection unit. An X-ray CT apparatus having an image reconstruction unit for reconstructing image data by means of a plurality of cathodes arranged in an annular shape around the imaging region, and a circle facing the cathodes. An anode having a ring shape, a plurality of targets arranged in an annular shape on the surface layer of the anode, a plurality of electron-emitting portions formed on the surface of each of the cathodes, and an annular shape separated by a predetermined distance from the plurality of cathodes And a hermetically sealed container that houses the cathode, the anode, and the gate electrode.
[0013]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
First, an outline of an embodiment of the present invention will be briefly described. In the embodiment of the present invention, a plurality of minute electron emitters having an electron emitting portion as a carbon-based structure that emits electrons under a high electric field are provided in a normally cylindrical imaging region in which a subject is accommodated. An R / R type X-ray CT apparatus having a small size, low cost, excellent maintainability, and high resolution is provided by arranging the ring in the periphery and facing the ring-shaped anode to the periphery. Realize the offer.
[0014]
The insulation distance of the electron emitter needs to be a value sufficient to maintain a voltage applied to the gate electrode for controlling the electron emission from the electron emission portion by forming an electric field between the electron emitter and the cathode. If the voltage applied to the gate electrode is 1 kV or less, the insulation distance can be set to 1 mm or less. In the electron emitter, the gate electrode having a plurality of electron emission holes and the cathode should be as close and even as possible to reduce the voltage applied to the gate electrode and to arrange the electron emitters on the cathode with high density. Is important. Therefore, an insulating layer is interposed between the gate electrode and the cathode.
[0015]
Further, in the present embodiment, the focusing property of the electron beam from the electron emitter to the anode surface is improved by providing a focusing electrode and making the surface of the cathode concave, and the area of the electron emitter is increased. As a result, it is possible to achieve an increase in the margin of the electron beam current amount and an improvement in resolution accompanying a reduction in the focal spot size. Similarly, by associating a pair of electron emitters with the same target, arranging the pair of electron emitters in parallel along the imaging region center line (Z-axis), and concentrating the directions on the targets, respectively, The space provided to the electron emitter can be effectively increased, thereby increasing the area of the electron emitter and increasing the upper limit of the electron beam current.
[0016]
In the present embodiment, the electron emitter and the anode may be arranged along the radial direction of the imaging region, or the electron emitter and the anode may be arranged in a direction parallel to the center line of the imaging region. In the former case, the subject is irradiated with a component of the X-rays generated at the target that has passed through the anode. In the latter case, an anode having a larger heat capacity can be provided as compared with the former transmission type anode, which is effective when a larger amount of electron beam current is required. In the latter case, the collimator for shaping the X-ray beam shape is separated from the X-ray generation point. However, in order to obtain a predetermined fan angle, it is necessary to increase the size of the collimator, and the collimator cannot necessarily fit within the space. In order to avoid this, it is necessary to make the collimator close to the X-ray generation point, that is, the electron beam focusing spot (X-ray focal point) on the anode. Therefore, by devising the structure of the anode to have a collimator function, it becomes possible to generate an X-ray beam having a sufficient fan angle in a predetermined space.
[0017]
In the present embodiment, a plurality of electron emitters may be arranged together with the anode in an annular closed container (vacuum container), or a single electron emitter and a single anode may be housed in a small closed container. To form a minute X-ray tube, and a plurality of minute X-ray tubes may be arranged in a ring. In the latter case, the structure of the X-ray tube is very simple, so there is a possibility that the cost can be reduced, and it becomes possible to easily replace, maintain, and repair a tube whose life has expired. As the minute X-ray tube, either a transmission type or a reflection type may be adopted. In the latter case, as described above, the heat capacity of the anode can be increased, and the durability of the anode can be assured even with a heat load due to the incidence of a large electron beam current.
[0018]
In addition, when arranging minute X-ray tubes in a ring shape, the interval between the X-ray focal spots is expanded, though somewhat, compared to arranging a plurality of electron emitters in a ring-shaped closed container, so that the resolution is secured. It will be difficult to do. This can be solved by oscillating the X-ray tube array in a minute angle range. Since the X-ray tube arrangement is swung in a minute angle range, it is not necessary to supply a high voltage using a slip ring, and a high voltage can be supplied with a hard wire.
[0019]
In the case of the transmission type, a thin film of a genus having a high X-ray generation efficiency is coated, impregnated, or impregnated in a metal layer having a high X transmittance and excellent thermal conductivity on a very small surface layer where an electron beam can enter. An anode having a sandwiched structure is provided, and the anode has an X-ray transmission window, a vacuum partition, and a filter function for correcting the spatial intensity distribution of the emitted X-ray beam. In this case, advantages such as easy shaping into a predetermined beam shape, an X-ray beam having a good spatial intensity distribution, and easy removal of heat emitted to the anode can be obtained. it can.
[0020]
The electron emission section emits electrons in an electric field. The electric field for electron emission is generated by a gate electrode arranged from the cathode with the electron emission portion interposed therebetween. Electron emission can be controlled by applying a voltage to the gate electrode. The electrons emitted from the electron emitting portion collide with the anode target by the voltage between the cathode and the anode, and emit X-rays. In this embodiment, in particular, the voltage applied to each part is adjusted so that the electric field between the anode and the electron emitter is lower than the electric field between the cathode and the gate electrode in the electron emitter. If such voltage adjustment is not performed, even if the electron emitter is not operated, if there are field-emission electrons from the surface of the gate electrode, the X-rays generated by the incidence on the anode become noise and the accuracy of data will be reduced. Is likely to decrease. As described above, the driving voltage is applied to the gate electrode by setting the field emission electron current from the gate electrode surface to be negligible and sufficiently lower than the electric field applied between the gate electrode and the cathode. It is possible to suppress the dark current when not adding and to prevent abnormal discharge. The same effect can be obtained by applying a negative bias to the gate electrode of the electron emitter.
[0021]
Further, in this embodiment, the function of detecting the amount of electron current flowing into the gate electrode in the electron emitter and performing feedback control on the magnitude of the voltage pulse applied to the gate electrode so that the amount of the electron current becomes a constant amount is controlled by the gate pulse generation. Hold the unit. In this embodiment, since many electron emitters and targets are arranged, the X-ray intensity tends to be non-uniform due to variations in performance. This causes noise in the CT image. By performing feedback control of the gate voltage based on the amount of electron current flowing into the gate electrode, the output (electron beam current amount) of each electron emitter can be kept constant, and the generation of this noise can be suppressed. Become. This effect corrects projection data derived from X-rays generated by driving the electron emitters based on the electron current value flowing into the gate electrode when each electron emitter is driven, instead of the feedback control of the gate voltage. You can also play by doing.
[0022]
In the present embodiment, a plurality of detection elements are arranged and fixed in an annular shape together with an electron emitter and an annular anode arranged in an annular shape. By driving the electron emitters in sequence, it is possible to collect projection data in multiple directions at high speed. In synchronization with the driving procedure of the electron emitter, the scattering removal collimator rotatably supported on the front surfaces of the plurality of detection elements arranged in a ring is rotated. The scattered X-ray component in the subject (patient) adds noise to the transmission data and becomes a factor of deteriorating the image quality of the CT image. Therefore, it is possible to effectively remove this scattered component by installing a collimator having a slit configuration that can see the X-ray generation point on the front surface of the detector.
[0023]
In the present embodiment, a mechanism is provided for moving the X-ray generation unit including the annularly arranged electron emitters and the annular anode along the center axis of the imaging region substantially coincident with the body axis of the subject. By fixing the top plate on which the subject is placed and moving the X-ray generating unit in the body axis direction instead, the subject on the top plate on which the subject is placed moves back and forth at high speed can be shaken. It is possible to reduce the resulting body motion artifact of the CT image.
[0024]
In the present embodiment, the X-ray generation unit including the electron emitters arranged in a ring shape and the ring-shaped anode may be equipped with one system, or two or more systems. The X-ray generation units of a plurality of systems are arranged side by side along the center axis of the imaging region substantially coincident with the body axis of the subject. As a result, it is possible to complete the scan at a high speed while ensuring a high resolution over a longer region in the axial direction of the subject.
[0025]
As described above, the electron emitter emits electrons in the electric field. The electric field for electron emission is generated by a gate electrode arranged from the cathode with the electron emission portion interposed therebetween. When a voltage pulse is applied to the gate electrode, electrons are emitted and X-rays are generated. When no voltage pulse is applied to the gate electrode, no X-ray is generated. Voltage pulses are sequentially applied to the gate electrodes arranged in a ring according to the arrangement order. By setting the duration τ of the voltage pulse to be shorter than T / N, where N is the number of gate electrodes and T is the scan time, time overlap of voltage pulses between adjacent gate electrodes is avoided. be able to. As a result, even when the closely arranged electron emitters are sequentially driven to generate X-rays, the X-ray beams triggered by the adjacent electron emitters are irradiated with overlapping time. Data interference can be avoided.
[0026]
In addition, a plurality of electron emitters (gate electrodes) arranged in a ring are equally divided into an odd number (M), for example, three segments, and a voltage pulse is sequentially applied to the gate electrodes in each segment according to the arrangement order. More specifically, a voltage pulse is applied to one gate electrode in the first segment, followed by a voltage pulse to a gate electrode in the second segment, and then to a gate electrode in the third segment. By applying a voltage pulse to each segment and moving the application target of the voltage pulse to the adjacent segment each time the voltage pulse is applied in this manner, adjacent electrons can be extended without extending the voltage pulse application cycle. The gap between the voltage pulses between the emitters 18 can be enlarged to improve the reliability of avoiding the overlap.
[0027]
In addition, by simultaneously applying voltage pulses to three gate electrodes that are shifted by a predetermined angle, for example, 120 °, the time required for data collection for 360 °, that is, the scan time, is reduced by a fraction, for example, 1 / 3 can be reduced. Note that simultaneous driving is mutually affected by scattered radiation. However, this effect can be reduced by shifting the irradiation direction.
[0028]
Hereinafter, an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 shows the entire configuration of the X-ray CT apparatus according to the present embodiment. FIG. 2 is a front view of the gantry of FIG. This X-ray CT apparatus has a gantry 4 for collecting multidirectional projection data on a subject 5 in an imaging region IR having a substantially cylindrical shape. At the time of data collection, the subject 5 is placed on the top 6 of the bed 6a, and the imaging area of the gantry 4 is moved with the movement of the top 6 driven by the top driving mechanism 7 along the body axis direction. Inserted into IR. In or near the gantry 4, a high-voltage power supply 8 for generating a high voltage to be applied to the X-ray generation unit 1 of the gantry 4 and generation of a voltage pulse to be applied to a gate electrode of the X-ray generation unit 1 to be described later. And a cooling unit 10 for cooling the anode in the X-ray generation unit 1 are arranged. The console controls the detector unit 3 in the gantry 4, collects data (raw data) therefrom, and converts the raw data into projection data through preprocessing such as non-uniform sensitivity correction between channels. A data collection unit 11 is provided for performing the operation. The console also has an image reconstruction unit 12 for reconstructing image data based on a set of projection data for 360 ° or (180 + fan angle), a monitor 13 for image display, and an image data storage unit. 14 are equipped.
[0029]
An X-ray generation unit 1 having an annular shape is fixed inside the gantry 4 so as to surround the imaging region. The X-ray generation unit 1 has a plurality of X-ray generation elements 1a divided along a circumferential direction in order to irradiate the subject 5 with X-rays 34 from multiple directions. The X-ray generating element 1a is defined as a structural unit capable of independently controlling generation and stop of X-rays.
[0030]
As shown in FIG. 3, the X-ray generation unit 1 has an anode 17 having an annular shape centered on the center line CL. A plurality of cathodes 19 are arranged in an annular shape concentric with the anode 17 so as to face the anode 17 at a predetermined distance. A plurality of gate electrodes 38 are arranged between the anode 17 and the cathode 19 in an annular shape concentric with the anode 17. A predetermined distance is provided between the cathode 19 and the gate electrode 38. Between the cathode 19 and the gate electrode 38, a plurality of electron emitting portions 36 having a property of emitting electrons in an electric field are arranged in a ring shape concentric with the anode 17. Actually, a plurality of electron emitting portions 36 are discretely formed on the surface of each cathode 19.
[0031]
When a voltage pulse is applied to the gate electrode 38, an electric field is formed between the gate electrode 38 and the cathode 19. Due to this electric field, electrons are emitted from the electron emitting portion 36. The emitted electrons pass through a number of holes formed in the gate electrode 38, fly toward the anode 17, and collide with a target formed on the surface of the anode 17. The collision produces X-rays. An X-ray component transmitted through the target among the generated X-rays is irradiated on the subject.
[0032]
The single X-ray generating element 1a is composed of a single gate electrode 38 and its related components, that is, a single cathode 19, an electron-emitting portion 36 on the cathode 19, a single gate electrode 38, It is defined to consist of one target and a portion of the anode 17 corresponding to a single target. In addition, a single electron emitter 18 is defined to include a single cathode 19, an electron emission portion 36 on the cathode 19, and a single gate electrode 38. A part of the anode 17, a single target, a single gate electrode 38, an electron-emitting portion 36 on the cathode 19, and a single cathode 19 constituting a single X-ray generating element 1a move outward from the center of the ring. Toward each other along the radial direction. In other words, the electron emitters 18 are arranged on the outer periphery of the anode 17.
[0033]
FIG. 4 is a cross-sectional view of a typical X-ray generation unit 1 of the present embodiment, and FIG. 5 is a vertical cross-sectional view thereof. 6 and 7 show the configuration of the electron emitter 18. FIG. In order to secure a predetermined distance between the gate electrode 38 and the cathode 19, an insulating layer 37 having a thickness of several μm is interposed between the gate electrode 38 and the cathode 19. A large number of holes (openings) 39 are formed in the gate electrode 38 for emitting electrons from the electron emitting portion 36. A predetermined number of vertical holes are formed in the insulating layer 37 corresponding to the electron emission holes 39 of the gate electrode 38. An electron emitting portion 36 is provided on the surface of the cathode 19 that forms the bottom of the vertical hole of the insulating layer 37. The electron beam 33 generated by the electron emitting portion 36 passes through the vertical hole of the insulating layer 37, is emitted from the electron emitting hole 39 of the gate electrode 38, and collides with the target 16. As a result, X-rays are generated at the target 16.
[0034]
In practice, the surface of the insulating layer 37 is coated with a metal that will become the gate electrode 38. By adopting this structure, the distance between the cathode 19 on which the electron emission portions 36 are formed and the gate electrode 38 can be kept uniform at a predetermined distance selected from the range of several μm to several tens of μm. . By setting the distance between the cathode 19 and the gate electrode 38 to the above-described short distance, a low voltage of about several tens to 100 V is applied between the cathode 19 and the gate electrode 38, so that the electron emission portion 36 Can be released.
[0035]
The anode 17 includes a pair of annular portions 17-1 and 17-2 having a trapezoidal cross section. The annular portions 17-1 and 17-2 are made of a material having both conductivity and X-ray shielding properties. The annular portions 17-1 and 17-2 are arranged in parallel along the center line (Z axis) of the imaging region at a predetermined distance, so that the annular portions 17-1 and 17-2 have the anode function and the body axis direction (Z axis direction). The function also serves as a collimator 27 for limiting the radiation angle α of the X-ray 34. The target 16 is passed to the ring portions 17-1 and 17-2. An X-ray component transmitted through the target 16 among the X-rays generated by the target 16 due to the electron collision is emitted through the collimator 27. A cooling jacket 15 for circulating a coolant is formed in the annular portions 17-1 and 17-2 of the anode 17.
[0036]
The cathode 19, the electron emission section 36, the gate electrode 38, the target 16 and the anode 17 are accommodated in a single annular insulating container (closed container) 21. The insulating container 21 may be composed of a plurality of container parts. The anode 17 and the target 16 constitute a part of the insulating container 21. The gas inside the insulating container 21 is forcibly exhausted from the exhaust port 32. Thereby, a vacuum chamber 20 is formed inside the insulating container 21. The insulating container 21 is accommodated in a sealed container 26 of an insulating liquid or an insulating gas having a ring shape. A circuit box 24 including a stabilizing resistor 24a and a pulse amplifier circuit 24b is housed in the enclosure 26 together with the insulating container 21.
[0037]
The circuit box 24 is supported inside the enclosure 26 by the insulating support 30. The stabilizing resistor 24 a stabilizes the high voltage supplied by the high-voltage cable 23 and supplies it to the cathode 19. The high-voltage cable 23 is introduced into the enclosure 26 by a high-voltage cable bushing terminal 29. The pulse amplification circuit 24 amplifies a pulse-like gate signal (gate pulse) sent via the optical fiber cable 22 and supplies a voltage pulse to the gate electrode 38. During the period in which the voltage pulse is supplied to the gate electrode 38, an electric field is formed between the cathode 19 and the gate electrode 38, whereby the emission of electrons from the electron emission portion 36 is promoted. These electrons collide with the target 16 of the anode 17 and generate X-rays.
[0038]
The enclosing container 26 is housed in an annular X-ray shielding container 28. The X-ray detector unit 3 is attached to the inner wall surface of the X-ray shielding container 28. The X-ray detector unit 3 has a plurality of channels arranged along a ring. One channel includes an X-ray detection element 3a and an X-ray detection element 3b, which form a pair of connected signal lines. The X-ray detection element 3a and the X-ray detection element 3b are juxtaposed along the imaging region center line (Z-axis) with a gap larger than the path width of the X-ray beam 33 from the collimator 27. The X-ray emitted from the collimator 27 passes through a gap between the X-ray detection element 3a and the X-ray detection element 3b forming a pair, and is irradiated on the subject. X-rays transmitted through the subject are detected by the X-ray detection elements 3a and 3b on the opposite sides. As described above, the X-rays are emitted from the gap between the X-ray detection elements 3a and 3b, so that the X-ray center axis is orthogonal to the Z-axis. Can be realized.
[0039]
In the X-ray generation unit 1 having such a configuration, 10 ^-7 A high voltage of about 100 kV is applied to a cathode installed in a vacuum chamber 210 maintained at a degree of vacuum of Pa or less, and a voltage pulse is applied to a gate electrode 38 of the electron emitter 18, whereby the circulating electron emitter 18 is arranged. The electron beam 33 can be generated only from the specific electron emitter 18 supplied with the voltage pulse. The electron beam 33 collides with the corresponding target 16 on the anode 17 and emits X-rays. Here, most of the energy of the electron beam 33 is converted into heat at the target 16. The heat of the anode 17 is released by the cooling jacket 15. Thereby, melting of the target 16 can be suppressed. X-rays are emitted radially from the spot of the target 16 against which the electron beam 33 collides, but the X-rays are limited to a predetermined fan angle θ by the collimator 27 that is miniaturized by being installed near the target 1. can do.
[0040]
At this time, the required value of the amount of emitted electrons with respect to the electron emitter 18 is determined from the amount of electron current necessary to obtain a predetermined amount of X-ray radiation. ² A very small X-ray generating element 1a can be provided by using a carbon-based structure having a high electron-emitting ability, which is said to be high, as the electron-emitting portion 36.
[0041]
When the electron-emitting portion 36 is formed from a carbon-based material having high electron-emitting performance as described above, an electric field intensity of about 5 kV / mm or less is required to obtain a sufficient electron current density. By bringing the cathode 19 and the gate electrode 38 closer to each other as described above, the voltage applied to the gate electrode 38 can be kept low, whereby the insulating distance between the adjacent electron emitters 18 can be shortened and the arrangement can be made with high density. can do. In addition, since the electron emitting portion 36 is formed of a carbon-based structure having high electron emission performance, a required amount of electron beam current (tube) can be obtained even with a small effective area assigned to each electron emitter 18. Current) can be realized.
[0042]
By adopting the three-terminal structure for controlling electron emission with the gate electrode 38 as described above, the same DC high voltage is continuously applied to the cathodes 19 of all the electron emitters 18, and only from any electron emitter 18. It can emit electrons. As a result, each electron emitter 18 only needs to maintain a withstand voltage of about this gate voltage (generally several tens of volts to 1 kV), and the electron emitters 18 can be arranged close and densely.
[0043]
As an example, consider the case where the electron emitters 18 are arranged in an annular shape with a diameter of 80 cm, the circumferential length is 251 cm, and 2 cm here. ⁹ When (= 512) electron emitters 18 are arranged, the arrangement pitch of the electron emitters 18 in the circumferential direction is about 5 mm. In consideration of insulation between the adjacent electron emitters 18, the width of the cathode 17 and the gate electrode 38 of the electron emitter 18 is limited to about 2 mm. Since the size limit is loose in the body axis direction Z, the cathode 17 of the electron emitter 18 and the gate electrode 38 are designed to have a length of about 10 mm in the body axis direction Z. As a result, the cathode 17 and the gate electrode 38 of each electron emitter 18 are set to 20 mm ² Area. Generally, 50 mA / cm ² When a carbon-based structure having the above-mentioned average electron current density is used as an electron-emitting material, the emission electron current per one electron emitter 18 is 10 mA, and the total electron emitter 18 has 10 mA × 512 = 12 A. The calculation yields an average electron beam current, which sufficiently satisfies the current value (approximately 1 A) required for an electron-driven CT.
[0044]
Increasing the number of electron emitters 18 that can be arranged in one round increases the number of data points (the number of views) per round scan and improves the resolution of a CT image. Therefore, in order to enable a high-density array, it is essential to apply the electron emitter 18 having a high electron emission capability and a gate function of low voltage driving, and satisfy the same specifications by other methods and structures. Cannot be done.
[0045]
Further, when a similar electron-emitting portion is devised so as to obtain a higher electron-emitting ability, or when the electron emitter 18 having a structure devised so that a gate drive voltage can be reduced, a similar average is obtained. It is possible to reduce the area of the electron emitter 18 necessary for obtaining the amount of electron beam current, thereby increasing the number of the X-ray generating elements 1a arranged in a circulating manner, and ensuring a more accurate scan. It becomes.
[0046]
As shown in FIG. 3, by sequentially driving the electron emitters 18 in the X-ray generation unit 1, that is, by sequentially applying a voltage pulse to the gate electrode 36, the X-rays can be generated without using a mechanical rotation mechanism. The X-ray beam can be moved electronically with the generation unit 1 fixed. The electronic movement of the X-ray beam can significantly reduce the scan time as compared with a mechanical rotation mechanism. In other words, the scan time is determined depending on the circulating drive time of the electron emitter 18, and since the restriction of the conventional mechanical drive method is eliminated, the amount of X-ray generation is inversely proportional to the reduction of the scan time. It is decided by increasing. If the X-ray detection unit 3 having the same sensitivity as the conventional mechanical drive type is applied and the above-mentioned electron beam current amount can be secured, the scan time can be reduced to 1/10 or less of the limit value (3 to 5 sec) of the conventional type. Becomes possible. In addition, the detection width in the body axis direction is increased, and the speed of the detector data acquisition unit 11, the speed of the image reconstruction unit 12, and the capacity are increased, so that the three-dimensional CT image can be time-resolved. It is also possible to shoot.
[0047]
8 and 9 show modified examples of the cathode 19. Although the width of the electron emitter 18 is restricted by the density in the circumferential direction, there is no restriction on the length in the body axis direction Z, so that a rectangular shape long in the body axis direction Z can be adopted. On the other hand, it is required that the electrons emitted from the electron emitter 18 be focused on the target 16 of the anode 17 to a smaller spot size. The focal spot size of the X-ray source is determined by the spot size, and from the viewpoint of image quality, it is generally required that a CT apparatus can obtain an X-ray focal spot size of about 1 mmφ.
[0048]
Therefore, as shown in FIG. 8, the electric field can be formed in a direction toward the focusing direction of the electron beam 33 by making the surface of the cathode 19 concavely curved as viewed from the target 16. This makes it possible to reduce the spot size.
[0049]
It is possible to use an electron emitter 18 having an area larger than the spot size of the electron beam 33 required by the target 16 on the anode 17, that is, the X-ray focal spot size. Can be applied to increase the emission electron beam current. A large amount of emitted electron beam current can be obtained while securing a predetermined density of the electron emitter 18, and it is possible to provide an X-ray CT apparatus having a high margin of X-ray beam emission performance.
[0050]
FIG. 10 shows a detailed sectional structure of the X-ray generation unit 1. The insulating container 21 forming the vacuum chamber 20 has an annular overall shape, and has a plurality of access panels (doors) 35 each having a fan-like shape whose side walls can be individually attached and detached. In the sealed integrated structure, it is difficult to replace and repair the electron emitter 18 and the target 16 of the anode 17, and when these elements have reached the end of their life, the entire annular X-ray generation unit 1 needs to be replaced. It is said. However, the employment of the access panel 35 makes it possible to replace or repair only those electron emitters 18 whose life has expired or failed. In such a structure, the side wall of the container 21 of the X-ray generation unit 1 is also provided with a function of a vacuum partition in order to replace and repair the electron emitter 18 and the target 16 of the anode 17 in which the wear related to the life is to be considered. It is assumed that the access panel 35 is used. By adopting this structure, it is possible to open the access panel 35 from the side and remove only the electron emitter 18 and the target 16 of the anode 17 which need to be repaired and replaced, and repair or replace the target. After the repair is completed, the unit 1 can be reused by closing the access panel 35 and driving the vacuum pump to return the vacuum chamber 20 to the original vacuum level.
[0051]
As described with reference to FIGS. 8 and 9, the convergence of the electron beam 33 emitted from the electron emitter 18 contributes to miniaturization of the X-ray focal point and accompanying promotion of image quality improvement. Instead of, or in combination with, making the cathode 19 concave in FIG. 8, as shown in FIG. 11, in the insulating container 21, between the electron emitter 18 and the target 1 of the anode 17, together with the accelerating electrode 40. The focusing electrode 41 may be provided. With this configuration, the electron beam 33 emitted from the electron emitter 18 is accelerated by the acceleration electrode 40, and then decelerated and re-accelerated by the focusing electrode 41, so that focusing can be promoted. This configuration uses a general electron beam focusing mechanism.However, it is possible to effectively and reliably focus the electron beam by controlling the shape of the surface electric field by changing the shape of the cathode. Become. Therefore, it is possible to focus the electron beam on a smaller spot to form a small X-ray focus, thereby realizing higher image quality.
[0052]
The convergence of the electron beam 33 can also be improved by associating a pair of electron emitters 18 with a single target 16 as shown in FIGS. In addition, when electrons are emitted from the electron emitter 18 to near the limit, the life of the electron emitting portion 36 in the electron emitter 18 is shortened. Therefore, it is effective to increase the margin as much as possible to extend the life. It becomes. To extend the life, it is effective to make the pair of electron emitters 18 correspond to the single target 16 to substantially increase the area. Further, in order to prevent a reduction in the circling density of the electron emitters 18, the pair of electron emitters 18 are arranged side by side along the body axis direction Z, and are installed at different angles so as to aim at the same target 16. In other words, the annular arrangement of the electron emitters 18 is divided into two rows in the body axis direction Z.
[0053]
A pair of electron emitters 18 are separately arranged before and after the anode 17 in the body axis direction Z, and the electron beams 33 are simultaneously emitted from the respective electron emitters 18 to the target 16 on the anode 17. As a result, the space that can be provided to the electron emitter 18 can be doubled as compared with the method arranged in the previous example, and it is possible to provide a margin in the electron emission capability.
[0054]
In the above, the electron emitter 18 was arranged so that the electron beam was emitted along the radial direction. However, as shown in FIG. 15, the electron emitter 18 may be arranged so that the electron beam is emitted along the Z-axis direction. In this case, the target 16 is arranged so that its surface is inclined with respect to the center axis of the electron beam, that is, the Z axis. In practice, the anode 17 is arranged so that its surface is inclined with respect to the Z axis, and the target 16 is formed on the inclined surface of the anode 17.
[0055]
Among the X-rays generated on the target 16 by the electron beam emitted from the electron emitter 18, the X-ray component reflected on the target 16 in the direction of the anode surface (reflection direction) is reflected by a collimator 27 provided separately from the anode 17. It is shaped, emitted from the X-ray emission window 42, and irradiated to the subject.
[0056]
Arranging the electron emitters 18 and anodes 17 along the Z-axis direction as shown in FIG. 15 reduces the amount of attenuation of X-rays transmitted through the target 16 as in the case of the transmission type shown in FIG. Freed from constraints. Thereby, the anode 17 having a large thickness can be employed, and the heat capacity of the anode 17 can be increased. This is because when the amount of electron beam current is increased, or when the focused spot of the electron beam is reduced to reduce the X-ray focal point, it is expected that deterioration due to a rise in the temperature of the target surface will become a problem. Is effective in such a case. Further, by designing the inclination angle of the target 16 with respect to the Z axis to be small, it is possible to lengthen the target surface on which the electron beam 33 is incident linearly and to increase the irradiation area. Thereby, the tolerance for the irradiation time is increased, which is advantageous from the viewpoint of the life of the target 16 as compared with the transmission type shown in FIG.
[0057]
The reflection type X-ray generation unit 1 shown in FIG. 15 has an advantage that the heat capacity of the anode 17 is increased. However, due to its configuration, the anode 17 is also used as a collimator for limiting the X-ray fan angle. Can not. Therefore, a collimator for limiting the fan angle is required for each X-ray generating element 1a separately from the anode 17. In the configuration in which the X-ray generating elements 1a are closely arranged, the width of the collimator for limiting the fan angle of the X-ray beam to an assumed angle is restricted. That is, a collimator having a small circumferential width is required. In order to secure a required fan angle with a collimator having a small width, it is necessary to shorten the distance between the X-ray focal point on the target 16 and the collimator for limiting the fan angle.
[0058]
Therefore, as shown in FIG. 16, a collimator 27a for limiting the fan angle is arranged inside the insulating container 21. In practice, a collimator 27a for determining the fan angle of the X-ray beam is directly attached to the tip of the anode 17. Since this collimator 27a is attached to an anode having a large heat load, tungsten and its alloys are considered to have a high melting point and an excellent vapor pressure characteristic in order to suppress the evaporation and have a high X-ray shielding ability. Or a corresponding metal is selected.
[0059]
The fan angle of the X-rays emitted from the surface of the target 16 is limited by a collimator 27 a attached to the anode 17, and furthermore, an annular collimator 27 b installed outside the insulating container 21 has a fan shape in the body axis direction Z. The spread angle is restricted. As described above, in the reflection type X-ray generation element 1a in which the collimator 27a is accommodated in the insulating container 21, a high heat capacity and a high-density arrangement of the X-ray generation elements 1a can be realized.
[0060]
In the above, the structure in which the plurality of X-ray generating elements 1a are arranged in a ring shape in the ring-shaped insulating container (vacuum container) 21 has been described. As shown in FIGS. 17 and 18, a separate vacuum chamber may be provided in the insulating container 21a for each X-ray generating element 1a. About 10 ^-7 The individual anode 17, the target 16, and the electron emitter 18 are accommodated in a small-diameter insulating container 21a secured to a vacuum of Pa to form a small-diameter X-ray tube. The X-ray generation unit 1 is configured by arranging a plurality of micro-diameter X-ray tubes in an X-ray tube support 49 having an annular shape in an annular shape. The insulating container 21a has a circular, elliptical or rectangular cross section. The use of the insulating container 21a having an elliptical or rectangular cross section allows the use of the rectangular electron emitter 18 which is long in the body axis direction Z shown in FIGS.
[0061]
The adoption of such a configuration in which a plurality of micro-diameter X-ray tubes are arranged in an annular shape makes it possible to replace an X-ray tube having a life or failure in units of X-ray tubes. The replacement in units of X-ray tubes can reduce the number of replacement work steps and the return time as compared with replacing the cathode 17, the target 16, and the like individually.
[0062]
As shown in FIGS. 19 and 20, a reflection type may be employed for a plurality of X-ray tubes having a small diameter. As a result, the heat capacity of the anode can be increased, and the durability of the anode can be assured even against a heat load caused by the incidence of a large electron beam current.
[0063]
As shown in FIGS. 17 and 19, when a plurality of micro-diameter X-ray tubes are arranged in a ring shape, the density is lower than in the case where the X-ray generating elements 1a are arranged inside the annular insulating container 21. Lower. In order to collect projection data at a viewpoint having a density higher than the array density of a plurality of micro-diameter X-ray tubes, as shown in FIG. 21 and FIG. The line detector unit 3 is installed on a single support 50 having an annular shape. The support 50 is rotatably supported around the Z-axis, and reciprocates within a small rotation angle range Δθ by using a rotation driving device 51. In other words, the X-ray generation unit 1 and the X-ray detector unit 3 are oscillated at a small amplitude Δθ, and the generation of X-rays and the detection of transmitted X-rays are repeated during that time, thereby collecting projection data at a high density. To achieve. In this case, since it is not continuous rotation, a slip ring is not required, and as shown in FIG. 23, the high-voltage cable 23 to the X-ray tube can be constituted by hard wires. Similarly, the existing optical fiber 22 for supplying the gate pulse of the electron emitter 18, the signal lead-out line 53 from the X-ray detector unit 3, and the cooling hose for circulating the cooling liquid of the X-ray tube should be used as they are. Can be.
[0064]
FIG. 24 shows a cross-sectional structure of the transmission type target 16 described above. The target 16 is one of the most important components that determine the life of the X-ray generation unit 1. When the electron beam 33 emitted from the electron emitter 18 is focused and collides with the target 16, most of the energy (99% or more) is converted into heat. Therefore, it is necessary to determine the material and structure of the transmission type target 16 from the three viewpoints of the amount of X-ray generation, the X-ray transmittance, and the heat removal performance. As the base material 16b of the target 16, low atomic number aluminum, carbon, or the like having a small X-ray attenuation rate and a high thermal conductivity, or an alloy thereof is used. On the surface of the target base material 16b, a target layer 16a of a metal having a high atomic number, such as tungsten or renium, having a high X-ray transmittance and excellent thermal conductivity is formed. Typically, the target layer 16a is formed by coating the metal on the surface of the target base material 16b. The thickness of the target layer 16a is set to about 5 μm in consideration of the penetration depth of incident electrons and the attenuation rate of X-rays.
[0065]
In the transmission type target 16 configured as described above, the collimator 27 can be installed near the anode, and thereby it is possible to shape the X-ray beam having a predetermined divergence angle by the small size collimator 27. Although it has an advantage, the cooling of the anode becomes a problem when a large current electron beam is assumed. In order to solve this problem and improve cooling efficiency, beat pipes are used which are originally arranged on the X-ray path and made of light metal such as aluminum for adjusting the quality of X-rays. Use as The target 16 is placed on the X-ray filter 31 in a contact state. X-ray filter 31 is physically connected to anode 16. That is, the target 16 is supported by the anode 17 via the X-ray filter 31.
[0066]
The heat generated in the target 16 is transmitted to the anode 17 via an X-ray filter 31 as a beat pipe. Thus, the heat of the central portion of the target 16 that is difficult to cool can be supplemented by conduction cooling of the filter 31, and the evaporation and wear of the target 16 can be suppressed.
[0067]
FIG. 25 shows an optimized dimension of the electric field between the cathode 19 and the gate electrode 38 in the electron emitter 18 with respect to the electric field between the anode 17 and the electron emitter 18. Since a direct current (DC) high voltage is applied between the electron emitter 18 and the anode 17, it is expected that the electric field electrons will be emitted from the gate electrode 38 located on the surface of the electron emitter 18 due to this electric field. Is done. Since this electron component is also emitted during a period in which the drive voltage pulse applied to the gate electrode 38 is stopped, X-rays generated when the leaked electrons are incident on the anode 17 become noise and become data noise. There is a concern that the accuracy will be reduced. It is necessary to prevent the generation of leaked electrons.
[0068]
In order to suppress electron leakage from the gate electrode 38, the electric field Ea between the gate electrode 38 and the anode 17 is set to be sufficiently smaller than the electric field Eg due to the voltage applied between the gate electrode 38 and the cathode 17. The distance between the electron emitter 18 and the anode 17 is set sufficiently long. For example, assuming that 100 kV is applied between the cathode and the anode, if the distance between the electron emitter 18 and the anode 17 is 50 mm, the electric field between them becomes 2 kV / mm. Since the electric field necessary for the electron emission from the electron emission portion 36 to reach a sufficient density is typically 5 to 10 kV / mm, the amount of the field emission electrons leaking from the surface of the gate electrode 38 has a sufficient margin. It is possible to suppress with having. That is, a typical upper limit of the tube voltage applied between the cathode and the anode is 200 kV. By designing the distance between the electron emitter 18 and the anode 17 to be 50 mm, even if an upper limit of 200 kV is applied between the cathode and the anode, generation of leakage electrons can be suppressed.
[0069]
As described above, even when a voltage pulse is not applied to the gate electrode 38 of the electron emitter 18, the field electrons are emitted from the surface of the gate electrode 38 by the tube voltage applied between the anode 17 and the electron emitter 18. However, there is a concern that the electric field penetrates into the electron emission holes of the gate electrode 38 and causes the electron emission portions 36 on the surface of the cathode 19 to emit field electrons directly. To solve this problem, as shown in FIGS. 26 and 27, a bias power supply 45 for applying a negative direct current (DC) bias voltage to the gate electrode 38 with respect to the cathode 19 is provided. Thus, when a positive voltage pulse is not applied to the gate electrode 38, it is possible to completely suppress the generation of the leaked electrons from the electron emitting portion 36.
[0070]
As described above, the arrangement of the plurality of X-ray generating elements 1a may cause non-uniform X-ray intensity. It is necessary to make the X-ray intensity uniform among the plurality of X-ray generating elements 1a. Detecting the intensity of X-rays generated from each X-ray generating element 1a with a reference detector as in the related art is preferable because the X-ray generating element 1a is enlarged and the array density of the X-ray generating elements 1a is reduced. Absent.
[0071]
Therefore, as shown in FIG. 28, the amount of electron current flowing into the gate electrode 38 in the electron emitter 18 is detected by the current detector 46. The amount of electron current flowing into the gate electrode 38 corresponds to the intensity of the X-ray generated in the target 16. The feedback control unit 47 controls the pulse amplifier circuit 24a for generating a voltage pulse applied to the gate electrode 38 based on the amount of electron current flowing into the gate electrode 38 detected by the current detector 46. The feedback control unit 47 generates a control signal according to the difference between the amount of electron current flowing into the gate electrode 38 and a predetermined amount. In the pulse amplification circuit 24a, the amplification rate of the gate pulse is changed according to the control signal. When the amount of electron current flowing into the gate electrode 38 is more than a predetermined amount, a feedback control unit 47 generates a control signal for reducing the amplification factor. When the amount of electron current flowing into the gate electrode 38 is smaller than a predetermined amount, a feedback control unit 47 generates a control signal for increasing the amplification factor.
[0072]
By such feedback control, the X-ray intensity can be made uniform among the plurality of X-ray generating elements 1a.
[0073]
The non-uniformity of the X-ray intensity among the plurality of X-ray generating elements 1a eventually appears as an artifact in the reconstructed image. As shown in FIGS. 27 and 28, instead of making the X-ray intensity uniform among the plurality of X-ray generating elements 1a, the electron current value flowing into the gate electrode 38 is detected by the detector 46 as shown in FIG. The same effect can be obtained by detecting and correcting the projection data by the data collection unit 11 based on the detected data.
[0074]
FIGS. 30 and 31 show a collimator 52 for removing scattered radiation generated in the subject. The collimator 52 is composed of a plurality of lead plates arranged in an arc with the X-ray focal point as the center. The direction of each lead plate is adjusted along the radial direction of a circle centered on the X-ray focal point. The collimator 52 is rotatably supported by the support 50 between the subject and the X-ray detector unit 3. The rotation driving device 51 is provided for rotating the collimator 52. The rotary driving device 51 is, for example, a stepping motor, and a driving pulse is supplied from a power source (not shown) in synchronization with the gate pulse. The collimator 52 rotates in synchronization with the movement of the driven gate electrode 38 so as to face the gate electrode 38 driven by the voltage pulse according to the gate pulse. As a result, scattered radiation generated in the subject is removed by the collimator 52 and does not reach the detector 3. A high-definition CT image from which scattered radiation has been removed can be obtained.
[0075]
As shown in FIG. 32, the X-ray CT apparatus of the present embodiment includes a gantry driving mechanism 43 that moves the gantry 4 along the Z axis, and a control device 44 that controls the gantry driving mechanism 43. The gantry 4 is housed in the protective cover 48 together with the gantry driving mechanism 43. By employing the gantry driving mechanism 43, the helical scan or the multi-slice scan can be executed with the top plate 6 on which the subject 5 is placed stopped. The movement of the gantry 4 is such that the weight of the entire gantry 4 including the X-ray detector unit 3 is overwhelming compared to the conventional R / R type since the X-ray generation unit 1 constituting the X-ray CT apparatus does not include a rotation mechanism. It can be adopted because it is lighter in weight. Conventionally, the scan in the body axis direction, which has been performed by moving the table 6 on which the subject 5 is placed back and forth, can be performed by stopping the subject 5 and moving the gantry 4. Since the helical scan or the multi-slice scan can be executed while the subject (patient) is stopped, it is possible to suppress the deterioration of the CT image caused by the movement of the subject 5 due to the movement of the tabletop and the body movement, and to the patient. Problems such as discomfort can be eliminated.
[0076]
As described above, since the X-ray generation unit 1 of the present embodiment is small and lightweight, a plurality of, for example, two systems of X-ray generation units 1-1 and 1-2 are arranged in the body axis direction Z as shown in FIG. They can be arranged side by side at a predetermined distance. Similarly, two X-ray detection units 3-1 and 3-2 are arranged side by side in the body axis direction Z. By providing two systems of the X-ray generation units 1-1 and 1-2 and the X-ray detection units 3-1 and 3-2, the imaging time of the helical scan or the multi-slice scan can be reduced.
[0077]
34 and 35 show a procedure for driving the electron emitter 18 according to the present embodiment. Driving the electron emitter 18 means applying a voltage pulse to the gate electrode 38 of the electron emitter 18. A limited amount of electrons are emitted from the electron emission section 26 only during the period when the voltage pulse is applied to the gate electrode 38. The emitted electrons collide with a spot (X-ray focal point) on the target 16 of the anode 17. X-rays are generated radially around the X-ray focal point. The X-rays restricted to the predetermined fan angle θ by the collimator 27 pass through the subject and are detected by the X-ray detector unit 3. The data collection unit 11 collects only data of a predetermined number of channels (specific channels) corresponding to the position of the X-ray focal point from data of all channels, and does not collect data of other channels. The specific channel for which data is to be collected is a channel arranged within a range of a fan angle θ centered on a position on the X-ray detector unit 3 facing the X-ray focal point. The specific channel for which data is to be collected is switched according to the switching of the electron emitter 18 to be driven. Switching of the specific channel is realized by, for example, switching of an electronic switch provided between the X-ray detector unit 3 and the data acquisition unit 9.
[0078]
Here, it is assumed that the total number of the electron emitters 18 arranged in a ring (= the total number of the gate electrodes 38) is N. In addition, the plurality of electron emitters 18 arranged in a ring shape are numbered from # 1 to #N in accordance with the arrangement order to distinguish them from one another. The time required to collect one round of projection data, that is, the scan time, is denoted by T. The duration of the gate pulse (voltage pulse) is denoted by τ.
[0079]
The gate pulse generation unit 9 drives the plurality of electron emitters 18 arranged in a ring in order according to the arrangement order. That is, the gate pulse generation unit 9 applies a gate pulse (voltage pulse) to the plurality of electron emitters 18 arranged in a ring in order according to the arrangement order. The gate pulse generation unit 9 includes a gate pulse generation unit that repeatedly generates a gate pulse having a predetermined duration at a fixed period, and a gate pulse generation unit that is interposed between the gate pulse generation unit and the pulse amplification circuits 24a of all channels. An electronic switch for selectively connecting the single-channel pulse amplifier circuit 24a, and an electronic switch control unit for controlling the electronic switch. The electronic switch control unit controls the electronic switches to sequentially connect the pulse amplification circuits 24a to the gate pulse generation unit.
[0080]
In order to secure the scan time T, the gate pulse is generated at a period of T / N. Similarly, the connection of the pulse amplifying circuit 24a to the gate pulse generator is switched in order according to the arrangement order at a period of T / N. The duration τ of the gate pulse is set to a time shorter than the cycle T / N of the gate pulse (voltage pulse). That is, the duration τ of the gate pulse (voltage pulse) is selectively set from the range of 0 <τ <T / N. Preferably, τ = T / (2 · N) is set.
[0081]
By setting the duration τ of the gate pulse to a time shorter than the period T / N of the gate pulse, for example, the gate pulse applied to the electron emitter 18 of the number #n and the electron of the number # (n + 1) at the next position There is a time gap between the gate pulse and the gate pulse applied to the emitter 18. That is, after the gate pulse to the electron emitter 18 of the number #n falls, the gate pulse to the electron emitter 18 of the next number # (n +) rises after a predetermined time interval. A period during which X-rays are generated from the X-ray generating element 1a including the electron emitter 18 of the number #n, and a period during which X-rays are generated from the X-ray generating element 1a including the adjacent electron emitter 18 of the number # (n + 1). Are separated in time. Therefore, a situation (data interference) occurs in which data of the specific channel corresponding to the electron emitter 18 of the number # (n + 1) contains information of X-rays from the X-ray focal point corresponding to the electron emitter 18 of the number #n. Absent. Image artifacts due to the data interference can be effectively prevented. For example, if one round scan time is 50 ms and the total number of electron emitters 18 is 514, data interference can be prevented by setting the maximum duration of the gate pulse to less than 97 μs.
[0082]
FIGS. 36 and 37 show a driving procedure that can improve the effect of preventing the above data interference. The plurality of electron emitters 18 arranged in an annular shape are equally divided along the circumference into odd (M) segments. The reason why the segments are set to an odd number is to avoid overlapping of the area of the detector that covers the X-ray beam generated in the segment, and when the number of segments is increased, the coverage area of the X-ray beam is increased. Therefore, it is necessary to narrow the X-ray beam fan angle accordingly. For example, as shown in the example in the figure, when the fan angle is 60 °, the number of divided segments is set to three.
[0083]
The segment to be driven is switched at a cycle of T / N. In each segment, the electron emitters 18 are driven one by one according to the arrangement order. That is, the electron emitters 18 in one segment are driven in order, and the electron emitters 18 in the other two segments are sequentially driven during the period until the driving of the next adjacent electron emitter 18 is started. That is, a voltage pulse is sequentially applied to the gate electrodes 38 in the segment in accordance with the arrangement, and a discrete two-dimensional signal is shifted by a predetermined angle (here, 120 °) during the application of the voltage pulses to the adjacent gate electrodes 38. Voltage pulses are sequentially applied to the gate electrodes 38.
[0084]
Thus, when viewed between the adjacent electron emitters 18, the period of the gate pulse is substantially M × T / N, which is greater than the period T / N in FIGS. 34 and 35. Therefore, interference with an X-ray beam triggered by an adjacent electron emitter 18 can be more reliably avoided.
[0085]
In the examples of FIGS. 36 and 37, two electron emitters 18 that are shifted by 120 ° are sequentially driven during a period from when a certain electron emitter 18 is driven to when the next electron emitter 18 starts to be driven next. It is.
[0086]
As shown in FIGS. 38 and 39, at the same time as driving a certain electron emitter 18, two electron emitters 18 deviated from it by 120 ° may be driven. Thereby, the effect of preventing interference is equivalent to the examples of FIGS. 34 and 35, but the scan time per rotation can be reduced to T / M. For example, when the scanning time per rotation is 50 ms and the three electron emitters 18 shifted by 120 ° are coaxially moved, the scanning time can be reduced to 17 ms.
[0087]
Note that the present invention is not limited to the above-described embodiment as it is, and can be embodied by modifying constituent elements in an implementation stage without departing from the scope of the invention. Various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of constituent elements disclosed in the above embodiments.
[0088]
【The invention's effect】
According to the present invention, it is possible to provide an X-ray CT apparatus, an X-ray generation apparatus, and a data collection method for an X-ray CT apparatus which are small in scale, inexpensive, excellent in maintainability, and have high resolution.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic front view showing the internal structure of the gantry of FIG. 1;
FIG. 3 is a schematic front view showing the internal structure of the X-ray generation unit of FIG.
FIG. 4 is a cross-sectional view showing the internal structure of the X-ray generation unit of FIG.
FIG. 5 is a longitudinal sectional view showing the internal structure of the X-ray generation unit of FIG.
FIG. 6 is a lateral view of the electron emitter 18 of FIG. 4;
FIG. 7 is an external view showing the structure of a cathode, an electron-emitting portion, and a gate electrode in FIG. 6;
8 is a cross-sectional view showing another structure of the electron emitter 18 of FIG.
FIG. 9 is a longitudinal sectional view showing another structure of the electron emitter 18 of FIG. 6;
FIG. 10 is a cross-sectional view showing another internal structure of the X-ray generation unit of FIG. 4;
FIG. 11 is a cross-sectional view showing a focusing electrode of the electron emitter 18 of FIG.
FIG. 12 is a longitudinal sectional view showing another internal structure of the X-ray generation unit of FIG. 4;
FIG. 13 is a transverse sectional view showing the orientation of a pair of electron emitters 18 of FIG.
FIG. 14 is a diagram showing a plane position of a pair of electron emitters 18 of FIG. 12 with respect to a target.
FIG. 15 is a transverse sectional view showing another internal structure of the X-ray generation unit of FIG. 1;
FIG. 16 is a transverse sectional view showing another internal structure of the X-ray generation unit of FIG. 1;
FIG. 17 is a longitudinal sectional view showing another structure of the X-ray generation unit of FIG. 1;
18 is a cross-sectional view of the small-diameter X-ray tube of FIG.
19 is a longitudinal sectional view showing another structure of the X-ray generation unit of FIG.
FIG. 20 is a cross-sectional view of the small-diameter X-ray tube of FIG. 19;
FIG. 21 is a transverse sectional view showing the structure of the swing mechanism of the X-ray generation unit shown in FIG. 17;
FIG. 22 is a view showing a swing operation by the swing mechanism of FIG. 21;
FIG. 23 is a diagram showing a high-voltage cable for the X-ray generation unit in FIG. 21.
FIG. 24 is a longitudinal sectional view showing a target structure of the X-ray generation unit of FIG. 1;
25 is a diagram showing an electric field between a gate electrode and a cathode of the X-ray generation unit of FIG. 1 in comparison with an electric field between an anode and an electron emitter 18;
FIG. 26 is a configuration diagram of the gate pulse generation unit of FIG. 1;
FIG. 27 is a diagram showing a time change of a voltage applied to a gate electrode by the gate pulse generation unit of FIG. 26;
FIG. 28 is a diagram showing another configuration of the gate pulse generation unit of FIG. 26;
FIG. 29 is a diagram showing an intensity uniforming correction function of the detector data collection unit of FIG. 1;
FIG. 30 is a transverse sectional view showing a scatter removing collimator provided in the X-ray detector unit of FIG. 1;
FIG. 31 is a schematic front view showing the rotation operation of the scattering removal collimator of FIG. 30;
FIG. 32 is a view showing a moving mechanism of the gantry of FIG. 1;
FIG. 33 is a view showing another structure of the gantry of FIG. 1 having two X-ray detector units and two X-ray detector units;
FIG. 34 is a diagram showing a driving procedure of the electron emitter 18 by the gate pulse generation unit of FIG. 1;
FIG. 35 is a diagram showing intervals between voltage pulses applied to adjacent electron emitters 18 in the procedure of FIG. 33;
FIG. 36 is a diagram showing another driving procedure of the electron emitter 18 by the gate pulse generation unit of FIG. 1;
FIG. 37 is a diagram showing intervals of voltage pulses applied to adjacent electron emitters 18 in the procedure of FIG. 36.
FIG. 38 is a diagram showing another driving procedure of the electron emitter 18 by the gate pulse generation unit of FIG. 1;
FIG. 39 is a diagram showing intervals of voltage pulses applied to adjacent electron emitters 18 in the procedure of FIG. 38.
FIG. 40 is an external view of a conventional rotation / rotation (R / R) type X-ray CT apparatus.
FIG. 41 is an external view of a conventional Stationary / Stationary X-ray CT apparatus.
FIG. 42 is a configuration diagram of a conventional Stationary / Stationary X-ray CT apparatus.
FIG. 43 is a schematic view showing the internal structure of the gantry of FIG. 42.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray generation unit, 2 ... Vacuum pump, 3 ... X-ray detector unit, 4 ... Gantry, 5 ... Subject, 6 ... Table, 7 ... Table drive mechanism, 8 ... High voltage power supply, 9 ... Gate pulse generation unit Reference numeral 10: Anode cooling unit, 11: Anode cooling unit, 12: Image reconstruction unit, 13: Monitor, 14: Image data storage unit, 15: Cooling jacket, 16: Cooling jacket, 17: Anode, 18: Electron emitter 18 , 19 ... Cathode, 20 ... Vacuum chamber, 21 ... Insulating container, 22 ... Optical fiber cable for gate pulse signal transmission, 23 ... High voltage cable, 24 ... Circuit box, 24a ... Pulse amplification circuit, 24b ... Stabilizing resistor, 25 ... Insulation Liquid, 26: insulating liquid filling chamber, 27: collimator, 28: X-ray shielding plate, 29: high-voltage cable bushing terminal, 30: insulating support DESCRIPTION OF SYMBOLS 31 ... Filter, 32 ... Exhaust port, 33 ... Electron beam, 34 ... X-ray beam, 35 ... Access panel, 36 ... Electron emission part, 37 ... Insulating layer, 38 ... Gate electrode, 39 ... Electron beam emission hole, 40 ... Acceleration electrode, 41: Focusing electrode, 42: X-ray emission window, 43: Gantry drive mechanism, 44: Gandry drive mechanism controller, 45: Bias power supply, 46: Current detector, 47: Feedback control unit, 48: Protective cover 49, X-ray tube support (with water cooling jacket), 50, support plate, 51, rotary drive, 52, collimator for scattering removal, 53, high-voltage cable (hard wire).

Claims (32)

撮影領域内の被検体に向かってＸ線を発生するＸ線発生部と、前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部の出力に基づいて画像データを再構成する画像再構成部とを有するＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線発生部は、
前記撮影領域の周囲に円環状に配列された複数の陰極と、
前記陰極に対向する円環形状を有する陽極と、
前記陽極の表層に円環状に配列された複数のターゲットと、
前記陰極各々の表面に形成された複数の電子放出部と、
前記複数の陰極から所定距離隔てて円環状に配列された複数のゲート電極と、
前記陰極と前記陽極と前記ゲート電極とを収容する密閉容器とを有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。An X-ray generation unit that generates X-rays toward the subject in the imaging region; an X-ray detection unit that detects X-rays transmitted through the subject; and image data based on the output of the X-ray detection unit. An X-ray CT apparatus having an image reconstruction unit to reconstruct,
The X-ray generator,
A plurality of cathodes arranged in an annular shape around the imaging region,
An anode having an annular shape facing the cathode,
A plurality of targets arranged in a ring on the surface of the anode,
A plurality of electron-emitting portions formed on the surface of each of the cathodes,
A plurality of gate electrodes arranged in an annular shape at a predetermined distance from the plurality of cathodes,
An X-ray CT apparatus comprising: a hermetically sealed container containing the cathode, the anode, and the gate electrode. 前記ゲート電極は、前記電子放出部に対応する位置に形成された複数の孔を有することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。2. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the gate electrode has a plurality of holes formed at positions corresponding to the electron emission units. 前記Ｘ線発生部は、前記陰極と前記ゲート電極との間に介在される絶縁層を有することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray generation unit has an insulating layer interposed between the cathode and the gate electrode. 前記陰極は、凹形状の表面を有することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the cathode has a concave surface. 前記密閉容器は、開閉可能なアクセスパネルを有することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the closed container has an openable / closable access panel. 前記Ｘ線発生部は、前記ゲート電極と前記陽極との間に配置された電子ビーム集束用電極を有することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray generation unit includes an electron beam focusing electrode disposed between the gate electrode and the anode. 前記Ｘ線発生部は、前記複数の陰極各々と対をなす他の陰極を有し、前記対をなす陰極と他の陰極は、前記撮影領域の中心線に沿って並設されることを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray generation unit has another cathode paired with each of the plurality of cathodes, and the paired cathode and the other cathode are arranged side by side along a center line of the imaging region. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein 前記陽極、前記ターゲット、前記ゲート電極、前記電子放出部及び前記陰極は、前記円環の半径方向に沿って中心から順番に配列され、前記ターゲットで発生するＸ線のうち前記ターゲット及び陽極を透過する透過成分が前記被検体を照射することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。The anode, the target, the gate electrode, the electron-emitting portion, and the cathode are arranged in order from a center along a radial direction of the ring, and transmit through the target and the anode among X-rays generated by the target. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the transmitted component irradiates the subject. 前記陽極、前記ターゲット、前記ゲート電極、前記電子放出部及び前記陰極は、前記撮影領域の中心線に沿って順番に配列され、前記陽極の表面は前記中心線に対して傾斜する向きで配置され、前記ターゲットで発生するＸ線のうち前記ターゲットの表面で反射する反射成分が前記被検体を照射することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。The anode, the target, the gate electrode, the electron emitting portion, and the cathode are arranged in order along a center line of the imaging region, and a surface of the anode is arranged in a direction inclined with respect to the center line. 2. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein a reflection component of the X-rays generated on the target, which is reflected on a surface of the target, irradiates the subject. 前記Ｘ線発生部は、前記密閉容器内であって前記陽極の近傍に配置されるＸ線の拡がり角を制限するためのコリメータを有することを特徴とする請求項１記載のＸ線ＣＴ装置。2. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray generation unit includes a collimator for limiting a divergence angle of the X-ray disposed in the closed container and near the anode. 3. 撮影領域内の被検体に向かってＸ線を発生するＸ線発生部と、前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部の出力に基づいて画像データを再構成する画像再構成部とを有するＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線発生部は、前記撮影領域の周囲に円環状に配列された複数のＸ線管を有し、
前記Ｘ線管各々は、
陰極と、
前記陰極に対向する陽極と、
前記陽極の表層に形成されたターゲットと、
前記陰極の表面に形成された複数の電子放出部と、
前記電子放出部から所定距離隔てて配置されたゲート電極と、
前記陰極と前記陽極と前記ゲート電極とを収容する密閉容器とを有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。An X-ray generation unit that generates X-rays toward the subject in the imaging region; an X-ray detection unit that detects X-rays transmitted through the subject; and image data based on the output of the X-ray detection unit. An X-ray CT apparatus having an image reconstruction unit to reconstruct,
The X-ray generation unit has a plurality of X-ray tubes arranged in an annular shape around the imaging region,
Each of the X-ray tubes,
A cathode,
An anode facing the cathode,
A target formed on the surface of the anode,
A plurality of electron-emitting portions formed on the surface of the cathode,
A gate electrode disposed at a predetermined distance from the electron emitting portion;
An X-ray CT apparatus comprising: a hermetically sealed container containing the cathode, the anode, and the gate electrode. 前記Ｘ線発生部は、前記複数のＸ線管を前記撮影領域の中心線周りに揺動するための揺動機構を有することを特徴とする請求項１１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray CT apparatus according to claim 11, wherein the X-ray generating unit has a swing mechanism for swinging the plurality of X-ray tubes around a center line of the imaging region. 前記Ｘ線発生部は、前記複数のＸ線管に高電圧を供給するための複数のハードワイヤを有することを特徴とする請求項１２記載のＸ線ＣＴ装置。13. The X-ray CT apparatus according to claim 12, wherein the X-ray generator has a plurality of hard wires for supplying a high voltage to the plurality of X-ray tubes. 前記陽極は、前記密閉容器の一部を成すと共に、放出されたＸ線ビームの強度分布を補正するフィルタ機能を有することを特徴とする請求項１又は１１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the anode forms a part of the closed container and has a filter function for correcting an intensity distribution of the emitted X-ray beam. 前記Ｘ線発生部は、前記陰極と前記ゲート電極との間の電界が前記陰極と前記陽極との間の電界より高くなるように前記ゲート電極に電圧を印加するゲート駆動部を有することを特徴とする請求項１又は１１に記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray generation unit includes a gate driving unit that applies a voltage to the gate electrode such that an electric field between the cathode and the gate electrode is higher than an electric field between the cathode and the anode. The X-ray CT apparatus according to claim 1. 前記Ｘ線発生部は、前記ゲート電極に負のバイアス電圧を印加するゲート駆動部を有することを特徴とする請求項１又は１１に記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray generation unit includes a gate driving unit that applies a negative bias voltage to the gate electrode. 前記Ｘ線発生部は、前記ゲート電極に電圧を印加するゲート駆動部と、前記ゲート電極に流れ込む電子電流量を検知する電流検出器と、前記検知された電子電流量に基づいて前記ゲート駆動部をフィードバック制御する制御部とを有することを特徴とする請求項１又は１１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray generation unit includes: a gate driving unit that applies a voltage to the gate electrode; a current detector that detects an amount of electron current flowing into the gate electrode; and the gate driving unit based on the detected amount of electron current. The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising a control unit configured to perform feedback control of the X-ray CT. 前記Ｘ線発生部は、前記ゲート電極に流れ込む電子電流量を検知する電流検出器を有し、前記Ｘ線ＣＴ装置は、前記検知された電子電流量に基づいて前記Ｘ線検出部の出力を補正する補正部を有することを特徴とする請求項１又は１１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray generation unit includes a current detector that detects an amount of an electron current flowing into the gate electrode, and the X-ray CT device outputs an output of the X-ray detection unit based on the detected amount of the electron current. The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising a correction unit configured to perform correction. 前記Ｘ線発生部は、前記複数のゲート電極に対して配列順に従って順番に電圧パルスを印加するゲート駆動部を有し、前記電圧パルスの継続時間τは、前記ゲート電極の数をＮ、スキャン時間をＴとしたとき、Ｔ／Ｎよりも短いことを特徴とする請求項１又は１１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray generation unit includes a gate drive unit that applies a voltage pulse to the plurality of gate electrodes in order according to an arrangement order. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein when the time is T, the time is shorter than T / N. 前記Ｘ線発生部は、前記複数のゲート電極に対して配列順に従って順番に電圧パルスを印加するとともに、隣接するゲート電極に電圧パルスを印加する間に所定角度づつ離間する少なくとも２個のゲート電極に対して電圧パルスを印加するゲート駆動部を有することを特徴とする請求項１又は１１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray generation unit applies a voltage pulse to the plurality of gate electrodes in order according to an arrangement order, and at least two gate electrodes separated by a predetermined angle while applying a voltage pulse to an adjacent gate electrode. The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising a gate driving unit that applies a voltage pulse to the X-ray CT apparatus. 前記Ｘ線発生部は、前記複数のゲート電極のうち所定角度ずつ離間する奇数個のゲート電極に同時に電圧パルスを印加するゲート駆動部を有することを特徴とする請求項１又は１１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray generator according to claim 1, wherein the X-ray generator includes a gate driver configured to simultaneously apply a voltage pulse to an odd number of gate electrodes separated by a predetermined angle among the plurality of gate electrodes. CT device. 前記Ｘ線検出部は、前記撮影領域の周囲に円環状に配列された複数のＸ線検出要素を有することを特徴とする請求項１又は１１記載のＸ線ＣＴ装置。The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray detection unit includes a plurality of X-ray detection elements arranged in a ring around the imaging region. 前記複数のＸ線検出要素の配列に沿って回転可能に設けられる散乱除去用コリメータをさらに有することを特徴とする請求項２３記載のＸ線ＣＴ装置。24. The X-ray CT apparatus according to claim 23, further comprising a scattering removal collimator rotatably provided along the array of the plurality of X-ray detection elements. 前記Ｘ線発生部及びＸ線器Ｘ線検出部を前記被検体に対して移動するための機構をさらに有することを特徴とする請求項１又は１１記載のＸ線ＣＴ装置。12. The X-ray CT apparatus according to claim 1, further comprising a mechanism for moving the X-ray generation unit and the X-ray detector X-ray detection unit with respect to the subject. 前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部とそれぞれ実質的に同一の構成を有する他のＸ線発生部及び他のＸ線検出部をさらに有し、前記他のＸ線発生部及び他のＸ線検出部は、前記Ｘ線発生部及び前記Ｘ線検出部に対して前記撮影領域の中心線に沿って異なる位置に配置されることを特徴とする請求項１又は１１記載のＸ線ＣＴ装置。The apparatus further includes another X-ray generation unit and another X-ray detection unit having substantially the same configuration as the X-ray generation unit and the X-ray detection unit, respectively. The X-ray CT apparatus according to claim 1, wherein the X-ray detection unit is arranged at different positions along the center line of the imaging region with respect to the X-ray generation unit and the X-ray detection unit. . 撮影領域内の被検体に向かってＸ線を発生するＸ線発生部と、前記被検体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部の出力に基づいて画像データを再構成する画像再構成部とを有するＸ線ＣＴ装置において、
前記Ｘ線発生部は、
前記撮影領域の周囲に円環状に配列された複数の電子エミッタと、
前記電子エミッタに対向する円環形状を有する陽極と、
前記陽極の表層に形成されたターゲットと、
前記電子エミッタと前記陽極とを収容する密閉容器とを有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。An X-ray generation unit that generates X-rays toward the subject in the imaging region; an X-ray detection unit that detects X-rays transmitted through the subject; and image data based on the output of the X-ray detection unit. An X-ray CT apparatus having an image reconstruction unit to reconstruct,
The X-ray generator,
A plurality of electron emitters arranged in an annular shape around the imaging region,
An anode having an annular shape facing the electron emitter;
A target formed on the surface of the anode,
An X-ray CT apparatus, comprising: a sealed container containing the electron emitter and the anode. 配列された複数の陰極と、
前記複数の陰極に対向する陽極と、
前記陽極の表層に配列された複数のターゲットと、
前記陰極各々の表面に形成された複数の電子放出部と、
前記複数の陰極から所定距離隔てて配列された複数のゲート電極と、
前記陰極と前記陽極と前記電子放出部と前記ゲート電極とを収容する密閉容器とを有することを特徴とするＸ線発生装置。A plurality of cathodes arranged,
An anode facing the plurality of cathodes,
A plurality of targets arranged on the surface of the anode,
A plurality of electron-emitting portions formed on the surface of each of the cathodes,
A plurality of gate electrodes arranged at a predetermined distance from the plurality of cathodes,
An X-ray generator comprising: a hermetically sealed container accommodating the cathode, the anode, the electron-emitting portion, and the gate electrode. 配列された複数のＸ線管を具備し、
前記Ｘ線管各々は、
陰極と、
前記陰極に対向する陽極と、
前記陽極の表層に形成されたターゲットと、
前記陰極の表面に形成された複数の電子放出部と、
前記陰極から所定距離隔てて配置されたゲート電極と、
前記陰極と前記陽極と前記電子放出部と前記ゲート電極とを収容する密閉容器とを有することを特徴とするＸ線発生装置。Comprising a plurality of X-ray tubes arranged,
Each of the X-ray tubes,
A cathode,
An anode facing the cathode,
A target formed on the surface of the anode,
A plurality of electron-emitting portions formed on the surface of the cathode,
A gate electrode disposed at a predetermined distance from the cathode,
An X-ray generator comprising: a hermetically sealed container accommodating the cathode, the anode, the electron-emitting portion, and the gate electrode. 配列された複数の電子エミッタと、
前記複数の電子エミッタに対向する陽極と、
前記陽極の表層に配列された複数のターゲットと、
前記電子エミッタと前記陽極とを収容する密閉容器とを有することを特徴とするＸ線発生装置。A plurality of arrayed electron emitters,
An anode facing the plurality of electron emitters;
A plurality of targets arranged on the surface of the anode,
An X-ray generator comprising: a sealed container that houses the electron emitter and the anode. 撮影領域の周囲に円環状に配列された複数の電子エミッタに対して、前記電子エミッタの数をＮ、スキャン時間をＴとしたとき、Ｔ／Ｎよりも短い継続時間を有する電圧パルスを配列順に従って順番に印加し、
前記電圧パルスの印加により発生され、前記撮影領域内の被検体を透過したＸ線を、前記電圧パルスを印加された電子エミッタに対向する位置で検出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置のデータ収集方法。Assuming that the number of electron emitters is N and the scan time is T, voltage pulses having a duration shorter than T / N are arranged in the arrangement order for a plurality of electron emitters arranged in an annular shape around the imaging region. Apply in order according to
X-ray CT apparatus for detecting X-rays generated by application of the voltage pulse and transmitted through a subject in the imaging region at a position facing an electron emitter to which the voltage pulse is applied. Collection method. 撮影領域の周囲に円環状に配列された複数の電子エミッタを配列順に従って順番に駆動するとともに、隣接するゲート電極に電圧パルスを印加する間に離散的な少なくとも２個のゲート電極に対して電圧パルスを印加し、
前記電子エミッタの駆動により発生され、前記撮影領域内の被検体を透過したＸ線を、前記駆動された電子エミッタに対向する位置で検出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置のデータ収集方法。A plurality of electron emitters arranged in a ring around the imaging region are driven in order according to the arrangement order, and a voltage is applied to at least two discrete gate electrodes while applying a voltage pulse to an adjacent gate electrode. Apply a pulse,
A data acquisition method for an X-ray CT apparatus, wherein an X-ray generated by driving the electron emitter and transmitted through a subject in the imaging region is detected at a position facing the driven electron emitter. 撮影領域の周囲に円環状に配列された複数の電子エミッタを配列順に従って順番に駆動するとともに、各電子エミッタの駆動と同時に所定角度ずつ離間する所定数の電子エミッタを駆動し、
前記電子エミッタの駆動により発生され、前記撮影領域内の被検体を透過したＸ線を、前記駆動された電子エミッタに対向する位置で検出することを特徴とするＸ線ＣＴ装置のデータ収集方法。A plurality of electron emitters arranged in a ring around the imaging region are driven in order according to the arrangement order, and a predetermined number of electron emitters are separated by a predetermined angle at the same time as driving each electron emitter,
A data acquisition method for an X-ray CT apparatus, wherein an X-ray generated by driving the electron emitter and transmitted through a subject in the imaging region is detected at a position facing the driven electron emitter.

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