(57)【要約】【課題】不必要なフォトンの生成を排除し、或いは検知器の応答時間又は画像取得の速度に基づいて画質への影響を最小限にするＸ線管に対してパルス化された電力を印加する。【解決手段】該システムは、陽極（２０６）及び陰極（２０４）を有するＸ線管（２００）と、陽極と陰極との間のギャップ電圧（２２６）を印加するようになった電源（２１０）とを備え、Ｘ線照射中に該ギャップ電圧（２２６）がパルス化され、パルス化されたＸ線放射（２２０）がもたらされる。Ｘ線の照射中のギャップ電圧は、従来のグリッド周波数をはるかに上回る周波数及びいわゆる一時的接触パルス周波数でパルス化されて、パルス化されたＸ線放射がもたらされるようになっている。【選択図】　　　図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線管（２００）のためのパルス電力印加システムであって、
陽極（２０６）と陰極（２０４）とを有するＸ線管（２００）と、
陽極と陰極の間のギャップ電圧（２２６）を与えるようになった電源（２１０）と、
を含み、
前記ギャップ電圧（２２６）がミリ秒より小さい持続時間にパルス化されて、パルス化されたＸ線放射（２２０）を生じるようになっている、
ことを特徴とするパルス電力印加システム。
【請求項２】
前記陽極（２０６）が接地電位を基準としており、前記陰極（２０４）が、第２の電源（２３２）の負端子に接続されていることを特徴とする、請求項１に記載の発明。
【請求項３】
前記陽極（２０６）及び陰極（２０４）の近くにあるグリッド端子に印加されたグリッド電圧（２３８）を更に含み、前記グリッド電圧（２３８）が、電子の放出電流（２１８）を制御するためにミリ秒より小さい持続時間で印加されることを特徴とする、請求項１に記載の発明。
【請求項４】
前記陰極（２０４）が、切り換え可能な電子源（２１２）及び切り換え可能なフィラメント（２３６）のうちの１つを含むことを特徴とする、請求項１に記載の発明。
【請求項５】
パルス化されたＸ線放射を生成するようになったＸ線管（２００）であって、
フレーム（２０８）と、
該フレーム（２０８）内に配置された陽極（２０６）と、
該フレーム（２０８）内に配置された前記陽極（２０６）と対応する陰極（２０４）と、
陽極と陰極の間のギャップ電圧（２２６）を与えるようになった電源（２１０）と、
を含み、
前記ギャップ電圧（２２６）がミリ秒より小さい持続時間にパルス化されて、パルス化されたＸ線放射（２２０）が生じるようになっている、
ことを特徴とするＸ線管（２００）。
【請求項６】
前記電源（２１０）から取り出した電圧をパルス化することによって、前記ギャップ電圧（２２６）がパルス化されることを特徴とする、請求項５に記載の発明。
【請求項７】
前記電源（２１０）が、前記陽極（２０６）と電気的に連通している正端子と、前記負極（２０４）と電気的に連通している負端子とを含み、該電源（２１０）がパルス化された放出電流（２１８）を生成し、該陽極（２０６）からパルス化されたＸ線放射（２２０）を生じることを特徴とする、請求項１または５に記載の発明。
【請求項８】
前記Ｘ線管（２００）が双極性であり、前記陽極（２０６）が第１の電源（２３０）の正端子に接続され、前記陰極（２０４）が、第２の電源（２３２）の負端子に接続され、前記第１及び第２の電源（２３０、２３２）の残りの端子が接地されていることを特徴とする、請求項１または５に記載の発明。
【請求項９】
前記陽極（２０６）及び陰極（２０４）の近くにあるグリッド端子に印加されたグリッド電圧（２３８）を更に含み、前記グリッド電圧（２３８）が、電子の放出電流（２１８）を制御するために印加されることを特徴とする、請求項５に記載の発明。
【請求項１０】
前記陰極（２０４）が、切り換え可能な電子源（２１２）及び切り換え可能なフィラメント（２３６）のうちの１つを含むことを特徴とする、請求項９に記載の発明。
【請求項１１】
前記陰極（２０４）が、切り換え可能な電子源（２１２）及び切り換え可能なフィラメント（２３６）のうちの１つと作動可能に連通していることを特徴とする、請求項３または５に記載の発明。
【請求項１２】
前記電子源（２１２）が、電界放出アレイ（ＦＥＡ）を含むことを特徴とする、請求項１１に記載の発明。
【請求項１３】
前記電界放出アレイ（ＦＥＡ）が、スピント型電界放出アレイを含むことを特徴とする、請求項１２に記載の発明。
【請求項１４】
Ｘ線管（２００）において作動の効率を向上させる方法であって、前記方法が、
内部に陽極（２０６）及び陰極（２０４）が配置されたＸ線管（２００）に高電圧の電源（２１０）を接続して、前記陽極と前記陰極との間にギャップ電圧（２２６）を与え、
該ギャップ電圧（２２６）をミリ秒より小さい持続時間にパルス化し、
前記陽極（２０６）からパルス化されたＸ線放射（２２０）を生成する、
各段階を含むことを特徴とする方法。
【請求項１５】
Ｘ線管（２００）からのＸ線放出のスペクトル組成を制御する方法であって、前記方法が、
内部に陽極（２０６）及び陰極（２０４）が配置されたＸ線管（２００）に高電圧の電源（２１０）を接続して、前記陽極と前記陰極との間にギャップ電圧（２２６）を与え、
前記陽極（２０６）上に少なくとも１つのターゲット材料を配置し、
前記ギャップ電圧（２２６）をミリ秒より小さい持続時間にパルス化し、
前記陽極（２０６）からパルス化されたＸ線放射（２２０）を生成し、
該生成されパルス化されたＸ線放射（２２０）のエネルギー水準に対応する検知器を用いて、前記パルス化されたＸ線放射（２２０）を検知する、
各段階を含むことを特徴とする方法。
【請求項１６】
前記ギャップ電圧（２２６）をパルス化する段階が、パルスとパルスの間の振幅を制御する段階を含み、該制御が、スペクトル組成の変化に対して異なるエネルギー放射を与えるものであることを特徴とする、請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
前記検知器が、前記Ｘ線放射（２２０）の放出に合致するようにゲート制御されることを特徴とする、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
前記少なくとも１つのターゲット材料が、複数のターゲット材料を含み、該複数のターゲット材料の各ターゲット材料が、前記生成されパルス化されたＸ線放射（２２０）のエネルギー水準に対応していることを特徴とする、請求項１６に記載の方法。
【請求項１９】
２つの検知器が用いられ、該２つの検知器の各々が、前記生成されパルス化されたＸ線放射（２２０）のエネルギー水準に対応していることを特徴とする、請求項１６に記載の方法。
【請求項２０】
Ｘ線管（２００）のためのパルス電力印加システムであって、
陽極（２０６）と陰極（２０４）とを有するＸ線管（２００）と、
陽極と陰極の間のギャップ電圧（２２６）を与えるようになった電源（２１０）と、
前記ギャップ電圧（２２６）をミリ秒より小さい持続時間にパルス化して、パルス化されたＸ線放射（２２０）を生じさせるパルス化手段と、
を含むことを特徴とするパルス電力印加システム。
【請求項２１】
前記パルス化手段が、
前記電極（２１０）から取り出された電圧をパルス化し、
電子の放出電流（２１８）を制御するためにグリッド電圧（２３８）を印加し、
前記陰極（２０４）と作動可能に連通している切り換え可能な電子源（２１２）及び切り換え可能なフィラメント（２３６）のうちの１つを切り換える、
各段階の少なくとも１つを含むか、少なくとも１つの組合せを含む、
ことを特徴とする請求項２０に記載のパルス電力印加システム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、Ｘ線管に対してパルス化された電力を印加するシステム及び方法に関する。
【０００２】
【発明の背景】
Ｘ線管は、医療診断の画像形成、医療治療及び種々の医療試験、並びに材料分析産業において不可欠なものになってきている。典型的なＸ線管は、ディスク形状の陽極ターゲットを支持するカンチレバー軸内に組み込まれた円筒形のロータと、該ロータを包含する、該Ｘ線管の細長いネックを囲む銅巻線を有する鉄のステータ構造体とからなる誘導モータによって回転させられる回転陽極構造体を備えるように形成される。陽極組立体のロータを囲むステータによって駆動される回転陽極組立体のロータは陽極電位にあり、ステータは電気的に接地されている。Ｘ線管の陰極は収束電子ビームを与えるもので、該ビームは、陽極と陰極の間の真空間隙にわたって加速され、陽極ターゲットに衝突するときにＸ線を生成する。ターゲットは、一般に、タングステン、モリブデン、又はその合金のような耐熱金属でできているディスクを含み、このターゲットが高速で回転する間に電子ビームを該ターゲットと衝突させることによってＸ線が生成される。高速で回転する陽極は、９，０００ＲＰＭから１１，０００ＲＰＭに達することがある。
【０００３】
ターゲットの狭い表面領域だけに電子が衝突させられる。この狭い表面領域は、焦点と呼ばれ、Ｘ線源を形成する。ターゲットの陽極に伝えられるエネルギーの９９パーセント以上が熱として放散され、一方、伝えられたエネルギーのわずか１パーセント未満がＸ線に変換されるので、ターゲット陽極において好結果をもたらすためには、熱の管理が重要である。エネルギーが比較的多量に与えられると、このエネルギーは、通常は、ターゲット陽極内に伝えられることになり、該ターゲット陽極は、効率的に熱を放散できなくてはならないことが理解できる。この小さい寸法の焦点に加えて、高水準の瞬間パワーをターゲットに供給することのために、Ｘ線管の設計者は、ターゲット陽極を回転させ、これによって熱の束が該ターゲット陽極の広い領域に分散するような構成をとるようになった。
【０００４】
Ｘ線管の性能を考慮する際に、幾つかの重要な課題は、Ｘ線生成の効率、患者の照射量の管理、高電圧安定性、選択的なスペクトル組成、検知器の応答時間及び画像取得の速度である。
【０００５】
現在のＸ線管設計の効率は、およそ１パーセントである。電力入力の大半が、熱として放散される。熱の問題を取り扱うことは、高電力の管を設計しようと努力しているＸ線管の設計者が直面する難問の一つである。Ｘ線生成の効率を改善させる如何なる方法も非常に重要である。現在の手法は、陽極と陰極の間の電圧のためにＤＣ電源を使用し、ＤＣ放出電流を生成し、ＤＣＸ線放射出力を生成するというものである。現在の手法を用いる場合には、Ｘ線が生成されるが画像形成に使われない時間がある。すなわち、Ｘ線が必要とされない時間間隔がある。
【０００６】
従って、フォトンが必要とされないときに不必要なフォトンの生成を排除し、或いは検知器の応答時間又は画像取得の速度に基づいて画質への影響を最小限にする方法及び装置が望まれる。従って、不必要なＸ線放射の放出を減少させるために、Ｘ線放射出力を画像の記録と同期させることが望ましい。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上に説明された欠点及び不具合、及び他の欠点及び不具合は、陽極と陰極とを有するＸ線管と、陽極と陰極の間のギャップ電圧を与えるようになった電源とを含み、Ｘ線の照射中において、ギャップ電圧が、従来のグリッド周波数をはるかに上回る周波数及びいわゆる一時的接触パルス周波数でパルス化されて、パルス化されたＸ線放射がもたらされるようになっている、Ｘ線管のためのパルス電力印加システムによって克服されるか、又は軽減される。
【０００８】
別の実施形態において、Ｘ線管における作動効率を改善する方法が開示される。この方法は、内部に陽極及び陰極が配置されたＸ線管に高電圧の電源を接続して、該陽極と該陰極との間にギャップ電圧を与えること、Ｘ線の照射中に、従来のグリッド周波数をはるかに上回る周波数及びいわゆる一時的接触パルス周波数で該ギャップ電圧をパルス化すること、及び陽極からパルス化されたＸ線放射を生成することを含む。
【０００９】
本発明の上述された及び他の特徴及び利点は、当業者には以下の詳細な説明及び図面から認識され、理解されるであろう。
【００１０】
【発明の実施の形態】
例示的な図面を参照すると、幾つかの図において同様の要素に同様の番号が付けられている。
【００１１】
図１を参照すると、この図は、Ｘ線画像形成システム１００を示す。画像形成システム１００は、Ｘ線源１０２と、検査中の構造体をＸ線フォトンに曝すコリメータ１０４とを含む。例として、Ｘ線源１０２をＸ線管とし、検査中の構造体１０６を人間の患者、テスト模型、その他の試験用の無生物とすることができる。
【００１２】
Ｘ線画像形成システム１００はまた、処理回路１１０に接続されたイメージセンサ１０８を含む。処理回路１１０（例えば、マイクロコントローラ、マイクロプロセッサ、顧客用ＡＳＩＣ又はその種のもの）が、メモリ１１２及びディスプレイ１１４に接続されている。
【００１３】
メモリ１１２（例えば、１つ又はそれ以上のハードディスク、フレキシブルディスク、ＣＤＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ及びその種のものを含む）は、高エネルギー水準の画像１１６（例えば、１１０〜１４０ｋＶｐ、５ｍＡｓの照射後にイメージセンサ１０８から読み出された画像）及び低エネルギー水準の画像１１８（例えば、７０ｋＶｐ、２５ｍＡｓの照射後に読み出された画像）を格納する。メモリ１１２はまた、画像１１６〜１１８（例えば、骨又は組織構造体）における特定の種類の構造体を削除するための、処理回路１１０により実行される命令を格納する。その結果、画像１２０を削除された構造体が、ディスプレイに生成される。
【００１４】
図２を参照すると、Ｘ線源１０２として使用するためのＸ線管２００が示されており、このＸ線管２００は、陰極２０４と、陽極２０６と、全体が２１６で示される誘電絶縁体を有するフレーム２０８とを有し、その全てがＸ線管２００の中に配置されている。図２はまた、Ｘ線照射を制御する例示的な構成要素、すなわち、主電源（発電機）２１０、フィラメント又は電子源２１２のための電源、及びグリッド回路２１４も示している。電源発電機２１０、電子源２１２、及びグリッド回路２１４を個別に用いて、又は組合せて用いて、Ｘ線管２００へのパルス電力を生成することができる。上の例示的な構成要素の組合せを用いる方法を以下に概説する。
【００１５】
例示的な方法において、パルス化された管の放出電流２１８が生成され、次にこの放出電流２１８が陽極ターゲット２２２からパルス化されたＸ線放射２２０を生成する。パルス化された放出電流２１８の周波数、パルス幅、及びデューティ比が、Ｘ線検知器の応答時間、画像取得速度、及び必要な画質によって定められる。
【００１６】
電流パルスの周波数（ｆ）、パルスがＯＮの時間（ＴＯＮ）、パルスがＯＦＦの時間（ＴＯＦＦ）及び時間（Ｔ）の場合には、効率改善率は、
効率改善率＝（ＴＯＮ＋ＴＯＦＦ）／ＴＯＮ
となる。
【００１７】
図３は、デューティ比が１００％（ＴＯＦＦ＝０）のときのＸ線生成の原理を示す。より具体的には、図３は、図４と比較して放出電流がパルス化されていないときのＤＣ電圧、ＤＣ電流、ＤＣＸ線放射及びエネルギー入力を示す。
【００１８】
図４を手短に参照すると、５０％のデューティ比（ＴＯＮ＝ＴＯＦＦ）を有する放出電流２１８のパルスの場合には、効率改善率は２となり、すなわち従来の方法に対し１００％の効率向上となる。効率改善率は、任意に入力電力の減少率と解釈できることが理解されるであろう。
【００１９】
例えば、ＣＴ（コンピュータ断層撮影）スキャナは、画像取得のために５００μｓかかり、６００μｓの間隔で走査する。従って、６００μｓの間隔の中には、Ｘ線フォトンが依然として生成されるが使用されない１００μｓの時間があり、このことは、パルス化された放出電流２１８が使用された場合には、入力電力が、１６．７％だけ減少されたことになることを意味する（例えば＝１００／６００）。
【００２０】
ここで開示される例示的な方法は、人体ダイナミックスが、ミリ秒より小さい時間尺度においては大幅に変わらないと仮定する。また、人体ダイナミックスにおける何らかの変化の結果として、マイクロ秒間に何らかの画像の損失が生じたとしても、それは診断手順に影響を与えるものではない。この基本的仮定によれば、およそ数十ｋＨｚのパルス周波数を有するパルス化されたＸ線放射を生成することにより、著しい情報の損失が生じることはない。また、Ｘ線検知器の応答時間（特に立下り時間）は、放出電流の応答時間より遅いということも仮定されている。この場合においては、Ｘ線信号は、非常に長い時定数で減衰し、次のパルスが到達するまでその値をほぼピーク値に保持する。図４は、予想される電圧、電流、及びＸ線放射の波形を示す。
【００２１】
更に図２を参照して、Ｘ線管２００に対するパルス電力入力を生成する例示的な方法を説明する。高電圧の電源２１０をパルス化することにより、主陽極と陰極の間のギャップ電圧２２６が高周波数でパルス化される。各々のパルスの持続時間は、約１ミリ秒より下であることが好ましい。放出電流２１８及びＸ線の生成２２０は、取り出された電圧Ｖａｃをパルス化することによって制御される。現代のパルス電源生成装置は、複雑でなく、低コストになってきている。しかしながら、高電圧、典型的には約１５０ｋＶ及びそれより高い瞬間電力が必要とされる場合には、パルス電源を生成することは難題である。双極性のＸ線管設計においては、一方の側に対して典型的には７５ｋＶのパルス電圧を生成することは、比較的複雑なことではなく、容易に利用可能である。例えば、電源２１０の一方の電源発電機２３０に高速の高電圧スイッチ（ソリッド・ステート・スイッチング技術に基づいた）を用い、この電源発電機２３０に電源２１０の別の電源発電機２３２を直列に接続すると、８０ｋＶ及び１ｋＡの瞬間電流の場合には、各電源発電機２３０、２３２は２００ｎｓの放出電流立上り時間をもたらす。
【００２２】
更に、パルス電圧電源２１０を用いることは、可変電圧値が望まれるときに、例えば、スペクトル組成の変化のために利点をもたらす。従来の厚い固体のターゲット２２２からのＸ線放出のスペクトル組成を、２つの調整可能なパラメータ、すなわち（１）電子加速電圧、及び（２）ターゲット材料の組成によって制御することができる。現在、医療用診断装置に使用されている高出力のＸ線源は、厚い高密度、高Ｚの材料のターゲットであり、制動放射の放射線がターゲットから後方散乱し、低Ｚの窓２３４を介して挿入されたＸ線管から漏れる。放射線のスペクトルは、より高い加速電圧を用いることによって、より高エネルギーの放射を含むように任意にシフトされる。パルス電力の印加は、パルスからパルスまでの間に陰極２０４と陽極２０６の間で管２００を横切って印加される電圧の制御に適している。放射についての濾過は同じであるが、パルス列は異なるパルスを含み、幾つかのパルスはより高エネルギーの放射を有する。検知器をゲート制御し、放射線の放出２２０と合致させることができる。代わりに、２つの異なる検知器を任意に用いて、各々の検知器を、異なるエネルギーのフォトンで使用するために最適化することができる。この実施形態においては、放射線のスペクトル組成が適度の制御のもとにあるので、造影剤の影響を強めるために関係する技術分野において知られ、使用されている画像減色法を、多くの制御と共に用いることができる。画像間の時間が短いことはまた、動きに関連する減色効果が減少することを暗示する。
【００２３】
乳房Ｘ線撮影のように、ターゲット２２２上に２つの異なる材料を用いることによって、Ｘ線放射のスペクトル組成に更に別の変化を達成することができる。乳房Ｘ線撮影のターゲット設計においては、電子ビームの衝突のために２つの別個のトラックがターゲット２２２上に配置される。Ｘ線出力の調整又は最適化は、ターゲット２２２に衝突する様々なエネルギーの電子、及び該ターゲット２２２上に配置される２つの異なる材料の選択によって任意に行われる。次に、２つの材料の間に生じるＸ線の差を取り除くか又は補償するために、電子ビームの電流を変化させることができる。
【００２４】
パルス間で電子ビームの強さが急速に変化することは、応答時間の速い陰極電子エミッタについて或る水準の技術開発がなされることを想定しているものと認められるであろう。慣習的には、フィラメント２３６からの熱電子の電子放出が、電子を生成するために用いられている。陰極内に放散した電力の大部分は陰極構造体を加熱するだけであり、陰極への電力供給は必要より大きく、陰極の部品が必要以上に高温になり、廃熱は、巧妙なＸ線管設計を通して管理されなければならない。電界放出陰極は、フィラメント・ベースの設計において必要とされる加熱電力なしに電子を生成する代替的な手法を提供するものである。微細加工により作られた鋭利な先端部のアレイの形態の電界エミッタ陰極が、電子源である。陰極を加熱することなく電子を取り出すために、電界放出が用いられる。ソリッド・ステート装置として、電界放出陰極は、パルス化されたＸ線生成に適している。これらのアレイは、オリジナルのスピント型陰極アレイにおいて先端部がモリブデンから作られたものを含む。
【００２５】
電子の生成を制御するために、速い応答時間をもつ電界放出源のような電子源を用いて放出電流（温度）を２つのしきい値の間でＯＮ及びＯＦＦに切り換えることができる。他の電子源を用いる場合には、同様の手順を用いて、電子の流れをＯＮ／ＯＦＦに切り換えることができる。この方法の実用性は、主に電子源の応答時間によって決まる。これを行うのに理想的に適した１つの例示的な方法は、適度な電圧でゲート制御された電界放出アレイ（ＦＥＡ）により実行することができる。
【００２６】
例示的な代替的実施形態においては、放出電流２１８の急速な変化が、グリッド電圧２３８を用いるグリッドを含む。陰極カップの容量は十分に小さいので、放出電流２１８の制御を数十マイクロ秒から数百マイクロ秒の時間尺度で行うことができる。例示的な実施形態において、電子放出電流を制御するためにグリッドが用いられる。グリッド電極２４０は、電子の流れを切断する負電位から、電子を流れさせる陰極電位へ切り換わる。必要とされるグリッド電圧２３８が数ｋＶ程度であるので、面倒なことなく低コストで速いスイッチングを達成することができる。
【００２７】
高電圧電子放出にパルス化電力を印加して制動放射を放射線放出することは、透過モードでＸ線放射を生成する薄いターゲットに用いることができる。好ましい実施形態は、Ｘ線放射を生成するために用いられる電子ビームの近くを回転する薄いターゲット材料の多数の箔を有する薄い支持体である。パルス列の選択は、検知器の作動に同期され、電子ビームエネルギーを変化させることによって特定のスペクトル組成のために最適化された状態で、適時にターゲットに衝突させるための鍵である。
【００２８】
図４は、上述のパルス化グリッド電圧を用いる、１つの提案された例示的な方法についての作動原理を示す。現在の手法と比べると、この方法はエネルギー入力を減少させ、最終的には管の部品の温度上昇を減少させる。この方法を用いて、効率改善率だけ熱的制限値を高めることができる。図４は、ミリ秒より小さい持続時間にパルス化された電流を例示するが、電圧も同様に、任意にパルス化できると考えられていることが理解されるであろう。好ましい実施形態は、グリッド電圧を迅速に変化させることにより、高周波数で電流をパルス化するためのものである。グリッドを単独でまたは他の方法と共に用いて、ここに開示される放出電流をパルス化することができる。
【００２９】
Ｘ線管と共にパルス電力の印加を用いる最もさしあたっての利点の一つは、該Ｘ線管の効率の改善であろう。パルス電力の印加は、より高電力を取り扱うことができるＸ線管の開発を容易にする。効率因子を高めて、高電力管をよりコンパクトにすることができ、不必要な照射を排除することによって、患者の照射量の管理が改善される。更に、Ｘ線管の効率（電力処理容量）が高くなると、発電機の電力所要量は減少する。このことは又、コンパクトで低コストの発電機を意味する。
【００３０】
短い持続期間のパルスを印加し、ターゲットの温度を減少させることによって、Ｘ線管の高電圧安定性を改善することができる。印加される電圧のパルス幅が減少するに従って、絶縁体の絶縁耐力が改善される。トラック（ターゲット）温度を下げることによって、スピット活動（絶縁破壊）の可能性を減少させることができる。当業者は認識できるように、高電流のもとでの高電圧安定性は、最も重要なＸ線管の設計及び性能課題の一つである。
【００３１】
更に、パルス化された高電圧供給を用いて一次パルスを生成するとき、パルス化された高電圧供給を用いることが、Ｘ線管の高電圧安定性を改善するのに更なる利点をもたらす。より具体的には、絶縁システムの絶縁耐力は、ほとんどの場合、電圧を印加する持続時間によって決まる。つまり、絶縁体は、短い持続期間のパルスに対してより高い絶縁耐力を有する。このことは、同じ幾何学的形状又は誘電間隔に対してはより高い電圧を印加することができ、又は同じ電圧水準に対しては間隔を狭めることができることを意味する。
【００３２】
ここに開示された例示的な方法は、Ｘ線管にパルス電力技術を用いることによって、Ｘ線の生成が、画像の記録のために必要とされるＸ線放射出力と同期されることを示す。これらの方法は、サンプルＸ線検知の使用を含むものであり、その後に信号回復技術が続く。フォトンが必要とされないとき、又はフォトンが画質にあまり影響を与えないときに不必要なフォトンの生成を排除することによって、発生する平均熱度を著しく減少させることができる。これにより、管の効率の改善又は電力処理能力の改善がもたらされる。
【００３３】
検知器の応答時間及び画像取得システムの速度が非常に急速に改善されるので、Ｘ線生成のために要する時間が短くなる。このことは、Ｘ線フォトンを生成するために単一のパルス又は多数のサンプルパルスの形態でパルス電力技術を用いる優れた機会をもたらす。
【００３４】
Ｘ線検知器及び画像取得時間の応答時間（立上り時間及び立下り時間）に応じて、パルスの周波数、幅、及びデューティ比を最適化し、必要とされる画質のためのＸ線放射出力を生成することができる。速い画像操作及び処理アルゴリズムを有する強力なデジタル信号プロセッサが、重要な情報の損失が非常に少ないか又はない状態でサンプルＸ線出力から明瞭な画像を生成するために利用可能である。
【００３５】
パルス電圧の振幅を変えることによってＸ線放射のスペクトル組成を変えるために、パルス電圧を用いることもできる。パルス電圧を用いてスペクトル組成を変えるこの方法を、１つ以上のスペクトル組成のＸ線放射が必要とされる場所に印加するのに用いることができる。
【００３６】
最後に、パルス化された放出電流を生成し、同様のパルス化されたＸ線放射を生成するためにパルス電力印加を用いる方法及び装置が、Ｘ線管の効率の改善、患者の照射量の管理の改善をもたらし、高電圧安定性を改善し、スペクトル組成を変える手段を提供する。
【００３７】
本発明を好ましい実施形態に関して説明したが、本発明の技術的範囲から逸脱することなく種々の変更を行うことができ、その要素を均等物と置き換えることができることが、当業者には理解されるであろう。更に、本発明の本質的範囲から逸脱することなく特定の状況又は材料を本発明の教示に適合させるように、多くの修正を加えることができる。従って、本発明は、本発明を実施するのに最良の態様であると考えられるものとして開示した特定の実施形態に限定されるものではなく、添付の特許請求の範囲の技術的範囲に含まれる全ての実施形態を含むことが意図されている。更に、第１、第２などの用語の使用は、如何なる順序又は重要度を示すものではなく、むしろ第１、第２などの用語は、ある要素を別の要素と区別するために用いられているものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】Ｘ線画像形成システムのハイレベル図。
【図２】パルス化されたＸ線放射を生成するためのＸ線管と作動可能に連通した電子源及びグリッド回路を含むパルス電源の例示的な実施形態の概略図。
【図３】ＤＣ電圧、ＤＣ電流及びエネルギー入力をプロットしたＤＣＸ線生成の現在の実施を示すグラフ。
【図４】図２のパルス電源を用いる場合のＤＣ電圧、パルス電流及びエネルギー入力をプロットしたパルス化されたＸ線生成のグラフ。
【符号の説明】
２００　Ｘ線管
２０４　陰極
２０６　陽極
２０８　フレーム
２１０　電源
２１２　電子源
２１４　グリッド回路
２１６　誘電絶縁体
２１８　電子放出電流
２２０　Ｘ線放射
２２６　ギャップ電圧
２３６　フィラメント
２３８　グリッド電圧
【図１】
2004006349.tif 000003
【図２】
2004006349.tif 000004
【図３】
2004006349.tif 000005
【図４】
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