JP2005203358A - Ｘ線ビームの発生方法及び装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 本発明は、一般に、Ｘ線発生装置に関し、より具体的には、Ｘ線ターゲット上での電子ビームの入射角及び焦点を維持するための方法及び装置に関する。
【解決手段】
Ｘ線ビームを発生させる方法及び装置が記述される。１つの実施形態では、本方法は、陰極を作動させて電子ビームを発生させる段階と、陰極からの電子ビームを加速電極の選択可能な形状の開口を通して配向する段階と、電子ビームを小角度で陽極表面上に衝突させて陽極表面上に焦点を形成させる段階とを含む。
【選択図】 図４

Description

本発明は、一般に、Ｘ線発生装置に関し、より具体的には、Ｘ線ターゲット上での電子ビームの入射角及び焦点を維持するための方法及び装置に関する。

医療用Ｘ線イメージングでは、Ｘ線管は、撮像される被検体を通過するＸ線ビームを発生させるのに利用される。より具体的には、Ｘ線源は、扇形ビームを投射し、一般に「イメージング平面」と呼ばれるデカルト座標系のＸ−Ｙ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、患者などの被検体を透過する。ビームは、被検体によって減弱された後に放射線検出器のアレイ上に入射する。検出器アレイで受光される減弱された放射線ビームの強度は、被検体によるＸ線ビームの減弱量によって決まる。アレイの各検出器素子は、検出器位置における減弱ビームの測定値である個別の電気信号を発生する。全ての検出器からの減弱計測値を個別に収集して透過プロフィールを形成する。

既知の第３世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが被検体と交差する角度が定常的に変化するようにイメージング平面内で被検体の周りをガントリと共に回転する。Ｘ線源は典型的には、焦点位置でＸ線ビームを放出するＸ線管を含む。Ｘ線検出器は典型的に、検出器で受け取られるＸ線ビームをコリメートするコリメータと、コリメータに隣接するシンチレータと、シンチレータに隣接する光検出器とを含む。
米国特許第６０５２４３４号

既知のＸ線管は、回転するターゲットアノードと整列した陰極を含む。陰極エミッタで発生した電子ビームは陽極に向けて配向され、陽極表面上で焦点を形成する。その結果Ｘ線ビームが、陽極から放出される。陰極エミッタから放出された電子ビームの形状及び焦点は、陰極によって定められる。陰極内部での整形及び集束にもかかわらず、ビームが陽極へ移動すると、Ｘ線管内部の電場が電子を加速して、場合によってはビームの偏向及び集束外れを生じる可能性がある。電子ビームが望ましい形状及び焦点を有さない場合には、結果として生じるＸ線ビームも同様にこのような特性が欠如することになる。結果として、このようなＸ線ビームを利用して収集された投影データに基づいて生成された画像の画質は望ましいものほど高くはない可能性がある。

１つの態様においては、Ｘ線ビームを発生させる方法を提供する。本方法は、陰極を作動させて電子ビームを発生させる段階と、陰極からの電子ビームを加速電極の選択可能な形状の開口を通して配向する段階と、電子ビームを小角度で陽極表面上に衝突させて陽極表面上に焦点を形成する段階とを含む。

第２の様態では、Ｘ線源を提供し、該Ｘ線源は、電子ビームを発生させる陰極と、陰極からの電子ビームが通過する選択可能な形状の開口を含む加速電極と、電子ビームが小角度で衝突するように配置された陽極を含む。

陽極及び陰極アセンブリの種々の実施形態を本明細書で説明する。このようなアセンブリは、コンピュータトモグラフィー（ＣＴ）機械、より具体的には第３世代ＣＴ機械に関して説明される場合が多いが、該アセンブリは、こうしたＣＴ機械での実施に限定されるものではなく、他の適用分野でも同様に利用可能である。従って、ＣＴ機械に関するこのようなアセンブリの説明は、単に例示的なものに過ぎない。

図１と図２を参照すると、コンピュータトモグラフィー（ＣＴ）イメージングシステム１０が「第３世代」ＣＴスキャナの典型的なガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の反対側の検出器アレイ１８へ向かって投影するＸ線源１４を有する。検出器アレイ１８は、患者２２などの被検体を透過する投射Ｘ線を全体的に感知する検出器素子２０によって形成される。各検出器素子２０は、衝突Ｘ線ビームの強度、即ち被検体又は患者２２を透過する時のビームの減弱を表わす電気信号を生成する。Ｘ線投影データを収集するスキャン中、ガントリ１２と該ガントリに搭載された構成要素は、回転中心２４の周りを回転する。１つの実施形態においては、図２に示すように、検出器素子２０は１つの横列に配列され、その結果、単一の画像スライスに対応する投影データがスキャン中に収集される。他の実施形態では、検出器素子２０は複数の平行な横列に配列され、その結果、複数の平行スライスに対応する投影データをスキャン中に同時に収集することができる。

ガントリ１２の回転とＸ線源１４の作動は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力及びタイミング信号を供給するＸ線コントローラ２８と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御するガントリモータコントローラ３０とを含む。制御機構２６内のデータ収集システム（ＤＡＳ）３２は、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データをディジタル信号に変換する。画像再構成装置３４は、サンプリングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取り、高速画像再構成を実行する。再構成画像は、コンピュータ３６への入力として印加され、該画像を大容量記憶装置３８内に保存する。

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を介してオペレータから指令及びスキャンパラメータを受け取る。付随する冷陰極管表示装置４２によって、オペレータは、コンピュータ３６からの再構成画像及び他のデータを観察することができる。オペレータが与えた指令及びパラメータは、コンピュータ３６によって使用されて、ＤＡＳ３２、Ｘ線コントローラ２８及びガントリモータコントローラ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コントローラ４４を作動させて患者２２をガントリ１２内で位置付ける。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４８を通して移動させる。

図３は、Ｘ線管５０の概略図である。Ｘ線管５０は、ガラス又は金属製のエンベロープ５２を含み、該エンベロープは、その一方の端部で内部に封入された陰極支持部５４を有する。陰極５６の電子放出フィラメントは、回転Ｘ線ターゲット６４の勾配付環状焦点トラックエリア６２に電子ビーム６０を集束する焦点カップ５８内に配置された絶縁体上に装着される。ターゲット６４は、ロータ組立体６８から延びるロータシャフト６６上に支持される。

作動中、回転磁場がロータ組立体６８内に誘起されて、ロータシャフト６６の回転を引き起こす。加えて、電子ビーム６０は、陰極カップ５８から放出されて、Ｘ線ターゲット６４の勾配付環状焦点トラックエリア又は表面６２上に集束される。電子ビーム６０は、陽極６４と衝突し、その結果としてＸ線が発生する。焦点は、電子ビーム６０によって陽極表面６２上に形成され、該焦点からＸ線ビームが放射される。Ｘ線ビームは、エンベロープ５２のウインドウを貫いて患者などの撮像される被検体を透過する。

上記の説明のように、陰極エミッタから放出される電子ビームの形状及び焦点は、陰極（例えば陰極フィラメント）によって定められる。しかしながら、ビームが陽極へ移動するときに、Ｘ線管内部の電場は電子を加速して、場合によってはビームの偏向及び集束外れを生じる可能性がある。このような電子ビームの偏向及び集束外れは、望ましいＸ線ビームの生成に悪影響を与える。

図４は、加速電極１０２を含む例示的なＸ線源組立体１５０の概略図である。より具体的には、陰極カップ１０６を含む電子銃１０４は、陽極１１２の勾配付表面１１０上に衝突する電子ビーム１０８を放出するように位置決めされる。陰極カップ１０６は、例示的な実施形態において、異なる焦点寸法及び／又は焦点形状を選択的に与える多数のフィラメントを含む。例示的な実施形態では、陰極カップ１０６及び／又はフィラメントは、結果として発生する電子ビームの陽極１１２上へ集束を容易にすると共に銃１０４の運動感度を低減させる凹面形状を有する。

１つの例示的な実施形態では、ターゲット陽極１１２はディスク形状であり、陽極１１２の形状は、図４に示すように、外周１１６、内周１１８、及び中央凹部１２０によって定められる。中央凹部１２０は、加速電極１０２を収容する。外周１１６は、焦点領域である勾配付ターゲット表面１１０を含む。加速電極１０２は、焦点領域に近接するように位置付けられる。加速電極１０２を中央凹部１２０内に収容することによって、ビーム経路の最小化が可能となり、これが、より良好な焦点形成に繋がる。また、陽極１１２は中央切欠部１１４を含み、該中央部切欠は、電子ビーム１０８の焦点近傍での加速電極１０２の配置を容易にする。陽極１１２の寸法形状Ａ及びＢの選定によって、電子銃１０４から陽極１１２の焦点までの電子ビーム経路を短く又は長くすることができる。作動状態では、陰極１０４から発生した電子ビーム１０８は、加速電極１０２の選択可能な形状の開口１１６を通って配向され、小角度で陽極１１２に衝突する。ビーム１０８が陽極１１２表面と成す小角度は、最大で約２０度である。ビーム１０８の小角度衝突は良好なエネルギー分布に繋がり、Ｘ線管を高出力レベルで作動できることは当業者には容易に理解されるであろう。陽極上での熱応力もまた、ビーム１０８の小角度衝突によって低減される。また、陽極１１２は多くの様々な形状とすることができ、図４に示す例示的な形状に限定されないことは当業者であれば容易に理解されるであろう。

加速電極１０２は、加速電極１０２とターゲット１１２間に存在するはずの電場を低減し、即ち、銃１０４からの電子ビーム１０８の電子が該電子の運動を乱す可能性がある力を殆ど受けないか又は全く受けない空間を低減するよう位置決めされる。一般に、加速電極１０２は、加速電極１０２とターゲット１１２間の領域又は区域が電子ビームを遷移する影響が重要ではないような低い電場を有するようにする。より具体的に、１つの実施例では、加速電極１０２は、陰極である銃１０４に対して正の電位に維持され、従って、電子ビーム１０８の電子を陰極から離れる方向へ加速させる。

加速電極１０２は、孔又は開口１２２を含み、銃１０４からの電子ビーム１０８は開口１２２を通過して陽極１１２上に衝突する。開口１２２の入口１２４での形状と出口１２６での形状又はその双方の形状は、入射角、即ちビーム１０８が陽極１１２上で衝突する角度に集束させて制御するように選択することができる。加えて、開口１２２内に取り外し可能な挿入体を配置して、集束／入射角の容易な変更、交換及び／又は再調整を行うことも可能である。

加速電極１０２は、対流冷却法によって冷却することができる。具体的には、冷却流体を電極１０２に供給して、電極１０２の温度を事前に設定された範囲で維持することができる。冷却を容易にするために、電極１０２は、フィンを含むか、或いは冷却を促進する幾何学的形状を有することができる。電極１０２はまた、Ｘ線源フレームに結合され、フレームケーシング内を循環する冷却流体によって冷却することができる。

加速電極１０２は、コレクタとして機能することもできる。具体的には、加速電極１０２は、後方散乱電子の捕集を促進する幾何学的形状を有することができる。選択される実際の形状は、後方散乱電子の軌跡に応じて決まる。後方散乱電子の大多数を捕集する表面は、図４に示すように、炭素（例えばグラファイト）などの低原子番号の材料１２８が被覆されて、スプリアス放射の影響を制限することができる。

加速電極１０２はまた、後方散乱電子線束及び／又は熱放射線束の小部分だけを捕獲するように構成することもできる。その結果、電子加熱の加速は、加速電極１０２が後方散乱電子を捕集するように明確に構成された時ほどは大きくはない。同様に、具体的な幾何学的形状は後方散乱電子の軌跡に応じて決まる。

更に、加速電極１０２は、接地電位、或いは、これより高い負電位又は正電位で動作することができる。望ましい電位を与える特定の回路配置は、当然Ｘ線管の配置に依存する。加速電極１０２の電位を制御することによって、銃１０４からの電子ビーム１０８の集束が容易になる。

バイポーラ構成では、加速電極は、ターゲット陽極に近接して配置することができ、即ち、加速電極と陽極は、回転する陽極と静止した加速電極との間の機械的クリアランスの維持に必要な距離だけ隔てられているに過ぎない。陽極と加速電極は、陽極と加速電極の双方が同じ電圧であり誘電隔離が不要であるので、このような構成で互いに近接して配置することができる。加速電極のホットスポットを局所的に低下させるために、ターゲット陽極上の焦点に面した加速電極表面を、機械的及び誘電的クリアランスに必要とされるよりも大きな距離で配置して、後方散乱電子及び／又は熱放射線束の集中を回避するようにすることができる。

本発明を種々の特定の実施形態に関して説明してきたが、本発明が、請求項の技術的精神及び範囲内で変更を実施可能なことは当業者であれば理解するであろう。

ＣＴイメージングシステムの図。 図１に示すシステムの概略ブロック図。 Ｘ線管の概略図。 加速電極を含むＸ線源組立体の概略図。

符号の説明

１０２ 加速電極
１０４ 陰極
１０８ 電子ビーム
１１０ 焦点
１１２ 陽極、ターゲット
１１６ 外周
１１８ 内周
１２０ 中央凹部
１２２ 開口

Claims (10)

1. Ｘ線ビームを発生させる方法であって、
   陰極（１０４）を作動させて電子ビーム（１０８）を発生させる段階と、
   前記陰極からの前記電子ビーム（１０８）を加速電極（１０２）の選択可能な形状の開口（１２２）を通して配向する段階と、
   前記電子ビーム（１０８）を陽極（１１２）表面上に小角度で衝突させて前記陽極表面上に焦点（１１０）を形成する段階と、
   を含む方法。
2. 前記小角度が最大で約２０度である請求項１に記載の方法。
3. 電子ビーム（１０８）を発生させる陰極（１０４）と、
   前記陰極からの電子ビームが通過する選択可能な形状の開口（１２２）を含む加速電極（１０２）と、
   前記電子ビームが小角度で衝突するように位置付けられた陽極（１１２）と、
   を備えるＸ線源。
4. 前記小角度が最大で約２０度である請求項３に記載のＸ線源。
5. 前記陽極（１１２）がディスク形状を含み、前記ディスク形状が外周（１１６）と内周（１１８）と中央凹部（１２０）とによって定められ、該中央凹部が加速電極（１０２）を収容する請求項３に記載のＸ線源。
6. ガントリと、検出器と、前記ガントリに結合されたＸ線源とを含むイメージングシステムであって、前記Ｘ線源がＸ線ビームを画像平面に沿って前記検出器の方向へ放射するよう構成され、前記Ｘ線源が、電子ビームを発生させる陰極と、前記陰極からの電子ビームが通過する選択可能な形状の開口を含む加速電極と、前記電子ビームが小角度で衝突するように位置付けられた陽極とを含むイメージングシステム。
7. 前記小角度が最大で約２０度である請求項６に記載の画像システム。
8. 前記陽極がディスク形状を含み、該ディスク形状が外周と内周と前記加速電極を収容する中央凹部とによって定めらされる請求項６に記載の画像システム。
9. Ｘ線源であって、
   電子ビームを発生させる手段（１０４）と、
   前記電子ビームの電子を前記発生手段から離れるように加速する手段（１０２）と、
   前記電子ビームが小角度で衝突する時にＸ線を発生させる手段（１１２）と、
   を含むＸ線源。
10. 前記小角度が最大で約２０度である請求項９に記載のＸ線源。

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