JP2019537197A - Ｘ線源 - Google Patents

Abstract

移動させる必要がないＸ線トモシンセシスが可能な可搬型Ｘ線撮像源（１００）であり、この線源は歯科用および小さい体の部位／小さいエリアの撮像に好適である。【選択図】 図１

Description

本発明は、全体的にＸ線撮像源に関し、より詳細には、移動させる必要がないトモシンセシス撮像が可能で、歯科用および小さい体の部位／小さいエリアの撮像に好適である、可搬型Ｘ線撮像源に関する。

従来のＸ線撮像は、一般に平面放射線撮像に基づいている。このアプローチは、広範囲のエネルギーおよび電流にわたる、Ｘ線の単一コーンまたはファンビームを生成することができる真空管のセットによって構成された、単一で高電力の点状Ｘ線源を使用する。

通常このようなシステムは、Ｘ線源が撮像される人から大きく距離を置いて位置付けられ、Ｘ線が確実に十分なエリアを網羅し、かつ、皮膚の特定の入口点において、過剰なＸ線量を避けるために必要な最小距離である「皮膚に安全な距離」を維持することを必要とする。この大きい離隔距離、すなわち線源と対象物との間の距離によって、多量の電力が必要となる。このパワーを提供するために、従来のＸ線システムは、大きく、高価で、重い（数十キログラム）電源を使用する。このような電源は冷却が必要となることが多く、それがシステムの容量、重量、および費用にさらに追加される。最終的にこのような従来のシステムは、通常固定され（可搬型ではない）、または大きい空間を占有して、病院、プライマリケア施設、スクリーニングクリニック、および歯科医院などのエンドユーザに、高い資本費用を課す。

さらに、このような従来の（ガントリ、または線源を移動させる他の手段をもたない）単一線源システムは、一般的に二次元（２Ｄ）画像しか生成することができない。従来の二次元（または平面）撮像は、臨床検出および診断に必須である特徴（またはバイオマーカ）の識別には、不十分であることが多い。これは、歯科用、またはマンモグラフィなど小さい体の部位／小さいエリアの撮像において、特に当てはまる。

歯科診断において、口腔内の（口の内側で撮る）Ｘ線または放射線撮像は、歯の問題を診断するために使われる、最も一般的な画像である。しかし、口腔内放射線撮像は二次元であるため、広範な歯の問題を識別するためには不十分であることを示すことが多い。広範な歯の問題として、垂直歯根の骨折、骨の欠損、インプラントの不安定な状態、および齲蝕（虫歯）、を含み、そのうち虫歯は、大部分は防げるにもかかわらず、児童および成人の両方にとって最も一般的な慢性病である。歯科医にとって特に困難なことは、臼歯を抜歯する前に、歯根に対する神経根管の位置を確認することである。現在、このような手順のための最良なデバイスは、コーンビーム断層撮影法（ＣＢＣＴ）システムである。しかし、一般的に平面歯科撮像の放射線露出の３０〜１５０倍という、ＣＢＣＴに特有の高い放射線露出のため、ＣＢＣＴの使用は一般に避けられる。特に、条件によって危険が発生する場合は、このような露出に十分なメリットはない。さらに、ＣＢＣＴ装備の費用のため、多くの歯科医はこのようなシステムを利用しない。したがって歯科医は、二次元の平面Ｘ線画像からの限定された情報を指標として、「リスクを負って」治療を進めることが必要となることが多い。

同様の問題が、他の小さいエリアの撮像用途に発生する。例えばマンモグラフィは、乳房の内側を見るためにＸ線を使用する特殊用途の医療撮像技術であり、乳房疾患の早期発見に必須の医療診断ツールである。しかし二次元マンモグラフィは、デジタル乳房トモシンセシスまたは三次元（３Ｄ）マンモグラフィよりも、一般的に有効性が劣る。デジタル乳房トモシンセシスにおける、乳房の異なる角度の複数画像は、三次元画像のセットで捕捉および再現、または「合成」される。現在、乳房トモシンセシスは、Ｘ線源を円弧状に移動させ、複数のポイントで制止させることが必要なので、費用および合計撮像時間が増加し、撮像時間の間に乳房は圧縮クランプに保持され、患者に不快をもたらす。

集団研究は、乳房トモシンセシスを伴うスクリーニングが、二次元撮像で発見することが困難となり得る小さい癌を含む乳癌の、改善された早期発見をもたらすことを示す。乳房トモシンセシスは、より少ない「コールバック」すなわち追加のスクリーニングと、より正確な異常箇所のサイズ、形状、および箇所の特定と、より少ない生体組織検査と、より大きい多発性腫瘍の発見の可能性と、より鮮明な異常個所の画像とをもたらす。

放射線量の減少も、三次元Ｘ線撮像において非常に重要な課題である。この課題は、おそらく利用可能な最も開発された三次元撮像技術であるコンピュータトモグラフィ（ＣＴ）の場合、特に強いられる。ＣＴは、非常に多くの投影像を（患者の全角度を効果的に走査して）収集するために、線源を対象物の周りで移動させ、次にデータを使用可能な三次元画像セットに構築することを含む。この３６０°の走査は、従来の平面放射線撮像よりも著しく高いＸ線量に、患者をさらすことになる（低線量ＣＴ（ＬＤＣＴ）では約１．５ｍＳｖ、および通常線量ＣＴでは８．０ｍＳｖまで）。

２００７年の推定では、その年だけで、米国内において２９，０００件の将来的な癌が、実施されたＣＴ走査に関連され得ると概算している。この高い癌発生率は、おそらくＣＴに起因する高いＸ線照射から生じる。実際、英国では２００８年に、ＣＴ走査は全てのＸ線手順の１０％未満を構成するのにもかかわらず、患者に対するＸ線量の６８％を構成すると概算された。したがって、特に小児がかかわる場合、複数のスクリーニングまたは追加の検査、および患者が慢性疾患を患う場合、人口全体にわたるＣＴ研究の回数を減少させる必要がある。

デジタルトモシンセシス（ＤＴ）は、ＣＴに代わる実用的な低線量を提供する。デジタルトモシンセシスは、（３６０°走査とは対照的に）患者の一部の角度（または限定された動き）の走査のみを伴うので、現在のデジタルトモシンセシスのシステムは、従来の２つの視野の胸部放射線撮像（平面：０．１ｍＳｖ、ＤＴ：０．１３ｍＳｖ）と比較して３０％の線量増加のみで、低線量胸部ＣＴ走査の１／１０未満の有効放射線量を発生させ得る。

それにもかかわらず、従来の単一線源を基にしたシステムを使用するデジタルトモシンセシスは、このようなシステムの費用および複雑さによって限定される。トモシンセシスへの従来のアプローチは、一般に様々な方向から静止した対象物または人の複数の画像を（一般に患者の対象エリアにおける部分的角度において）撮ることと、次にこれら複数の二次元画像を使用して三次元画像のセットを再現することと、を含む。一般に、機械式ガントリが、単一のＸ線源（真空管）を一連の位置に沿って移動させるために必要とされ、それがＸ線システムのサイズおよび出費に加算される。さらに、画像が連続して撮られるので、この設定は、望ましいものよりも長い画像捕捉の合計時間を必要とする。その費用および複雑さのため、一般的にデジタルトモシンセシスは、歯科適用、またはマンモグラフィおよび胸部撮像以外の小さいエリア／小さい体の部位への適用には使用されない。

したがって、従来の二次元（平面）撮像は、歯科および小さい四肢／小さいエリアへの適用において、様々な臨床的な関連マーカを識別するためには不十分である一方で、ＣＴは、潜在的に高線量放射線にさらされる可能性のために、歯科および小さい四肢／小さいエリアへの適用は避けられることが多い。そのため、胸部およびマンモグラフィにおいてＤＴによって例証された、線量情報の改善を、従来のＤＴシステムに特有の費用および複雑さを伴わずに、実現する必要がある。

したがって当技術分野には、より安全（例えばより低い線量）で、より正確な（三次元）一次診断撮像を提供できる、より広く利用可能（例えば可搬型で、高価ではなく、かつより小さい設置面積）なＸ線源が必要とされる。現在までのところ市場には、可搬型で移動させる必要がないトモシンセシスＸ線システムは存在しない。

国際特許出願ＵＳ２０１６／０１４７８２号 国際特許出願ＵＳ２０１０／０４４７６２号明細書 国際特許出願２０１５／０５０６３９号明細書 ＰＣＴ英国特許出願公開第２０１５／０５０６３７号明細書

本開示の実施形態の目的は、移動させる必要がない線源からトモシンセシスを作動させる、可搬型Ｘ線源（少なくとも従来のシステムよりも規模が小さい）を提供することである。本開示の実施形態の別の目的は、従来の二次元Ｘ線撮像と比較して、放射線量の増加を最小にした、高解像度の三次元Ｘ線撮像を可能にすることである。

限定ではないが例として、本開示の実施形態は、複数のＸ線発生器で構成された可搬型Ｘ線源を含み得る。複数のＸ線発生器を、分散アレイで配置してよく、各Ｘ線発生器は個々でアドレス指定可能（または制御可能）であり得る。このように、可搬型Ｘ線源は、（トモシンセシスで必要な）対象領域の部分的角度の走査を実施することができ、一方でより短い離隔距離、したがってより小さい電力しか必要としない。

さらに、Ｘ線源は、Ｘ線発生器に電力供給可能な高電圧の電源も含み得る。１つの態様において、高電圧電源は、バッテリ電圧を高電圧に変換することができ、それによって可搬的な適用が可能になる。可搬型Ｘ線源は、放射されたＸ線を、発生器と撮像される対象物または人との間の所与の距離における限定されたエリア内で平行にすることができる、グロスコリメータなどの機構をさらに含み得る。より小さい離隔距離を伴うグロスコリメータの使用により、患者および線源オペレータに対する有害な放射線露出の可能性を軽減させる。

分散Ｘ線発生器のアレイは、エミッタアレイに配置された複数の電子電界エミッタを含み得る。さらに、分散Ｘ線発生器のアレイは、高エネルギーの制動放射において効果的な材料で作られる複数のターゲットか、またはそのような材料で作られたエリアを有する複数のターゲットを含み得る。これらのターゲットは、電子エミッタから放射された電子が、制動放射ターゲットに衝突し、それによってＸ線を発生させることができるよう、エミッタアレイと類似の構成を有するアレイに配置されるか、または対で配置され得る。複数の電子エミッタおよびターゲットは、とりわけエミッタおよびターゲットを真空チャンバに収容することによって、真空内に維持され得る。

分散Ｘ線発生器のアレイは、スペーサも含み得る。このスペーサは、ターゲットからのエミッタの好適な離隔、およびターゲットからのエミッタの好適な絶縁を維持し得る。さらに、分散Ｘ線発生器のアレイは、限定ではないが、各ターゲットからのＸ線の放射を制御可能な、選択的に電力供給されたソレノイドコイルなどの、複数の放射制御器を含み得る。分散Ｘ線発生器のアレイは、Ｘ線撮像に寄与しない低エネルギーのＸ線を遮断または取り除くのに役立ち得るフィルタ、および線源から放射されたＸ線の角度を狭くするのに役立ち得るコリメータのアレイも、含み得る。

本発明の実施形態における、上記および他の特性、特徴、および利点は、例として本発明の原理を例示する添付の図面と共に、以下の詳細な説明によって明白となろう。説明は例としてのみ与えられ、本発明の範囲を限定するものではない。以下で示す参照図は、添付の図を指す。

図１は、本開示の態様によるＸ線源の例を示す図である。 図２は、従来の単一線源の管を基にしたＸ線源と、本開示の態様によるＸ線源の例とを、横に並べて比較した図である。 図３は、本開示の態様による複数の放射制御器の例を示す図である。

本発明を、特定の図に対して説明するが、本発明はそれらには限定されず、特許請求の範囲によってのみ限定される。示した図は単なる概略であり、かつ非限定である。各図は、本発明の全ての特徴を含むのではなく、したがって本発明の実施形態であると考慮する必要は必ずしもない。図では、いくつかの要素のサイズは、例示目的のために誇張されており、縮尺に則って表わされていない。寸法および相対寸法は、本発明を実行するための実際の縮図に対応していない。

さらに、明細書および特許請求の範囲における、第１、第２、第３などの用語は、類似の要素間を区別するために使用され、時間的、空間的、ランキング、または任意の他の方法のいずれかにおける順序を、必ずしも表わすためのものではない。使用される用語は、適切な状況下で交換可能であり、動作は、本明細書で説明または例示したもの以外の順序でも可能であることを、理解されたい。

さらに、明細書および特許請求の範囲における、頂部、底部、上方、下方などの用語は、説明を目的として使用され、相対的位置を必ずしも表わさない。使用される用語は、適切な状況下で交換可能であり、動作は、本明細書で説明または例示したもの以外の方向が可能であることを、理解されたい。

特許請求の範囲で使用される用語「備えている（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」は、その後に列挙される手段に限定されるべきではなく、他の要素またはステップを除外しないことに留意されたい。したがって、記述した特徴、整数、ステップ、または構成要素の存在を言及したように特定するものと解釈するべきであるが、１つまたは複数の他の特徴、整数、ステップ、もしくは構成要素、もしくはそれらのグループの存在、または追加を排除しない。したがって、「手段ＡおよびＢを備えるデバイス」という表現の範囲は、構成要素ＡおよびＢのみから構成されるデバイスに限定するべきではない。これは本発明に関して、デバイスの関係する構成要素がＡおよびＢであることのみを意味する。

同様に、説明で使用される用語「接続された（ｃｏｎｎｅｃｔｅｄ）」は、直接の接続のみに限定されるものと解釈するべきではないことに留意されたい。したがって、「デバイスＢに接続されたデバイスＡ」という表現の範囲は、デバイスＡの出口がデバイスＢの入口に直接接続されるデバイスまたはシステムに、限定するべきではない。他のデバイスまたは手段を含む通路であり得る、Ａの出口とＢの入口との間の通路が存在することを意味する。「接続された」は、２つ以上の要素が、物理的もしくは電気的に直接接触しているか、または２つ以上の要素が、互いに直接接触していないが互いに協働もしくは相互作用していることを、意味し得る。例えば、ワイヤレスの接続性が企図される。

本明細書を通して「一実施形態（ａｎ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔ）」または「一態様（ａｎ ａｓｐｅｃｔ）」の言及は、実施形態もしくは態様と共に説明する特定の特徴、構造、もしくは特性が、本発明の少なくとも１つの実施形態もしくは態様に含まれることを意味する。したがって、本明細書を通して様々な箇所における、「１つの実施形態において（ｉｎ ｏｎｅ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔ）」、「一実施形態において（ｉｎ ａｎ ｅｍｂｏｄｉｍｅｎｔ）」、または「一態様において（ｉｎ ａｎ ａｓｐｅｃｔ）」という句の発現は、必ずしも同じ実施形態または態様の全てに言及しないが、異なる実施形態または態様に言及し得る。さらに、本発明の任意の実施形態または態様の特定の特徴、構造、または特性は、当業者には本開示から明らかなように、１つまたは複数の実施形態または態様において、任意の好適な方法で組み合わされ得る。

同様に、説明の中で本発明の様々な特徴が、単一の実施形態、図またはその説明の中で、本開示を合理的にする目的、および様々な発明の態様のうちの１つまたは複数の理解を助ける目的で、共にグループ分けされることがあることを理解すべきである。しかし開示のこの方法は、請求する発明が、各請求項で明示的に列挙される以上の特徴を要求するという意図を反映するとは、解釈するべきではない。さらに、任意の個々の図または態様の説明は、必ずしも本発明の一実施形態であると考慮する必要はない。むしろ、以下の特許請求の範囲が反映するように、発明の態様は、単一の前述の開示した実施形態の全ての特徴よりも少ない。したがって、詳細な説明に続く特許請求の範囲は、この詳細な説明に明示的に組み込まれ、各請求項は、本発明の別個の実施形態としてそれ自体で独立している。

さらに、本明細書で説明されるいくつかの実施形態は、当業者には理解されるように、他の実施形態に含まれたいくつかの特徴を含み、異なる実施形態の特徴の組み合わせは、本発明の範囲内にあることを意味し、さらに別の実施形態を形成する。例えば、以下の特許請求の範囲において、任意の請求される実施形態が任意の組み合わせで使用することができる。

本明細書で提供される説明において、多くの具体的な詳細が記載される。しかし、本発明の実施形態は、これらの具体的な詳細なしで実施され得ることが理解される。他の例において、この説明の理解を曖昧にしないため、公知の方法、構造、および技術は詳細を示さない。

本発明の説明において、別途記載しない限り、パラメータの許容範囲の上限または下限の代替値の開示は、これらの値のうちの１つが他よりも好ましい表示と共に、より好ましい値と代替の好ましくない値との間の、このパラメータの各中間値が、好ましくない値、および好ましくない値とこの中間値との間の各値に対しても、それ自体が好ましい、という暗示された記述として解釈するべきである。

用語「少なくとも１つ（ａｔ ｌｅａｓｔ ｏｎｅ）」は、特定の状況におけるただ１つを意味し得る。

次に本発明の原理を、本発明の例示的特徴に関する少なくとも１つの図の詳細な説明によって、説明する。他の配置が、本発明の基本的概念または技術的教示から逸脱することなく、当業者の知識に従って構成することができることが明白であり、本発明は添付の特許請求の範囲の条件によってのみ限定される。

本開示の実施形態を、特定の図に対して説明するが、本発明はそれらには限定されず、特許請求の範囲によってのみ限定される。示した図は単なる概略であり、かつ非限定である。各図は、本発明の全ての特徴を含まず、したがって必ずしも本発明の実施形態であると考慮する必要はない。図では、いくつかの要素のサイズは、例示目的のために誇張されており、縮尺に則って表わされていない。寸法および相対寸法は、本発明を実行するための実際の縮図に対応していない。

図１は、本開示の態様に従った可搬型Ｘ線源１００の例を示す図である。可搬型Ｘ線源１００は、複数のＸ線発生器１０２を備えてよく、各Ｘ線発生器１０２は、Ｘ線放射の小さいコーン（または「コーンレット」）の発生を可能にし得る。複数のＸ線発生器１０２は、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３として配置してもよく、本開示の１つの好ましい態様において、Ｔｒａｖｉｓｈらによる特許文献１に記載されている、フラットパネルのＸ線源（ＦＰＳ）を備え得る。

分散Ｘ線発生器のアレイ１０３の使用は、現在のシステムに対していくつかの改善を提供し、従来のＸ線撮像へのアプローチから離れる。従来のアプローチは一般に、単一の管（真空管）を基にした線源に焦点を当て、分散線源を利用するシステムから離れて教示している。

図２は、従来の単一線源の管を基にしたＸ線源２００（通常は歯の撮像に使用される）と、本開示の態様に従った可搬型Ｘ線源１００とを、横に並べて比較した図である。管を基にしたＸ線源２００は、Ｘ線コーン２０１を生成することができる。Ｘ線コーン２０１は対象物２０３（例えば患者の口）に作用し、探知器２０２が明暗（したがって対象物２０３によって生じるＸ線コーン２０１の減衰）を計測して、二次元の放射線撮像（または影写真）を形成し得る。標準的な口腔内Ｘ線走査源２００は、一般に対象物２０３から少なくとも２０ｃｍ離して位置付けなければならない。

反対に、可搬型Ｘ線源１００は、適度なピッチ間隔（例えばｍｍ〜ｃｍの範囲）を備える分散Ｘ線発生器のアレイ１０３（例えば固定された二次元のアレイ）を含み得る。各発生器１０２は、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３が複数の様々な角度のコーンレット（例えばコーンレット２０４ａおよびコーンレット２０４ｂ）を発生できるよう、個々にアドレス指定されてよく、それによって可搬型Ｘ線源１００が十分な角度から対象物２０３（または、より具体的には対象物の領域）を撮像し、線源を移動させる必要なく、換言すると移動させる必要がないトモシンセシスによって、三次元再生物を生成することができる。可搬型Ｘ線源１００が、ＣＢＣＴなどの従来のトモグラフィシステムとは異なり、高価で正確なコンピュータ制御の発動機を必要としないため、可搬型Ｘ線源１００の費用および複雑性は、従来のシステムと比較して著しく軽減される。

分散Ｘ線発生器のアレイ１０３の設計は、可搬型Ｘ線源１００を探知器２０２に近付け、対象物２０３から概ね１２ｃｍ離して位置付けることも可能であり、標準的な口腔内放射線撮像では２０ｃｍであることとは対照的である。この離隔距離（線源から対象物の距離）の減少は、管を基にしたＸ線源２００などの従来の線源と比較して、可搬型Ｘ線源１００の重量および電力要件を大きく軽減可能にする。その結果として、費用のかかる電源の必要性をなくし、それによって、可搬型Ｘ線源１００の費用を、従来のシステムと比較して著しく減少させる。

重量および入力電力の減少は、放射が距離の二乗で減少するという事実に部分的に起因するので、本開示のこのような実施形態は、従来のシステムの概ね１／４のＸ線の明暗（したがって１／４の入力電力）のみを必要とし得る。分散Ｘ線発生器のアレイ１０３の設計（例えばアドレス指定能力および適度なピッチ間隔）は、従来のトモグラフィシステムと比較して、より速い取得スピードも可能にする。なぜなら、十分な走査角度を実現するために機械的移動を一般的に必要とする従来のシステムと異なり、本開示の実施形態は移動させる必要がないトモシンセシスが可能であるためである。ガントリの必要性を排除することによって、従来のシステムと比較して、可搬型Ｘ線源１００のサイズ、重量、複雑性、および費用を低減させる。さらに、より速い取得スピードにより、患者が静止する必要がある時間を低減させ、したがって患者の快適性を促進させ得る。

本開示の１つの態様において、可搬型Ｘ線源１００は概ね４ｋｇの重量であり、標準的なカメラバッグの中に適合する。反対に、標準的な壁取り付け式の歯科Ｘ線装置は４０ｋｇ近くの重量であることがあり、一方で二次元可搬型システムは、通常約６ｋｇの重量である。

可搬型Ｘ線源１００の費用も、真空管を排除することによって軽減される。真空管は壊れやすい傾向があり、耐用寿命が短く、かつ病院の設定外では限定された使用のみとなる。際立って対照的に、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３は半導体製造所で作られてよく、それによって可搬型Ｘ線源１００の製造、配備、および維持のための費用が軽減されることになる。

本開示の実施形態の費用節減、薄型、および可搬性は、撮像システムに大きい資本投資を要求されることが多い病院、プライマリケア施設、および歯科医院などのエンドユーザの負担を軽減し、それが三次元Ｘ線撮像の有用性を増大させ得る。例えば、可搬型三次元Ｘ線撮像源を複数の歯科医の実地の中に配備することは、装備費用のために多くの歯科医がＣＢＣＴまたは他の三次元撮像システムに手が届かず、そのために限定された二次元平面Ｘ線撮像に頼らざるを得ないことが多いという実情を、変化させ得る。

本開示の実施形態によって実現可能である、より短い離隔距離は、放射線の散乱（横散乱および後散乱）の軽減も可能にし、それは、Ｘ線オペレータおよび医院の作業者のＸ線露出の危険を軽減する。散乱した放射線は、グロスコリメータ１１５の使用によってさらに軽減され得る。グロスコリメータ１１５は、対象物の対象領域（ＲＯＩ）２０３の外側のＸ線など、撮像目的に有用ではないＸ線を吸収し、その一方で撮像に有用なＸ線をＲＯＩに衝突させる。

グロスコリメータ１１５は、Ｘ線減衰材料（例えばＸ線を高吸収する高密度材料）で作られた構造を備え得る。１つの態様において、グロスコリメータ１１５は、可搬型Ｘ線源１００によってＲＯＩに照射されるエリアを限定する、高い面（または壁）を備え得る。このように、グロスコリメータ１１５は、Ｘ線の後散乱および横散乱を、除去できなくとも軽減させることによって、撮像に使用されないＸ線光子の線量を低減させ得る。したがって、グロスコリメータ１１５は、Ｘ線画像の品質に影響を与えずに、不要で危険な可能性のある放射線照射を最小限に抑えるのに役立ち得る。

このようなグロスコリメータ１１５の使用は、探知器の作動エリアが小さい場合、および影響されやすい器官が撮像されるエリアに隣接する場合の撮像に、特に有用である。このような使用ケースの例は、歯科用撮像である。口腔内の探知器は、２ｃｍ×４ｃｍ以下であることが多く、かつ対象の歯および顎は脳に隣接している。

図１に戻ると、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３は、複数のターゲット１０６と整合した、または対になった、複数の電子電界エミッタ１０４を備え得る。このように、各発生器１０２は、ターゲット１０６と対になった電子電界エミッタ１０４から構成され得る。各電子電界エミッタ１０４は、高エネルギー制動放射において効果的な材料などのターゲット１０６に導かれ得る電子ビームを生成して、Ｘ線を発生させ得る。

複数の電子電界エミッタ１０４（したがって複数のターゲット１０６）は、エミッタアレイ１０５として配置され得る。エミッタアレイ１０５は、方形格子を形成する二次元アレイ、「六角形パック」としても知られている三角格子を含む任意のいくつかの構成を含み得る。または、電子電界エミッタ１０４はランダムに間隔を空けられ得る。エミッタアレイ１０４の間隔およびパターンは、とりわけ最終用途、撮像適用外形、もしくは所望の画像解像度を含む、いくつかの要因に基づき、またはいくつかの要因に判定されて、変化し得る。

電子電界エミッタ１０４は、とりわけドープシリコン、タングステンもしくはタングステン合金、または銅もしくはアルミニウムなどの高導電性金属を含む様々な導電性材料から、製作され得る。代替えとして（または併せて）、電子電界エミッタ１０４（またはそれらのチップ）を、タングステン、窒化チタン、ダイヤモンドライクカーボン、または他の堅牢な導電性材料の保護コーティングまたは膜で、上塗りすることが望ましい場合がある。

記述したように、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３は、入射電子を物理的プロセスを介してＸ線に変換することができる、１つまたは複数の材料で作られた、複数のターゲット１０６を備え得る。本開示の１つの態様において、各ターゲット１０６は、タングステン、モリブデン、レニウム、金、または他の重金属など、高エネルギー制動放射において効果的な材料で作られた金属膜を備え得る。別の態様において、各ターゲット１０６は２つ以上の金属で作られ得る。または各ターゲット１０６は１層以上の材料層を備え、したがって各ターゲット１０６は、効果的な制動放射材料（例えばタングステン）で構成された小さいエリア、および低Ｚ材料（例えばシリコン）で作られた隣接エリアを含み得る。

ターゲット１０６は自己保持であってよく、または導電性基板によって支持されてもよく、それによって（複数の電子電界エミッタ１０４とターゲット１０６との間の）電気回路を完全なものにすること、および電子ビームによって溜まった熱エネルギーを消散させることに役立ち得る。１つの例において、ターゲット１０６は、シリコン基板によって支持されたタングステン、またはアルミニウムなど他の導電性で軽元素材料の薄膜を備え得る。さらに別の実施形態において、基板は、導電性コーティングを有する絶縁材料で作られ得る。

ターゲット１０６は、とりわけ「ドーナツ」型、円形を含む様々な外形を有してよく、または直線を組み込んでもよい。当業者には理解されるように、ターゲット１０６の厚さは、ターゲット１０６材料の原子番号、ターゲット１０６材料の熱特性、またはターゲット１０６に入射することになる電子ビームのエネルギーによって変化し得る。本開示の一態様において、各ターゲット１０６の厚さは、１〜１００μｍであり得る。

電子電界エミッタ１０４によって生成された電子電界は、電子電界エミッタ１０４に隣接した（例えば＋ｚおよび／または−ｚ面における）ガス分子をイオン化するのに、十分に強い場合がある。このイオン化は、とりわけ、イオン化されたガスが放出された電子を散乱させ、電子電界エミッタ１０４およびターゲット１０６を損傷させ得るため、有用なＸ線の発生を妨げ得る。したがって、とりわけ、エミッタ１０４およびターゲット１０６を真空または低圧環境の中に収容することで、電子電界エミッタ１０４とターゲット１０６との間の真空を維持することにより、ガス分子のイオン化を、除去できなくとも最小限に抑えることが望ましい場合がある。

本開示の一態様において、このような真空（低圧）環境は、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３を高真空下で製造し、その後分散Ｘ線発生器のアレイ１０３（したがって電子電界エミッタ１０４およびターゲット１０６）を真空（低圧）環境に維持できるチャンバ内に収容することによって、実現され得る。真空環境は、ガス分子を化学的に組み合わせるか、または吸収することができる真空ゲッターを利用することによって、可搬型Ｘ線源１００の動作寿命を通して維持され得る。真空ゲッターは、内表面にコーティングされるか、または分散Ｘ線発生器のアレイ１０３を収容する真空チャンバに装着され得る。本開示を考慮して当業者には理解されるように、機械式ポンプおよびイオンポンプなど、他の機構が、必要な真空環境を維持するのに好適であり得る。

ターゲット１０６は、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３を収容する真空チャンバの内表面に付けられ得る。この構造は、ターゲット１０６を真空チャンバの内表面に付けることによって、ターゲット１０６上に生成された熱が熱伝導によって、より容易に消散され（例えば過剰な熱はチャンバ全体で消散され）、従来のシステムよりも可搬型Ｘ線源１００をより容易に冷却し得るという点で、従来の管を基にした線源に対して大きい改善を提供する。際立って対照的に、従来のＸ線源におけるターゲットまたはアノードは、線源の真空管内に収容されるが、熱を消散させる放射に頼らなければならないため、冷却を困難にする。

分散Ｘ線発生器のアレイ１０３は、電子電界エミッタ１０４からの電子の放出を制御可能にし得るゲートも含み得る。ゲートは複数の導電性構造を備えてよく、それを通して電子は通過することができ、電圧を印加することができる。代替えとして、ゲートは、電子電界エミッタ１０４とターゲット１０６との間に生成される電子電界の抑制を可能にし得る。例として、ゲートは、電子を電子電界エミッタ１０４から通すことが可能な穴を有する、導電性プレートを備え得る。別の実施形態において、ゲートは個々の環状構造のアレイを備えてよく、その各々は電子電界エミッタ１０４と関連付けられる。ゲートは、導電性材料でコーティングされた絶縁基板も含み得る。

本開示の一態様において、ゲートは、可搬型Ｘ線源１００の高電圧電源１０９によって電力供給され得る。別の態様において、穴または環状構造の特定のセットなど、特定の電子電界エミッタ１０４と関連付けられたゲートの、各部分への電圧は、個々に制御され得る。

ゲートは全て省いてもよく、それによって分散Ｘ線発生器のアレイ１０３は、ダイオード構成（例えばゲートのないカソートおよびアノード構造）を備え得る。一般に、このダイオード構成は、電界放射（例えば放射される電流は、印加された電圧に指数関数的に依存する）の指数関数的性質のため、限定された動作電圧範囲を有するが、より容易に作製され、三極管構成またはゲートを含む構成よりも信頼できる。それでもなお、三極管は、放射電圧および加速（または最終）電圧を独立して制御する性能を含む、様々な利益を提供し得る。したがって、使用および他の設計思想に基づき、別の構成よりも１つの構成を選択することが望ましいことがある。例として、定電圧またはほぼ定電圧が許容される歯科用撮像源の場合、ダイオード構成が好ましい場合がある。

図１を参照すると、可搬型Ｘ線源１００は、電子電界エミッタ１０４とターゲット１０６との間に配設されたスペーサ１０８も含み得る。スペーサ１０８は、電子電界エミッタ１０４とターゲット１０６との間の必要な離隔を維持すること、および電子電界エミッタ１０４をターゲット１０６から絶縁させることに、役立ち得る。

スペーサ１０８は、使用する材料および印加する電圧（電子電界エミッタ１０４とターゲット１０６との間の電位差）によって厚さが変化し得る。例えば、より大きい電圧は、電子電界エミッタ１０４とターゲット１０６との間に、より大きい距離を必要とし得るので、より厚いスペーサ１０８を必要とし得る。反対に、より薄いスペーサ１０８が、より小さい電圧と共に使用され得る。本開示の態様において、スペーサ１０８は１ｍｍ〜３０ｍｍの厚さであり得る。別の態様において、スペーサ１０８は５ｍｍ〜１５ｍｍの厚さであり得る。さらに別の態様において、スペーサ１０８は１５ｍｍ〜３０ｍｍの厚さであり得る。

スペーサ１０８は、ガラス、ホウケイ酸ガラス、セラミック、または本開示を考慮して当業者には理解されるような他の好適な材料から作られ、様々な構成を有し得る。本開示の１つの態様において、スペーサ１０８は実質的に円筒形であり得る。三極管構成を含む、さらに別の態様において、スペーサ１０８は、ゲートを分散Ｘ線発生器のアレイ１０３から分離、または取り除けるように、２つのパーツで形成され得る。

スペーサ１０８は、電子電界エミッタ１０４およびターゲット１０６を収容し得る真空チャンバの一部として、さらに役立ち得る。代替えとして、スペーサ１０８は、このような真空を形成または維持するのに役立たない。

可搬型Ｘ線源１００は、電子電界エミッタ１０４とターゲット１０６との間に大きい電位差（電圧）を発生させることが可能であり得る、高電圧電源１０９をさらに含み得る。本開示の一態様において、高電圧電源１０９は、標準的な差し込み口で見られる通常電圧などの線間電圧を高電圧に変換可能であり得る。代替えとして、電源１０９は、１つまたは複数のバッテリ１０７に接続され、バッテリ電圧を高電圧に変換可能であり得る。

高電圧電源１０９は−１２０ｋＶまでの電圧（限定ではない）を発生させることが可能であり得る。本開示の別の態様において、高電圧電源１０９は−２０〜−１２０ｋＶの電圧を発生させ得る。代替えとして、高電圧電源１０９は正の電圧を発生させ、別の態様においては５０ｋＶ〜７０ｋＶの定電圧で動作し得る。本開示のさらに別の態様において、電源１０９は２つ以上の電圧で、順次または並行して動作可能であり得る。

高電圧の電源（例えば−３０ｋＶ〜−８０ｋＶ）は、本開示で説明するように、従来のＸ線撮像のアプローチと対照的に作動する。詳細には、従来のアプローチは、電子電界エミッタが、低〜中間電源で駆動されるよう教示し、高電圧電源１０９の使用を排除するよう教示する。従来のアプローチは、接地と高張力面との間の空隙が最小限に抑えられる小型の電源を排除するよう教示する。

図１に例示するように、一般に高電圧電源１０９の外形は、電子電界エミッタ１０４およびターゲット１０６の外径に追従し、高電圧電源１０９の出力面は電子電界エミッタ１０４に触れて電気的接触を形成し得る。歯科用放射線医学に好適な、本開示の一態様において、高電圧電源１０９は３０ｍｍの厚さで１５０ｍｍ×１５０ｍｍの横断サイズを有し得る。可搬型Ｘ線源１００は、液体（絶縁オイル）内および／または固体（パテ、ポッティング）内にパッケージ化されてよく、それによって高電圧電源１０９の高電圧に必要な絶縁を提供する。

別の実施形態（図示せず）において、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３は、特許文献２に記載されているような、複数の強誘電性結晶によって電力供給され得る。代替えとして、本開示を考慮して当業者には理解されるように、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３は、所望の電圧を発生させることができる任意の数のデバイスによって電力供給され得る。

可搬型Ｘ線源１００は、複数の放射制御器１１０をさらに含み得る。複数の放射制御器１１０は、電子電界エミッタ１０４によって放射された電子を制御可能（例えば脱焦／合焦、または偏向／誘導）であり得る。このように、放射制御器１１０は、各発生器１０２によってＸ線の放射を調整可能であり得る。次に、これによって各発生器１０２を個々にアドレス指定可能（制御可能）で、そのため分散Ｘ線発生器のアレイ１０３は、一時的に分離されるが物理的に重複するＸ線コーンレットを生成することができる。これは、対象物をシームレスの被写域で撮像すること、および最低の離隔距離を有する性能を維持しながら、利用可能なフラックスを最大限に使用すること、を可能にする。

複数の放射制御器１１０は、電子ビームを電子電界エミッタ１０４から脱焦／合焦、または偏向／誘導し、個々をターゲット１０６上に、またはターゲット１０６から離し、それがＸ線の発生または中断のそれぞれに影響し得る。放射制御は１つのアプローチに限定されず、静電気、静磁気、および電磁気手段を介することを含む、１つまたは複数の方法と組み合わせて使用され得ることを、当業者は理解するであろう。このようなアプローチの１つが、特許文献３に記載されている。

図３は、選択的に電力供給された複数のコイルまたは磁石（コイル／磁石）３０１を備える、複数の放射制御器１１０の例を示す。コイル／磁石３０１は、電子電界エミッタ１０４から放射された電子ビーム３０４が、高エネルギー制動放射において効果的な材料で構成されたターゲット１０６の一部に衝突することを防止することができ、それによってＸ線放射を制御可能にし得る。

図３に示すように、電子電界エミッタ１０４の出力フラックス（電子ビーム３０４）は、エネルギーが与えられるか、または「オン」３０２にされるときに、発生した電界が、電子ビーム３０４を放射軌跡／軸３０７から離れてターゲット１０６上に偏向させるように、コイル／磁石３０１によって生成された電磁界を使用して制御され得る。コイル／磁石３０１が「オフ」３０３であるとき、電子ビーム３０４は軸３０７上に直接延びて、信号を発生しない低エネルギー光子のみを生成する低原子番号の材料で構成された基板３０５に衝突する。したがって、コイル／磁石３０１の状態（オン３０２、またはオフ３０３）は、所与のエミッタからのＸ線３０６の生成を制御するのに役立つ。

本開示の一態様において、ターゲット１０６は、タングステンなどの効果的な制動放射材料で作られた別個のエリア、シリコンなどの低Ｚ材料で作られた隣接エリア、およびアルミニウムなどの導電性材料で作られた支持部を備え得る。レンズまたはヨークを使用して、磁界をビーム軸方向に伸ばし、磁界を軸外に密集させ得る。

本開示の別の実施形態において、選択的に電力供給された個々のコイル／磁石３０１は、エミッタアレイ１０５のパターンと実質的に同等のパターンのコイル／磁石３０１のクラスタに配置され得る。このクラスタは、各電子電界エミッタ１０４の周りに配置された双極子磁場を作り出すことが可能な、４つのコイル／磁石３０１を備え得る。代替えとして、クラスタは８つ以上のコイル／磁石３０１を配置して備えてよく、それによってコイルの中央のセットが、電子電界エミッタ１０４のビーム軌跡を偏向させるための双極場を作り出し、周りを囲むコイル／磁石３０１は、中央のコイル／磁石３０１の漂遊磁界を相殺するために使用される。これらのクラスタは、エミッタアレイ１０５のパターンと実質的に同等のパターンで構成される。

本開示の態様において、電子ビームを公称経路から０．１ｍｍ〜１．２５ｍｍの距離、偏向させることが、ソレノイドコイル３０１のために必要であり得る。特許文献３は、高電流コイルを使用するこのような偏向を実現させる方法を記載している。特に、本明細書で説明するように、コイルのクラスタを使用すると、類似の結果が低電流で実現され得る。

可搬型Ｘ線源１００は、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３からのＸ線放射を、選択的に制御可能な機構も含み得る。本開示の一態様において、この機構は、所定のシーケンスで、ソレノイドコイル３０１などの１つまたは複数の制御器１１０を選択的に作動させることが可能な、アドレス指定回路およびタイミング回路などの回路を含み得る。ターゲット１０６および複数の放射制御器１１０が、可搬型Ｘ線源１００がオンモードで正常に動作するように配置され得る。代替えとして、可搬型Ｘ線源１００が正常にオフモードで動作するように配置され得る。さらに、制御機構（例えば電子回路）は、探知器の所定の信号レベルが実現された後、Ｘ線光子の放射を自動的に制止させることが可能となり得る。

可搬型Ｘ線源１００は、組織によって完全に吸収される低エネルギーのＸ線など、Ｘ線撮像に寄与しない放射線を取り除くか、または遮断できるフィルタも含み得る。このようにフィルタは、Ｘ線撮像に悪影響を与えることなく、患者、放射線技師、技術者、臨床医、歯科医などに対する不要なＸ線照射を最小限に抑えることが可能となり得る。本開示の一態様において、フィルタは取り外し可能であり得る。フィルタは符号化されてよく、それによって制御電子機器は、使用する特定のフィルタを判定することができる。

本開示を考慮して当業者には理解されるように、フィルタは様々な材料で作られてよく、動作電圧または可搬型Ｘ線源１００の所望の最終用途によって、様々な厚さを有し得る。例として、フィルタは１ｍｍ〜１０ｍｍの厚さのアルミニウム板を備え得る。代替えとして、フィルタは１ｍｍ〜５ｍｍの厚さの銅板を備え得る。さらに別の態様において、フィルタは、アルミニウムおよび炭素などの、高原子番号材料と低原子番号材料との交互の積層を備え得る。

可搬型Ｘ線源１００は、放射されたＸ線の角度を狭くするのに役立ち得るコリメータアレイを含み得る。それによって対象物の領域の小さい適用範囲に対してさらに役立つ。コリメータアレイは、Ｔｒａｖｉｓｈらによる特許文献４に記載されているものであり得る。代替えとして、コリメータアレイは、適切なサイズの複数の穴を有する高密度材料によって作られたプレートを備え得る。これらの穴は、特定の開口角度でＸ線を送ることが可能である。これらの高密度材料として、タングステン、鋼鉄、または高Ｘ線減衰係数を有する類似の材料で作られた合金を挙げてよい。

本開示の別の態様において、コリメータアレイは複数の管を備え得る。各管は、放射されたＸ線コーンの開口角度を制御することが可能であり得る。例えば、コリメータアレイは、複数のアルミニウム挿入物を有するタングステンプレートを備え得る。各アルミニウム挿入物は、輪郭がはっきりとした開口角度を伴う各Ｘ線コーンの一部を送るのに役立つ。別の実施形態において、コリメータアレイは、複数の穴を有する各プレートが上下に配置された、２枚のプレートを含んでよく、それによって特定のＸ線コーンが下部プレートの穴を、次に上部プレートの穴を通過する。

可搬型Ｘ線源１００は、ハウジング１０１を含み得る。ハウジング１０１は、Ｘ線源１００のための機械的に堅固なプラットフォームを提供し、かつ可搬性を促進し得る、軽量な防護ケースを含み得る。ハウジング１０１は、例えば熱をハウジング１０１全体から消散させることによって、熱制御にも役立ち得る。本開示の好ましい態様において、ハウジング１０１は、滅菌、アルコール、ワイプダウン、および細胞毒性など、医療デバイス要件と適合できる。

ハウジング１０１は、可搬型Ｘ線源１００を探知器に整合させるための機構も含み得る。この探知器は、可搬型Ｘ線源１００が探知器と適切に整合されているという表示を、可搬型Ｘ線源１００のユーザに提供できる、１つまたは複数の非接触センサなどである。本開示の別の態様において、ハウジング１０１は、分散Ｘ線発生器のアレイ１０３などの高電圧構成要素を囲むよう設計された内部ケースと、他の非高電圧構成要素を保持するよう設計された外部ケースと、を備え得る。ハウジング１０１の内部ケースは、絶縁流体または代替として固体絶縁物で満たされ得る。ハウジング１０１は、壁埋め込み式の電源を必要とせず、可搬型Ｘ線システム１０１に電力供給するためのバッテリ１０７も、収容し得る。

Claims (21)

1. 分散Ｘ線発生器のアレイと；
   前記分散Ｘ線発生器のアレイによって、Ｘ線の放射を選択的に制御可能な回路と；
   前記分散Ｘ線発生器のアレイに、電力供給するための高電圧を発生させることが可能な電源と；
   グロスコリメータと
   を備える、可搬型Ｘ線源。
2. 前記分散Ｘ線発生器のアレイは、
   複数の電子電界エミッタと；
   複数のターゲットであって、高エネルギーの制動放射において効果的な材料から構成された前記ターゲットのエリアに電子が入射するときに、各ターゲットがＸ線光子を放射でき、各ターゲットが電子電界エミッタと整合される、複数のターゲットと；
   前記電子電界エミッタと前記ターゲットとの間に配置され、前記電子電界エミッタと前記ターゲットとの間の高電位に抵抗可能な、スペーサと；
   前記電子電界エミッタによって放射された電子が、高エネルギーの制動放射において効果的な材料で構成された前記ターゲットのエリアに衝突するのを防止可能な、複数の放射線制御器と；
   前記電子電界エミッタおよび前記ターゲットを含包する、低圧エンクロージャと；
   低エネルギーのＸ線をフィルタリング可能な、フィルタと
   をさらに備える、請求項１に記載の可搬型Ｘ線源。
3. 前記分散Ｘ線発生器のアレイは複数のゲートをさらに備え、各々のゲートが、関連する電子電界エミッタの放射電界を制御可能である、請求項２に記載の可搬型Ｘ線源。
4. 前記分散Ｘ線発生器のアレイは、複数のコリメータから構成されたコリメータアレイをさらに備え、各々のコリメータが、関連するターゲットによって放射されたＸ線の角度を狭くすることが可能な、請求項３に記載の可搬型Ｘ線源。
5. 前記分散Ｘ線発生器のアレイは、固定されたアレイをさらに備える、請求項１〜４のうちいずれか一項に記載の可搬型Ｘ線源。
6. 前記分散Ｘ線発生器のアレイは、平面アレイをさらに備える、請求項１〜５のうちいずれか一項に記載の可搬型Ｘ線源。
7. 前記複数の放射制御器が、複数の電磁コイルまたは複数の平行プレートデフレクタのうちの一方を備える、請求項２に記載の可搬型Ｘ線源。
8. ハウジングをさらに備え；前記ハウジングは、前記Ｘ線源の高電圧構成要素を絶縁する内部エンクロージャ、および前記Ｘ線源の他の構成要素を含包する外部エンクロージャを含む、請求項１〜７のうちいずれか一項に記載の可搬型Ｘ線源。
9. １つまたは複数のセンサをさらに備え、前記１つまたは複数のセンサは、前記分散Ｘ線発生器のアレイと前記探知器との間の接触を必要とせず、前記分散Ｘ線発生器のアレイを前記探知器と整合可能にする、請求項８に記載の可搬型Ｘ線源。
10. 前記電源は、外部電力に頼ることなく、前記分散Ｘ線発生器のアレイに電力供給するために、バッテリ電圧を前記高電圧に変換可能である、請求項１〜９のうちいずれか一項に記載の可搬型Ｘ線源。
11. 前記電源は、前記分散Ｘ線発生器のアレイに電力供給するために、線間電圧を前記高電圧に変換可能である、請求項１〜１０のうちいずれか一項に記載の可搬型Ｘ線源。
12. 前記電源は−３０ｋＶ〜−８０ｋＶの範囲の電圧を発生させることが可能である、請求項２に記載の可搬型Ｘ線源。
13. 前記電源は実質的に１つの定電圧で動作可能である、請求項２に記載の可搬型Ｘ線源。
14. 前記回路は、デジタルアドレス指定回路およびタイミング回路を備える、請求項２に記載の可搬型Ｘ線源。
15. 前記回路は、探知器の所定の信号レベルが実現された後、Ｘ線光子の放射を自動的に制止することが可能である、請求項１〜１４のうちいずれか一項に記載の可搬型Ｘ線源。
16. 三次元画像セットを生成するため、歯科用撮像への使用が可能である、請求項１〜１５のうちいずれか一項に記載の可搬型Ｘ線源。
17. 前記分散Ｘ線発生器のアレイは、ミリメートル〜センチメートルの範囲で適度なピッチ間隔を有する、請求項２に記載の可搬型Ｘ線源。
18. ５ｋｇ未満の重量である、請求項１７に記載の可搬型Ｘ線源。
19. 分散Ｘ線発生器のアレイと；
    前記分散Ｘ線発生器のアレイからのＸ線の放射を選択的に制御する手段と；
    高電圧を発生させる手段であって、前記高電圧は前記分散Ｘ線発生器のアレイに電力供給可能である、手段と；
    前記分散Ｘ線発生器のアレイから放射されたＸ線を、所与の距離でエリア内において平行にする手段と
    を備える、可搬型Ｘ線源。
20. 前記分散Ｘ線発生器のアレイは：
    複数の電子電界エミッタと；
    複数のターゲットであって、電子が前記ターゲット上に入射するときに、各ターゲットがＸ線光子を放射可能で、各ターゲットは電子電界エミッタと整合される、複数のターゲットと；
    前記電子電界エミッタと前記ターゲットとの間の高電圧に抵抗する手段と；
    前記電子電界エミッタを前記ターゲットから離す手段と；
    各ターゲットからのＸ線光子の放射を制御するための手段と；
    前記複数の電子電界エミッタおよび前記複数のターゲットが真空内に維持される、エンクロージャと；
    低エネルギーのＸ線光子をフィルタリングする手段と
    を備える、請求項１９に記載の可搬型Ｘ線源。
21. 前記分散Ｘ線発生器のアレイは、
    複数のゲートと；
    前記ゲートを前記電子電界エミッタから離す手段と；
    前記ゲートに電力供給する手段と；
    前記ゲートを前記ターゲットから離す手段と
    を備える、請求項２０に記載の可搬型Ｘ線源。

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