JP2003331762A - 彎曲放出面を備えた陰極を有するx線源及び方法 - Google Patents
彎曲放出面を備えた陰極を有するx線源及び方法Info
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Abstract
必要性を少なくし、且つ構造を比較的簡単にする。 【解決手段】 X線源(114、122、134)が、
冷陰極(79)と陽極(72)とを備えている。冷陰極
(79)は、電子を放出することが可能な彎曲放出面
(124)を有している。陽極(72)は、陰極(7
9)から離隔して設けられている。陽極(72)は、陰
極(79)の彎曲放出面(124)から放出された電子
による衝突に応答してX線を放出することが可能であ
る。
Description
ステム及び方法に関する。
置で広範に応用されている。X線イメージング・システ
ムは、X線管の形態のX線源を用いて、撮像対象に向け
られたX線ビームを放出する。X線ビームと介設されて
いる対象とが相互作用して応答を発生し、この応答を1
以上の検出器によって受け取る。次いで、イメージング
・システムは検出された応答信号を処理して、対象の画
像を形成する。
T)イメージング・システムでは、X線管がファン(扇
形)形状のビームを投射し、このビームは、デカルト座
標系のX−Y平面であって、一般に「イメージング(撮
像)平面」と呼ばれる平面内に位置するようにコリメー
トされる。X線ビームは患者等の撮像対象を透過する。
ビームは対象によって減弱された後に放射線検出器のア
レイに入射する。検出器アレイで受光される減弱した放
射線ビームの強度は、対象によるX線ビームの減弱量に
依存している。アレイ内の各々の検出器素子が、検出器
の位置でのビーム減弱の測定値である別個の電気信号を
発生する。すべての検出器からの減弱測定値を別個に取
得して透過プロファイル(断面)を形成する。
及び検出器アレイは、X線ビームが撮像対象と交差する
角度が定常的に変化するように撮像平面内で撮像対象の
周りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度で
の検出器アレイからの一群のX線減弱測定値すなわち投
影データを「ビュー」と呼ぶ。対象の「走査(スキャ
ン)」は、X線源及び検出器が一回転する間に様々なガ
ントリ角度において形成される一組のビューで構成され
る。アキシャル・スキャンでは、投影データを処理し
て、対象を通過して形成される二次元スライスに対応す
る画像を構築する。
ード)アセンブリと、陽極(アノード)アセンブリとを
含んでいる。真空容器は典型的には、ガラス、又はステ
ンレス鋼、銅若しくは銅合金等の金属で製造されてい
る。陰極アセンブリ及び陽極アセンブリは真空容器内に
封入されている。
子を放出し、次いで電子を陽極に向けて加速することに
より、電子を高速で陽極の標的域に衝突させる。加速
は、陰極アセンブリと陽極アセンブリとの間に保持され
ている電圧差(典型的には、医療目的には20kV〜4
0kVであるが、特に医療以外の目的にはより大きい又
は小さい値が可能である)によって生ずる。X線は標的
域の焦点から全方向に放散し、次いでコリメータを用い
てX線を患者に向けてX線ファン・ビームの形態で真空
容器から外へ照射する。
として知られている方法によって陰極から放出される。
この方法によれば、陰極のフィラメント(典型的にはタ
ングステン・ワイヤで形成されている)に電流を供給す
ると、フィラメントの抵抗加熱によって高温が生ずる。
かかる温度では、フィラメントの電子が十分なエネルギ
を得て特定の原子と結合しなくなる(電子のエネルギ・
レベルが電子を伝導帯に配置する)ため、電子は陰極か
ら放出され易くなる。これらの電子を焦点に向かわせる
ために、複雑な集束構造が用いられている。
気エネルギを絶えず供給されているため陰極から熱エネ
ルギを除去する必要があるという問題が生ずる。しかし
ながら、陰極は真空容器の内部に配置されているため熱
伝達機構として対流を利用することができず、陰極から
熱エネルギを除去することは困難である。加えて、熱伝
達機構として伝導を利用することはできるが、陰極と陽
極との間に保持されている電圧差が大きいため、併設さ
れている複雑な集束機構と組み合わせた場合には特に、
陰極の構造が複雑化して望ましくない。さらに重大な問
題は、熱によってフィラメントが移動し(熱膨張)、標
的における焦点の位置及び形状が変化することである。
の必要性が少なく、且つ構造が比較的簡単な改良型X線
源を提供できると非常に有利である。
は、X線源が、冷陰極と陽極とを備えている。冷陰極
は、電子を放出することが可能な彎曲放出面を有してい
る。陽極は陰極から離隔して設けられている。陽極は、
陰極の彎曲放出面から放出された電子による衝突に応答
してX線を放出することが可能である。
するイメージング・システムが、X線源と、検出器アレ
イと、画像再構成器と、表示器とを備えている。X線源
は冷陰極と陽極とを含んでおり、これら両方が筐体内に
配設されている。冷陰極は彎曲放出面を有しており、基
材に配設されている複数の放出素子を含んでいる。陽極
は陰極から離隔して設けられており、彎曲放出面から放
出された電子による衝突に応答してX線を放出する。
おり、各検出器素子は、X線が関心対象を透過した後に
X線を受光し、これに応答して信号を発生する。画像再
構成器は、検出器素子からの信号を受け取るように結合
されており、検出器素子からの信号に基づいて関心対象
の画像を構築する。表示器は、画像再構成器に結合され
ており、関心対象の画像を表示する。
当業者であれば、添付図面、以下の詳細な説明、及び特
許請求の範囲を熟読すると明らかとなろう。
用いたシステム10が示されている。X線源14は、X
線を利用する任意の応用に用いてよい。例えば、医療応
用では、X線源を用いて放射線撮影システムを具現化す
ることができる。また、保安応用では、X線源を用いて
手荷物検査又はその他の保安検問用イメージング・シス
テムを具現化することができる。例として述べると、図
1〜図2のシステム10は、医用撮像に用いられる放射
線撮影システムであり、特に計算機式断層写真法(C
T)イメージング・システムである。
キャナに典型的なガントリ12を含んでいる。X線源1
4はX線管であり、ガントリ12に装着されて、ガント
リ12の対向する側に装着されている検出器アレイ18
に向かって投射されるX線ビーム16を発生する。X線
ビーム16は、デカルト座標系のX−Y平面であって、
一般に「撮像平面」と呼ばれる平面内に位置するように
コリメータ(図示されていない)によってコリメートさ
れる。検出器アレイ18は、複数の検出器素子20によ
って形成されており、検出器素子20は一括で、患者等
の関心対象22を透過する投射X線を感知する。検出器
アレイ18は、シングル・スライス型検出器であっても
よいし、マルチ・スライス型検出器又は他の形式の検出
器であってもよい。各々の検出器素子20は、患者22
を透過した後の入射X線ビームの強度を表わす電気信号
を発生する。X線投影データを取得するための一回の走
査の間に、ガントリ12及びガントリ12に装着されて
いる構成部品は、ガントリ回転軸24の周りを回転す
る。
は、CTシステム10の制御機構26によって制御され
ている。制御機構26はX線制御器28とガントリ・モ
ータ制御器30とを含んでおり、X線制御器28はX線
管14に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガント
リ・モータ制御器30はガントリ12の回転速度及び位
置を制御する。制御機構26内に設けられているデータ
取得システム(DAS)32が検出器素子20からのア
ナログ・データをサンプリングして、後続の処理のため
にこのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成
器34が、DAS32を介して検出器アレイ18から受
け取った信号に基づいて画像再構成(好ましくは、高速
画像再構成)を実行する。画像再構成器34は、検出器
アレイ18から受け取った信号に基づいて画像を再構成
することが可能な任意の信号処理装置であってよい。
を介して陰極線管又は他の形式の表示器42が結合され
ており、表示器42が画像再構成器34から再構成され
た画像を受け取って表示できるようにしている。コンピ
ュータ36は再構成された画像を受け取り、画像を大容
量記憶装置38に記憶させて、再構成された画像を表示
器42に表示させるための信号で表示器42を駆動す
る。画像は、取得されると同時に表示されてもよいし、
或いは後の観測のために記憶されてもよい。コンピュー
タ36はまた、キーボードを有するコンソール40を介
して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。
操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ3
6によって用いられて、DAS32、X線制御器28及
びガントリ・モータ制御器30に制御信号及び情報を供
給する。加えて、コンピュータ36は、モータ式テーブ
ル46を制御するテーブル・モータ制御器44を動作さ
せて、患者22をガントリ12内で配置する。具体的に
は、テーブル46は患者22の各部分をガントリ開口4
8を通してZ軸に沿って移動させる。
通信ネットワーク52に接続する通信インタフェイス5
0に結合されている。通信ネットワーク52は、一群の
診療所及び/又は病院を接続するローカル・エリア・ネ
ットワーク、メトロポリタン・エリア・ネットワーク又
は広域ネットワークのいずれであってもよい。また、通
信ネットワーク52はインターネットであってもよい。
通信インタフェイス50を用いて、CTシステム10を
用いて取得された医用画像又は他のデータを通信ネット
ワーク52上の他の装置へ送信する。また、通信インタ
フェイス50を用いて、例えば予防保守又は予後処置の
ためにシステム10の健全性及び動作に関わるデータを
送信してもよい。また、通信インタフェイス50を用い
て、システム10を制御する通信ネットワーク52上の
その他の装置からの制御信号を受信してもよい。
しているCTシステムの一つの可能な構成であるに過ぎ
ない。例えば、X線制御器及び画像再構成器は両方とも
コンピュータ36とは別個の装置であるものとして図示
されているが、X線制御器28及び/又は画像再構成器
34をコンピュータ36に一体化することも可能であ
る。加えて、前述のように、X線源を他の応用に用いて
もよい。
いる。X線管14は、陽極側端部54と、陰極側端部5
6と、陽極側端部54と陰極側端部56との間に位置す
る中央部58とを含んでいる。X線管14は、外被64
の内部で流体を充填したチェンバ62に封入されている
X線管挿入部60を含んでいる。X線管挿入部60に対
する電気的接続は、陽極ソケット66及び陰極ソケット
68を介して提供される。X線は、中央部58の片側に
設けられている外被64の外被窓70を通過してX線管
14から放出される。
真空容器76の内部で真空内に配設されている標的陽極
アセンブリ72と陰極アセンブリ74とを含んでいる。
陽極アセンブリ72は陰極アセンブリ74から離隔して
設けられている。陽極アセンブリ72に隣接して容器7
6の上方に固定子77が配置されている。陽極アセンブ
リ72と陰極アセンブリ74とを接続する電気回路にエ
ネルギが与えられると、例えば60kV〜140kVの
電位差が発生して、電子が陰極アセンブリ74から陽極
アセンブリ72へ向けて放出される。電子は陽極アセン
ブリ72の標的域78の範囲内で焦点に衝突して、高周
波電磁波すなわちX線を発生すると共に残余熱エネルギ
を発生する。標的域78は、陰極アセンブリ74のフィ
ラメントから放出された電子による衝突に応答してX線
を放出する。X線は外被窓70を通過して外部に向かっ
て放出され、これによりX線を撮像対象22(例えば患
者)に照射することが可能になる。
詳細に示している。図5に示すように、陰極アセンブリ
74は、彎曲面80を有しており電子を放出して電子ビ
ーム82を発生する冷陰極79を含んでいる。冷陰極の
動作は陰極の温度が周囲温度よりも高温となることに依
存しないので、本例ではこのようなものとして冷陰極を
参照する。実用では、典型的には冷陰極の動作温度は周
囲温度よりも高温であるが、但し熱イオン陰極ほど周囲
温度よりも高温にはならない。
提供しており、好ましくは、ビームの幾何学的特徴に合
わせて、故に所望の焦点の幾何学的特徴に合わせて最適
化されている形状を有する。ビーム・プロファイルは、
例えば方形、円形、中空等の様々な形状を有していてよ
い。彎曲放出面の形状は少なくとも部分的には、陽極ア
センブリ72の標的域78上での焦点の寸法及び形状を
決定する。面80は二次元で彎曲していてもよいし三次
元で彎曲していてもよい。面80は例えば、放物線形状
を有していてもよいし、或いは球面の一部の形状を有し
ていてもよい。代替的には、面80は、第一の軸に沿っ
て彎曲しており、第一の軸に直交する第二の軸に沿って
直線的であってもよい(例えば円筒状)し、二つの方向
に異なる半径で二次元で彎曲していてもよいし、或いは
全面積にわたって様々な曲率を有する表面であってもよ
い。
体で形成されている。一実施形態では、図6に示すよう
に、陰極79は、彎曲した基材上へのソフト・リソグラ
フィ式パターン形成を用いて作製される固体電界放出ア
レイである。他の実施形態では、陰極79は、彎曲放出
面を形成するアレイを成して配設されているカーボン・
ナノチューブで作製されていてもよい。他の構成も利用
可能である。
る。陰極は、基材86上に形成されている複数の陰極放
出素子84によって形成される。基材86は、絶縁層9
0と、陰極ゲート薄膜導体92と、複数の円錐体94と
を含んでいる。絶縁層90は好ましくは不連続であり、
すなわち間に空間が設けられている。空間は1ミクロン
〜3ミクロン以下程度の寸法を有していてよい。円錐体
94は例えば、電子を発生するために用いられるモリブ
デン円錐体放出素子であってよい。スピント(Spindt)
型放出素子のような他の材料/構造を用いてもよい。円
錐体94は好ましくは、絶縁層との間に間隔を設けた状
態で、円錐体94が基材86に直接接触するように配設
される。ゲート薄膜92もまたモリブデン又は他の類似
の金属で形成されてよい。動作時には、ゲート薄膜92
にバイアス電圧を印加して、円錐体94に電子を放出さ
せるような電界を設立する。一実施形態では、例として
述べると、円錐体94は、例えば1.2×10-15cm2
といったように約1×10-1 5cm2程度の実効放出面積
をそれぞれ有し、円錐体の尖端における電界が十分に大
きくなったときに各々の円錐体は尖端1個当たり1mA
強までの電流を発生することができる。公知の製造手法
によれば、円錐体の充填密度は1×109個/cm2を上
回る。加えて、2400A/cm2を上回る電流密度も
達成可能である。全ビーム電流は、放出素子84とゲー
ト薄膜92との間において120VDC又はそれ以下、
好ましくは20VDC又はそれ以下までといった低バイ
アス電圧を用いて制御することが可能である。言うまで
もなく、ソフト・リソグラフィ手法に改良が加えられれ
ばこれらのパラメータは改善されてよい。
示す流れ図である。ステップ102において、X線源1
4においてX線ビームが発生される。X線ビームを発生
させるために、ゲート薄膜92と放出素子円錐体94と
の間に第一の電界が印加される。第一の電界によって、
放出素子円錐体94から電子が放出される。第一の電界
は、ゲート薄膜92に低バイアス電圧(<50V)を印
加することにより発生され得る。陽極アセンブリ72と
陰極79との間に第二の電界が印加される。第二の電界
によって、陽極アセンブリ72の標的域78に向かって
電子が加速される。第二の電界は、後に詳述するように
応用によって1キロボルト〜1000キロボルトの電圧
を用いて発生され得る。ステップ104において、X線
ビームが患者又は他の関心対象22の少なくとも一部を
透過した後に、X線ビームが検出器アレイ18において
検出される。次いで、ステップ106において、画像再
構成器34が、検出する工程104で収集されたデータ
に基づいて患者22の一部の画像を構築する。最後に、
ステップ108において、患者22又は他の関心対象の
一部の画像が操作者に対して表示される。
アレイを成して配設される。単純化のために、図8には
放出素子の一部のみを示す。好ましくは、放出素子84
は複数の群に分けて配列されており、各々の群のゲート
薄膜92は、残りの群の各々のゲート薄膜92から電気
的に絶縁されている。このようにして、放出素子84の
群の各々が制御線96を用いて個別にアドレス指定でき
るようになる。群の大きさを1として用いてもよいが、
陰極79の構造を単純にするためには群の大きさが大き
い方が好ましい。
制御される。放出素子84がアドレス指定可能であるこ
とにより、放出素子84の異なる群に対して異なる制御
信号を供給することにより多数の特徴を具現化すること
が可能になる。
制御信号を調節して焦点の寸法及び形状を制御するよう
に動作する。ビームの形状及び寸法は、放出素子84の
様々な素子又は様々な群をオンにする又はオフにするこ
とにより変化する。加えて、X線制御器28は、陰極7
9への制御信号を調節して焦点の強度分布を制御するよ
うに動作する。このようにして、図9に示すように、電
子衝突の強度(又は電流密度分布)を位置の関数として
記述する強度分布によって焦点が特性決定される(図9
は一次元についてこの分布を示す)。曲線112はフィ
ラメントによって達成可能な典型的な分布を示し、曲線
114は陰極79によって達成可能なガウス分布を示
し、曲線116は陰極79によって達成可能な一様分布
を示す。また、どの素子を作動させるかに応じて、且つ
/又は各々の素子に供給される電力量に応じて、焦点の
寸法、形状、及び/又は放出素子アレイの強度分布を動
的に調節することが可能である。この動作を用いて、製
造方法に関連する放出素子アレイのばらつきに対処し、
或いはビーム・プロファイルを最適化することができ
る。また、陽極アセンブリ72の標的域78に対する加
熱効果を最小限に抑える必要に応じて電流密度分布を調
節してもよい。
制御信号を、イメージング・システム10の動作に関連
してX線制御器28が受け取ったフィードバック情報の
関数として調節するように動作する。これにより、フィ
ードバックを利用して電子ビームの強度、寸法及び/又
は形状を所与の仕様に保持することが可能になる。フィ
ードバック情報は、イメージング・システム10の初期
化手順の際の較正段階に取得される。代替的には、シス
テム10の正常動作時にかかるフィードバック情報を収
集することも可能である。かかるフィードバックは、X
線源14の短期変化及び長期変化を補正することにも利
用可能である。この態様で放出素子84を制御する能力
によって、焦点をより小さくして明瞭に画定することが
達成可能となり、これにより画質が向上する。
制御信号を調節して放出素子84の多数の群を別個に作
動させるように動作する(各群が重複していてもよ
い)。例えば、放出素子84の第一の集合が、第一の形
状の第一の焦点を有する第一の電子ビームを放出するよ
うに動作し、放出素子の第二の集合が、第二の形状の第
二の焦点を有する第二の電子ビームを放出するように動
作することができる。これにより、異なる形状を備えた
異なる二つの焦点を形成することが可能になる。この動
作は、異なるビーム特性を必要とする異なる形式の走査
手順に同じイメージング・システム10を利用すること
が望ましい場合に有用である。
制御信号をパルス駆動して、陽極から放出されたX線に
パルス状のX線ビームを形成させるように動作する。ビ
ーム電流は、素子のバイアス電圧が低く(例えば50V
又はそれ以下)またキャパシタンスが小さいので、高速
にオン及びオフを切り換えることができる。このよう
に、X線ビームが時間的構造を有する必要がある応用に
この動作を利用することができる。例えば医療応用にお
いて、患者22の被撮像部分が心臓を含んでいる場合
に、陰極79の起動及び停止を心臓の搏動に同期させる
と望ましい場合がある。このことは、例えば、心臓の搏
動に応答して発生される心電図信号を監視することによ
り行なうことができる。一般的には、心電図信号は周期
的であって、各々の周期が心臓周期に対応している。従
って、陰極79を各回の心臓周期の同じ部分に作動させ
ればよい。このように、ECG(心電図)信号を用いて
走査をゲート制御することにより、患者の心臓が心臓周
期の所定の時相にあるとき以外にはX線ビームをオフに
することができ、これにより患者へのX線照射を減少さ
せることができる。
制御信号を制御して焦点を多数の位置の間で前後に揺動
させるように動作する。このことは、焦点の揺動を利用
して取得画像のアーティファクトを除去する手法と組み
合わせると有利である場合があり、現時点ではマルチ・
フィラメントX線源、磁気偏向コイル、又は静電偏向プ
レートを用いて具現化されている。
この好適実施形態はまた、構造が比較的簡単である。彎
曲した幾何学的構成によって、複雑な集束筒が不要にな
り、また位置誤差及び機械的許容誤差に対する強い感受
性が解消する。また、ヒート・シンクの必要性が減じる
ことにより、構造体が少なくなる。陰極79の彎曲面
は、集束構造と電子放出構造とを一つの構造体に合体さ
せたものである。固体構成要素の利用によって、大型の
真空系及び複雑なビーム偏向系が不要になる。
には、彎曲放出面124を有する好ましいX線源122
のもう一つの実施形態が示されている。図10では、放
出面124は円筒の一部の形状を有している。これによ
り、明瞭に画定された形状に集束されており滑らかで一
様な分布形状を有する線集束ビームが生ずる。この場合
にも、この幾何学的構成によって、複雑な集束筒を省く
ことができ、また前述したその他の利点がある。
には、システム10用の代替的なガントリ132の内部
図が示されている。ガントリ132の周囲に環を成して
配設されている一連の冷陰極X線源134を用いてそれ
ぞれX線を発生させ、各々のX線が対応する検出器アレ
イ136に入射する。図11では、単純化のためにX線
源134の環の一部のみを示しているが、一連のX線源
134は好ましくは、ガントリ132の全円周にわたっ
て延在している。同様に、単純化のために単一の検出器
アレイ136のみを示している。しかしながら、好まし
くは、一連の検出器アレイ136がガントリ132の円
周にわたって延在している。検出器アレイ136は、Z
軸に沿ってX線源134から変位していてよい。この構
成によれば、ガントリを回転させるのではなく、X線源
の各々を相次いで作動状態にする。従って、X線制御器
28は、関心対象を中心とした単一のX線源の回転を模
擬する態様でX線源134を相次いで作動状態にする。
このように、回転式ガントリの必要性を回避することに
より、計算機式断層写真法システムの複雑さが実質的に
少なくなる。回転式陽極標的、フィラメント・ヒータ、
モータ、及び大型の複雑な支持フレームが不要になる。
かかるシステムはまた、複雑さが少なくなっているので
保守がより容易であり、現場での動作停止時間が短くて
済む。ガントリは(X線源及び検出器と共に)静止した
状態にあり、患者22はガントリ回転を行なわずに撮像
される。
適している。医療応用は典型的には、電圧ポテンシャル
を約1キロボルト〜1000キロボルト、さらに明確に
述べると約30キロボルト〜約160キロボルトとして
生成される電界を印加することにより電子を陽極アセン
ブリ72に向かって加速する。例えば、マンモグラフィ
応用及び歯科応用では、約20キロボルト〜60キロボ
ルトの電圧ポテンシャルを用いる。心臓撮影システム及
びアンジオグラフィ・システムは典型的には、80キロ
ボルト〜120キロボルトを用いる。計算機式断層写真
法システムは典型的には、約80キロボルト〜140キ
ロボルトを用いる。
もう一つの応用は、中空ビームを発生する電子銃であ
る。中空ビームは、ジャイロ・クライストロン・マイク
ロ波管、及び航跡場加速器の電子射出器に用いられる。
いずれの例でも、薄い殻を成す円筒状のビームを用い
る。ドーナツ形状の動作区域を有する彎曲面電界放出ア
レイを用いることにより、かかるビームを発生させるこ
とができる。好ましくは、電子銃全体の集束特性と組み
合わせて妥当なビーム形状を生成するように曲率を設定
する。この場合にも、応用の必要性に合わせてビーム区
域を移動、変形又は揺動させることができる。さらにも
う一つの応用は、電子ビーム・リソグラフィである。電
子ビーム・リソグラフィは、0.13マイクロメートル
よりも小さい特徴を有する次世代半導体チップを製造す
る一つの可能な方法として提案されている。電界放出ア
レイを用いると、所定の区域のみを作動状態にすること
により、シリコン・ウェーハに投射されるパターンをF
EA(電界放出アレイ)表面で作製することができる。
個々のビームレット(beamlet)は、集束構造を介して
基板まで輸送される。その他の応用には、マイクロ波管
及びRF管(クライストロン、ジャイロストロン等)、
RF電子銃及び他の電子銃、走査型電子顕微鏡、並びに
他の走査型マイクロプローブ応用がある。
は現状で好ましいものであるが、これらの実施形態は例
示のためにのみ掲げられていることを理解されたい。本
発明は特定の実施形態に限定されるものではなく、特許
請求の範囲及び要旨に依然として含まれる様々な改変、
組み合わせ変形及び順列変形まで拡張されるものとす
る。
見えるように固定子を外した断面遠近図である。
ある。
ィールを示す一組の曲線である。
リの模式図である。
Claims (31)
- 【請求項1】 電子を放出することが可能な彎曲放出面
(80、124)を有する冷陰極(79)と、 該陰極(79)から離隔して設けられており、前記彎曲
放出面(80、124)から放出された電子による衝突
に応答してX線(16)を放出することが可能な陽極
(72)とを備えたX線源(14、122、134)。 - 【請求項2】 前記電子は前記陽極(72)の焦点にお
いて前記陽極(72)に衝突し、前記焦点の寸法及び形
状は、少なくとも部分的には前記彎曲放出面(80、1
24)の曲率により決定される請求項1に記載のX線源
(14、122、134)。 - 【請求項3】 前記冷陰極(79)は、基材(86)上
に配設されている複数の放出素子(84)と、該複数の
放出素子(84)に隣接して配設されているゲート導体
(92)とを含んでおり、前記複数の放出素子(84)
は、前記ゲート導体(92)にバイアス電圧が印加され
ているときに電子を放出するように動作する請求項1に
記載のX線源(14、122、134)。 - 【請求項4】 前記電子は前記陽極(72)の焦点にお
いて前記陽極に衝突し、前記複数の放出素子(84)は
アドレス指定可能であり、これにより、前記焦点の前記
寸法及び形状を制御することを可能にしている請求項3
に記載のX線源(14、122、134)。 - 【請求項5】 前記電子は前記陽極(72)の焦点にお
いて前記陽極(72)に衝突し、前記焦点は、電子の衝
突の強度を位置の関数として記述する強度分布(11
2、114、116)により特性決定され、前記複数の
放出素子(84)はアドレス指定可能であり、これによ
り、前記焦点の前記強度分布(112、114、11
6)を制御することを可能にしている請求項3に記載の
X線源(14、122、134)。 - 【請求項6】 前記複数の放出素子(84)は約1×1
09個放出素子/cm2を上回る密度を有している請求項
3に記載のに記載のX線源(14、122、134)。 - 【請求項7】 前記複数の放出素子(84)はそれぞれ
約1×10-15cm2程度の実効放出面積を有している請
求項3に記載のX線源。 - 【請求項8】 前記ゲート導体(92)に印加される前
記バイアス電圧は120V未満である請求項3に記載の
X線源。 - 【請求項9】 前記陰極(79)は2400A/cm2
を上回る電流密度を発生することが可能である請求項3
に記載のX線源。 - 【請求項10】 前記電子は前記陽極(72)の焦点に
おいて前記陽極に衝突し、前記複数の放出素子(84)
は、 第一の形状の第一の焦点を有する第一の電子ビーム(8
2)を放出するように動作する放出素子(84)の第一
の集合と、 前記第一の形状と異なる第二の形状の第二の焦点を有す
る第二の電子ビーム(82)を放出するように動作する
放出素子(84)の第二の集合とを含んでおり、 前記第一の集合の放出素子(84)及び前記第二の集合
の放出素子(84)は、同じ彎曲放出面(80、12
4)に位置しており、別個にエネルギ付与が可能である
請求項3に記載のX線源。 - 【請求項11】 真空筐体(64)と、X線透過窓(7
0)とをさらに含んでおり、前記陰極(79)及び前記
陽極(72)は前記筐体(64)の内部に配設されてお
り、前記X線(16)は前記透過窓(70)を経て前記
X線源(14)から射出される請求項1に記載のX線
源。 - 【請求項12】 前記彎曲放出面(124)は、第一の
軸に沿って彎曲し且つ該第一の軸に直交する第二の軸に
沿って直線的になるように製造されている請求項1に記
載のX線源。 - 【請求項13】 前記冷陰極(79)はモノリシック半
導体で製造されている請求項1に記載のX線源。 - 【請求項14】 関心対象(22)を撮像するイメージ
ング・システム(10)であって、 (A)(1)筐体(64)の内部に配設されており、彎
曲放出面(80、124)を有し、基材(86)上に配
設されている複数の放出素子(84)を含んでいる冷陰
極(79)と、 (2)前記筐体(64)の内部に前記陰極(79)から
離隔して配設されており、前記彎曲放出面(80、12
4)から放出された電子による衝突に応答してX線(1
6)を放出する陽極(72)とを含んでいるX線源(1
4、122、134)と、 (B)前記X線(16)が前記関心対象(22)を透過
した後に該X線(16)を受光して該X線(16)に応
答して信号を発生する複数の検出器素子(20)を含ん
でいる検出器アレイ(18、136)と、 (C)前記検出器素子(20)からの前記信号を受け取
るように結合されており、前記検出器素子(20)から
の前記信号に基づいて前記関心対象(22)の画像を構
築する画像再構成器(34)と、 (D)該画像再構成器(34)に結合されており、前記
関心対象(22)の前記画像を表示する表示器(42)
とを備えたイメージング・システム(10)。 - 【請求項15】 前記複数の放出素子(84)からの前
記電子の放出を制御する制御信号を供給するように前記
冷陰極(79)に結合されていると共に、当該イメージ
ング・システム(10)の動作に関連するフィードバッ
ク情報を受け取るように結合されており該フィードバッ
ク情報の関数として前記複数の放出素子(84)に対す
る前記制御信号を調節するX線制御器(28)をさらに
含んでいる請求項14に記載のイメージング・システム
(10)。 - 【請求項16】 前記複数の放出素子(84)はアドレ
ス指定可能であり、前記X線制御器(28)が前記複数
の放出素子(84)の異なる素子を制御する異なる制御
信号を供給するようにしている請求項15に記載のイメ
ージング・システム(10)。 - 【請求項17】 前記電子は前記陽極(72)の焦点に
おいて前記陽極(72)に衝突し、前記X線制御器(2
8)は前記焦点の寸法及び形状を制御するように前記制
御信号を調節する請求項16に記載のイメージング・シ
ステム(10)。 - 【請求項18】 前記電子は前記陽極(72)の焦点に
おいて前記陽極(72)に衝突し、前記X線制御器(2
8)は前記焦点に衝突する前記電子により形成される電
子ビーム(82)の電流密度分布を制御するように前記
制御信号を調節する請求項16に記載のイメージング・
システム(10)。 - 【請求項19】 前記電子は前記陽極の焦点において前
記陽極に衝突し、当該システム(10)は、前記複数の
放出素子(84)からの前記電子の放出を制御する制御
信号を供給するように前記冷陰極(79)に結合されて
おり前記焦点の寸法及び形状を制御するように前記複数
の放出素子(84)に対する前記制御信号を調節するX
線制御器(28)をさらに含んでいる請求項14に記載
のイメージング・システム(10)。 - 【請求項20】 前記複数の放出素子(84)からの前
記電子の放出を制御する制御信号を供給するように前記
冷陰極(79)に結合されており、前記陽極から放出さ
れる前記X線(16)がパルス状のX線ビームを形成す
るように前記複数の放出素子(84)に対する前記制御
信号をパルス駆動するX線制御器(28)をさらに含ん
でいる請求項14に記載のイメージング・システム(1
0)。 - 【請求項21】 前記電子は前記陽極(72)の焦点に
おいて前記陽極に衝突し、当該システム(10)は、前
記複数の放出素子(84)からの前記電子の放出を制御
する制御信号を供給するように前記冷陰極(79)に結
合されており前記焦点が揺動するように前記複数の放出
素子(84)に対する前記制御信号を調節するX線制御
器(28)をさらに含んでいる請求項14に記載のイメ
ージング・システム(10)。 - 【請求項22】 前記冷陰極(79)は、 前記基材(86)上に配設されており、前記複数の放出
素子(84)の間に配置されている絶縁層(90)と、 該絶縁層(90)上に配設されているゲート導体(9
2)とをさらに含んでおり、 前記複数の放出素子(84)は、前記ゲート導体(9
2)にバイアス電圧が印加されているときに電子を放出
するように動作する請求項14に記載のイメージング・
システム(10)。 - 【請求項23】 当該イメージング・システム(10)
は計算機式断層写真法イメージング・システムであり、
当該システム(10)は、それぞれの付加的な冷陰極
(79)とそれぞれの付加的な陽極(72)とを各々含
んでいる複数の付加的なX線源(134)をさらに含ん
でおり、前記X線源及び前記複数の付加的なX線源(1
34)は、ガントリの回転を行なわずに前記関心対象
(22)の撮像を可能にするように環を成して配設され
ている請求項14に記載のイメージング・システム(1
0)。 - 【請求項24】 前記関心対象(22)を中心とした単
一のX線源の回転(24)を模擬する態様で前記X線源
及び前記複数の付加的なX線源(134)を相次いで作
動させるX線制御器(28)をさらに含んでいる請求項
23に記載のイメージング・システム(10)。 - 【請求項25】 医用イメージング・システムである請
求項14に記載のイメージング・システム(10)。 - 【請求項26】 保安検問用イメージング・システムで
ある請求項14に記載のイメージング・システム(1
0)。 - 【請求項27】 前記画像再構成器(34)に結合され
ており、通信ネットワーク(52)を介して前記関心対
象(22)の前記画像を送信する通信インタフェイス
(50)をさらに含んでいる請求項14に記載のイメー
ジング・システム(10)。 - 【請求項28】 前記X線制御器及び前記画像再構成器
(34)に結合されており、通信ネットワーク(52)
上で当該イメージング・システム(10)の健全性及び
動作に関するデータを送信する通信インタフェイス(5
0)をさらに含んでいる請求項14に記載のイメージン
グ・システム(10)。 - 【請求項29】 彎曲放出面(80、124)を有して
おり複数の放出素子円錐体(94)と薄膜ゲート(9
2)とを含む陰極(79)を備えたX線源(14、12
2、134)においてX線ビーム(16)を発生する工
程(102)であって、電子ビーム(82)が陽極(7
2)に電子を衝突させるように陽極(72)に向かって
放出され、前記X線ビーム(16)は前記電子による衝
突に応答して発生され、前記電子は前記陽極(72)の
焦点において前記陽極(72)に衝突し、前記焦点の寸
法及び形状は少なくとも部分的には前記彎曲放出面(8
0、124)の曲率により画定され、当該発生する工程
(162)は、前記陰極(79)から電子ビーム(8
2)を放出する工程を含んでおり、前記X線源は前記X
線ビーム(16)を患者(22)に透過させ、前記放出
する工程はさらに、前記薄膜ゲート(92)と前記複数
の放出素子円錐体(94)との間に、前記電子を前記複
数の放出素子円錐体(94)から放出させる第一の電界
を印加する工程と、 前記陽極(72)と前記陰極(79)との間に、前記電
子を前記陽極(72)に向けて加速する第二の電界を印
加する工程とを含んでいる、X線ビーム(16)を発生
する工程(102)と、 前記X線ビームが前記患者(22)の少なくとも一部を
透過した後に前記X線ビームを検出する工程(104)
と、 該検出する工程(104)において収集されたデータに
基づいて前記患者(22)の一部の画像を構築する工程
(106)と、 前記患者(22)の前記一部の前記画像を表示する工程
(108)とを備えた医用撮像方法。 - 【請求項30】 前記患者(22)の前記一部は心臓を
含んでおり、 該心臓の搏動に応答して発生され、周期的であって各々
の周期が前記心臓の周期に対応している心電図信号を監
視する工程と、 前記心臓の前記周期の各回の同じ部分の間に前記X線源
(14、122、134)が起動されるように前記心電
図信号に前記放出素子(84)の起動及び停止を同期さ
せる工程とをさらに含んでいる請求項29に記載の方
法。 - 【請求項31】 集束した電子ビーム(82)の形態で
電子を放出する手段(79)と、 前記集束した電子ビーム(82)に応答してX線ビーム
を発生する手段(72)と、 前記X線ビームが患者の少なくとも一部を透過した後に
前記X線ビームを検出する手段(18、136)と、 該検出する手段により収集されたデータに基づいて前記
患者の一部の画像を構築する手段(34)と、 前記患者の前記一部の前記画像を表示する手段(42)
とを備えた医用イメージング・システム(10)。
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