(57)【要約】  Ｘ線管、かかるＸ線管を有する医療用Ｘ線装置、及びかかるＸ線管の作動方法を提案する。Ｘ線管（１）は電子エミッター（３）を有し、電子エミッターは電子放出面（５）がある基板（４）を有する。電子放出面（５）は、粗くすることにより電子が電界放出されるように構成されている。かかる粗さは、電子放出面（５）にカーボンナノチューブ（１９）を付けることにより得られる。電子の電界放出を誘起する電界を発生する、前記電子エミッターの電子放出面に隣接した電界ジェネレータを設ける。さらに、電子の電界放出と同時に電子放出面を加熱する加熱装置が設けられる。したがって、電子は電界効果により電子放出面から放出されるが、この電子放出面は摂氏１００ないし１０００度の間の温度に加熱される。かかる加熱により、カーボンナノチューブへの吸着やよごれを低減できるので、エミッター（３）として電子放出特性を安定化できることが分かった。
2015504583.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
電界をかけた時に電子を電界放出するように構成された粗さを有する電子放出面を有する電子エミッターと、
電子の電界放出を誘起する電界を発生する、前記電子エミッターの電子放出面に隣接した電界ジェネレータと、
電子の電界放出と同時に前記電子放出面を加熱するように構成された加熱装置と
を有する、Ｘ線管。
【請求項２】
前記電子放射面はカーボンナノチューブを有する、請求項１に記載のＸ線管。
【請求項３】
前記カーボンナノチューブは前記電子エミッター基板の表面に直接コーティングされている、請求項２に記載のＸ線管。
【請求項４】
前記加熱装置は、摂氏１００度ないし１０００度の間の温度まで前記電子放出面を加熱するように構成されている、請求項１ないし３いずれか一項に記載のＸ線管。
【請求項５】
前記加熱装置は、ジュール加熱、放射加熱、媒質を介した熱伝導のうち１つを用いて前記電子放出面を加熱するように構成されている、請求項１ないし４いずれか一項に記載のＸ線管。
【請求項６】
前記加熱装置は、電子放出面に配置された、電流を流すと前記電子放出面を加熱する抵抗要素を有する、請求項５に記載のＸ線管。
【請求項７】
前記電子放出面を所定温度範囲に加熱する、前記電子エミッターの加熱装置へのエネルギー供給を制御するように構成された加熱装置コントロールをさらに有する、請求項１ないし６いずれか一項に記載のＸ線管。
【請求項８】
前記加熱装置コントロールは、前記電子放出面を加熱する、前記電子エミッターの電子放出基板に配置された抵抗要素に供給される電流を制御するように構成されている、請求項７に記載のＸ線管。
【請求項９】
前記電界ジェネレータは前記電子放出面に隣接して配置された導電格子を有し、前記電界ジェネレータは前記電子放射面と前記格子との間に電界を発生する、前記電子放出面と格子への電気的接続をさらに有し、
前記格子は、前記電子放出面から放出された電子が、前記格子を通って前記Ｘ線管のアノードに向かって送られるように構成されている、
請求項１ないし８いずれか一項に記載のＸ線管。
【請求項１０】
請求項１ないし９いずれか一項に記載のＸ線管を有する医療用Ｘ線装置。
【請求項１１】
請求項１ないし９いずれか一項に記載のＸ線管の作動方法であって、
電子の電界放出を誘起する前記電子放出面に隣接した電界を発生するステップと、
前記電子放射面を加熱する加熱装置にエネルギーを供給するステップと、を有する作動方法。
【請求項１２】
前記電界の発生と、前記加熱装置へのエネルギー供給とは同時に行われる、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記エネルギーは、前記電子放出面を事前調整するため、前記電界の発生より前に前記加熱装置に供給される、請求項１１または１２に記載の方法。
【請求項１４】
前記電子放出面は、摂氏１００度より高いが、熱電子放出が電界誘導電子放出の１０％より大きくなる上限温度より低い温度に加熱される、請求項１１ないし１３いずれか一項に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、X線管、かかるX線管を有する医療用X線装置、及びかかるX線管を作動する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
X線ラジオグラフィー機器は、様々な医療用、分析用、その他のアプリケーションに使われている。例えば、X線管を用いて分析対象を透過するX線を放射する。透過したX線は検出され、検出したX線吸収から、分析対象の特徴を求める。
【０００３】
次世代のX線ラジオグラフィー機器には、空間的解像度を高めるため、電子ビームの小焦点化とともに大電流が望まれている。例えば、心臓などの動く臓器の画像が動きによりぼけることを最小化するため、時間的解像度を高くすることが望ましい。時間的解像度は、画像を撮影するのに用いるX線源のスイッチング時間に依存する。
【０００４】
X線源において、電子は電子エミッターとして機能するカソードから放出され、アノードに向けて電界で加速される。従来、熱電子放出のために熱陰極を用いている。この場合、カソードは非常に高温まで加熱され、カソード中の電子のエネルギーがカソードに使われる材料の仕事関数を超えるようにし、電子が熱陰極の表面から飛び出し、自由になった電子がアノードに向けて加速される。
【０００５】
しかし、従来の熱陰極は、ビームが非ガウシアンであり、応答時間がかかるため、上記の空間的解像度及び時間的解像度に対する要求の組み合わせにはあまり適していない。さらに、従来の電子エミッターはX線管の小型化には概して適していない。
【０００６】
電界放出効果を用いる電子エミッターは、上記の空間的解像度及び時間的解像度の要求を満たし、次世代のX線管の理想的な電子源となるポテンシャルを有すると思われる。
【０００７】
例えば、特許文献１は、電界放出を用いた複数の電子エミッターを有するＸ線源について記載している。しかし、電子の電界放出はいろいろなパラメータに依存し、電子放出が安定していない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】国際出願公開第ＷＯ２０１０／１３１２０９Ａ１号
【発明の概要】
【０００９】
電子放出特性を改善できるＸ線管、Ｘ線管を有する医療用Ｘ線装置、及びＸ線管の作動方法が必要である。具体的に、電子放出の安定化の必要性がある。
かかる必要性は、独立請求項に記載したＸ線管、医療用Ｘ線装置、及び方法により達成できる。本発明の実施形態は従属項に規定した。
【００１０】
本発明の第１の態様により、電子エミッターと電界ジェネレータと加熱装置とを有するＸ線管を提案する。電子エミッターは電子放出面を有する基板を有する。この面は、電界を印加した時、この面から電子が電界放出されるように構成された粗さ（roughness）を有する。電界ジェネレータは、電子放出面からの電子の電界放出を誘起する、電子エミッターの電子放出面に隣接した電界を発生するように構成されている。加熱装置は、電子の電界放出と同時に電子放出面を加熱するように構成されている。
【００１１】
本発明の他の一態様によると、第１の態様に関して上記したＸ線管の作動方法を提案する。方法は、電子放出面からの電界放出を誘起する、電子放出面に隣接した電界を発生するステップと、好ましくはそれと同時に、電子放出面を加熱する加熱装置にエネルギーを供給するステップとを有する。一オプションとして、エネルギーは、電子放出面を事前調整するため、電界の発生より前に加熱装置に供給されてもよい。
【００１２】
電子エミッターの電子放出面は、カーボンナノチューブ（ＣＮＴ）を有しても良い。かかるカーボンナノチューブは、電子エミッター基板の表面上にコーティングされ、粗さが大きい電子放出面を提供する。カーボンナノチューブは、直径が数ナノメータであるが、長さがもっと長く、複数のナノチューブが針のように電子放射面から突き出し、電界効果による電子放出を支援するようになるからである。
【００１３】
カーボンナノチューブは電子エミッター基板の表面に直接コーティングされてもよい。カーボンナノチューブを電子エミッター基板の表面に付けるために、中間レイヤ及び／またはバインダ（binder）を使わなくても良い。
【００１４】
Ｘ線管の動作時、電子放出面は、摂氏１００度より高い温度まで加熱できるが、しかし熱電子放出が総電子放出の１０％より大きくなる、または電界誘起電子放出の１０％より大きくなる上限温度より低い。例えば、加熱装置は、摂氏１００度ないし１０００度の間、好ましくは摂氏２００度ないし９００度の間の温度に、電子放出面を加熱するように構成されている。周囲温度より十分高いが、好ましくは熱電子放出が大きくなる温度より十分低い温度まで電子放出面を加熱すると、電子放出に電界効果を用いたとき、電子放出特性が安定することが分かった。電子放出面の加熱は、加熱のみで電界放出が最適化されるので、熱電子放出が大きくなる温度より十分に低い温度でなければならない。電子放出面を加熱する温度は、電子放出面またはＣＮＴからの熱放出が大きくなる温度より低くなければならない。好ましくは、かかる熱放出を総放出の１０％未満にする。
【００１５】
加熱装置は、電子エミッター基板の電子放出面を直接または間接に加熱するように構成された任意の装置である。どんなタイプの加熱メカニズムを用いてもよい。例えば、赤外光源またはレーザを用いる放射加熱を、電子放出面を加熱するために用いても良い。あるいは、加熱液体を運ぶチャンネルまたは媒体などを介した熱伝導を用いることもできる。
【００１６】
さらに別の一例として、加熱装置には、抵抗加熱と呼ばれることもあるジュール加熱（Joule  heating）と用いる。例えば、加熱装置は、電子エミッター基板に配置された、電流を流すと電子放出面を過熱する抵抗要素を有してもよい。電子放出面と熱的接触をして電気抵抗要素などを配置することにより、ジュール加熱を用いる加熱装置は、この面を高い温度まで加熱する単純なオプションとなる。
【００１７】
さらに、Ｘ線管は、加熱装置コントロールを有しても良い。加熱装置コントロールは、所定温度まで熱放出面を加熱する、電子エミッターの加熱装置へのエネルギー供給を制御するように構成されている。ここで、電子放出面の実際の温度を測定するセンサを有し、かかる情報に基づいて、電子放出面を加熱して所定温度範囲内に、例えば平均温度プラスマイナス摂氏５０度の許容温度変動に保持するように加熱装置を制御するようになっていてもよい。電子放出面の温度をかかる所定温度範囲内に保持すると、電子放出特性の安定化に役立つ。
【００１８】
一実施形態では、加熱装置コントロールは、電子放出面を過熱する、電子エミッター基板に設けられた抵抗要素に供給される電流を制御するように構成されている。かかる電流の供給は容易に制御でき、電子放出面で安定した高温を得られる。
【００１９】
提案のＸ線管の電界ジェネレータは、導電格子を有しても良い。この格子は、電子放出面に隣接して配置できる。電界ジェネレータは、電子放出面及び格子への電気的接続を有し、電界ジェネレータで発生した電圧がこれらのコンポーネントに印加され、それにより電子放出面と格子との間に電界を発生するようになっている。かかる電界により、電子が電界効果により粗い電子放出面にある鋭い先端から放出される。格子は、さらに、電子放出面から放出された電子が、格子を通ってＸ線管のアノードに向かって送られるように構成されている。
【００２０】
提案のＸ線管の一実施形態を含む医療用Ｘ線装置は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）装置などどんなタイプのＸ線撮影装置であってもよい。
【００２１】
留意点として、本発明の実施形態の可能性のある特徴と効果を、提案のＸ線管を一部参照して、提案の医療用Ｘ線装置を一部参照して、及び提案のＸ線管の作動方法を一部参照して説明する。当業者には言うまでもないが、別の実施形態とそれによるシナジー効果を得るため、説明する特徴を様々な実施形態と組み合わせまたは交換できる。
【図面の簡単な説明】
【００２２】
以下、添付した図面を参照して本発明の実施形態を説明する。しかし、図面やその説明は本発明を限定するものと解してはならない。
【図１】本発明の一実施形態によるＸ線管を示す図である。図面は模式的なものであり、寸法通りではない。
【発明を実施するための形態】
【００２３】
図１は、本発明の一実施形態によるＸ線管１の一実施形態を示す図である。
【００２４】
ハウジング３１により囲まれた排気空間に、電子エミッター３と回転アノード２９が配置されている。電子エミッター３は電子エミッター基板４を有する。回転アノード２９に向いた面１３上に、電子放出面５が設けられ、この面は多数のカーボンナノチューブ１９がコーティングされている。
【００２５】
カーボンナノチューブ（ＣＮＴ）は炭素の同素体であり、典型的には円筒形のナノ構造を有する。ナノチューブの長さはその直径よりも大幅に大きい。
【００２６】
ナノチューブ１９は、電子放射面５上に配置され、非常に粗い面を構成している。この面では、ナノチューブ１９の少なくとも一部は細い針のようにアノード２９に向けて突き出している。ナノチューブ１９の先端は、電界放出により電子を放出する電子源として機能する。かかる先端では、電子放出面に隣接して発生する電界が局所的に集中し、電界強度が局所的に高くなっているからである。電界強度が強くなっているので、ナノチューブに含まれる電子は先端から放出される。そこでは、ナノチューブは、その横揺れ角と半径に応じて、金属特性または半導体特性を有する。
【００２７】
電界は、電子放出面５に隣接する導電格子９を用いて発生される。Ｘ線管１のコントロール１１に含まれる電界発生器コントロール２３は、電子放出面５と格子１１との両方に電気的に接続され、例えば２ｋＶの電圧をこれらのコンポーネント間に印加する。生じる電界は、電界放出によりナノチューブの先端から電子を放出するのに十分な強さを有する。
【００２８】
電子放出面５から放出され電子ビームを形成する電子は、電子光学装置コントロール２３により制御された電子光学装置２１により収束され、焦点において回転アノード２９にあたる。かかる焦点３９において、Ｘ線ビーム３７は制動放射として発生する。このＸ線ビーム３７は、Ｘ線透過窓３３を通ってハウジングを出ることができる。
【００２９】
電界効果電子エミッターを用いる従来のＸ線管では、Ｘ線管１の様々な作動状態に応じて、電子放射特性の変化が観測されている。このような時間的に変化する電子放射特性により、Ｘ線放射が変化し、Ｘ線ビーム３７を用いるアプリケーションに、例えば検査対象のＸ線画像を生成するのにＸ線ビーム３７が用いられる医療用装置などに、悪い影響を及ぼす。
【００３０】
観測された電子放射特性の変動は、カーボンナノチューブを有する電子放射面の特性の変動によるものであることが分かっている。
【００３１】
例えば、カーボンナノチューブの汚れや吸着により、カーボンナノチューブの電気的及び／またはジオメトリ的な特性が変化し、それにより電子放出特性も変化する。さらに、従来のＣＮＴ電子エミッターでは、カーボンナノチューブを基板表面に結合するためにしばしば有機結合剤が使われている。しかし、かかる有機結合剤は、Ｘ線管１内の排気状態でガス放出し、そのガス放出が真空及び／または電子放出特性に対して有害であり得る。
【００３２】
従来のＸ線管の電界放出エミッターで典型的に生じる温度より十分高い温度に、電子放出面５のカーボンナノチューブを加熱することにより、電子エミッターの電子放出特性が安定することが分かっている。かかる加熱手順は、Ｘ線管１における電子エミッター３の作動と同時に、すなわち電子放出面５に隣接する電界発生と同時に行える。追加的にまたは代替的に、加熱手順電子エミッター３の通常の電子放出動作より前に、Ｘ線管１の事前調整（preconditioning）として行っても良い。
【００３３】
電子放出面５の加熱は、電子放出面５において、例えば摂氏２００度ないし９００度の間の温度となり、好ましくは摂氏４００度ないし９００度の間の温度となるように行われる。かかる温度は、周囲温度、または電子エミッター３をさらに加熱しなくてよい温度より十分高い。他方、温度範囲の上限は、熱電子エミッターで用いられる典型温度より十分低い。換言すると、高温のため、電子放出面のカーボンナノチューブに含まれる電子に追加的運動エネルギーが提供されるが、この追加的エネルギーが電子放出面の材料すなわちカーボンナノチューブの仕事関数より十分低く、熱電子放出により放射される電子のフローが生じないように、温度の上限が選択される。
【００３４】
したがって、高温にかかわらず、電子エミッター３は電界効果電子エミッターとして動作し、格子９と電子放射面５との間に生成される電界を制御することにより放出される電子のフローが制御できるようになっている。かかる電界を変えることにより、アノード２９に向けて放射される電子ビームは変化し、例えば、オンとオフを切り替えられ、それによりＸ線ビーム３７の変更も可能になる。
【００３５】
電子放射面５を加熱するため、Ｘ線管１に対して加熱装置１５を設ける。一般的に、必要な高温まで電子放出面５を加熱できる加熱装置を用いることができるが、具体的なタイプの加熱装置１５を以下に詳細に説明する。しかし、留意点として、例えば、抵抗加熱、放射加熱、伝導加熱、誘導加熱など他のタイプの直接または間接加熱装置を用いることができる。
【００３６】
図１に示した実施形態では、抵抗要素１７が電子エミッター３の基板に含まれている。かかる抵抗要素１７は、基板４の一部を構成し、または基板４の全体を構成する。抵抗要素は電気抵抗を有し、電圧を印加すると、それにより電流が流れ、抵抗要素１７内にジュール熱が発生し、電子放射面５に伝導される。
【００３７】
抵抗要素１７は、抵抗要素１７に電気エネルギーを制御可能に供給する加熱装置コントロール２３のエネルギー源と、配線を介して電気的に接続されている。
【００３８】
例えば、加熱要素コントロール２３は、抵抗要素１７に供給される電流を制御するように構成され、電子放射面５が所定の温度範囲内の温度まで、例えば、摂氏８５０±５０度まで加熱されるようになっている。かかる温度範囲に電子放出面５の温度を維持すると、例えば、電子放出面５のカーボンナノチューブの汚れを防止でき、さらに電界効果によりカーボンナノチューブから電子を放出するのに必要な仕事関数が小さくなる。結果として、電子放出面５からの電子の放出が安定する。
【００３９】
加熱装置コントロール２３は、Ｘ線管１の外部のまたは内部に含まれるＸ線管１のジェネラルコントロール１１の一部であり、電界ジェネレータ７の電極に印加される電圧を制御する電界ジェネレータコントロール２５をさらに有し、電子光学系２１を制御する電子光学系コントロール２７をさらに有する。
【００４０】
「有する（comprising）」という用語は他の要素やステップを排除するものではなく、「１つの」（「a」または「an」）とは複数の場合を排除するものではないことに留意すべきである。また、異なる実施形態に関して説明した要素を組み合わせてもよい。請求項中の参照符号は、その請求項の範囲を限定するものと解釈してはならないことにも留意すべきである。
【符号の説明】
【００４１】
１  Ｘ線管
３  電子エミッター
４  電子エミッター基板
５  電子放出面
７  電界ジェネレータ
９  格子
１１  コントロール
１３  基板面
１５  加熱装置
１７  抵抗要素
１９  カーボンナノチューブ
２１  電子光学系
２２  加熱装置コントロール
２５  電界ジェネレータコントロール
２７  電子光学系コントロール
２９  回転アノード
３１  ハウジング
３３  窓
３５  電子ビーム
３７  Ｘ線ビーム
３９  焦点スポット
【図１】
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【手続補正書】
【提出日】平成26年5月29日(2014.5.29)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
電界をかけた時に電子を電界放出するように構成された粗さを有する電子放出面を有する電子エミッターと、
電子の電界放出を誘起する電界を発生する、前記電子エミッターの電子放出面に隣接した電界ジェネレータと、
電子の電界放出と同時に前記電子放出面を、摂氏１００度より高いが、熱電子放出が電界誘導電子放出の１０％より大きくなる上限温度より低い温度に加熱するように構成された加熱装置と
を有する、Ｘ線管。
【請求項２】
前記電子放射面はカーボンナノチューブを有する、請求項１に記載のＸ線管。
【請求項３】
前記カーボンナノチューブは前記電子エミッター基板の表面に直接コーティングされている、請求項２に記載のＸ線管。
【請求項４】
前記加熱装置は、摂氏１００度ないし１０００度の間の温度まで前記電子放出面を加熱するように構成されている、請求項１ないし３いずれか一項に記載のＸ線管。
【請求項５】
前記加熱装置は、ジュール加熱、放射加熱、媒質を介した熱伝導のうち１つを用いて前記電子放出面を加熱するように構成されている、請求項１ないし４いずれか一項に記載のＸ線管。
【請求項６】
前記加熱装置は、電子放出面に配置された、電流を流すと前記電子放出面を加熱する抵抗要素を有する、請求項５に記載のＸ線管。
【請求項７】
前記電子放出面を所定温度範囲に加熱する、前記電子エミッターの加熱装置へのエネルギー供給を制御するように構成された加熱装置コントロールをさらに有する、請求項１ないし６いずれか一項に記載のＸ線管。
【請求項８】
前記加熱装置コントロールは、前記電子放出面を加熱する、前記電子エミッターの電子放出基板に配置された抵抗要素に供給される電流を制御するように構成されている、請求項７に記載のＸ線管。
【請求項９】
前記電界ジェネレータは前記電子放出面に隣接して配置された導電格子を有し、前記電界ジェネレータは前記電子放射面と前記格子との間に電界を発生する、前記電子放出面と格子への電気的接続をさらに有し、
前記格子は、前記電子放出面から放出された電子が、前記格子を通って前記Ｘ線管のアノードに向かって送られるように構成されている、
請求項１ないし８いずれか一項に記載のＸ線管。
【請求項１０】
請求項１ないし９いずれか一項に記載のＸ線管を有する医療用Ｘ線装置。
【請求項１１】
請求項１ないし９いずれか一項に記載のＸ線管の作動方法であって、
電子の電界放出を誘起する前記電子放出面に隣接した電界を発生するステップと、
前記電子放射面を加熱する加熱装置にエネルギーを供給するステップと、を有する作動方法。
【請求項１２】
前記電界の発生と、前記加熱装置へのエネルギー供給とは同時に行われる、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記エネルギーは、前記電子放出面を事前調整するため、前記電界の発生より前に前記加熱装置に供給される、請求項１１または１２に記載の方法。
【国際調査報告】
2015504583.tif 000004
2015504583.tif 000005
2015504583.tif 000006