JP2020500090A - コンピュータ断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

Ｘ線画像形成用のコンピュータ断層撮影装置（１）は、多くても、軸方向（ｚ）においてシフト可能であり、かつ回転しないように固定されたガントリー（２）を含んでいる。ガントリー（２）内に、複数のＸ線放射器（３）と複数のＸ線検出器（４）が固定して、幾何学形状的な中心軸（ｚ）の周りに、それぞれ相対して、かつ中心軸（ｚ）の方向において相互にずらして配置されている。複数のＸ線放射器（３）は、電子放射器として複数の陰極（５）を有しており、複数の陰極（５）は別個に放射器駆動制御部（２５）に接続されており、かつ共通の引出しグリッド（２６）とともに作用し、引出しグリッド（２６）の前方には、少なくとも１つの焦点合わせ電極（２７）が接続されている。回転する、または動かないように配置されているＸ線技術の部品を有する従来のコンピュータ断層撮影装置と比べて、このコンピュータ断層撮影装置（１）は特に軽量、かつ小型に構築されている。

Description

本発明は、コンピュータ断層撮影装置に関し、ここでは、Ｘ線画像形成のための、Ｘ線検出器に同期した、Ｘ線放射器の回転が不要である。さらに本発明は、このようなコンピュータ断層撮影装置の動作方法に関する。

通常のコンピュータ断層撮影装置の中心的な部品は、ガントリーである。ガントリーハウジング内では、少なくとも１つのＸ線管が回転し、直接的に、信号記録のための検出器に相対して回転する。高圧によって、画像を形成するＸ線が、Ｘ線管内で生成される。いわゆるＸ線発生器は、すべての制御部とコントロールを含んでいる。生データとも称される、得られた測定データは、計算ユニットにまとめて伝達され、計算ユニットによって、記録に続いて直接的に、診断可能な画像へ再構築される。情報技術の極めて速い発達によって、高性能のコンピュータがこのような計算能力を発揮することができる。マルチスライススパイラルコンピュータ断層撮影装置には特別なカードが挿入可能であり、これは、数秒で画像生成を行うために、比較的高速の信号プロセッサを有している。

回転するＸ線源と、属する検出器を伴うコンピュータ断層撮影装置は、例えば、文献、ＤＥ１１２０１４００３２０７Ｔ５、欧州特許第１６１７７６４号明細書（ＥＰ１６１７７６４Ｂ１）、米国特許第７５６８８３６号明細書（ＵＳ７５６８８３６Ｂ２）、国際公開第２００６／０１５３５６号（ＷＯ２００６／０１５３５６Ａ２）および国際公開第２００７／１１７６７７号（ＷＯ２００７／１１７６７７Ａ２）に開示されている。

独国特許出願公開第１０２０１３２０３５４１号明細書（ＤＥ１０２０１３２０３５４１Ａ１）から、デュアルソースＣＴシステムが既知であり、ここでは、２つのビーム束が次のように、ブラインドによって制限される。すなわち、これらのビーム束が、少なくとも検査対象において、相互の交差点を有していないように制限される。ブラインドは、一般的に、ビーム制御手段と称され得る。ブラインドを含めた放射器・検出器システムは、デュアルソースＣＴシステムの回転する部品である。

欧州特許第１３２４６９７号明細書（ＥＰ１３２４６９７Ｂ１）は、時間的にコヒーレンスな大面積のカバーを提供するＣＴスキャナーを開示している。このような場合には、３つの共通の回転可能なＸ線放射器・検出器装置が設けられており、ここで種々のＸ線源が、回転軸の方向において、相互にずらされている。

独国特許出願公開２８５２９６８号明細書（ＤＥ２８５２９６８Ａ１）は、「放射線撮影対象の横断層画像を生成するための断層撮影装置」と称される断層撮影装置を開示している。このような機器も、３つの、共に回転可能な放射器・検出器装置を有しており、これらは、自身の共通の回転軸の方向において、相互にずらして配置されている。

欧州特許第０４８８８８８号明細書（ＥＰ０４８８８８８Ｂ１）から、断層撮影装置の長手軸を中心に回転する部品を伴う別の断層撮影設備が公知である。ここでは、それぞれ、Ｘ線源と２次元のセンサグリッドを担う２つの荷車が同時に回転し、したがって、これらの荷車は一定の直径で相対する。

米国特許出願公開第２０１５／０３０５６９７号明細書（ＵＳ２０１５／０３０５６９７Ａ１）は、断層撮影装置を開示しており、ここでは、放射器・検出器装置は動かないが、フィルタ装置は回転可能である。放射器装置はここで、多数のＸ線源を含んでおり、これらは、検査体積の周りに置かれているリングの形態で配置されている。ここでは多数の、例えば１０００個の引出しグリッドが設けられていてよく、これらはそれぞれ、電子源に分類されるべきである。このようにして、１０００個の異なる方向からのＸ線撮影が可能になるはずであり、ここでは、個々の引出しグリッドが別個に駆動制御されるべきである。全体的に環状に配置された引出しグリッドの駆動制御と同時に、フィルタ装置、すなわちビーム制御手段から成る装置が、断層撮影装置の中心軸を中心に回転される。電子を放射する材料として、米国特許出願公開第２０１５／０３０５６９７号明細書（ＵＳ２０１５／０３０５６９７Ａ１）では、カーボンナノチューブまたはシリコンナノチューブが提案されている。

回転するガントリーまたはその他の回転する部品、例えばフィルタ部品を伴うコンピュータ断層撮影装置は、大きな欠点を有している。一様な、かつ幾何学的に正確な回転のためには、大きい場所を必要とする複雑な機構が必要である。さらに、機械的に行われる回転は、回転速度を相対的に緩慢にし、これによって、ガントリー内に相対して配置されているＸ線源と検出器の対が複数個の場合でも、比較的長い撮影時間が生じる。このような装置には、製造においても、維持における機構の故障のしやすさによっても、極めて多くのコストがかかる。

強調されるべきは、特に、高いエネルギー消費と極めて大きな場所の必要性である。したがって、移動を伴う使用、例えば救急車または野外病院において、このようなコンピュータ断層撮影装置を実現する場合には、すべてのケースにおいて技術的に極めて多くのコストがかかる。

上述した欠点を取り除くために、コンピュータ断層撮影装置の回転するガントリーの代わりに、Ｘ線放射器の固定した列配置が提案されている。このようなコンピュータ断層撮影装置では、Ｘ線放射器が、検査されるべき身体に配向されており、それぞれ、個々に、電気的に駆動制御される。したがって、Ｘ線放射器の連続的な駆動制御が、Ｘ線管の、これまで必要であった回転の代わりになる。個々に駆動制御可能なＸ線放射器の列配置は、例えば、ＤＥ１０２０１１０７６９１２Ｂ４にも記載されている。

Ｘ線放射器の固定された配置を伴うコンピュータ断層撮影装置には、特に、電界放出Ｘ線管として構成されているＸ線放射器が使用可能である。このようなＸ線放射器は、例えば、カーボンナノチューブを含んでいる陰極を有している。このような構造様式の、固定されたコンピュータ断層撮影装置は、米国特許第７７５１５２８号明細書（ＵＳ７７５１５２８Ｂ２）において提案されている。これは、特に、女性の胸部のＸ線撮影のために設けられている。

近年では、コンピュータ断層撮影装置による、医療的な診断のためのＸ線画像形成が確立されている。例えば、脳卒中の疑いのある患者または一般的に頭部に損傷がある場合には、コンピュータ断層撮影装置は主に、第１の、したがって最も重要な選択手段である。材料検査においても、例えば嫌疑がかかっている対象の透視検査に、コンピュータ断層撮影装置が有効であることが既に実証されている。

本発明の課題は、従来技術と比べて改良されているコンピュータ断層撮影装置を提供することであり、これは一般的に、Ｘ線画像形成に適しており、移動式機器として、例えば救急車または野外病院においても使用可能である。

上述の課題は、本発明に相応に、請求項１の特徴を有するコンピュータ断層撮影装置によって解決される。同様に、この課題は、請求項１２に記載されている、コンピュータ断層撮影装置の動作方法によって解決される。以降で、動作方法に関連して説明される、本発明の構成および利点は、合理的に、装置、すなわちコンピュータ断層撮影装置に対しても有効であり、装置、すなわちコンピュータ断層撮影装置に関連して説明される、本発明の構成および利点は、合理的に、動作方法に対しても有効である。

提案された、Ｘ線画像形成のためのコンピュータ断層撮影装置は、回転しないように固定されたガントリーを有している。ここではガントリーは構造群であり、ここには、複数のＸ線放射器と複数のＸ線検出器が固定的に、幾何学形状的な中心軸の周りに、それぞれ相対して、かつ中心軸の方向において相互にずらして配置されている。さらに、ビーム制御手段、すなわち焦点合わせ電極がガントリーに分類され、これらは同様に、Ｘ線放射器およびＸ線検出器に対して相対的に、固定した角度位置、ひいては固定した位置で、コンピュータ断層撮影装置内に配置されている。ここでは、複数の電子放射器、すなわち陰極が、共通の引出しグリッドとともに作用し、これらの電子放射器は、電子の放射のために設けられており、これによって最終的に、陽極に電子が衝突した際に、Ｘ線を生成するために設けられている。例えば８個の陰極または２４個の陰極毎に、１つの共通の引出しグリッドが割り当てられている。極端な場合には、多数の陰極を伴う唯一のＸ線管が有する引出しグリッドは１つだけである。

例えば米国特許出願公開第２０１５／０３０５６９７号明細書（ＵＳ２０１５／０３０５６９７Ａ１）の場合のように、各陰極が、別個に駆動制御されるべき個別の引出しグリッドに割り当てられているＸ線技術機器と比べて、本発明のコンピュータ断層撮影装置では、装置にかかるコストが格段に低減されている。それにもかかわらず、このコンピュータ断層撮影装置は多数の電子放射器と相応する数の、特に１００個を超える、例えば２００個から４００個のＸ線放射器を有している。さらに、このコンピュータ断層撮影装置の動作時に、部品、例えば放射器・検出器装置および／またはフィルタ装置を回転させる必要はない。

Ｘ線放射器は、配向された放射のために設けられており、属するＸ線検出器は、ビーム束としてのＸ線の検出のために設けられている。このようなビーム束は、放射されたＸ線の最大強度を伴う方向を有しており、ここでこのような方向は以降で、主要放射方向と称される。このような主要放射方向は、球体ビーム源とは異なるすべてのＸ線源に与えられている。提案されたコンピュータ断層撮影装置では、ビーム束の幾何学的形状は、該当するＸ線放射器のＸ線源の構造様式によって、ならびにビーム制御手段によって調整可能である。用語「ビーム制御手段」は一般的に、電子放射および／またはＸ線放射に関連する。焦点合わせ電極、すなわち電子ビームに影響を与える手段の他に、Ｘ線に作用するブラインドおよびフィルタも、用語「ビーム制御手段」に含まれる。例えば、提案されたコンピュータ断層撮影装置では、Ｘ線束が、円錐の形態で、また扇の形態で得られる。例えば、提案されたコンピュータ断層撮影装置では、Ｘ線源が、焦点の形態で、構造的に、点状の供給源または線状の供給源として、または制限された面として、担体装置上に形成されている。

コンピュータ断層撮影装置の中心軸に関して、相互にずらして、Ｘ線放射器とＸ線検出器が配置されていることに付随して、各Ｘ線源の主要放射方向は、９０°とは異なる角度で中心軸と交差する。

提案されたコンピュータ断層撮影装置では、Ｘ線画像撮影のためにそれぞれ、Ｘ線放射器が、少なくとも１つの、相対して配置されているＸ線検出器とともに、シーケンシャルに電気的に駆動制御される。このような過程は、Ｘ線源と検出器の機械的な回転の代わりをする。ここで、検査対象は、Ｘ線放射器とＸ線検出器との間に位置する。

例えば、Ｘ線画像撮影は次のことによって行われ得る。すなわち、前後して隣接しているＸ線放射器が、相対して配置されているＸ線検出器とともに、シーケンシャルに電気的に駆動制御されることによって行われる。同様に、Ｘ線放射器と、属するＸ線検出器は、任意の別の順序で動作されてよく、ここでこの順序は、個々のシフトステップ内でも変更可能である。Ｘ線技術によって検査されるべき横断面（ＲＯＩ＝Ｒｅｇｉｏｎ ｏｆ Ｉｎｔｅｒｅｓｔ：関心領域）の特定の領域の選択は、次のことによって行われる。すなわち、ＲＯＩに配向されているＸ線放射器およびＸ線検出器だけが、電気的に駆動制御されることによって行われる。このようにして得られた、投影撮影物であるＸ線画像から、コンピュータ支援された方法、例えばトモシンセシスまたはフィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ＝ｆｉｌｔｅｒｅｄ ｂａｃｋ−ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）によって、検査対象の横断面図および体積構造が生成される。

したがって、投影の場合には、コンピュータ支援された画像生成のための重要な情報、すなわちデータを含んでいる個々の撮影領域だけが選択される。これによって、アーチファクトまたは解像度の低い領域が回避される。これによって、コンピュータ支援された画像生成に必要な時間が格段に短くなる。したがって、コンピュータ支援された画像生成は、比較的計算能力が低いコンピュータによっても迅速に実行され、さらに、複数のＸ線検出器の代わりに個々の検出器が使用される場合よりも、より良い画像解像度が得られる。

したがって、提案されたコンピュータ断層撮影装置によって、最少の構築コストと同時に、高解像度のＸ線画像撮影が、従来技術に比べて短縮された撮影時間において実現される。ガントリー内に固定的に配置され、かつそれぞれ相対して配置されているＸ線放射器とＸ線検出器の数が多くなるほど、ＲＯＩ全体において得られる画像解像度は高くなる。

特に、請求項１に記載されているコンピュータ断層撮影装置は、請求項１２に記載されている方法を実施するのに適している。これらの方法は以下のステップを含んでいる。
・異なる投影方向から撮影された投影画像の第１のセットがコンピュータ断層撮影装置によって生成される。
・投影画像の少なくとも１つの付加的なセットが撮影され、ここで投影方向は、投影画像の第１のセットの投影方向に少なくとも部分的に相当する。
・一致する投影方向から撮影された、それぞれ少なくとも２つの投影画像の間で一致度が決定される。
・さらなる投影画像が生成され、ここで選択される投影方向の頻度は、該当する投影方向から、順次連続する時点で撮影された投影画像の間の一致度に関連する。

検査対象は、検査されるべき身体、特に患者の身体の一部も、その他の対象、例えば検査体積内に存在する手術器具セットも含み得る。

ガントリー内で駆動制御されるＸ線放射器の角度位置に関する、投影撮影時に選択される角度調整の頻度と、相応する角度位置から、前後して撮影された投影画像が示す変化度と、の関連性によって、重要な、時間的に迅速に変化もする断面画像の生成に必要な投影画像の数を最少化することができる。特に、順次連続する時点で、特定の投影方向から撮影された投影画像の間の一致度が低いほど、相当する投影方向から投影撮影物がより頻繁に作成される。前後して駆動制御されるＸ線放射器間の角度関係はここでは、固定されておらず、コンピュータ断層撮影装置の動作中の投影画像の評価によってはじめて得られる。

一般的に、提案されたコンピュータ断層撮影装置内の全Ｘ線放射器の数は、少なくとも、このようなコンピュータ支援された画像生成のための投影の数に等しい。１つのＸ線放射器に複数のＸ線検出器が割り当てられている場合には、Ｘ線放射器によって、１つより多くの投影撮影物が生成される。

特定数のＸ線検出器に対してのみの個々のＸ線放射器の割り当ての他に、本発明は、該当するＸ線放射器とＸ線検出器の、中心軸の方向において相互にずらされた各配置の基本的な考えに基づく。

このような配置によって、軸方向を中心とした死角を回避することができる。例えば、Ｘ線放射器も、Ｘ線検出器も、それぞれ軸方向を中心に１８０°を上回る湾曲で配置されている場合には、これは、Ｘ線放射器とＸ線検出器が相互に軸方向にずれている場合にのみ可能である。このような本質的な構造的な特徴を有している、提案されたコンピュータ断層撮影装置によってのみ、Ｘ線放射器とＸ線検出器とが、軸方向、ひいては設定された検査領域の周りを完全に取り囲んで配置され得る。これによって特に有利には、このような構造的な特徴を有する、提案されたコンピュータ断層撮影装置の場合には、軸方向を中心としたＸ線放射器の幾何学的配置も、軸方向を中心としたＸ線検出器の幾何学的配置も自由に選択可能である。

例えば、提案されたコンピュータ断層撮影装置の実施形態のあるクラスでは、Ｘ線放射器は環状に配置されており、Ｘ線検出器は軸方向を中心にした角度配置で配置されている。提案されたコンピュータ断層撮影装置が、例えば、人間の胸部の検査のために、またはワークピースの材料検査のために設けられている場合には、Ｘ線放射器またはＸ線検出器が中心軸を完全に包囲している必要はない。

例えば、提案されたコンピュータ断層撮影装置では、ガントリーは装置基部上に取り付けられている。有利には、装置基部内には、電流供給のための装置および電子制御のための装置ならびにコンピュータが構築されている。提案されたコンピュータ断層撮影装置は、有利な構造形態において、搬送可能な機器として特に容易に実現可能である。

円錐または中心軸に対して平行な扇面を有する扇の形態でのＸ線束の選択時およびＸ線検出器のＸ線吸収面の幅が充分な場合には、位置固定されているガントリーを伴う、提案されたコンピュータ断層撮影装置によって、対象が動かされない場合に、ＲＯＩの結像が実現可能である。

以降では、提案されたコンピュータ断層撮影装置の個々の有利な発展形態について詳細に述べる。

ある構成では、提案されたコンピュータ断層撮影装置は、中心軸の方向においてシフト可能なガントリーによって改良される。提案されたコンピュータ断層撮影装置のこのような構成では、Ｘ線画像撮影の際に、ガントリーと検査対象が、中心軸の方向において相互に相対運動を行う。このために、ガントリーは例えば、装置基部上の直線的なガイドレールの配列上に取り付けられている。ここで、この直線的なガイドレールは、中心軸に対して平行である。

このような構成における提案されたコンピュータ断層撮影装置によって、Ｘ線画像撮影時には、中心軸の方向における、少なくとも３０ｃｍのカバーの幅が、ガントリーをシフトさせることによって実現される。このような発展形態では、提案されたコンピュータ断層撮影装置はこれによって特に、人間の頭部または胸部のコンピュータ断層撮影装置によるＸ線画像形成に適している。

コンピュータ断層撮影装置によるＸ線画像形成のために、択一的な方法の実行においてガントリーはステップ毎に、継続的に、中心軸の方向において、検査対象上を案内される。各ステップでは、次に、上述したように、Ｘ線画像撮影が、少なくとも１つの、相対して配置されているＸ線検出器とともに、個々のＸ線放射器をシーケンシャルに電気的に駆動制御することによって行われる。すべての個々のステップは、ここで、ＲＯＩを、中心軸の方向において完全にカバーしている。投影撮影物である、このようにして得られたＸ線画像から、コンピュータ支援された画像生成によって、検査対象の横断面図および体積構造が生成される。したがって、提案されたコンピュータ断層撮影装置では、このような構成において、ＲＯＩはＸ線放射器およびＸ線検出器の選択的な駆動制御によってのみ選択可能なのではなく、中心軸の方向における、ガントリーの各選択されたシフト間隔によっても選択可能である。

扇面を有する扇の形態のＸ線扇と、Ｘ線検出器のＸ線吸収面に対して垂直な、主要放射方向と、を選択することによって、提案されたコンピュータ断層撮影装置のこのような構成では、特に有利には、検査対象のＸ線被爆は、ＲＯＩの所望の幾何学形状的な部分に制限される。さらに、より狭い幅のＸ線吸収面を有するＸ線検出器の選択が可能であり、この場合には、製造コストも格段に低減されている。中心軸の方向における、ＲＯＩの長さあたりの幾何学形状的な部分の数が上昇するにつれて、コンピュータ支援された画像生成によって生成される、検査対象の横断面図および体積構造の解像度も上昇する。このような構造形態においても、提案されたコンピュータ断層撮影装置全体は有利には、移動式機器として構成されている。

有利な発展形態では、提案されたコンピュータ断層撮影装置のＸ線放射器とＸ線検出器は、中心軸を完全に包囲している。これは、変化しない、高品質の、検査対象の任意の領域（ＲＯＩ）のＸ線画像形成が可能であるという利点を有している。

ここで、Ｘ線放射器とＸ線検出器が、中心軸を中心とした円を形成する場合には、これによって付加的に、Ｘ線画像の特に均一な解像度が得られる。このような実施形態では、提案されたコンピュータ断層撮影装置は、特に、人間の頭部のＸ線画像形成に適している。したがって、特に有利には、Ｘ線放射器の部分的な駆動制御だけの場合にも、ＲＯＩを、軸方向、すなわちコンピュータ断層撮影装置の長手軸を中心としたすべての方向において、変化しない、高品質および高解像度を伴って、自由に選択可能である。

Ｘ線画像の高解像度のためには、個々のＸ線放射器および個々の検出器の環状の配置は必ずしも必要ではない。提案されたコンピュータ断層撮影装置の別の実施形態では、個々のＸ線放射器または検出器は、少なくとも３つの、同じ種類の、特に同じ長さの列に、中心軸を中心に配置されている。ここでこれらの列は、正多角形を形成している。Ｘ線画像の解像度が改善され、マルチＸ線放射器装置またはマルチ検出器装置が成す正多角形が有している面が一層増える。しかし列の数とともに、製造コストは増大する。多角形に対しては、Ｘ線画像の解像度および製造コストに関して、六角形または八角形または十角形が最適であることが判明している。

以降では、提案されたコンピュータ断層撮影装置のＸ線放射器およびＸ線検出器の有利な構成に関して詳しく述べる。

有利には、Ｘ線放射器は、ガントリー内に、電子の電界放出のための陰極を有している。ここでこの陰極は、カーボンナノチューブを含んでいる。カーボンナノチューブは、電子を生成するための冷陰極として用いられる。電子は次に、Ｘ線放射器の元来のＸ線源である陽極に衝撃を与えるために、加速される。提案されたコンピュータ断層撮影装置のこのような発展形態では、Ｘ線放射器は、電界放出Ｘ線放射器として形成されている。個々の陰極の電子的なオンオフによって、陽極上に、画像を形成するＸ線が生成される。このようなＸ線放射器は特に小さく設計可能であり、共通の担体の上に載せられる。ここでこの担体は、唯一の真空管によって包囲されている。このような装置は、ＭＢＦＥＸ管（ＭＢＦＥＸ＝Ｍｕｌｔｉｂｅａｍ Ｆｉｅｌｄ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｘ−Ｒａｙ）であり、ここでは、同様に、小型の構造形態が得られる。カーボンナノチューブは、２Ｖμｍ^−１を下回る、低い電界強度閾値を、電子の電界放出に対して有している。したがって、比較的低い出力強度しか有していない電流供給部による、提案されたコンピュータ断層撮影装置の動作が可能である。

カーボンナノチューブは一般化してナノロッドと称される。カーボンナノチューブの代わりに、またはカーボンナノチューブに対して付加的に、コンピュータ断層撮影装置の電子放射器は、別のナノロッドも有することができる。これらのナノロッドはここで、それ自体で、統一された組成または統一されていない組成を有することができ、中空体、すなわち管として、または中実体として形成されていてよい。

例えば、ナノロッド、特にナノチューブは、金属酸化物から形成されていてよい。基本的には、本発明では関連していないナノワイヤーと同様に、金属酸化物から成るナノロッドは、例えば、刊行物「Ｔｈｅｍｅ ｉｓｓｕｅ：ｉｎｏｒｇａｎｉｃ ｎａｎｏｔｕｂｅｓ ａｎｄ ｎａｎｏｗｉｒｅｓ（Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｍａｔｅｒａｌｓ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ ２００９，１９，８２６−８２７）」から公知である。このような刊行物では、特にＴｉＯ_２、ＺｎＯおよびＡｌ_２Ｏ_３が、そこからナノチューブが形成可能な材料として挙げられている。

本発明のコンピュータ断層撮影装置において使用される電子放射器を製造するのに、金属酸化物、例えば酸化チタン、酸化亜鉛または酸化マンガンが、純粋な形態においても、ドーピングされた形態においても適している。同様に、そこからナノロッドが形成されている、またはナノロッド内に含まれているその他の材料、例えば金属、硫化物、窒化物または炭化物が、純粋な形態でも、ドーピングされた形態でも存在し得る。

電子放射器が、硫化物を含んでいる場合には、例えばこれは金属硫化物、特にモリブデン硫化物であり得る。そこから、電子放射器のナノロッドが完全にまたは部分的に形成され得る窒化物としては、特に窒化ホウ素、窒化アルミニウム、窒化炭素および窒化ガリウムが挙げられる。炭化物としては特に、シリコンカーバイドが、ナノロッド、特にナノチューブの製造に適している。同様に、ナノロッド、特にナノチューブの形態のナノロッドはケイ素、自由選択的にドーピング要素を伴うケイ素から製造可能である。

Ｃｅｒまたはランタンを含んでいるナノロッドの使用も、電子放射器の製造の範囲において可能である。この関連では、例えば、特許出願、国際公開第２０１４／０７６６９３号（ＷＯ２０１４／０７６６９３Ａ１）を参照されたい。

電子放射器の動作中に電子を放射するナノロッドを製造するための基礎製品として、ロッド状の、自由選択的に中空の、ポリマー材料から成る要素が適している。電子放射器のナノロッドは、完全にポリマー材料から成る基礎製品から、または部分的にのみ、特にコーティングの形態で、ポリマー材料を有している基礎製品から製造されてよい。

コンピュータ断層撮影装置内には、統一された設計のまたは統一されていない設計の、複数の電子放射器が存在していてよい。同様に、属する複数の焦点合わせ電極は、完全なコンピュータ断層撮影装置において、統一して設計されていても、または統一されずに設計されていてもよい。したがって、電子放射器を焦点合わせ電極と組み合わせる、４つの可能性が存在する。
・統一された放射器と、統一された焦点合わせ電極と、の組み合わせ
・統一された放射器と、異なるタイプの焦点合わせ電極と、の組み合わせ
・異なる様式の放射器と、統一された焦点合わせ電極と、の組み合わせ
・異なる放射器と、異なるタイプの焦点合わせ電極と、の組み合わせ

種々の放射器は、ここでは、自身の幾何学的形状および／または自身の材料に関して、相違していてよい。放射器、特にカーボンナノチューブを含んでいる放射器の形態の放射器は、高い、統一された質で製造可能である。放射器の可能な製造に対する詳細は、ドイツ特許商標庁（ＤＰＭＡ）に提出された特許出願第１０２０１６０１３２７９．５号において、ならびにその優先権を請求している、エストニア特許庁（ＥＰＡ）に２０１７年１１月８日に提出されたＰＣＴ出願において開示されている。このような放射器は、特に経年劣化作用が極めて少ない、という特徴を有している。

例えばＤＥ１０２０１１０７６９１２Ｂ４から基本的に知られているように、ディスペンサ陰極を使用することも可能である。

電子放射器から出て、引出しグリッドを通り、焦点合わせ電極によって制御された電子ビーム束は陽極に衝突する。陽極は有利な構成では、動かない、液冷式の陽極として形成される。この場合、冷却剤、特に導電性オイルの形態の冷却剤は、有利には細長い棒状または弓形の陽極の中心軸と同心に、陽極内に形成されている、環状の横断面を有している流路を通って流れる。この流路の中央には、この構成では、冷却剤が戻る別の流路がある。したがって、陽極は、その終端部で、導入された冷却剤が方向転換されるコールドフィンガの設計および機能を有している。

コンピュータ断層撮影装置の動作中、陽極は１００ｋＶのオーダーの高圧に置かれる。陰極の放射電流の変化に加えて、陽極電圧の変化も可能であり、この場合には、２つの量、すなわち放射電流と陽極電圧は極めて急速に変化し得る。放射電流と陽極電圧の２つの可変パラメータを乗算することによって、コンピュータ断層撮影装置の動作パラメータの多数の異なる設定が、同一の検査中に可能である。これは、放射されるＸ線の周波数と１パルス当たりに放射されるＸ線量の両方に関連する。冒頭に挙げた先行技術から基本的に知られているようなデュアルエネルギーＣＴ設備の代わりに、このコンピュータ断層撮影装置はこのようにしてマルチエネルギーコンピュータ断層撮影装置となる。例えば、放射されるＸ線は、パラメータである波長およびパルス当たりの線量に関して、検査対象の検査中に少なくとも１００段階で変えられる。同時に特に有利なのは、２つの異なる波長に関する測定を検出器によって実行する従来のデュアルエネルギー設備と比較して、属する評価技術を含むＸ線検出器が特に簡単に設計できるという事実である。

ガントリー内のＸ線検出器は、例えば光子計数検出器として、またはＸ線用の個々の面画像検出器として、または例えば直接的な半導体検出器（ＳＳＤ＝ｓｏｌｉｄ ｓｔａｔｅ ｄｅｔｅｃｔｏｒ）等の個々のフォトダイオードとして構成されている。これによって、それぞれの割り当てられたＸ線放射器とともに、Ｘ線検出器を特に容易に電子制御することができる。

有利には、Ｘ線検出器はＸ線を検出するための直接的な半導体検出器を有している。ここで、Ｘ線検出器が例えば面画像検出器として形成されている場合、これらのＸ線信号は、Ｘ線吸収面上の各ピクセルに対する電気信号に変換される。次にこれらの電気信号から、Ｘ線画像を生成することができる。そのようなＸ線検出器を用いて、極めて高解像度のＸ線画像を実現することができる。そのようなＸ線検出器は特に容易に、共通の装置に組み込み可能でもあり、このような装置は検出器構造群である。

提案されたコンピュータ断層撮影装置の特に有利な構造形態ではそれぞれ、ＭＢＦＥＸ管内にＸ線放射器が固定して配置されており、ガントリー内の検出器構造群内にＸ線検出器が固定して配置されている。ＭＢＦＥＸ管と検出器構造群との相互のこの配置は、各Ｘ線放出器の各陽極の主要放射方向が、９０°とは異なる角度で中心軸と交差するように設計されている。したがって、各Ｘ線放射器と各Ｘ線検出器は、コンピュータ断層撮影装置の中心軸の方向において、相互にずらして配置されている。このような発展形態において、提案されたコンピュータ断層撮影装置は、特に小型で安定して実現され得る。

高いフレームレートおよびフル解像度を伴うＸ線検出器を使用することによって、標準のＣＴと同様に、２０秒を下回って、高解像度の投影画像の完全なセットを作成することができる。したがって、提案されたコンピュータ断層撮影装置では、高解像度の完全なＸ線画像撮影を数秒で実現することができ、これは安静状態にない患者の検査の際に特に有利である。

Ｘ線源と検出器の回転する装置を有する公知のコンピュータ断層撮影装置とは対照的に、提案されたコンピュータ断層撮影装置を用いたＸ線画像撮影時には、動いている部品が原因の、軸方向を中心とした焦点拡大が、基本的には排除されている。

提案されたコンピュータ断層撮影装置は、特にその発展形態において、極めて小型で、頑丈な構造様式を特徴とする。特に有利には、Ｘ線画像撮影は、ガントリーを通る患者の動きを必要としない。

提案されたコンピュータ断層撮影装置、特にカーボンナノチューブを有する冷陰極を有するＸ線放射器を伴うコンピュータ断層撮影装置は、現在市販されているコンピュータ断層撮影装置と比較して以下の利点を有している。
・患者に対する放射線量の減少
・画像形成装置の感度と詳細度の上昇
・より高い性能
・重量と設置面積の低減
・外科医／医師のための改善された移動性
・困窮している患者の完全なケア
・ヘルスケア―サービス事業者の質の向上もしくはコスト（特にこのような医療用画像形成システムに対するイニシャルコストおよび運用コスト）の削減

提案されたコンピュータ断層撮影装置の使用は、決して医学的診断に限定されない。提案されたコンピュータ断層撮影装置は、例えば、ワークピースの検査または製品の検査のため、または密閉容器の中身を検査するための、非生物対象物のＸ線画像形成にも適している。

以降では、提案されたコンピュータ断層撮影装置を、複数の実施例がまとめられている図面に基づいてより詳細に説明する。

自身のガントリー２の中心軸ｚに対して垂直な横断面におけるコンピュータ断層撮影装置１を示す図 自身のガントリー２の中心軸ｚに対して平行な横断面におけるコンピュータ断層撮影装置１を示す図 Ｘ線放射器３とＸ線検出器４の配置に関する、コンピュータ断層撮影装置１の様々な構成を概略的に示す図 中心軸ｚを完全に包囲しているＸ線放射器３とＸ線検出器４を有するコンピュータ断層撮影装置１の２つの構成を示す図 マルチチャネル電子制御システム１２の概略図を伴うコンピュータ断層撮影装置１を示す図 属する駆動制御部を伴う、コンピュータ断層撮影装置１のＭＢＦＥＸ管９の特徴を概略的に示す図 コンピュータ断層撮影装置１のＸ線放射器３ならびに検査対象を、図３に対応して示す図 ２つの異なる状態にある、図７に示された配置を有する検査対象を示す図 図６によるコンピュータ断層撮影装置１のパラメータである放射電流および陽極電圧の変化を示す図 Ｘ線放射器３の３つの異なる設定における、検査対象の物理的特性に対する、図６に示されたコンピュータ断層撮影装置１によって記録された検出器信号の関連性を示す図

図面に基づいて以降で説明される、提案されたコンピュータ断層撮影装置１のすべての実施例は、回転しないように固定されたガントリー２を有する。ガントリー２において、複数のＸ線放射器３およびＸ線検出器４は、幾何学形状的な中心軸ｚの周りに固定され、すなわち回転不能に、それぞれ相対して、中心軸ｚの方向において相互にずらして配置されている。Ｘ線画像撮影のために、すべての実施例においてそれぞれ、Ｘ線放射器３は、相対して配置されているＸ線検出器４とともにシーケンシャルに電気的に駆動制御される。

すべての実施例において、Ｘ線放射器３は、各Ｘ線放射器３の元来のＸ線源である陽極６に衝撃を与えるために加速される電子を生成するために、電子の電界放出のための陰極５を有している。Ｘ線放射器３の陰極５はカーボンナノチューブを含んでいる。したがって、Ｘ線放射器３は個別の電界放出Ｘ線放射器として構成されている。Ｘ線放射器３は、共通の担体上に固定的に取り付けられており、真空管７内に構築されている。真空管７内には、それを通じて、生成されたＸ線が外へ出ることができるＸ線ウィンドウ８がはめ込まれている。したがって、Ｘ線放射器３のこのような配置は、ＭＢＦＥＸ管９に相当する。

Ｘ線検出器４はすべての実施例において面画像検出器として構成されており、これはＸ線を検出するための直接的な半導体検出器を有している。Ｘ線検出器４は検出器構造群１０内に固定して配置されている。

提案されたコンピュータ断層撮影装置１のすべての実施例において、各ＭＢＦＥＸ管９および検出器構造群１０は、各Ｘ線放射器３の各陽極６の主要放射方向ｅが、９０°とは異なる角度で中心軸ｚと交差するように、ガントリー２に相互に固定して配置されている。

提案されたコンピュータ断層撮影装置１のすべての構成は、患者の身体の部分、特に頭部および胸部のコンピュータ断層撮影によるＸ線画像形成のための搬送可能な装置として設けられている。人間の手足または人間の頭部または人間の胸部のＸ線画像撮影時には、これはＸ線放射器３とＸ線検出器４の間、有利には中心軸ｚの周りの領域に存在する。

すべての実施例において、ガントリー２は装置基部１１上に取り付けられている。装置基部１１内には、マルチチャネル電子制御システム１２が構築されており、マルチチャネル電子制御システム１２は、コンピュータ断層撮影装置１、Ｘ線放射器３およびＸ線検出器４の制御、Ｘ線画像形成のためのデータの検出、およびそこからのコンピュータ支援された画像生成のために、データ格納に対して、かつデータ出力およびＸ線画像出力に対して設けられている。

図１は、自身のガントリー２の中心軸ｚに対して垂直な横断面におけるコンピュータ断層撮影装置１の第１の実施例を、ＭＢＦＥＸ管９内のＸ線放射器３上の視点で示している。Ｘ線放射器３は中心軸ｚの周りを完全に取り囲むように環状に配置されている。これに相応してＭＢＦＥＸ管９も環状に形成されている。Ｘ線放射器３の陰極５および陽極６ならびに真空管７は図１には示されていない。Ｘ線検出器４も同様に図１には示されておらず、検出器構造群１０内に構築されており、この実施例では、検出器構造群１０も同様に、中心軸ｚの周りを完全に取り囲むように、環状に設計されている。この実施例では、幾何学形状的な中心軸ｚは、ＭＢＦＥＸ管９と検出器構造群１０の２つの円中心点、もしくはＸ線放射器３とＸ線検出器４とから成る各装置を通って延在し、したがって、この実施例では２つの円中心点が、その位置をもって、中心軸ｚの経過を規定する。

この実施例では、各Ｘ線放射器３の陽極６は、これらがそれぞれ、扇面と、各Ｘ線検出器４のＸ線吸収面に対して垂直な主要放射方向ｅと、を有するＸ線扇１３を生成するように構築されている。

したがって、放射されたＸ線の、個々のＸ線放射器３に対して示されているＸ線扇１３で、概略的に示されているように、この実施例では、ガントリー２の内部の各ＲＯＩは中心軸ｚの周りで、完全に一様に、かつ高解像度で結像可能であり、同時に、検査対象のＸ線被爆は比較的少ない。この実施例において、提案されたコンピュータ断層撮影装置、特にガントリー２は、特に小型の構造形態を特徴とする。

この実施例において、コンピュータ断層撮影装置１の装置基部１１は、２つの旋回点１５および係止装置１６を備えた保持部１４と、シフト装置１７と、昇降装置１８と、固定可能なローラ２０上のハウジング１９と、を有している。ガントリー２は、保持部１４の旋回点１５において、装置基部１１上に旋回可能に取り付けられており、係止装置１６を介して係止可能である。保持部１４はシフト装置１７上に取り付けられており、ここでシフト装置１７はガントリー２を、中心軸ｚの方向にシフトさせるために設けられている。ハウジング１９上に取り付けられている昇降装置１８は、人間の頭部のＸ線撮像の場合に、コンピュータ断層撮影によるＸ線画像撮影の開始前にガントリー２の高さを調整するために設けられている。ハウジング１９内には、マルチチャネル電子制御システム１２が構築されている。ガントリー２には、マルチチャネル制御システム１２を操作するため、かつコンピュータ断層撮影によって生成されたＸ線画像を表示するために設けられているモニター２１が取り付けられている。コンピュータ断層撮影装置１は、この実施例では移動式機器として設計されており、固定可能なローラ２０上で、各所望の検査位置にシフト可能である。

シフト装置１７は、直線状のガイドレールと電動機の装置とを有している。直線状のガイドレールは中心軸ｚに対して平行である。ガイドレール上で、ガントリー２は、電動機によって中心軸ｚの方向にシフト可能である。図１には、ガイドレールおよび電動機は示されていない。提案されたコンピュータ断層撮影装置１のこの構成では、例えば人間の頭部のＸ線画像撮影の場合、ガントリー２と検査対象は、中心軸ｚの方向において相互に相対移動を行う。コンピュータ断層撮影によるＸ線画像生成のために、ガントリー２はステップ毎に、中心軸ｚの方向において、検査対象上を案内される。次に各ステップにおいて、相対配置された少なくとも１つのＸ線検出器４とともに個々のＸ線放射器３をシーケンシャルに電気的に駆動制御することによってＸ線画像撮影が行われる。すべての個々のステップがここで、中心軸ｚの方向において、ＲＯＩを完全にカバーする。したがってこの実施例では、Ｘ線画像撮影時に、中心軸ｚの方向において、３０ｃｍのカバー幅が得られる。ガントリー２の段階的なシフトを伴うこのようなＸ線画像撮影時には、ガントリー２は係止装置１６を介して係止されている。

人間の胸部のコンピュータ断層撮影によるＸ線画像撮影のために、係止装置１６が解放され、ガントリーが図１の図に関して９０°だけ旋回され、シフト装置１７が係止される。これは、中心軸ｚを９０°旋回させることに相当する。したがって、昇降装置１８によって、ガントリー２は中心軸ｚの方向にシフト可能である。人間の胸部のコンピュータ断層撮影によるＸ線画像撮影は、例えば、患者が陥凹部を有する寝台の上に横たわることによって行われる。ここで患者の胸部が寝台の陥凹部の中で、Ｘ線放射器３とＸ線検出器４の間に置かれる。

図２は図１と同じ実施例を示しており、ここではコンピュータ断層撮影装置１は自身のガントリー２の中心軸ｚに対して平行な横断面で示されている。図２では、例として、陰極５によって生成された電子ビーム束２２の陽極６への投影および生成されたＸ線の主要放射方向ｅの経過が示されている。図２は縮尺通りではない。図２には、２つの旋回点１５を有する保持部１４は示されていない。

図３は、Ｘ線放射器３とＸ線検出器４との相互の配置に関する様々な構成におけるコンピュータ断層撮影装置１を概略的に示している。ここでは、各ＭＢＦＥＸ管９および検出器構造群１０の幾何学的形状は、Ｘ線放射器３およびＸ線検出器４の各幾何学的配置に相当する。個々の図から明らかであるように、ＭＢＦＥＸ管９は、円弧状に湾曲された形状、直線の形状または折れた形状を有することができる。検出器構造群１０も同様に、円弧状に湾曲していてよい。同様に、それぞれ単に線の形で図３においてピクトグラム図に描かれている検出器構造群１０が、一回または複数回折られた形状を有していてよい。図示されていない、それ自体公知の様式において、検出器構造群１０が完全に平らであってよい。

図４は、コンピュータ断層撮影装置１の２つの実施例をそれぞれＭＢＦＥＸ管９上の視点で示している。第１の実施例（図４の左上および右上）では、ＭＢＦＥＸ管９内のＸ線放射器３は中心軸ｚの周りに環状に配置されている。第２の実施例（図４の左下および右下）では、ＭＢＦＥＸ管９内のＸ線放射器３は、６つの同形の列２３から、正六角形に形成されており、ここではそれぞれ６つのＸ線放射器３が各列２３上に配置されている。２つの実施例の、各ガントリー２に属する検出器構造群１０は、図４に示されていない。しかし、検出器構造群１０は各ＭＢＦＥＸ管９と同じ幾何学的形状を有しており、ここでこの場合のＸ線検出器４の幾何学的配置は、Ｘ線放射器３の幾何学的配置に相当する。

図５は、マルチチャネル電子制御システム１２が概略的に示された、コンピュータ断層撮影装置１の実施例を示している。マルチチャネル電子制御システム１２は、パルス状の動作モードにおいて各Ｘ線放射器を操作するために設けられており、ここで、マルチチャネル制御システム１２は、Ｘ線放射器３からＸ線放射器３への正確で、変化しない線量制御（ｍＡｓ）を可能にするために、高周波・高電圧陽極電流供給部ならびに電流測定のための、Ｘ線放射と電子制御システムの間の高速フィードバックループを有している。再構築アルゴリズムは、撮影毎の観察数を減らし、自動的に、撮影毎の患者への被爆線量を低減するために、反復再構築アルゴリズムの利点を利用するオプションを伴う、フィルタ補正逆投影に基づいている。

図５の実施例では、ガントリー２は１２８個のＸ線放射器３と多数のＸ線検出器４を有している。したがって、この実施例では１２８個の投影が生成可能である。ＭＢＦＥＸ管９内には、Ｘ線放射器３の８つの同形の列２３から正八角形が形成されており、ここでそれぞれ１６個のＸ線放射器３が各列２３上に配置されている。Ｘ線検出器４を含んでいる検出器構造群１０もまた、８つの同形の列２３から、正八角形に形成されており、ここで同様に各列２３上にそれぞれ等しい数のＸ線検出器４が配置されている。Ｘ線放射器３およびＸ線検出器４は図５には示されていない。

図６に基づいて、図１に示されているコンピュータ断層撮影装置１のＭＢＦＥＸ管９の詳細を以降で説明する。

真空管７内に、自身の幾何学的形状に関して相違しており、かつ共通の基板２４上に配置されている複数の陰極５、すなわち電子放射器を見て取ることができる。各陰極５は別個の放射器駆動制御部２５に接続されている。個々の放射器駆動制御部２５は、マルチチャネル電子制御システム１２内に統合されており、陰極５の個々の駆動制御を可能にする。陰極５は負の電位で動作する。

陰極５から発せられた電子ビーム束２２は、引出しグリッド２６を用いて放射され、ここで共通の引出しグリッド２６は複数の陰極５とともに作用する。引出しグリッド２６は、図６から明らかであるように、マルチチャネル電子制御システム１２を介して接地されている。

これとは異なり、一般的にビーム制御手段と称される焦点合わせ電極２７は、参照番号２８で示されている、ＭＢＦＥＸ管９の管ハウジングを介して接地されている。焦点合わせ電極２７とは無関係に引出しグリッド２６を別個に接地することは、Ｘ線放射器３の動作安定性に関して利点を有する。放射器駆動制御部２５によって陰極５に印加される電圧と放射電流との間にはほぼ指数関数的な関係が存在する。これは、電子ビーム束２２の形態で存在する電流が、陰極５に印加される放射電圧の上昇に対して極めて敏感に反応することを意味している。放射電流が高すぎると、電子ビーム束２２は、陽極６上の焦点から発するイオン衝撃を発生させ、これが引出しグリッド２６に作用する。焦点合わせ電極２７が接地されているにもかかわらず、焦点合わせ電極２７の電位はこれによって、一時的に正の領域に引き込まれる。引出しグリッド２６の接地を焦点合わせ電極２７の接地から切り離すことによって、放出電流の突然の大きな増加をもたらすであろう、引出しグリッド２６へのさらなるリアクションが、効果的に抑制される。

受動的な焦点合わせ電極２７を有する、図６に示された実施例とは異なり、Ｘ線放射器３は能動的な焦点合わせ電極２７を用いても動作可能である。いずれにせよ、電子ビーム束２２の焦点合わせは、焦点合わせ効果が互いに直交する複数の方向において得られるように設計されている。

電子ビーム束２２が衝突する陽極６は、回転しない、油冷式の陽極として設計されている。この場合、冷却剤、すなわち導電性オイルは、外側の流路２９を通って、陽極６内に流れ、内側の流路３０を通って陽極６から流出する。流路２９、３０は、陽極６内に同心円状に配置されている。流路２９、３０は、図示されていない様式で、ＭＢＦＥＸ管９の管ハウジング２８を通って案内されている。全体として陽極６が棒状の直線形状を有する場合、これは、異なる実施形態において、回転する陽極として設計されていてもよく、この場合には、陽極の中心軸は同時に回転軸を表す。

陽極６は陽極駆動制御部３１に接続されており、陽極駆動制御部は、陽極６のエネルギー供給を保証し、さらに陽極電流の値を提供する。この値は、図６に従って別個に構成されているマルチチャネル電子制御システム１２に転送され、これによって閉じられた調整ループが形成され、これによってＸ線放射器３の、電流に基づく電流調整が実現される。引出しグリッド２６ならびに焦点合わせ電極２７を通って流れる電流もこのような調整において考慮される。

図７には、ＭＢＦＥＸ管９に対して相対的な検査対象３２の可能な位置を概略的に示している。検査対象３２は、異なる体積領域３３、３４、３５を有している。体積領域３３、３４、３５内のＸ線吸収材料の分布は、図８に概略的に示されているように可変である。検査対象３２の投影画像を撮影することができる可能な投影方向は、図８において矢印で視覚化されている。

図８では、左側に検査対象３２の第１の状態が示されており、右側に検査対象３２の第２の状態が概略的に示されている。記号を用いた表示から分かるように、左側に示された状態では、稠密な材料、すなわちＸ線を強く吸収する材料が体積領域３４および３５内に存在する。これに対して、このような材料は、検査対象３２の第２状態において体積領域３３および３５のみに分布する。残りの部分では、検査対象３２は、Ｘ線を吸収する材料を実質的に含んでいない。

図７および図８に示された配置に関して、検査対象３２の投影画像が垂直な投影方向で生成される場合、第１の状態から第２の状態への変化は認識できない。これに対して、この変化は水平な投影方向の場合には完全に認識される。この状況は、コンピュータ断層撮影装置１の動作時に、次のことによって考慮される。すなわち、種々の陰極５の駆動制御の過程において、検査対象３２の変化を特に明確にすることができる陰極５がより頻繁にアクティブにされることによって考慮される。陰極５の選択はここでは自動的に、検査対象３２の継続中の撮影の間に、恒久的に行われる画像解析に基づいて行われる。

図９は、陽極６に印加される陽極電圧Ｕ_Ａと、陰極５から出る放射器電流Ｉ_Ｅと、の両方の変化の可能性を示している。図９においてＸ線放射器３のパルス状の動作に関連する時間スケールは、通常のように、ｔで表示されており、陽極電圧Ｕ_Ａと放射器電流Ｉ_Ｅの両方に関連している。パルスが全部で４つの場合には、図示の場合には、陽極電圧Ｕ_Ａは１００ｋＶ、８０ｋＶ、１４０ｋＶおよび６０ｋＶであり、放射器電流Ｉ_Ｅは、１Ａ、０．５Ａ、２Ａおよび０．８Ａである。陽極電圧Ｕ_Ａならびに放射器電流Ｉ_Ｅの極めて急速な変化は、検査対象３２のマルチエネルギー撮影を可能にする。

図１０の場合、検査対象３２は、密度の増加を伴う４つの異なる体積領域３３、３４、３５、３６を有している。Ｘ線検出器４で検出された検出器信号をＤＳとする。これは、一般的にハンスフィールドユニットで示される、Ｘ線の吸収に関する情報を提供する。図１０では、放射されたＸ線の３つの異なるエネルギー設定でＸ線撮影物が作成される。３つの場合のそれぞれにおいて、検査対象３２の別の輪郭が特に明確に認識可能であり、図１０において表されているように、共通の位置軸を参照する図上に具体的に示されている。したがって、全体として、コンピュータ断層撮影装置１を用いて、特に高品質のＸ線撮影物が生成可能である。

１ コンピュータ断層撮影装置
２ ガントリー
３ Ｘ線放射器
４ Ｘ線検出器
５ 陰極
６ 陽極
７ 真空管
８ Ｘ線ウィンドウ
９ ＭＢＦＥＸ管
１０ 検出器構造群
１１ 装置基部
１２ マルチチャネル電子制御システム
１３ Ｘ線扇
１４ 保持部
１５ 旋回点
１６ 係止装置
１７ シフト装置
１８ 昇降装置
１９ ハウジング
２０ ローラ
２１ モニター
２２ 電子ビーム束
２３ 列
２４ 基板
２５ 放射器駆動制御部
２６ 引出しグリッド
２７ 焦点合わせ電極
２８ 管ハウジング
２９ 外側の流路
３０ 内側の流路
３１ 陽極駆動制御部
３２ 検査対象
３３ 体積領域
３４ 体積領域
３５ 体積領域
３６ 体積領域
ＤＳ 検出器信号
ｅ 主要放射方向
Ｉ_Ｅ 放射器電流
Ｕ_Ａ 陽極電圧
ｚ 中心軸

Claims (15)

1. Ｘ線画像形成用のコンピュータ断層撮影装置（１）であって、
   前記コンピュータ断層撮影装置（１）は、回転しないように固定されたガントリー（２）を有しており、
   前記ガントリー（２）内に、複数のＸ線放射器（３）と、複数のビーム制御手段（２７）と、複数のＸ線検出器（４）と、が幾何学形状的な中心軸（ｚ）の周りに、動かないように配置されて、分配されており、
   前記Ｘ線放射器（３）および前記Ｘ線検出器（４）は、それぞれ相対して、かつ、前記中心軸（ｚ）の方向において相互にずらして配置されており、
   前記複数のＸ線放射器（３）は、電子放射器として複数の陰極（５）を有しており、前記複数の陰極（５）は、別個に放射器駆動制御部（２５）に接続されており、共通の引出しグリッド（２６）とともに作用し、
   前記引出しグリッド（２６）の前方には、ビーム制御手段として少なくとも１つの焦点合わせ電極（２７）が接続されている、
   コンピュータ断層撮影装置（１）。
2. 前記ガントリー（２）は、前記中心軸（ｚ）の方向においてのみシフト可能である、
   請求項１記載のコンピュータ断層撮影装置（１）。
3. 前記Ｘ線放射器（３）および前記Ｘ線検出器（４）は、前記中心軸（ｚ）を完全に包囲している、
   請求項１または２記載のコンピュータ断層撮影装置（１）。
4. 前記Ｘ線放射器（３）および前記Ｘ線検出器（４）は、環状に配置されている、
   請求項３記載のコンピュータ断層撮影装置（１）。
5. 前記Ｘ線放射器（３）および前記Ｘ線検出器（４）は、等しい長さの少なくとも３つの列（２３）に配置されており、
   前記列（２３）は、正多角形を形成している、
   請求項３記載のコンピュータ断層撮影装置（１）。
6. 前記Ｘ線放射器（３）は、電子の電界放出のために、ナノロッドを含んでいる陰極（５）を有している、
   請求項１から５までのいずれか１項記載のコンピュータ断層撮影装置（１）。
7. 前記Ｘ線放射器（３）は、ナノロッドとしてカーボンナノチューブを含んでいる、
   請求項６記載のコンピュータ断層撮影装置（１）。
8. 前記Ｘ線検出器（４）は、Ｘ線を検出するための直接的な半導体検出器を有している、
   請求項１から７までのいずれか１項記載のコンピュータ断層撮影装置（１）。
9. 少なくとも８つの陰極（５）が、１つの共通の引出しグリッド（２６）に割り当てられている、
   請求項１から８までのいずれか１項記載のコンピュータ断層撮影装置（１）。
10. 前記コンピュータ断層撮影装置（１）は、少なくとも２つの異なる陰極（５）を含んでいる、
    請求項１から９までのいずれか１項記載のコンピュータ断層撮影装置（１）。
11. 前記コンピュータ断層撮影装置（１）は、動かない、液冷式の陽極（６）を有している、
    請求項１から１０までのいずれか１項記載のコンピュータ断層撮影装置（１）。
12. コンピュータ断層撮影装置（１）の動作方法であって、
    前記コンピュータ断層撮影装置（１）は、回転しないように固定されたガントリー（２）を有しており、
    前記ガントリー（２）内に、複数のＸ線放射器（３）と、複数のビーム制御手段（２７）と、複数のＸ線検出器（４）と、が動かないように配置されており、
    Ｘ線放射器（３）は、共通の陽極（６）とともに作用する複数の電子放射器（５）を有しており、変化する検査対象（３２）の投影画像から断面画像が生成される方法において、
    ・異なる投影方向から撮影された投影画像の第１のセットが生成され、
    ・投影画像の少なくとも１つの付加的なセットが撮影され、前記投影方向は、前記投影画像の第１のセットの投影方向に少なくとも部分的に相当し、
    ・一致する投影方向から撮影された、それぞれ少なくとも２つの投影画像の間で一致度が決定され、
    ・さらなる投影画像が生成され、選択される投影方向の頻度は、該当する前記投影方向から、順次連続する時点で撮影された投影画像の間の一致度に関連する、
    ことを特徴とする方法。
13. 順次連続する時点で、特定の投影方向から撮影された投影画像の間の一致度が低いほど、相当する前記投影方向から投影撮影物がより頻繁に作成される、
    請求項１２記載の方法。
14. 順次連続するＸ線パルスにおいて、前記電子放射器（５）の放射電流（Ｉ_Ｅ）も陽極電圧（Ｕ_Ａ）も変化する、
    請求項１２または１３記載の方法。
15. 放射される前記Ｘ線は、パラメータである波長およびパルス当たりの線量に関して、検査対象（３２）の検査中に少なくとも１００段階で変えられる、
    請求項１４記載の方法。

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