(57)【要約】【課題】　電力要求量を低減し、従ってＸ線管及び電子の生成に必要とされるＸ線管内の高圧要素へのケーブル寸法を小さくする。【解決手段】　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加速電位及びフォトン（３１０）を印加するようになった電源（３００）とを備えるＸ線管（２００）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であって、ギャップ電圧及びフォトン（３１０）がパルス化され、該電源（３００）から単一ケーブルを介して該Ｘ線管（２００）により受けられ、パルス化されたＸ線放射線（２２０）がもたらされる。【選択図】　　　図２
2004071563.tif 000002
【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、
　光エネルギと電気エネルギによる陽極陰極間ギャップ電圧（２２６）とを与えるように構成された電源（３００）と、
を備え、
　前記光エネルギ及び前記ギャップ電圧がパルス化されてパルス化されたＸ線放射（２２０）をもたらすようになっており、
　前記光エネルギ及び前記電気エネルギを前記電源（３００）から前記Ｘ線管（２００）に伝送するための手段が設けられた、
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（３００）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】
　パルス化されたＸ線放射（２２０）を生成するようになったＸ線管であって、
　フレーム（２０８）と、
　前記フレーム（２０８）に配設された陽極（２０６）と、
　前記フレーム（２０８）に配設され、前記陽極（２０６）に対応する陰極（２０４）と、
　光エネルギと電気エネルギによる陽極陰極間ギャップ電圧（２２６）とを与えるように構成された電源（３００）と、
を備え、
　前記光エネルギ及び前記ギャップ電圧がパルス化されてパルス化されたＸ線放射（２２０）をもたらすようになっており、
　前記光エネルギ及び前記電気エネルギを前記電源（３００）から前記Ｘ線管（２００）に伝送するための手段が設けられた、
ことを特徴とするＸ線管（２００）。
【請求項４】
　前記電源（３００）から取り出した電圧をパルス化することにより、前記光エネルギ及び前記ギャップ電圧がパルス化されることを特徴とする請求項１または３に記載の発明。
【請求項５】
　前記電源（３００）が、前記陽極（２０６）と電気的に接続された正端子と、前記陰極（２０４）と電気的に接続された負端子とを含み、前記電源（３００）がパルス化された放出電流（２１８）を生成してパルス化されたＸ線放射（２２０）を前記陽極（２０６）からもたらすようになったことを特徴とする請求項１または３に記載の発明。
【請求項６】
　前記Ｘ線管（２００）が双極性であり、前記陽極（２０６）が第１の電源（３００）の正端子に接続され、前記陰極（２０４）が第２の電源（３００）の負端子に接続され、前記第１及び第２の電源（３００）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３に記載の発明。
【請求項７】
　前記光エネルギが、前記電源（３００）と作動可能に接続されたレーザー、ＬＥＤ、及びエレクトロルミネセント装置の１つにより生成され、適当な波長のパルス化されたフォトンエネルギを生成して、電子源（２１２）からの電子放出を最適化するようになっていることを特徴とする請求項１または３に記載の発明。
【請求項８】
　前記陰極（２０４）が、電子源（２１２）として構成された表面を含み、前記表面に向けられるフォトン（３１０）によりトリガされて電子（３１６）を生成するようになっており、前記フォトン（３１０）が前記光エネルギから生成されるものである、ことを特徴とする請求項１または３に記載の発明。
【請求項９】
　前記陰極（２０４）の表面が、少なくとも１つの純金属、半導体結晶、被覆金属材料、被覆酸化物材料、及び劈開された結晶縁を含む準備された光放出面（３１２）であることを特徴とする請求項８に記載の発明。
【請求項１０】
　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９に記載の発明。
【請求項１１】
　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１０に記載の発明。
【請求項１２】
　前記光エネルギ及び前記電気エネルギを前記電源（３００）から前記Ｘ線管（２００）に伝送するための前記手段が単一ケーブルであり、前記単一ケーブルが、
　光エネルギをＸ線管（２００）に伝送するように構成された導波管（３２０）と、
　前記導波管（３２０）の少なくとも一部を前記ケーブルの長さに沿って囲み、電気エネルギを前記Ｘ線管（２００）に伝送するようになった電気導線と、
　前記導波管（３２０）と前記電気導線との間に配設され、前記導波管（３２０）と前記電気導線とを囲む絶縁材料（３２４）と、
を備えることを特徴とする請求項１または３に記載の発明。
【請求項１３】
　Ｘ線管（２００）の作動効率を改良するために寸法を縮小する方法であって、
　光エネルギ及び電気エネルギをもたらすように電源（３００）を構成し、
　前記光エネルギ及び電気エネルギを前記電源（３００）から前記Ｘ線管（２００）に伝送するための手段により前記電源（３００）を前記Ｘ線管（２００）に接続し、前記Ｘ線管（２００）に陽極（２０６）及び陰極（２０４）を配設して、その間にギャップ電圧が印加されるようにし、
　前記ギャップ電圧をパルス化し、
　パルス化されたＸ線放射（２２０）を前記陽極（２０６）から生成する、
段階を含むことを特徴とする方法。
【請求項１４】
　前記光エネルギ及び前記電気エネルギを、前記電源（３００）から前記Ｘ線管（２００）に伝送するための前記手段が、単一ケーブルであり、前記単一ケーブルが、
　光エネルギをＸ線管（２００）に伝送するように構成された導波管（３２０）と、
　前記導波管（３２０）の少なくとも一部を前記ケーブルの長さに沿って囲み、電気エネルギを前記Ｘ線管（２００）に伝送するようになった電気導線と、
　前記導波管（３２０）と前記電気導線との間に配設され、前記導波管（３２０）と前記電気導線とを囲む絶縁材料（３２４）と、
を備えることを特徴とする請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
　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、
　フォトン（３１０）を生成する光エネルギと、陽極と陰極との間のギャップ電圧（２２６）を生成する電気エネルギとをもたらすように構成された電源（３００）と、
　前記フォトン（３１０）と前記ギャップ電圧とをパルス化してパルス化されたＸ線放射（２２０）をもたらすためのパルス化手段と、
　前記光エネルギ及び前記電気エネルギを前記電源（３００）から前記Ｘ線管（２００）に伝送するための手段と、
を備えることを特徴とするパルス電力印加システム。
【請求項１６】
　前記パルス化手段が、
　前記電源（３００）から取り出した電圧をパルス化することと、
　グリッド電圧（２３８）を印加して電子放出電流（２１８）を制御することと、
　前記陰極（２０４）と作動可能に接続された切り換え可能な電子源（２１２）の１つを切り換えること、
の少なくとも１つを含み、及び少なくとも１つの組み合わせを含むことを特徴とする請求項１５に記載のパルス電力印加システム。
【請求項１７】
　Ｘ線管（２００）の電源ケーブルであり、
　光エネルギをＸ線管（２００）に伝送するように構成された導波管（３２０）と、
　前記導波管（３２０）の少なくとも一部を前記ケーブルの長さに沿って囲み、電気エネルギを前記Ｘ線管（２００）に伝送するようになった電気導線と、
　前記導波管（３２０）と前記電気導線との間に配設され、前記導波管（３２０）と前記電気導線とを囲む絶縁材料（３２４）と、
を備えることを特徴とする電源ケーブル。
【請求項１８】
　前記電気導線が、前記導波管（３２０）の少なくとも一部を囲み、２つの電気導線（３２６）を通るパルス化電流の伝送のために表皮効果を最適化するように構成された２つの電気導線（３２６）を含むことを特徴とする請求項１７に記載のケーブル。
【請求項１９】
　前記２つの電気導線（３２６）の各々が、前記表皮効果を最適化するように前記ケーブルの周辺部の近傍に配設された円筒形壁の一部として構成されることを特徴とする請求項１８に記載のケーブル。
【請求項２０】
　前記電気導線が、電力のパルス列の伝送ライン効果を用いて前記Ｘ線管における電圧を最大にするように構成されていることを特徴とする請求項１７に記載のケーブル。
【請求項２１】
　前記導波管（３２０）が、光ファイバ及び光ファイバの束の１つを含むことを特徴とする請求項１７に記載のケーブル。
【請求項２２】
　前記導波管（３２０）がプラスチック及びガラスの１つから作られることを特徴とする請求項１７に記載のケーブル。
【請求項２３】
　Ｘ線管（２００）に供給する電力ケーブル（３０４）の寸法を縮小する方法であって、
　フォトンエネルギによりトリガされて電子の放出を開始する電子源（２１２）に光エネルギを光学導波管（３２０）を用いて伝送し、
　加速電位導線の厚さを減らすように表皮効果を考慮して、前記加速電位導線が前記導波管（３２０）の周りに周方向に配設されるように構成し、
　絶縁材料を前記導線と前記導波管との間に配設し、前記絶縁材料（３２４）が前記導線及び前記導波管（３２０）の周辺部を囲むようにする、
段階を含むことを特徴とする方法。
【発明の詳細な説明】
【背景技術】
【０００１】
　Ｘ線管は、医療診断用画像形成、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いる。典型的なＸ線管は、誘導電動機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、該電動機は、円板形の陽極ターゲットを支持する片持ち式軸内に組み込まれた円筒形のロータと、該ロータを収容するＸ線管の細長いネック部を囲む銅巻線を有する鉄製ステータ構造体とを備える。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であり、一方ステータは電気的にアースに接続されている。Ｘ線管の陰極は集束電子ビームを供給し、該電子ビームは、陽極と陰極の間の真空ギャップを横切って加速され、陽極ターゲットへの衝突時に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火金属製の円板を含み、このターゲットを高速で回転させ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。
【０００２】
　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達されるエネルギの９９パーセント以上が熱として放散され、一方、伝達されたエネルギのわずか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。エネルギが比較的多量に与えられると、このエネルギは、通常はターゲット陽極内に伝達されることになり、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、高レベルの瞬時出力をターゲットに供給するために、Ｘ線管の設計者は、ターゲット陽極を回転させ、これによって熱流速が該ターゲット陽極の広い領域全体に分散するような構成をとるようになった。
【０００３】
　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。
【０００４】
　現在のＸ線管設計の効率は、約１パーセントであり、残りの電力入力は熱として放散される。この電力に対応するために、大きな管状ターゲット及び付随する構造体が必要である。現在、Ｘ線管は２つの電源により駆動されており、１つはフィラメントを加熱するためのもの、もう１つは陽極陰極間ギャップ間に高圧（ＨＶ）加速電位を供給するためのものである。これらの電力源は、ＡＣ又はＤＣのいずれであっても一定の電力を管に供給して一定の出力をもたらす。この方法では、Ｘ線が生成されていない間、又は生成されたＸ線が不要であるか又は利用されない間にも電力が放散されることになる。
【０００５】
　高電圧源をパルス化又は共振手法で用いると、Ｘ線管の全体効率が増大することが分かっている。パルス化高電圧電源を用いて加速電圧が生成される場合には、絶縁システムの絶縁耐力は電圧パルスの持続時間に依存するものとなり、すなわち、絶縁体は、持続時間の短いパルスである程より高い絶縁耐力を有する。この効果はよく知られており、対応する電圧・時間特性曲線に反映される。この曲線は、ほとんどの絶縁材料に当てはまり、絶縁材料が耐えることができる電圧、すなわち、破壊電圧ＶBDを示すものであり、これは高電圧の印加時間に対して一定ではない。電圧・時間特性曲線は、同じ幾何形状又は誘電間隔に対しては、短時間であればより高い電圧を印加することができることを表す。或いは、この曲線は、所定の電圧レベルに対して誘電材料の間隔又は厚さを減らすことができることを表す。従って、一般に、パルス電力技術を使用すると、ＤＣ高電圧の印加に比べて、より小さなＨＶの重要な構成要素を使用することができる。
【０００６】
　フィラメント構造の熱応答時間が遅いために、フィラメントの電力源はより安定した定電源であることが必要である。その結果、電力印加の効率が低くなり、これに伴ってフィラメント電流を扱うために大きなワイヤを使用することになる。
【０００７】
　管全体の寸法は一般に、要求される最大電力に起因する。小さな焦点の方が電力よりも重要である場合においては、管の寸法をより小さく作ることができるが、ＨＶケーブルの寸法により制限される。これにより、管を固定具に堅く装着することが制限され、アクセスが困難な生体組織の領域に対しての有用性を制限することになる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
　従って、電子が必要とされないときに不必要な電子の生成を排除し、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。更に、電力要求量を低減し、従ってＸ線管及び電子の生成に必要とされるＸ線管内の高圧要素へのケーブル寸法を小さくすることが望まれる。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
　上述及び他の難点及び欠点が克服又は軽減される、Ｘ線管に供給する電力ケーブルの寸法を縮小するための方法が開示される。この方法は、フォトンエネルギによりトリガされて電子の放出を開始する電子源に光エネルギを光学導波管を用いて伝送し、加速電位導線の厚さを減らすように表皮効果を考慮して、該加速電位導線が該導波管の周りに周方向に配設されるように構成し、絶縁材料を該導線と導波管との間に配設し、絶縁材料が導線及び導波管の周辺部を囲むようにする段階を含む。
【００１０】
　例示的な実施の形態において、Ｘ線管のためのパルス電力印加システムは、陽極及び陰極を有するＸ線管と、陽極陰極間ギャップ加速電位及びフォトンエネルギを与えるようになった電源とを備え、ギャップ電圧及びフォトンエネルギがパルス化され、該電源から単一ケーブルを介して該Ｘ線管により受けられてパルス化されたＸ線放射がもたらされる。
【００１１】
　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。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
　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。
【００１３】
　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。
【００１４】
　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。　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。
【００１５】
　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。
【００１６】
　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。
【００１７】
　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。
【００１８】
　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入力を示す。
【００１９】
　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。
【００２０】
　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）。
【００２１】
　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。
【００２２】
　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。
【００２３】
　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。
【００２４】
　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。
【００２５】
　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。
【００２６】
　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。この課題に理想的に適合する別の例示的な方法は、ここで後述する光放出陰極組立体を用いるものである。
【００２７】
　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。
【００２８】
　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。
【００２９】
　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。
【００３０】
　図５及び図６を参照すると、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で電子を生成するための例示的な装置及び手法が示される。Ｘ線管２００が示され、このＸ線管はフォトントリガ電子源を有する陰極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。また図５は、Ｘ線照射を制御する例示的な構成要素、すなわち、電気エネルギによって加速電位を与え、光エネルギによってフォトンを与えるように構成された電源３００を示す。電源３００は、加速電位を陽極と陰極との間に供給するため、及び光エネルギを光放出陰極２０４に供給するために、電力ケーブル３０４によりＸ線管２００に接続される。上述の例示的な構成要素の組合せを用いる方法が、以下に概説される。
【００３１】
　例示的な方法において、パルス化された管の放出電流２１８が生成されると、次に、パルス化されたＸ線放射２２０が陽極ターゲットから生成される。前述のように、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。
【００３２】
　更に図５及び図６を参照すると、電源３００はフォトン源３０８を有するように構成され、このフォトン源は、限定されないが、レーザー、発光ダイオード（ＬＥＤ）、又は他のエレクトロルミネセント装置を含み、準備された陰極２０４の光放出面３１２に向けてフォトン３１０を生成する。準備された陰極２０４の光放出面３１２は、純金属、半導体結晶、被覆金属材料、被覆酸化物材料、及び劈開された結晶縁の少なくとも１つ、及びこれらの組合せの少なくとも１つを含むが、これに限定されない。陰極２０４に向けられる適切なエネルギ又は波長のフォトン３１０は陰極２０４から放出される電子３１６を生じ、この電子３１６は、陰極２０４と陽極２０６との間に作動可能に接続されるバイアス電圧装置３１８によって部分的に生成された静的及び動的な電磁界の影響下で、陽極２０６に引かれる。バイアス電圧装置３１８は、陽極２０６に対して、陰極２０４上に負極性を維持するように構成される。
【００３３】
　図５及び図７を参照すると、Ｘ線管の寸法の縮小は、従来の大規模高圧（ＨＶ）ケーブル配線に限られるものではない。Ｘ線管は、任意選択的ではあるが、単一ケーブルのパルス化手法で光エネルギ及び加速電位を伝送する手段を組み込んだ独自のケーブル配線３００を用いることによって、加速電位及び電子源の両方についてパルス化された電源又は共振電源を用いる手持ち式装置である。更に、パルス化電力を使用することにより、誘電材料における電圧時間効果に起因して、絶縁体の寸法、重量、及び加速電位用導線間の間隔要件が低減される。
【００３４】
　例示的な実施形態において、電力ケーブル３００の断面が図７に示される。電力ケーブル３００は、フォトン源３０８により生成された光エネルギを陰極２０４の光放出面３１２に伝送するための導波管３２０を含む。導波管３２０は、光ファイバー束３２２であることが好ましい。導波管３２０は絶縁材料３２４中に収められており、この絶縁材料は、陰極２０４と陽極２０６との間に加速電位を与える電気エネルギを電源３００から陰極２０４に伝送するために、２つの電気導線３２６を内部に有する。
【００３５】
　例示的な実施の形態において、各電気導線３２６は、表皮効果を最大化するように設計された幾何学的形状、及びケーブルの幾何学的形状を有するように構成される。ケーブルの長さは、アンテナ調整の方法で機械的又は電気的に調整される。電力パルス列源の伝送ライン効果を最適化して利用することは、十分に当業者の周知事項の範囲内であり、これによりケーブルはＸ線管における最大電圧を許容するように調整されることが分かるであろう。これらの固有の要素を一体化すると、ケーブル配線を非常に小さな直径を有する単一の電力ケーブルとすることができることから、従来の装置よりもずっと小さな寸法のＸ線管を作ることができるようになる。このことは、Ｘ線管を手持ち式又は手動操作可能な装置とすることができ、診断のより多くの機会をもたらす。必要であれば、これらの管の列を、より大きな領域又はより高い透過力のものに組み込んで利用することができる。
【００３６】
　より具体的には、更に図７を参照すると、各電気導線３２６は、交流が導線の表面近くを流れるという傾向を実現することにより、表皮効果を最大化するように構成され、従って、電流を全断面積の小さな部分に制限し、電流の流れに対する抵抗が増すようになる。表皮効果は導線の自己インダクタンスに起因するものであり、高周波数における誘導リアクタンスの増加を生じ、これによってキャリアすなわち電子を該導線の表面の方向に推し進める。高周波数においては周辺部の方が、断面部分よりも抵抗を予測することに関しては好ましい基準である。電流の透過深度は、直径に比べて非常に小さくなる。例示的な実施の形態において、各導線３２６は、ケーブル３０４の長さだけ延びる、実質的に薄い平面導線３２８として構成される。平面導線３２８は、光ファイバー束３２２の円周の一部の周りに曲げられ、束３２２と導線３２８との間に絶縁材料を有するようになる。導線３２８は、束３２２の周りに曲げられており、ケーブル３０４の直径３３０が最小になる。導線３２８は、表皮効果を最適化するように選択された導電性の金属で作られるのが好ましい。適切な導電性の金属は、銅、ニッケル、すず、金、これのいずれか又はすべての配合物を含むが、これらに限定されない。
【００３７】
　Ｘ線管に関してパルス電力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。パルス電力の印加によって、より高い電力を取り扱うことができるＸ線管の開発が容易になる。効率因子を高めて、ここに開示された独自のケーブル配線により、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、発電機がコンパクトで低コストになることを意味する。
【００３８】
　短い持続期間のパルスを印加して、ターゲットの温度を低下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）の可能性を低下させることができる。当業者であれば分かるように、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。
【００３９】
　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場合には、パルス化された高電圧供給を用いることにより、Ｘ線管の高電圧安定性の改善において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。
【００４０】
　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。
【００４１】
　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。
【００４２】
　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。
【００４３】
　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。
【００４４】
　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。更に、単一の電力ケーブルにおいて光エネルギ及び電気エネルギをＸ線管に伝送する独自のケーブル配線を用いる方法及び装置によって、より小型のＸ線生成の組立体が得られる。
【００４５】
　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】
【００４６】
【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線管と作動可能に接続された従来の電子源電源とグリッド回路と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入力をプロットしたパルス化されたＸ線生成のグラフ。
【図５】パルス化された光エネルギ及び電気エネルギを単一の電力ケーブルを介してＸ線管に供給する電源の例示的な実施の形態の概略図。
【図６】電源に組み込まれたフォトン源に対応する光放出陰極組立体を示す図５のＸ線管の概略図。
【図７】電気エネルギ導線及び光エネルギ導線が用いられた図５に示される電力ケーブルの断面図。
【符号の説明】
【００４７】
　１００　Ｘ線画像形成システム
　１０２　Ｘ線源
　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
　２１８　放出電流
　２２０　パルスＸ線放射線
　２３８　グリッド電圧
　３０８　フォトン源
　３１０　フォトン
　３１２　光放出面
　３２０　導波管
　３２２　光ファイバー束
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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