JP5568413B2 - Ｘ線を発生させるためのシステム及び方法 - Google Patents

Description

本発明は全般的には診断用撮像システムに関し、またさらに詳細には撮像システムで使用されるＸ線管に関する。

Ｘ線発生用システムは典型的には、封止されたハウジング内に電子発生用の陰極と陽極アセンブリとを含む。陰極は、陽極アセンブリに向けて導かれる電子ストリームすなわち電子流を提供する。この集束性の電子ビームは、陽極・陰極間の真空ギャップ全体にわたって加速された後、陽極に衝突してＸ線を発生させる。電子ビームが陽極に当たる箇所には高いパワー密度が発生するため、陽極アセンブリを回転させることが望ましい。多くのＸ線管はしたがって、焦点位置に発生する熱を分散させるための回転陽極構造を含む。

コンピュータ断層で使用するＸ線管の要件は、コンピュータ断層に対する可能性が多岐にわたるのに伴って絶えず大きくなっている。最近のコンピュータ断層システムでは、例えば線量変調の最適化あるいは平衡光子フロー（フラックス）による２種類のエネルギーでの動作の実施を可能とするために、そのＸ線流の高速での変調を可能とさせたＸ線管が必要である。

従来技術で記載されている高パワーの撮像用Ｘ線管に関連する限界の１つは、高速のグリッド制御または電子流変調が利用不可能であることである。電子ビーム流を変化させるために、従来技術において示唆される方法では、陰極内のフィラメント温度を調整している。しかしこれは処理が低速であり、また温度が変化するタイムスケールがミリ秒のレンジである。このため、電子流変調の要件がマイクロ秒のスパンにあるようなビュー単位のフレーム変化に追従することができない。

従来技術で記載されている別の方法は、放出量を変化させるために陰極の反対側にアパーチャプレートを配置させることが不可欠である。アパーチャプレート上の電圧変化は、陰極からの放出に影響を与える。しかし、この方法に関連した問題の１つは、放出流を変調させたときの焦点変化である。メッシュグリッドを用いることによれば、焦点サイズの変化を低減させることが可能である。グリッドの電子放出に対するメッシュは例えば、マイクロ波増幅器で使用されている。メッシュグリッドは電子ビームの経路を制御しビームを集束させる。メッシュグリッドを追加しメッシュグリッド位置に加えられるポテンシャルを変更することにより陰極からの放出電子を制御することによって時間応答が大幅に改善される。

メッシュグリッドは典型的には、両寸法方向でメッシュ間隔が均一な２次元高透明性（ｈｉｇｈ ｔｒａｎｓｐａｒｅｎｃｙ）グリッドを備える。こうしたメッシュグリッドを設けると、メッシュ透明性が増大することによってビーム電子に関する妨害が最小化される。しかしビーム電子は、ビーム断面全体にわたってメッシュグリッドと相互作用することがある。これには、ビームの損失、ビームの劣化及びメッシュの劣化という望ましくない効果がある。

さらに、利用されるメッシュグリッドは典型的には、陰極を基準として正にバイアスされる。このため陰極から放出される電子がメッシュグリッドに到達し、電子衝突のためにメッシュグリッドを劣化させることがある。

米国特許出願公開第２００９０００３５２９号

したがって、電子ビームを十分に集束させてターゲット上に使用可能な焦点を形成するようにビーム流の高速の変調を依然として可能にする一方で陰極からの電子ビームの取り出しに必要な電圧を最小化するような装置及び方法があることが望ましい。特に、効率のよい低電圧の取り出し及びビーム集束を可能とさせるメッシュグリッドがあることが望ましい。

本発明では、上述の短所、欠点及び問題に対して対処しており、このことは明細書の以下を読みかつ理解することによって了解が得られよう。

一実施形態では、撮像システム用のＸ線管を提供する。本Ｘ線管は、電子ビームを発生するように構成された少なくとも１つの熱電子陰極と、熱電子陰極から放出された電子ビームが入射したときにＸ線を発生するように構成されたターゲットアセンブリと、熱電子陰極とターゲットアセンブリの間に加速電界を確立するために熱電子陰極とターゲットアセンブリにまたがる出力電圧を確立するための高電圧供給ユニットと、熱電子陰極とターゲットアセンブリの間に配置されている、熱電子陰極の表面位置の電界を低下させるような電圧で動作するように構成されたメッシュグリッドと、を備える。さらに、メッシュグリッドの位置の電圧は熱電子陰極の位置の電圧を基準として本質的に負にバイアスされている。

別の実施形態では、ＣＴシステムを提供する。本ＣＴシステムは、スキャン対象物を受け容れるための開口部を有する回転自在のガントリと、ガントリに結合されると共に開口部を通ってＸ線を投射するように構成されたＸ線管と、ガントリに結合されると共にスキャン対象物を通過するＸ線を受け取るように位置決めされた検出器アセンブリと、を備える。このＸ線管は、電子ビームを発生するように構成された少なくとも１つの熱電子陰極と、熱電子陰極から放出された電子ビームが入射したときにＸ線を発生するように構成されたターゲットアセンブリと、熱電子陰極とターゲットアセンブリの間に加速電界を確立するために熱電子陰極とターゲットアセンブリにまたがる出力電圧を確立するための高電圧供給ユニットと、熱電子陰極とターゲットアセンブリの間に配置されている、熱電子陰極の表面位置の電界を増強させるような電圧で動作するように構成されたメッシュグリッドと、を備える。さらに、メッシュグリッドの位置の電圧は熱電子陰極の位置の電圧を基準として本質的に負にバイアスされている。

さらに別の実施形態では、Ｘ線撮像の方法を提供する。本方法は、熱電子陰極から複数の電子を取り出して電子ビームを形成するように熱電子陰極とメッシュグリッドをこれらの間にグリッド・陰極間電圧が支持されるように配列させるステップと、電子ビームのアンペア値を制御するためにグリッド・陰極間電圧を変調するステップと、Ｘ線が対象に向けて放出されるように位置決めされたターゲットアセンブリに向けて電子ビームを加速させそこからＸ線を発生させるように熱電子陰極とターゲットアセンブリにまたがる出力電圧を確立するステップと、対象を通過した後のＸ線の減衰量を示す１組の撮像データを受け取るステップと、受け取った撮像データに基づいて対象の画像を再構成するステップと、を含む。さらに、メッシュグリッドの位置の電圧は熱電子陰極の位置の電圧を基準として本質的に負にバイアスされている。

本明細書では、様々な趣旨によるシステム及び方法について記載している。この要約に記載した態様及び利点以外に、添付の図面を参照しかつ以下の詳細な説明を読むことによって別の態様及び利点も明らかとなろう。

一実施形態に関して示したＣＴシステムの概要図である。 一実施形態に関して示したＸ線管の概要図である。 一実施形態に関して示した熱電子陰極とメッシュグリッドの配列に関する前面概要図及び上面概要図である。 メッシュグリッドについて異なる３つの実施形態に関して示した概要図である。 様々なビームエネルギーに関する陰極流放出を表したグラフである。 一実施形態に関して示したＸ線撮像の方法を表した流れ図である。 図６に示したグリッド・陰極間電圧を変調する方法を表した流れ図である。

以下の詳細な説明では、本明細書の一部を形成すると共に、実施可能な特定の実施形態を一例として図示している添付の図面を参照することにする。これらの実施形態は、当業者が実施形態を実現できるように十分に詳細に記載しており、さらにこれら実施形態の趣旨を逸脱することなく、別の実施形態が利用されることがあり得ること、並びに論理的、機械的、電気的その他の変更が実施されることがあり得ること、を理解すべきである。したがって以下の詳細な説明は限定の意味と取るべきではない。

例えば、医学診断では放射線写真画像の収集のため、またコンピュータ断層（ＣＴ）の場合では身体の内部画像の収集のために、Ｘ線放射を発生させるデバイスが使用されている。

本発明の動作環境について６４スライスのコンピュータ断層（ＣＴ）システムに関連して記載することにする。「第３世代」ＣＴスキャナに関連して説明しているが、本発明は別のＣＴシステムにおいても等しく適用可能である。さらに、その内部に電子銃を実現している別の用途で使用するためにも本発明が等しく適用可能であることは当業者であれば理解されよう。

図１を参照すると、コンピュータ断層（ＣＴ）撮像システム１００について「第３世代」ＣＴスキャナに特徴的なガントリ１０２を含むように表している。ガントリ１０２には、その反対側にある検出器アセンブリに向けてＸ線ビームを投射するＸ線管１０４が結合されている。検出器アセンブリは複数の検出器１０６及びデータ収集システム（ＤＡＳ）１０８によって形成されている。複数の検出器１０６は患者１１０を通過して投射されたＸ線を検知しており、またＤＡＳ１０８はそのデータを後続の処理のためにディジタル信号に変換している。各検出器１０６は、入射するＸ線ビームの強度（したがって、患者１１０内を通過した際に減衰を受けたビームの強度）を示すアナログ電気信号を発生させている。Ｘ線投影データを収集するスキャンの間に、ガントリ１０２及びこれに装着された構成要素は回転中心の周りで回転する。

画像再構成装置１１２は、サンプリングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ１０８から受け取り高速で再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ１１４に入力として与えられ、コンピュータ１１４によりその画像は大容量記憶装置内に保存される。

引き続き図１を参照し、またさらにＸ線管２００（図１の１０４と同じもの）の構成要素を断面像としてその概略を表している図２を参照すると、Ｘ線管２００は、電子ビーム２０８を発生するように構成された少なくとも１つの熱電子陰極２０６と、熱電子陰極２０６から放出された電子ビーム２０８が入射したときにＸ線を発生するように構成されたターゲットアセンブリ２１０と、を囲繞する真空ギャップ２０４を有するハウジング２０２を備える。Ｘ線管２００はさらに、熱電子陰極２０６とターゲットアセンブリ２１０の間に加速電界が確立されるように熱電子陰極２０６とターゲットアセンブリ２１０にまたがる出力電圧を確立するための高電圧供給ユニット２１２を備える。

熱電子陰極２０６（本明細書では陰極とも呼ぶ）は、熱電子陰極２０６の陰極カップ（ｃｕｐ）内に配列させたワイヤ直径が８〜１０ｍｉｌの複数のコイル巻き線を有する細長いワイヤフィラメントを備える。熱電子陰極２０６は、高電圧供給ユニット２１２により伝達される入力電流に応答して熱電子放出により電子を発生させる。熱電子陰極２０６は、分離変成器及び絶縁用スタンドオフ（図示せず）によってＸ線管２００の他の要素から電気的に分離させることがある。熱電子陰極２０６が発生させた電子ビーム２０８は、一体となって電子ビーム流（本明細書では陰極流、放出流、電子流などとも呼ぶ）を発生させる。

ＣＴその他のＸ線式の診断撮像様式にとって十分な強度をもつＸ線ビームを発生させるために、Ｘ線管２００の陰極アセンブリは概ね１アンペアの電子流を提供するのが一般的である。陰極２０６が放出した電子は、Ｘ線管２００の真空ギャップ２０４を横断してターゲットアセンブリ２１０に至るまで概ね２０〜１５０ｋＶｐの電圧によって加速される。熱電子放出体からの電子放出に必要となる高温を達成するためには例えば、熱電子放出体の両端に約１０Ｖのヒータ電圧を印加し、熱電子陰極２０６内に約７アンペアのヒータ電流を発生させる。したがって、陰極２０６の位置に加えられるヒータ電圧及び／またはヒータ電流を調整することによって熱電子放出体から放出される電子ビーム流が調節される。

ヒータ電流の変化に由来する電子ビーム流の時間応答は概ねミリ秒単位である。この時間応答を約１０００倍に改善させるには、ターゲットアセンブリ２１０と熱電子陰極２０６の間にワイヤ式メッシュ２１４が配置される。メッシュグリッド２１４は熱電子陰極２０６から所望の距離にある開口部全体にわたって延びている。メッシュグリッド２１４には熱電子陰極２０６と比べて比較的小さい負電圧が加えられ、これを用いて熱電子放出体から放出される電子ビーム流が抑制される。この抑制電圧は数マイクロ秒以内で調整することが可能である。

メッシュグリッド２１４は様々な形状や構成とすることが可能であり、このことは図３に示したメッシュグリッド２１４の様々な例から理解できよう。メッシュグリッド２１４は、支持構造（図示せず）内部に位置決めされた複数のグリッド部材３０２を備える。グリッド部材３０２は金属製のワイヤをすることができる。メッシュグリッド２１４に利用されるワイヤ３０２はかなり丈夫にすることができる。例えば典型的な熱電子陰極２０６では、コイル巻き線の直径を約０．２５ｍｍのレンジとし、またメッシュグリッド２１４のワイヤの直径を約０．１ｍｍのレンジとすることが可能である。メッシュグリッド２１４は、製造性をよくできるように熱電子陰極２０６から約０．１ｍｍ〜１ｍｍのレンジの巨視的距離に配置させることができる。さらに詳細にはメッシュグリッド２１４は熱電子陰極２０６から約０．２５ｍｍ〜０．５ｍｍのレンジの距離に配置させている。

複数のワイヤ３０２は、メッシュグリッド２１４内にその内部を電子ビーム２０８の形で電子を通過させる複数の開口部が形成されるように互いからある所望の距離だけ離した間隔としている。しかしメッシュグリッド２１４を形成する複数のワイヤ３０２はさらに、電子ビーム２０８からのビーム流を妨害しており、これがビーム品質の劣化を生じさせると共にターゲットアセンブリ２１０上での使用可能な焦点の形成にマイナスの影響を生じさせる。すなわち、電子ビーム２０８のメッシュグリッド２１４との衝突に引き続いて電子ビーム２０８のビーム放出が増大することによって、電子ビーム２０８がターゲットアセンブリ２１０上で小さいスポットに集束することが妨げられる。

メッシュグリッド２１４により妨害を受けるビーム流の量をさらに低下させるために、メッシュグリッド２１４は１次元グリッドとして製作される。すなわちメッシュグリッド２１４の形成に使用するワイヤ３０２を単一方向で向きを平行に整列させている。１次元メッシュグリッド２１４のグリッド部材３０２は、電子ビーム特性を制御できるような所定の形状に機械加工される。これによって、１次元メッシュグリッド２１４は熱電子陰極２０６から受け取った電子ビーム２０８を所望のスポットサイズに集束させることができる。複数のワイヤ３０２の各々の幅並びにワイヤ３０２同士の間隔は様々にすることが可能であるが、一実施形態ではそのワイヤ幅を０．０５ｍｍとし各ワイヤ３０２同士の間隔を０．３８ｍｍとしている。

図３に示すようにメッシュグリッド２１４は、非円形とし、長さ対幅のアスペクト比が大きい本質的に矩形のグリッドとして形成している。例えばメッシュグリッド２１４は、幅が２ｍｍかつ長さが８ｍｍとするようにした２×８ｍｍのアスペクト比を有することがある。平行に整列したワイヤ３０２は、高アスペクト比のメッシュグリッド２１４の幅を横断して延びるように位置決めされている。ワイヤ３０２を１次元に配列させることによって、妨害を受けることなくメッシュグリッド２１４を通過するビーム電子の百分率をより大きくすることが可能となると共に、複数のワイヤ３０２と平行な方向での電子ビーム２０８の劣化を最小とすることができる。すなわち１次元グリッドによれば、複数のワイヤ３０２と平行な方向での電子ビーム２０８の圧縮を大きくすること、並びに電子ビーム２０８を所望のスポットサイズに集束させることが可能となる。

別の実施形態では図３に示すようにメッシュグリッド２１４には、平行に位置決めした複数のワイヤ３０２と直交する向きにした１つまたは複数のクロスワイヤ３０４（すなわち、支持ワイヤ）を含めることができる。１つまたは複数のクロスワイヤ３０４は、高アスペクト比メッシュグリッド２１４の長さ全体にわたって延びると共に、メッシュグリッド２１４の機械的強度及び熱的安定性を提供しかつ改善する働きをする。クロスワイヤ３０４の数は様々とし得るが、クロスワイヤ３０４の数が多いほどビーム品質はそれだけ大きく損なわれることになる。実現させるクロスワイヤ３０４の数を選択して１次元メッシュグリッド２１４にするときに、機械的強度とビーム品質の間のトレードオフを検証することが可能である。しかしビーム品質に関しては、図３（ａ）に示した１次元メッシュがビーム焦点サイズ変化に与える影響がより小さいことに留意されたい。

一実施形態では本発明によって、メッシュグリッド２１４の幾何学構成にあたるグリッド幾何学構成を熱電子陰極２０６の幾何学構成と共形にして提供している。図４に示すように熱電子陰極２０６は複数のマクロ放出体（ｍａｃｒｏ−ｅｍｉｔｔｅｒ）４０２を備える。一実施形態では、複数のマクロ放出体４０２をメッシュグリッド２１４内の開口部と整列させることによってメッシュグリッド２１４により妨害を受けるビーム流の量を低減させ、またビーム品質の劣化を最小限にすることができる。換言するとメッシュグリッド２１４は、熱電子陰極２０６の連続するコイル巻き線間のギャップと整列したワイヤ３０２を備える。連続するコイル巻き線の間の空間では、コイル巻き線を横断したすぐのところの電子ビーム２０８の放出と比べて記録される電子ビーム２０８放出が比較的少なくなることが期待される。こうした整列によってメッシュグリッド２１４を通過する電子のうちのかなり大きな百分率の電子の通過が容易になる。

さらに、メッシュグリッド２１４に利用されるワイヤ３０２及び３０４の直径を電子衝突を大幅に増加させることなく増大させることが可能である。したがってメッシュグリッド２１４をより堅牢にすることが可能である。したがって、電子ビーム２０８との相互作用が最小となるため、共形性のメッシュ設計によってより良好な電子ビーム品質が可能となる。さらに、メッシュグリッド２１４に利用されるワイヤ３０２及び３０４の直径が大きいことによって良好な堅牢性が保証される。

別の実施形態では、メッシュグリッド２１４による電子ビーム流の妨害の結果として生じるビーム劣化を低減させる別の技法について記載する。本技法では、メッシュグリッド２１４を熱電子陰極２０６を基準として概ねゼロまたは負の電圧で動作させるようなビームオプティックス（ｂｅａｍ ｏｐｔｉｃｓ）の設計について記載している。こうした状況では、メッシュグリッド２１４上に預託される電子ビームエネルギーはかなり小さい。

したがって続いて図１及び図２を参照すると、Ｘ線管２００はさらにメッシュグリッド２１４と熱電子陰極２０６の間に結合されたこれらの間に電圧差を確立するためのグリッド・陰極間電圧供給ユニット２１６を備える。メッシュグリッド２１４の位置の電圧の振幅は時間に関する所定の関数であり、熱電子陰極２０６の位置の電圧を基準として約＋１００Ｖ〜−５０００Ｖの範囲に維持される。さらにグリッド・陰極間電圧供給ユニット２１６は、メッシュグリッド２１４に加えられた電圧の振幅の時間変動を制御するように構成されている。

一実施形態ではグリッド・陰極間電圧供給ユニット２１６は、メッシュグリッド２１４の位置の電圧を負の高ポテンシャルに維持し、かつ熱電子陰極２０６の位置の電圧を実質的に電気接地ポテンシャルに維持するように構成されている。

一実施形態では、メッシュグリッド２１４の位置の電圧を一連のパルスとすることができる。したがって陰極２０６から放出される電子ビーム流も同様に一連のパルスとすることができる。メッシュグリッド２１４の位置の電圧の振幅が時間に対する所定の関数であるため、時間や電圧のデューティサイクルに何らかの変動があれば熱電子陰極２０６から放出される電子ビーム流に変調を生じさせることができる。平均電流はピーク電流にデューティサイクルを掛け算したものになる。したがってデューティサイクルを変化させると平均電流も比例して変動する。したがってメッシュグリッド２１４の位置の電圧を表す一連のパルスのデューティサイクルを変化させて平均電子ビーム流を変調させることができる。

メッシュグリッド２１４の位置の電圧の時間変動を制御するためにＸ線管２００はさらに、グリッド・陰極間電圧供給ユニット２１６に結合させた入力制御ユニット２１８を備える。入力制御ユニット２１８は、熱電子陰極２０６とメッシュグリッド２１４の間の電圧差の大きさを選択的に変動させ、熱電子陰極２０６からターゲットアセンブリ２１０への電子の流れを所定の値に維持するように構成されている。電子ビーム流に関する計測及びフィードバックの取得のためにＸ線管２００はさらに、入力制御ユニット２１８に結合させた制御信号発生ユニット２１９を備える。制御信号発生ユニット２１９は、熱電子陰極２０６からターゲットアセンブリ２１０への電子流の流れの大きさを表す制御信号を発生するように構成される。制御信号発生ユニット２１９の内部では、熱電子陰極２０６が放出させた電子ビーム流を、熱電子陰極２０６と直列に位置決めした検知用抵抗器（図示せず）によって検知し、これによりメッシュグリッド２１４の位置に加えられる電圧を調節させるために計測されるあるいは入力制御ユニット２１８にフィードバックされる制御信号を発生させることがある。

図５は、２種類のビームエネルギーについてメッシュグリッド２１４の位置の電圧変化に対応するシミュレーションの陰極流変化を表している。カーブ５０２は８０ｋＶに相当するビームエネルギーに対応する陰極流放出を表しており、またカーブ５０４は１４０ｋＶに相当するビームエネルギーに対応する陰極流放出を表している。このシミュレーションによって、メッシュグリッド２１４の位置の電圧を制御することにより放出流を有効に変調できることが分かる。陰極流放出はメッシュグリッド２１４の位置の電圧が熱電子陰極２０６の位置の電圧と概ね等しいときに最大となる。しかし、メッシュグリッド２１４の位置の電圧が熱電子陰極２０６の位置の電圧に対して負の方向に動くと、陰極２０６から放出される陰極流は減少する。

メッシュグリッド２１４は熱電子陰極２０６にごく接近しているため、比較的小さい（数百ボルトのレンジの）負バイアス電圧を印加することにより電子ビーム流を効率よく制御し、これにより電子ビーム流を非常に急速に（マイクロ秒のレンジで）変化させることが可能である。

上述した技法を参照すると、メッシュグリッド２１４の位置に加えられる電圧に関するデューティサイクル変調あるいは時間変動によって熱電子陰極２０６の位置に発生する電子ビーム流に変調が生じる。したがって、メッシュグリッド２１４の位置に加えられる電圧に対する適当な制御によって、パルス幅を可変としたパルス式の電子ビーム放出を実現することができる。熱電子陰極２０６により放出される電子ビーム流の強度の変調によって患者１１０に付与されるＸ線線量に線量変調が生じる。

本明細書に記載したような患者１１０に付与されるＸ線に関する線量変調の技法によれば、患者１１０に対するＸ線照射制限に関連するコンピュータ断層撮像における懸念が軽減される。医用撮像用途では、患者１１０に付与されるＸ線線量は調節性の安全パラメータの１つである。撮像スキャンが身体の様々なＸ線吸収密度を有する領域を通過するに連れて、各アキシャルスライスまたは各ヘリカル回転ごとに一定の放射線量が維持されるようにそのＸ線強度ビームが調整される。空港のセキュリティスキャンでは、様々なタイプの荷物の様々なＸ線吸収特性に対応するようにそのＸ線強度を調整できると有利である。したがって本明細書に記載した線量変調技法によれば発生させるＸ線の用途種別に基づいたＸ線強度の調整が可能となる。

さらに、熱電子陰極流を変化させることで電子ビーム２０８の集束の大幅な変化や焦点サイズの大幅な変更がないので有利である。陰極２０６に対するメッシュグリッド２１４の接近並びにメッシュグリッド２１４の幾何学構成によって焦点劣化を伴わずに陰極２０６の位置における電場の効率よい変調が容易になる。したがって本明細書に記載した技法によれば、すべての中間的な陰極流レベルに関して焦点特性を一定に維持する一方でフル放出からの電子ビーム流を下げて完全なカットオフに至らせるような変調が可能となる。

さらに図２を参照すると、ビーム揺動（ｗｏｂｂｌｅ）を有効にするためにＸ線管２００は、熱電子陰極２０６の相対する側に配列させた１つまたは複数の集束電極２２０を含む。揺動に関する２つの焦点に対応した２つの経路間で電子ビーム２０８をシフトさせるような電子ビーム２０８に直交する切り替え式の静電気力が発生するように、集束電極２２０は交替する極性によるバイアスを受ける。別法として、ビームを切り替え式にステアリングするために直角な電磁気力を用いることが可能である。集束電極２２０はメッシュグリッド２１４と協同して電子ビーム２０８がターゲットアセンブリ２１０に向かって進むに連れて電子ビーム２０８に対するグリッド制御と集束を同時に行うことができる。

一実施形態では、第１対の集束電極２２０により焦点の長さを制御しかつ第２対の集束電極２２０によって焦点の幅を制御している。電子ビーム流に対する変調の間に、集束電極２２０の位置に加えられる電圧もまた、焦点の幅及び長さの制御のために焦点サイズ変化を補償するように変化させる。

別の実施形態では図６に示すように、Ｘ線撮像の方法６００を提供する。方法６００は、熱電子陰極２０６から複数の電子を取り出し電子ビーム２０８を形成するように熱電子陰極２０６とメッシュグリッド２１４をこれらの間でグリッド・陰極間電圧を支持するように配列させるステップ６０２を含む。グリッド・陰極間電圧は、グリッド・陰極間電圧供給ユニット２１６によってメッシュグリッド２１４と熱電子陰極２０６の間に加えられる電圧差である。

方法６００はさらに、電子ビーム２０８のアンペア値を制御するためにグリッド・陰極間電圧を変調するステップ６０４と、患者１１０に向けてＸ線が放出されるように位置決めされたターゲットアセンブリ２１０に向けて電子ビーム２０８を加速させてＸ線を発生させるために熱電子陰極２０６とターゲットアセンブリ２１０にまたがる出力電圧を確立するステップ６０６と、患者１１０を通過させた後のＸ線の減衰量を示す１組の撮像データを受け取るステップ６０８と、受け取った撮像データに基づいて患者１１０の画像を再構成するステップ６１０と、を含む。さらにメッシュグリッド２１４の位置の電圧は熱電子陰極２０６の位置の電圧を基準として負にバイアスされている。

ステップ６０４について図７に関連してさらに説明することにする。図７に示すように、グリッド・陰極間電圧を変調する方法（ステップ６０４）は、熱電子陰極２０６からターゲットアセンブリ２１０への電子流の流れの大きさを表す制御信号を発生させるステップ７０２と、熱電子陰極２０６とメッシュグリッド２１４の間の電圧差の大きさを選択的に変更し電子流の流れを所定の値に維持するステップ７０４と、を含む。

一実施形態では方法６００はさらに、グリッド・陰極間電圧の変調の間において電子ビーム２０８の焦点が所定のサイズと所定の形状のうちの一方を有するように電子ビーム２０８が成形されるように１対または複数対の集束電極２２０を構成することを含む。

システム１００及び／または方法６００の一実現形態は一例では、電子構成要素、ハードウェア構成要素、及び／またはコンピュータソフトウェア構成要素のうちの１つまたは幾つかなどの複数の構成要素を備える。システム１００及び／または方法６００の一実現形態では、こうした数多くの構成要素を組み合わせたり分離させたりすることができる。システム１００及び／または方法６００の一実現形態の例示的な一構成要素は、多くのプログラミング言語のうちのいずれかによって記述または実現させたコンピュータ命令の組及び／またはシリーズを利用するかつ／または備えることは当業者であれば理解されよう。

開示したシステム１００及び／または方法６００の技術的貢献は、多重エネルギー撮像源を用いて複数のエネルギー範囲で撮像データを収集するコンピュータ実現によるシステム及び方法が提供されることである。

本明細書に記載したシステム１００及び方法６００はＣＴ撮像用途に供することが可能であるという多くの潜在的な利点が存在する。これらについて以下で一覧することにする。

本明細書に記載したシステム及び方法は、ＣＴシステムに対して電流（ｍＡ）や電圧（ｋＶ）の高速での（ビューごとの）切り替えを可能とさせることによって高パワーの医用ＣＴＸ線管においてＣＴ用途向けの高速変調電子ビーム流を実現するために使用することができる。この高速ｍＡ／ｋＶ変調によって画質の改善が容易になると共に、エネルギー弁別検出器などの用途が可能となる。エネルギー弁別検出器は、エネルギー感応性の画像の取得が可能であるスペクトルＣＴ用途において利用される。この用途では、Ｘ線管で発生させたビーム流は、検出器に至る光子率が最適値に調整されるように絶えず調整されている。

高速ｍＡ変調式Ｘ線管は、同じ画質を実現しながら患者に付与されるＸ線の全体線量を低減させるのに役立つ。こうした線量低減は、撮像システムが線量に敏感な臓器の周囲でスキャンを実行する際に望ましいものである。こうした状況では、眼などの決定臓器に対する過剰な照射を回避するために、付与されるＸ線線量を慎重に制御しなければならない。高速ｍＡ変調では、こうした臓器がスキャン範囲内にあるときに付与するＸ線線量を微細調整することが可能である。本明細書に記載した方法によれば患者に付与されるＸ線の全体線量、並びに身体の重大部位に付与されるＸ線線量を低減させるような線量完全管理型のＣＴが可能となる。

本発明の様々な実施形態では、撮像システム向けのＸ線管並びにＸ線管を用いた撮像システムについて記載している。しかしこうした実施形態は限定ではなく、様々な用途と連携して実現することができる。本発明の用途は別の分野にまで拡張することができる。本発明は、工業用撮像システムにおいてプロセス制御の厚み監視をするように、並びに結晶分光計と一緒に使用するように適応できるような電子ビーム流の高速変調に関する広範な構想を提供することができる。本設計はさらに先に進め様々な形態及び仕様で実現することが可能である。

本記述では、ここに示す主題（最適の形態を含む）を記載するため、並びに当業者による本主題の製作及び使用を可能にするために例を使用している。本主題の特許性のある範囲は本特許請求の範囲によって規定していると共に、当業者により行われる別の例を含むことができる。こうした別の例は、本特許請求の範囲の文字表記と異ならない構造要素を有する場合や、本特許請求の範囲の文字表記と実質的に差がない等価的な構造要素を有する場合があるが、本特許請求の範囲の域内にあるように意図したものである。

１００ ＣＴシステム
１０２ ガントリ
１０４ Ｘ線管
１０６ 検出器
１０８ データ収集システム
１１０ 患者
１１２ 画像再構成装置
１１４ コンピュータ
２０２ ハウジング
２０４ 真空ギャップ
２０６ 熱電子陰極
２０８ 電子ビーム
２１０ ターゲットアセンブリ
２１２ 高電圧供給ユニット
２１４ メッシュグリッド
２１６ グリッド・陰極電圧供給ユニット
２１８ 入力制御ユニット
２１９ 制御信号発生ユニット
２２０ 集束電極
３０２ グリッド部材（ワイヤ）
３０４ クロスワイヤ
４０２ マクロ放出体

Claims (10)

1. 電子ビーム（２０８）を発生するように構成された複数のコイル巻き線を有する少なくとも１つの熱電子陰極（２０６）と、
   熱電子陰極（２０６）から放出された電子ビーム（２０８）が入射したときにＸ線を発生するように構成されたターゲットアセンブリ（２１０）と、
   熱電子陰極（２０６）とターゲットアセンブリ（２１０）の間に加速電界を確立するために熱電子陰極（２０６）とターゲットアセンブリ（２１０）にまたがる出力電圧を確立するための高電圧供給ユニット（２１２）と、
   前記少なくとも１つの熱電子陰極（２０６）の前記複数のコイル巻き線に対応する複数のグリッド部材を有するメッシュグリッド（２１４）と、を備え、
   前記メッシュグリッド（２１４）は、前記熱電子陰極（２０６）と前記ターゲットアセンブリ（２１０）の間に配置され、熱電子陰極（２０６）の表面位置に加えられる電界を低下させるような電圧で動作するように構成され、
   前記複数のコイル巻き線が連続するコイル巻き線間の複数のギャップを備え、
   前記メッシュグリッド（２１４）の前記複数のグリッド部材は、前記連続するコイル巻き線間の前記複数のギャップと整列し、
   前記熱電子陰極（２０６）から前記ターゲットアセンブリ（２１０）への電子ビームの放出の間、前記熱電子陰極（２０６）の電圧よりも小さい電圧が前記複数のグリッド部材の全てのグリッド部材に同時に供給されるように、前記メッシュグリッド（２１４）全体の電圧は熱電子陰極（２０６）の電圧を基準として負にバイアスされる、Ｘ線管（２００）。
2. 前記熱電子陰極（２０６）は、電子ビーム特性を制御するように所定の形状に機械加工されている、請求項１に記載のＸ線管（２００）。
3. 前記メッシュグリッド（２１４）は、熱電子陰極（２０６）から受け取った電子ビーム（２０８）を所望のスポットサイズに集束させるように構成された１次元グリッドを備えており、該１次元グリッド（２１４）は熱電子陰極（２０６）から約０．１ｍｍ〜１ｍｍの範囲の間隔が置かれている、請求項１に記載のＸ線管（２００）。
4. 前記メッシュグリッド（２１４）は互いに平行に位置決めされた複数のグリッド部材（３０２）を備えており、かつ前記１次元グリッド（２１４）はさらに、該複数のグリッド部材（３０２）と直交して位置決めされた少なくとも１つのグリッド部材（３０４）を備え、これによりメッシュグリッド（２１４）内部に複数の開口部を形成しており、該少なくとも１つのグリッド部材（３０４）は複数のグリッド部材（３０２）に対する機械的支持を提供するように構成されている、請求項３に記載のＸ線管（２００）。
5. 前記メッシュグリッド（２１４）は、２×８のアスペクト比を有している、請求項１乃至４のいずれかに記載のＸ線管（２００）。
6. スキャン対象（１１０）を受け容れるための開口部を有する回転自在のガントリ（１０２）と、
   ガントリ（１０２）に結合されると共に開口部を通ってＸ線を投射するように構成された請求項１乃至５のいずれかに記載のＸ線管（２００）と、
   ガントリ（１０２）に結合されると共に開口部を通過するＸ線を受け取るように位置決めされた検出器アセンブリ（１０６）と、
   受け取ったＸ線に基づいて画像再構成を実行するように構成された画像再構成装置（１１２）と、を備えたＣＴシステム（１００）。
7. 前記Ｘ線管（２００）はさらにメッシュグリッド（２１４）と熱電子陰極（２０６）の間に結合されたこれらの間に電圧差を確立するためのグリッド・陰極間電圧供給ユニット（２１６）を備えており、該グリッド・陰極間電圧供給ユニット（２１６）はメッシュグリッド（２１４）の位置に加えられる電圧の振幅の時間変動を制御するように構成されている、請求項６に記載のＣＴシステム（１００）。
8. 前記Ｘ線管（２００）はさらに、グリッド・陰極間電圧供給ユニット（２１６）に結合されている、熱電子陰極（２０６）からターゲットアセンブリ（２１０）への電子流の流れを所定の値に維持するように熱電子陰極（２０６）とメッシュグリッド（２１４）の間の電圧差の大きさを選択的に変更するための入力制御ユニット（２１８）を備える、請求項７に記載のＣＴシステム（１００）。
9. 前記Ｘ線管（２００）はさらに、入力制御ユニット（２１８）に結合されている、熱電子陰極（２０６）からターゲットアセンブリ（２１０）への電子流の流れの大きさを表す制御信号を発生させるための制御信号発生ユニット（２１９）を備える、請求項８に記載のＣＴシステム（１００）。
10. Ｘ線撮像の方法であって、該方法は、
    熱電子陰極（２０６）とメッシュグリッド（２１４）をこれらの間でグリッド・陰極間電圧を支持するように配列させ、熱電子陰極（２０６）から複数の電子を取り出し電子ビーム（２０８）を形成させるステップであって、前記グリッド・陰極間電圧が前記メッシュグリッド（２１４）の電圧と前記熱電子陰極（２０６）の電圧との電圧の差により規定され、前記熱電子陰極（２０６）は複数のコイル巻き線を有し、前記複数のコイル巻き線が連続するコイル巻き線間の複数のギャップを備え、前記メッシュグリッド（２１４）は、前記連続するコイル巻き線間の前記複数のギャップと対応する複数のグリッド部材を有している、前記ステップと、
    前記熱電子陰極（２０６）から前記ターゲットアセンブリ（２１０）への電子流の流れの大きさを表す制御信号を発生するステップと、
    電子ビーム（２０８）のアンペア値を制御するために前記制御信号に基づいてグリッド・陰極間電圧を変調するステップと、
    Ｘ線が対象に向けて放出されるように位置決めされたターゲットアセンブリ（２１０）に向けて電子ビーム（２０８）を加速させそこからＸ線を発生させるように熱電子陰極（２０６）とターゲットアセンブリ（２１０）にまたがる出力電圧を確立するステップと、
    対象を通過した後のＸ線の減衰量を示す１組の撮像データを受け取るステップと、
    受け取った撮像データに基づいて対象の画像を再構成するステップと、
    を含み、前記メッシュグリッド（２１４）の位置の電圧は熱電子陰極（２０６）の位置の電圧を基準として負にバイアスされ、
    前記熱電子陰極（２０６）から前記ターゲットアセンブリ（２１０）への電子ビームの加速の間、前記熱電子陰極（２０６）の電圧よりも小さい電圧が前記複数のグリッド部材の全てのグリッド部材で維持される、Ｘ線撮像方法。