(57)【要約】【課題】  複数ターゲット電極（１０２）を有する陽極組立体（８８）を提供する。【解決手段】  各ターゲット電極（１０２）は、放射線画像データ収集のためのＸ線扇形ビーム（１０８）を発生する。ターゲット電極（１０２）は、順次にＸ線扇形ビーム（１０８）を発生ように設計され、従ってスキャン当たり比例負荷サイクルで作動する。陽極組立体（８８）の出力性能は、陽極組立体（８８）の寸法又は熱的過負荷を増大させずに高められる。【選択図】      図６
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
陽極ディスク（９２）と、
前記陽極ディスク（９２）に接続され、第１のＸ線扇形ビーム（１０８ａ）を照射するように構成された第１のＸ線源（１０４ａ）と、
前記陽極ディスク（９２）に接続され、第２のＸ線扇形ビーム（１０８ｂ）を照射するように構成された第２のＸ線源（１０４ｂ）と、
を含み、
前記第１のＸ線源（１０４ａ）が、前記第２のＸ線源（１０４ｂ）の前記陽極ディスク（９２）の中心からの距離とは異なる該陽極ディスク（９２）の中心からの距離を有する、
陽極組立体（８８）。
【請求項２】
前記陽極ディスク（９２）が回転可能である、請求項１記載の陽極組立体（８８）。
【請求項３】
前記第２の扇形ビーム（１０８ｂ）が、前記第１の扇形ビーム（１０８ａ）の空間的有効範囲と等しい空間的有効範囲を有する、請求項１記載の陽極組立体（８８）。
【請求項４】
ＣＴスキャナに組み込まれた、請求項１記載の陽極組立体（８８）。
【請求項５】
前記第１及び第２のＸ線源（１０４ａ、１０４ｂ）が、該第１及び第２のＸ線源（１０４ａ、１０４ｂ）をＣＴ再構成における単一焦点として処理することができるように、前記陽極ディスク（９２）上で互いに対して位置決めされている、請求項４記載の陽極組立体（８８）。
【請求項６】
各Ｘ線源（１０４ａ、１０４ｂ）が、ＣＴスキャン当たり約５０％負荷サイクルで作動するように構成されている、請求項４記載の陽極組立体（８８）。
【請求項７】
各扇形ビームがｚ軸に沿って延びる半影部を有する、請求項１記載の陽極組立体（８８）。
【請求項８】
各Ｘ線源（１０４ａ、１０４ｂ）が、前記陽極ディスク（９２）のベベル領域（９８）内に一体的に形成されたタングステン・ターゲット軌道（１０２ａ、１０２ｂ）を含む、請求項１記載の陽極組立体（８８）。
【請求項９】
ＣＴイメージング・システムに組み込まれた、請求項１記載の陽極組立体（８８）。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、総括的には診断用イメージングに関し、より具体的には複数Ｘ線源を有するＸ線管組立体に関する。本発明はさらに、複数Ｘ線扇形ビームを発生することができるような複数電子ターゲットを有する陽極組立体に関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線すなわち放射線イメージングは、多くの医療用イメージング・システムの基礎である。コンピュータ断層撮影（ＣＴ）は、放射線撮影法の原理を用いたデータ収集に基礎を置くこのようなシステムの１つの実施例である。通常、ＣＴイメージング・システムにおいては、単一のＸ線源が、患者又は手荷物などの被検体又は対象物に対して単一の扇形ビームを照射する。以下において、「被検体」及び「対象物」という用語は、撮像対象となることができる任意のものを含む。ビームは、被検体によって減弱された後に、放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイで受信された減弱ビーム放射線の強度は、通常、被検体によるＸ線ビームの減弱度によって決まる。検出器アレイの各検出器素子は、各検出器素子で受信した減弱ビームを表す個別の電気信号を生成する。電気信号は、最終的に画像を生成する分析のためにデータ処理システムへ送信される。
【０００３】
一般的に、Ｘ線源及び検出器アレイは、イメージング平面内でガントリの周囲をまた被検体の周りを回転する。Ｘ線源は通常、焦点にＸ線ビームを照射するＸ線管を含む。Ｘ線検出器は通常、検出器で受信したＸ線ビームをコリメートするコリメータと、Ｘ線を光エネルギーに変換する、コリメータに隣接したシンチレータと、隣接するシンチレータから光エネルギーを受信し該光エネルギーから電気信号を生成する光ダイオードとを含む。
【０００４】
通常、シンチレータ・アレイの各シンチレータは、Ｘ線を光エネルギーに変換する。各シンチレータは、該シンチレータに隣接する光ダイオードへ光エネルギーを放出する。各光ダイオードは、光エネルギーを検出し、対応する電気信号を生成する。光ダイオードの出力は、次に画像再構成のためにデータ処理システムへ送信される。
【０００５】
Ｘ線システムと同様に、ＣＴシステムも通常、データ収集プロセス中に回転陽極を使用する。陽極を回転させることは、Ｘ線扇形ビームを扇形に広げるのに役立つが、より重要なのは、陽極上の熱負荷を低減することである。すなわち、陽極は通常、陽極ディスクに取付けられるか又は陽極ディスクと一体化された単一のターゲット電極を含む。陽極ディスクは、データ収集中、誘導モータによって回転される。陽極に衝突する電子は、そのエネルギーのほとんどを熱として蓄積し、Ｘ線として照射するのはほんの一部なので、許容画質に十分な量のＸ線を発生させることは、大量の熱を生成する。Ｘ線発生プロセス中に陽極上に生じた熱負荷に対処するために、多くの技術的方法が開発されてきた。
【０００６】
例えば、Ｘ線源弱度の検出における進歩により、画像収集に必要なＸ線照射量の低減が可能になった。Ｘ線照射量とＸ線管電流とは直接関連し、従って、管電流を減少させることは、Ｘ線照射量の低減をもたらす。管電流の減少、つまり陽極ターゲットに衝突する電子の数の減少は、データ収集中の陽極ターゲット上に生じる熱負荷を低減する。簡単に言えば、データ収集に必要なＸ線を発生させるのに必要な電力が、より少なくなる。Ｘ線は、陰極から放出されて、陽極ディスクに取付けられるか又は陽極ディスクと一体化されたターゲット電極に衝突する電子の結果として発生する。放出される電子の数は、陰極及び陽極間に生じる電位差によって一部決まる。電位差の増大は、放出電子数を増加させる。意味のあるデータ収集のためには、最小限の電子数が生成されなければならないので、管電流を単に減少させることは、Ｘ線発生から生じた陽極の熱負荷に対処するには不十分である。
【０００７】
別の方法は、陽極ディスクの表面及び全体にわたる発生した熱の拡散に基礎を置く。電子がターゲット電極に衝突しているときに陽極ディスクを回転させることによって、ターゲット電極から発生した熱は、ターゲット電極だけでなく、陽極ディスク全体にわたって拡散させることができる。この陽極ディスクの回転は、ターゲット電極に生じる熱負荷を効果的に低減する。その結果、管電流は、陽極に熱的過負荷を生じさせないで増大させることができる。一般的に、陽極ディスクを速く回転させるほど、使用することができる管電流が増大する。
【０００８】
Ｘ線管組立体の管電流を増大させ、効果的にその出力レベルを増大させることは、短時間−高出力再構成プロトコルにとって特に望ましい。これらのプロトコルの場合には、ガントリを極めて速い回転速度で回転させることになる。ガントリの回転速度は増大するが、全検査時間を短縮することができる。全検査又はスキャン時間を短縮することで、患者処理能力が改善され、また患者の不快感が低減され、このことにより再構成画像における患者誘発の運動アーチファクトが減少する。ガントリ速度を高速に保つために、Ｘ線管は、短時間プロトコルに必要なより十分な瞬間出力を発生しなければならない。
【０００９】
短時間プロトコルに必要な必須瞬間出力を得るためには、Ｘ線管は、ターゲット電極の熱負荷の限度を超えずに、より大きな出力を発生しなければならない。上述のように、Ｘ線生成中に陽極ディスクを回転させることは、電極ターゲット上の熱負荷を低減する。公知のＣＴシステムは、回転陽極ディスクを使用しているが、材料強度の限界値のために、陽極ディスクの回転速度又はその寸法を単純に増大させることは実行不可能である。Ｘ線管の出力を増大させる別の手段は、その寸法を単純に増大させることである。しかしながら、管の寸法及び質量を増大させることもまた実行不可能な解決法である。ガントリは、Ｘ線管の回転を支持しなければならず、Ｘ線管の寸法及び重量における如何なる増大も、ガントリにかかる支持量を増加させることになる。その結果、ガントリの寸法は、より大きなＣＴスキャナをともなった状態で増大させなければならないことになる。
【特許文献１】米国特許第６１２５１６７号
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
従って、その寸法又は質量を増大させずに、Ｘ線管組立体の出力を増大させる方法及びシステムを立案する。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明は、前述の欠点を克服した放射線撮影及びＣＴデータ収集と画像再構成とのためのＸ線発生の方法及びシステムを対象とする。複数ターゲット電極を有する陽極ディスクを含むＸ線管組立体を開示する。各ターゲット電極は、複数陰極によって放出された電子を受信し、これによって、各ターゲット電極はＸ線源として作動する。複数陰極は、各他の陰極が順次発射するまで特定の陰極が発射しないように制御される。この点に関して、各ターゲット電極の負荷サイクルは、陽極ディスクに組み込まれたターゲット電極の数に基づいている。
【００１２】
従って、１つの態様によると、本発明は、陽極ディスクと、陽極ディスクに接続され、第１のＸ線扇形ビームを照射するように構成された第１のＸ線源とを有する陽極組立体を含む。本陽極組立体はさらに、陽極ディスクに接続され、第２のＸ線扇形ビームを照射するように構成された第２のＸ線源を含む。第１のＸ線源は、第２のＸ線源の該陽極ディスクの中心からの距離とは異なる該陽極ディスクの中心からの距離を有する。
【００１３】
本発明の別の態様によると、Ｘ線管組立体は、電子を放出するように構成された独立して制御可能な複数の電子源を含む。複数のターゲット電極が設けられ、複数の電子源によって放出された電子を受信しかつ該電子に応答して複数の放射線エネルギーの扇形ビームを照射するように構成される。
【００１４】
さらに別の態様によると、本発明は、その中央に配置されたボアを含む回転可能なガントリと、ボアの中を前後に移動可能であり、ＣＴデータ収集のために被検体を位置決めするように構成されたテーブルとを有するＣＴシステムを含む。検出器アレイは、回転可能なガントリ内に配置され、被検体によって減弱された高周波電磁エネルギーを検出するように構成される。複数高周波電磁エネルギー投射源は、回転可能なガントリ内に配置され、被検体に向かって複数高周波電磁エネルギー扇形ビームを投射するように構成される。各投射源は、スキャン当たり比例負荷サイクルで作動するように構成される。
【００１５】
本発明の他の様々な特徴、目的及び利点は、以下の詳細な説明及び図面から明らかになるであろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
図面は、本発明を実施するための現在考えられる１つの好ましい実施形態を示す。
【００１７】
本発明の作動環境は、４スライス・コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムに関して説明する。しかしながら、本発明が単一スライス又は他のマルチ・スライス構成での使用にも同様に適用可能であることは、当業者には分かるであろう。さらに、本発明は、Ｘ線の検出及び変換に関して説明することにする。しかしながら、さらに、本発明が他の高周波電磁エネルギーの検出及び変換に同様に適用可能であることは、当業者には分かるであろう。本発明は、「第３世代」ＣＴスキャナに関して説明するが、他のＣＴシステムにも同様に適用可能である。本発明はまた、Ｘ線又は他の放射線イメージング・システムにも適用することができる。
【００１８】
図１及び図２を参照すると、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージング・システム１０が、「第３世代」ＣＴスキャナを代表するガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２は、該ガントリ１２の反対側にある検出器アレイ１８に向かってＸ線ビーム１６を投射するＸ線源１４を有する。検出器アレイ１８は、医療患者２２を透過する投射Ｘ線をともに感知する複数の検出器２０で形成される。各検出器２０は、入射Ｘ線ビームすなわち患者２２を透過するときに減弱されたビームの強度を表す電気信号を生成する。Ｘ線投影データを収集するスキャン中、ガントリ１２及びその上に装着された構成要素は、回転中心２４の周りで回転する。
【００１９】
ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力とタイミング信号を供給するＸ線制御装置２８と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御装置３０とを含む。制御機構２６内のデータ収集システム（ＤＡＳ）３２は、検出器２０からのアナログ・データをサンプリングし、後続の処理のためにそのデータをデジタル信号に変換する。画像再構成装置３４は、ＤＡＳ３２からのサンプリングされかつデジタル化されたＸ線データを受けて、高速画像再構成を実行する。再構成された画像は、コンピュータ３６へ入力として供給され、コンピュータ３６はその画像を大容量記憶装置３８に格納する。
【００２０】
コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介してオペレータから命令及びスキャン・パラメータを受ける。付随する陰極線管表示装置４２によって、オペレータはコンピュータ３６からの再構成画像及び他のデータを観察できる。オペレータが供給した命令及びパラメータは、コンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御装置２８及びガントリ・モータ制御装置３０に制御信号及び情報を与える。さらに、コンピュータ３６は、電動テーブル４６を制御して患者２２及びガントリ１２を位置決めするテーブル・モータ制御装置４４を作動させる。具体的には、テーブル４６は、ガントリ開口部４８を通して患者２２の部分を移動させる。
【００２１】
図３及び図４を参照すると、検出器アレイ１８は、シンチレータ・アレイ５６を形成する複数のシンチレータ５７を含む。コリメータ（図示せず）がシンチレータ・アレイ５６の上に配置されて、Ｘ線ビーム１６がシンチレータ・アレイ５６に入射する前に該Ｘ線ビーム１６をコリメートする。
【００２２】
図３に示す１つの実施形態では、検出器アレイ１８は５７個の検出器２０を含み、各検出器２０は、１６×１６のアレイ・サイズを有する。その結果、アレイ１８は、ガントリ１２の各回転で１６個の同時スライスのデータを収集するのを可能にする１６行及び９１２列（１６×５７検出器）を有する。
【００２３】
図４のスイッチ・アレイ８０及び８２は、シンチレータ・アレイ５６とＤＡＳ３２との間に連結された多次元半導体アレイである。スイッチ・アレイ８０及び８２は、多次元アレイとして配列された複数の電界効果トランジスタ（ＦＥＴ）（図示せず）を含む。ＦＥＴアレイは、それぞれの光ダイオード６０の各々に接続された多数の導線と、可撓性の電気的インタフェース８４を介してＤＡＳ３２に電気的に接続された多数の出力導線とを含む。具体的には、約半分の光ダイオード出力がスイッチ８０に電気的に接続され、残り半分の光ダイオード出力がスイッチ８２に電気的に接続される。さらに、各シンチレータ５７間に反射層（図示せず）を配置して、隣接するシンチレータからの光散乱を低減することができる。各検出器２０は、取付けブラケット７９によって図３の検出器フレーム７７に固定される。
【００２４】
スイッチ・アレイ８０及び８２はさらに、所望の数のスライス及び各スライスのスライス解像度に従って、光ダイオード出力を有効にするか、無効にするか又は組み合わせるデコーダ（図示せず）を含む。１つの実施形態では、デコーダは、当技術分野では公知のデコーダ・チップ又はＦＥＴ制御装置である。デコーダは、スイッチ・アレイ８０及び８２とＤＡＳ３２とに連結された複数の出力及び制御線を含む。１６スライス・モードとして形成した１つの実施形態では、デコーダは、スイッチ８０及び８２を有効にして、光ダイオード・アレイ５２の全ての行を起動して、ＤＡＳ３２による処理のために１６個の同時スライスのデータを得るようにする。もちろん、他の多くのスライスの組合せが可能である。例えば、デコーダはまた、１、２及び４スライス・モードを含む他のスライス・モードから選択することもできる。
【００２５】
図５に示すように、適正なデコーダ指示を送信することによって、スイッチ・アレイ８０及び８２は、光ダイオード・アレイ５２の１つ又はそれ以上の行の４つのスライスからデータを収集するような４スライス・モードに構成されることができる。スイッチ・アレイ８０及び８２の特定の構成に応じて、光ダイオード６０の様々な組合せを有効にするか、無効にするか又は組み合わせて、スライスの厚さが、シンチレータ・アレイ素子５７の１つ、２つ、３つ又は４つの行で構成されることができるようにすることができる。別の実施例は、スライスが１．２５ｍｍ厚さ〜２０ｍｍ厚さの範囲にある１つのスライスを含む単一スライス・モードと、スライスが１．２５ｍｍ厚さ〜１０ｍｍ厚さの範囲にある２つのスライスを含む２スライス・モードとを含む。上に説明したモード以上の別のモードが考えられる。
【００２６】
次に図６を参照すると、Ｘ線管組立体８６の一部が側面図で示されている。Ｘ線管組立体は一般的に、図１及び図２のＸ線投射源１４を形成する。Ｘ線管組立体８６は、陽極組立体８８及び陰極組立体９０を含む。陽極組立体８８は、ロータ及び軸受組立体９６に作動可能に結合された陽極ステム９４によって支持された回転可能な陽極ディスク９２を含む。ロータ及び軸受組立体９６と組み合わされたステータ組立体（図示せず）が、陽極ステム９４を回転させ、この陽極ステム９４が陽極ディスク９２を回転させる。陽極ステム９４は、Ｘ線発生中に発生する熱がロータ及び軸受組立体９６に伝わらないようにするために熱伝導が少ない材料で形成されることが好ましい。
【００２７】
陽極ディスク９２は、表面１００から延びるベベル又はテーパ領域９８を含む。ベベル領域９８に取付けられるか又は一体的に形成されるのは、陽極ディスク９２の周りで円周方向に延びる複数電極ターゲット軌道１０２である。複数電極ターゲット軌道は、タングステンで形成されるのが好ましいが、融点温度が高くまた原子番号が大きい他の材料もまた用いることができる。各電極ターゲット軌道は、該ターゲット軌道に衝突する電子に応答してＸ線扇形ビームを照射するように設計される。角度θは、陽極ターゲット角度に対応し、陽極ディスク面１００からのテーパ量を定める。角度θは、各陽極ターゲット１０２によって発生される扇形ビームの所望の空間有効範囲に基づいて選択される。大きな視野有効範囲の場合には、陽極ディスクは大きい陽極ターゲット角度θを有するように構成される。これと対照的に、小さい有効範囲の場合には、より鋭角のベベルが用いられる。さらに、陽極角度がより小さければ、実際の焦点領域は同じでも、より小さい有効焦点が形成される。有効焦点寸法がより小さければ、より良好な空間分解能が得られることは、当業者には容易に分かるであろう。しかしながら、より小さいつまりより鋭角の陽極ターゲット角度では、Ｘ線扇形ビームがカットオフされるため、使用可能なＸ線野の寸法が制限される。
【００２８】
さらに図６を参照すると、陰極組立体９０は、陽極及び陰極組立体８８、９０間に電位差が生じたとき、陽極組立体８８の電極ターゲット１０２に向かって電子を放出する複数電子源１０４を含む。組立体間に生じる電圧が上昇すると、電子数が増加する。Ｘ線の発生量は、ターゲット電極１０２に衝突する、電子源１０４から放出された電子数の関数であるので、電流の増加によりＸ線照射量が増大する。上述のように、管電流を増加することによって、熱の発生が増大し、従って、データ収集中に陽極ディスク９２を回転させる。
【００２９】
その数がターゲット電極軌道１０２の数、例えば図示した実施例では２つに対応する電子源１０４は、図８ではフィラメント回路に接続されたタングステン・ワイヤの螺旋状フィラメント１０６で形成され、フィラメント１０６は集束カップ（図示せず）によって囲まれる。フィラメント回路は、フィラメントに電圧を供給し、それによってフィラメントを通る電流を発生する。電気抵抗はフィラメントを加熱し、熱電子放出によって、フィラメントは、ターゲット電極１０２の方向に向かった電子を放出する。後述のように、電子源は連続する「発射」を引き起こし、従って、他の全ての電子源が発射を完了するまで、特定の電子源が電子の放出を引き起こすことはない。この点に関して、それぞれの電極ターゲットは、比例負荷サイクルで作動する。例えば、２つの電極ターゲット１０２ａ、ｂ及び２つの電子源１０４ａ、ｂの図示した実施例では、電子源は交互に発射し、これによって各軌道１０２ａ、ｂをスキャン当たり５０％負荷サイクルで作動させる。この比例負荷サイクルで作動させることは、各電極ターゲット上に生じる熱負荷を効果的に低減し、陽極寸法を大きくすること又は陽極ディスクの回転スピードを増大させることなしに、全体総出力を増大させるのを支援する。
【００３０】
各電極ターゲット軌道１０２ａ、ｂは、それぞれのＸ線扇形ビーム１０８ａ、ｂを発生する。Ｘ線ビームは、電子源１０６ａ、ｂからの電子がターゲット電極１０２ａ、ｂに衝突したときに発生する。図６に示すように、陽極ターゲット角度θ及びターゲット電極軌道１０２ａ、ｂの互いに対する配向は、各扇形ビームが同様の空間有効範囲を有するように選択される。さらに、各扇形のそれぞれの半影部がｚ軸つまり患者の長軸に沿って延びるように扇形ビームを発生させる。ターゲット電極１０２は比例負荷サイクルで作動するので、扇形ビーム１０８は、それぞれのターゲット電極の負荷サイクルに基づいて発生する。すなわち、複数扇形ビームが１つの時点で起こるように示しているが、特定の時点では１つだけの扇形ビームを発生するのが好ましい。複数扇形ビームを描いているのは、各扇形ビームの同様の空間有効範囲を示すためのものである。しかしながら、いくつかのプロトコルでは、ターゲット電極の１つ以上又は全てが、特定の時点で同時に扇形ビームを発生するようにすることができると考えられる。
【００３１】
次に図７を参照すると、陽極ディスク９２の端面図は、各ターゲット電極軌道１０２ａ、ｂの互いに対する同心の配向を示している。この間隔は図７では誇張されているが、電極軌道は間隔をおいて配置されて、それぞれの焦点間の距離が、ｚ軸つまり患者の長軸方向に約１ミリメートルとなるようになっているのが好ましい。焦点がｚ方向に約１ミリメートル離れているので、画像再構成アルゴリズムは、事実上それぞれの焦点を単一焦点として考えることによって、あらゆる画像アーチファクトを防ぐことができる。さらに、陽極ディスク・ベベル９８上での各ターゲット電極１０２ａ、ｂの相対的配向は、画像再構成処理中にｙ方向の分離も考慮することができるようになっている。さらに、電極ターゲット軌道は、ｘ軸つまり患者の幅方向軸に沿って空間的に分離することができ、このことはＸ線管組立体の「揺らぎ」モードでの実施を支援して、空間分解能を改善する。長時間スキャン・プロトコルの場合には、陽極ディスクの伝導性により、ターゲット電極軌道間の温度を均一にできるようになることに注目されたい。この点に関して、それぞれのターゲット電極軌道における負荷サイクルの比例性は、長時間スキャン・プロトコルでは失われる。
【００３２】
次に図８を参照すると、陰極組立体９０が、各電子源又は陰極１１２ａ、１１２ｂ、・・・１１２ｎに対して動作可能に接続された陰極制御装置１１０を含むものとして概略的に示されている。制御装置１１０は、陰極１１２とフィラメント電流供給源１１４との間に電気的に接続される。上述のように、電子源は、特定の電子源が再発射する前に、連続して発射するように構成される。このために、制御装置１１０はまた、各電子源の発射時間を監視しかつ電子源の発射に関して制御フィードバックを制御装置１１０へ与えるタイマ１１６にも接続される。電子源の発射はまた、各ターゲット電極上の熱負荷のような他の入力に基づいて制御することができることは、当業者には容易に分かるであろう。すなわち、各電極ターゲットの温度は、監視され、フィードバックとして制御装置１１０へ供給されて、どの電子源を発射すべきか決定することができる。従って、制御装置１１０は、フィードバック値を参照テーブル値と比較することができ、或いは特定のターゲット電極が熱的ストレスを受けているかどうかをリアルタイムに判断することができる。この点に関して、特定の電子源は、ターゲット電極上の特定の熱負荷又は特定のスキャンの特質に基づいて、繰り返して又は順序を狂わせて発射される。別の実施形態では、制御装置は、特定のイメージング・プロトコルを実行する特定のパターンに従って電子源を発射するようにプログラミングすることができる。
【００３３】
図９は、本発明を組み込むことができる、荷物／手荷物検査システム１１８を示す。検査システムは、その中に開口部１２２を有する回転可能なガントリ１２０を含み、この開口を通して荷物又は手荷物を移動させることができる。回転可能なガントリ１２０は、高周波電磁エネルギー源１２４及び検出器組立体１２６を収納する。さらに、コンベヤ・システム１２８が設けられ、このコンベヤ・システム１２８は、構造体１３２によって支持されたコンベヤ・ベルト１３０を含み、開口部１２２を通して自動的にかつ連続してスキャン対称の荷物又は手荷物１３４を通過させる。対象物１３４は、コンベヤ・ベルト１３０によって開口部１２２を通して送り込まれ、次にイメージング・データが収集され、コンベヤ・ベルト１３０は制御された連続的な方法で開口部１２２から荷物１３４を除去する。その結果、郵便検査官、手荷物係及び他の警備員は、爆発物、ナイフ、銃、密輸品などについて、荷物１３４の内容物を非侵襲的に検査することができる。
【００３４】
従って、１つの実施形態によると、本発明は、陽極ディスクと、陽極ディスクに接続され、第１のＸ線扇形ビームを照射するように構成された第１のＸ線源とを有する陽極組立体を含む。本陽極組立体はさらに、陽極ディスクに接続され、第２のＸ線扇形ビームを照射するように構成された第２のＸ線源を含む。第１のＸ線源は、第２のＸ線源の該陽極ディスクの中心からの距離とは異なる該陽極ディスクの中心からの距離を有する。
【００３５】
本発明の別の実施形態によると、Ｘ線管組立体は、電子を放出するように構成された独立して制御可能な複数の電子源を含む。複数のターゲット電極が設けられ、複数の電子源によって放出された電子を受信しかつ該電子に応答して複数の放射線エネルギーの扇形ビームを照射するように構成される。
【００３６】
さらに別の実施形態によると、本発明は、その中央に配置されたボアを含む回転可能なガントリと、ボアの中を前後に移動可能であり、ＣＴデータ収集のために被検体を位置決めするように構成されたテーブルとを有するＣＴシステムを含む。検出器アレイは、回転可能なガントリ内に配置され、被検体によって減弱された高周波電磁エネルギーを検出するように構成される。複数高周波電磁エネルギー投射源は、回転可能なガントリ内に配置され、被検体に向かって複数高周波電磁エネルギー扇形ビームを投射するように構成される。各投射源は、スキャン当たり比例負荷サイクルで作動するように構成される。
【００３７】
好ましい実施形態に関して本発明を説明してきたが、明確に述べたものは別にして、均等構成、変更及び修正が可能であり、かつそれらが特許請求の範囲の技術的範囲内にあることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】ＣＴイメージング・システムの斜視図。
【図２】図１に示すシステムの概略ブロック図。
【図３】ＣＴシステム検出器アレイの１つの実施形態の斜視図。
【図４】検出器の１つの実施形態の斜視図。
【図５】４スライス・モードにおける、図４の検出器の様々な構成を示す図。
【図６】本発明による陽極組立体の側面図。
【図７】図６に示す陽極ディスクの端面図。
【図８】本発明によるＸ線管組立体の概略線図。
【図９】非侵襲的荷物検査システムに用いたＣＴシステムの斜視図。
【符号の説明】
【００３９】
８６  Ｘ線管組立体
８８  陽極組立体
９０  陰極組立体
９２  陽極ディスク
９４  陽極ステム
９６  軸受組立体
９８  ベベル領域
１００  陽極ディスク面
１０２ａ、ｂ  ターゲット電極軌道
１０４  電子源
１０６ａ、ｂ  フィラメント
１０８ａ、ｂ  Ｘ線扇形ビーム
【図１】
2005142160.tif 000003
【図２】
2005142160.tif 000004
【図３】
2005142160.tif 000005
【図４】
2005142160.tif 000006
【図５】
2005142160.tif 000007
【図６】
2005142160.tif 000008
【図７】
2005142160.tif 000009
【図８】
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【図９】
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