(57)【要約】  本発明は、少なくとも３つの電極と、前記少なくとも３つの電極のうち第１の電極１３と第２の電極１２との間に一次ギャップ電圧を提供する電源であって、前記一次ギャップ電圧はＡＣ成分を有し、第１の電極から第２の電極に向かう電子の輸送を生じさせる電源と、前記少なくとも３つの電極のうち第３の電極１４上に可変電位を供給するコントローラとを含む、撮像装置用のＸ線源２に関係し、Ｘ線源は、第１の電極と第２の電極との間の電圧差に基づきエネルギスペクトルを有するＸ線ビームを生成し、コントローラは、所定の条件が満たされた時はいつでも、第３の電極上の可変電位を前記電子の輸送の少なくとも部分的遮断を生じさせる値に設定する。
2018529192.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも３つの電極と、
前記少なくとも３つの電極のうち第１の電極と第２の電極との間に一次ギャップ電圧を提供する電源であって、前記一次ギャップ電圧はＡＣ成分を有し、前記第１の電極から前記第２の電極に向かう電子の輸送を生じさせる電源と、
前記少なくとも３つの電極のうち第３の電極上に可変電位を供給するコントローラと
を含む、撮像装置用のＸ線源であって、
前記Ｘ線源は、前記第１の電極と前記第２の電極との間の電圧差に基づいたエネルギスペクトルを有するＸ線ビームを生成し、
前記コントローラは、所定の条件が満たされた時はいつでも、前記第３の電極上の前記可変電位を、前記電子の輸送の少なくとも部分的遮断を生じさせる値に設定する、
Ｘ線源。
【請求項２】
前記一次ギャップ電圧が最小消光値と最大消光値との間に含まれる時はいつでも、前記第３の電極上の前記可変電位は、前記電子の輸送の少なくとも前記部分的遮断を生じさせる前記値に設定される、請求項１に記載のＸ線源。
【請求項３】
前記最小消光値は３０ｋＶｐと８０ｋＶｐとの間に含まれる、請求項１又は２に記載のＸ線源。
【請求項４】
前記最大消光値は８０ｋＶｐと１６０ｋＶｐとの間に含まれる、請求項２又は３に記載のＸ線源。
【請求項５】
前記一次ギャップ電圧はＤＣ成分を有する、請求項１乃至４の何れか一項に記載のＸ線源。
【請求項６】
前記ＤＣ成分は、８０キロボルトと１５０キロボルトとの間、より好ましくは９０キロボルトと１２０キロボルトとの間に含まれ、さらにより好ましくは約１００キロボルトである、請求項５に記載のＸ線源。
【請求項７】
前記第３の電極上の前記可変電位は、規則的な間隔で前記電子の輸送の少なくとも前記部分的遮断を生じさせる前記値に設定され、前記間隔は所定の第１の周波数に対応する、請求項１乃至６の何れか一項に記載のＸ線源。
【請求項８】
前記第１の周波数は、前記一次ギャップ電圧の前記ＡＣ成分の周波数に一致する、請求項７に記載のＸ線源。
【請求項９】
前記第３の電極上の前記可変電位は、クリネル形状の電圧曲線を有する、請求項１乃至８の何れか一項に記載のＸ線源。
【請求項１０】
前記一次ギャップ電圧の前記ＡＣ成分は、１０Ｈｚと２０ｋＨｚとの間に含まれ、好ましくは検出器の読取周波数に近い周波数を有する、請求項１乃至９の何れか一項に記載のＸ線源。
【請求項１１】
変圧器をさらに含む、請求項１乃至１０の何れか一項に記載のＸ線源。
【請求項１２】
前記変圧器は、共振回路を得るために前記少なくとも３つの電極のインピーダンスを管に適合させる、請求項１１に記載のＸ線源。
【請求項１３】
請求項１乃至１２の何れか一項に記載のＸ線源を含む、撮像装置。
【請求項１４】
コンピュータ断層撮影装置である、請求項１３に記載の撮像装置。
【請求項１５】
Ｘ線源においてＸ線ビームのエネルギレベルを制御する方法であって、前記方法は、
第１の電極から第２の電極に向かう電子の輸送を生じさせる一次ギャップ電圧を生成するステップであって、前記第２の電極に当たる前記電子がＸ線ビームを生成するステップと、
第３の電極上の電位を、所定の条件が満たされた時はいつでも前記電子の輸送の少なくとも部分的遮断を生じさせる値に設定するステップと
を含む、方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線源、撮像装置、及びＸ線源においてＸ線ビームのエネルギレベルを制御する方法に関する。これは、コンピュータ断層撮影装置及びスペクトルコンピュータ断層撮影装置に適用され得る。
【背景技術】
【０００２】
Ｘ線で対象物又は患者を撮像する時、最終的な画像の品質は使用されるＸ線のエネルギに主に依存する。
【０００３】
実際のところ、より多くの光子が、撮像される対象物又は患者を通って検出器に到達し得るほど、画像ノイズは低くなる。対象物又は患者の特定のパラメータ、例えばその厚さに依存して、光子が通過することを可能にするために、異なる量のエネルギが必要とされる。しかし、典型的により強く吸収される低エネルギ光子は、より重要なコントラスト情報を運ぶ。厚い対象物においては、低エネルギ光子の損失が高くなりすぎ（ビーム硬化）、許容可能な画像ノイズレベルに達するためにスペクトル内により多くの高エネルギ光子を必要とする。理想的なＸ線エネルギプロファイルは、撮像される対象又は患者に当然依存する（以下、用語“Ｘ線スペクトル”は、各波長がエネルギ値に対応するため、Ｘ線エネルギプロファイルを指定するために無差別に使用される）。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明の目的は、静的に又は動的に使用されるＸ線ビームの成形を可能にするＸ線源及び方法を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明の第１の態様によれば、この目的は、
少なくとも３つの電極と、
前記少なくとも３つの電極のうち第１の電極と第２の電極との間に一次ギャップ電圧を提供する電源であって、前記一次ギャップ電圧はＡＣ成分を有し、第１の電極から第２の電極に向かう電子の輸送を生じさせる電源と、
前記少なくとも３つの電極のうち第３の電極上に可変電位を供給するコントローラと
を含む、撮像装置用のＸ線源によって達成され、
Ｘ線源は、第１の電極と第２の電極との間の電圧差に基づきエネルギスペクトルを有するＸ線ビームを生成し、
コントローラは、所定の条件が満たされた時はいつでも、第３の電極上の可変電位を前記電子の輸送の少なくとも部分的遮断を生じさせる値に設定する。
【０００６】
第１の電極は通常“陰極”として既知であり、第２の電極は通常“陽極”として既知である。第３の電極は、必ずしもグリッド状を有さないものの、通常“グリッド”と呼ばれる。第３の電極は、実際にはグリッド状であり得るが、第１の電極と第２の電極との間の電子の輸送を完全に遮断しない任意の適切な形状を有する。第３の電極は、第１の電極と第２の電極との間に好ましくは配置されるが、Ｘ線源の実際のレイアウトがその機能を果たすことを妨げない限り、他の場所にも配置される。
【０００７】
本発明によるＸ線源は、通常、３つの電極を有するが、より多くの電極を有してもよい。特に、第１、第２及び／又は第３の電極のいずれかは、同じ機能を果たすために共に協働する幾つかの電極によって置き換えられる。“グリッド”の場合は、効率の向上と共により複雑な形状を可能にし得るため、特に有用であり得る。Ｘ線源は、ベース電極又はゲート等、他の電極を含む。
【０００８】
第１及び第２の電極は、同じ材料から又は異なる材料から形成される。それらは好ましくは金属材料、例えばタングステン、モリブデン又は銅から選択された材料から形成される。材料は、複雑なアセンブリ又は組成物、例えば、モリブデンコア上のタングステン‐レニウムターゲット等、高温に耐えるように設計された複雑なアセンブリ又は組成物であり得る。
【０００９】
第１及び第２の電極は、任意の形状を有する。好ましくは、第２の電極は、円形の対称性を有する形状を有し、回転可能である。
【００１０】
一次ギャップ電圧によって生じる第１の電極と第２の電極との間の電子の輸送は、電流である。その値は、一次ギャップ電圧、陰極の電子放出速度、及び第１の電極と第２の電極との間の空間を満たす材料の両方に依存する。好ましくは、すべての電極は、適切な材料、例えば、真空であるとみなされさえする、非常に低圧の不活性ガスで満たされたエンクロージャ内に配置される。これは、電極間の電子の最適な輸送を可能にする。第１の電極から輸送された電子は、最終的に第２の電極と衝突し、そのエネルギの一部を金属構造から他の電子に伝達し、そのエネルギの残りの部分をＸ線放射に変換する。
【００１１】
Ｘ線発生器の外側に位置するＸ線検出器は、選択された検出器技術に基づき、所定の期間に前記衝突によって生成された光子を検出する。本発明のコンテキストにおいて、検出器は、当業者に既知の任意の適切なタイプのものである。
【００１２】
出力スペクトルは、一次ギャップ電圧の値に依存し、出力スペクトルはｋＶｐ依存である。
【００１３】
第３の電極が適切な値、例えば非常に負の値に設定される場合、陰極からのすべての電子は第３の電極を通過し得ず、したがって効果的にＸ線放出を停止する。
【００１４】
好ましい実施形態において、第３の電極は、電子が第３の電極に当たらないように設計される。第３の電極の電位が負である場合、電子は遮断され、一方で、正である場合、全電界が電子を陽極に向かって導く。
【００１５】
第３の電極をその初期値にリセットすることにより、電子の輸送が第２の電極に向かって再開され、Ｘ線放射が光源から再び放出される。
【００１６】
第３の電極“グリッド”に印加される電位の初期値は、それに向かう望ましくない漏れ電流が回避されるように選択されなければならないことに留意することが重要である。好ましくは、第３の電極に印加された電位の初期値は、第１の電極に印加される電位“陰極”よりも高い。
【００１７】
したがって、上記のレイアウトは、Ｘ線源の非常に速いスイッチオン及びオフを可能にする。
【００１８】
本発明の主要な実施形態において、一次ギャップ電圧は、ＡＣ成分を有する。これは、連続的に変化する出力スペクトルを生成する。ＡＣ成分周波数の周波数は、Ｘ線検出器の積分期間がＡＣ成分の１つ以上の期間であるように選択される。そのため、検出器によって検出される実効スペクトルは、スペクトルの平均である。
【００１９】
前述の高速スイッチングシステムを使用して、所定の条件が満たされた時に、好ましくは一次ギャップ電圧が所定の関心値を有する時に、電子輸送を選択的に可能にすることが可能である。これは、どのｋＶｐが平均スペクトルに寄与するかを制御することを可能にし、ひいてはＸ線ビームを成形する。
【００２０】
好ましくは、一次ギャップ電圧が最小消光値と最大消光値との間にある時はいつでも、第３の電極上の可変電位は、前記電子の輸送の少なくとも部分的遮断を生じさせる値に設定される。これは、効果的なｋＶｐ制御を可能にし、したがって、それらの消光値間に含まれるｋＶｐは、放出スペクトルに寄与し得ない。
【００２１】
最小消光値は３０ｋＶｐと８０ｋＶｐとの間に含まれ得る一方で、最大消光値は８０ｋＶｐと１６０ｋＶｐとの間に含まれ得る。しかし、いくつかの用途において、例えばＤＣ成分が提供される場合、消光値はこれらの境界を超え得る。
【００２２】
特定の間隔に含まれない任意のｋＶｐ値は、一次ギャップ電圧が適切な最小トリガー値と最大トリガー値との間にない時はいつでも、第３の電極上の可変電位を前記電子の輸送の少なくとも部分的遮断を生じさせる値に設定することによって遮断される。
【００２３】
好ましくは、一次ギャップ電圧はＤＣ成分を有する。ＤＣ成分は、電子の束を強化し、第２の電極から第１の電極への任意の電子の輸送を回避することを可能にする。ＤＣ成分は、Ｘ線スペクトルのｋＶｐが選択される値の範囲の中から選択することも可能にする。好ましくは、前記ＤＣ成分は、８０キロボルトと１５０キロボルトとの間、より好ましくは９０キロボルトと１２０キロボルトとの間、さらにより好ましくは約１００キロボルトである。
【００２４】
第３の電極上の可変電位は、規則的な間隔で前記電子の輸送の少なくとも部分的遮断を生じさせる値に設定され、前記間隔は所定の第１の周波数に対応する。これは、第３の電極と接地との間に任意の共通の周期的電圧、例えば正弦波電圧を印加することを可能にする。このような電圧は、一般的な信号処理技術を使用する調整が容易であり、一次ギャップ電圧に依存して効果的に成形される。特に、前記第１の周波数は、各連続期間の出力Ｘ線スペクトルに寄与する常に同一のｋＶｐであることを確実にするために、一次ギャップ電圧のＡＣ成分の周波数に一致するように設定される。
【００２５】
好ましくは、第３の電極上の可変電位は、クリネル（突起）電圧である。このような電圧は厄介になり得る非常に高い周波数成分を含むが、第１の電極からの電子が第２の電極に向かって輸送される時間、すなわち、クリネル電圧の高い値に対応するスイッチの“オン位置”と、電子が第２の電極に向かって輸送され得ない時間、すなわち、クリネル電圧の低い値に対応する“オフ位置”との間での明確な切断を可能にする。場合によっては、任意の高周波成分を含まない電圧を使用することが好ましい。
【００２６】
一次ギャップ電圧のＡＣ成分は、１０Ｈｚと２０ｋＨｚとの間に含まれ、好ましくは検出器の読取周波数に近い周波数を有し得る。ＡＣ成分の周波数は、ＡＣ成分の１つ以上の期間にわたって検出器が出力スペクトルを平均化するように、好ましくは十分に高い。
【００２７】
Ｘ線源は変圧器をさらに含む。具体的には、変圧器は、共振回路を得るために少なくとも３つの電極のインピーダンスを管に適合させる。このような共振回路は、省エネルギの点において重要であり得、システムによって生成される熱量を低減する。
【００２８】
本発明はまた、本発明によるＸ線源を含む撮像装置に関する。
【００２９】
本発明による撮像装置は、好ましくは、例えばスペクトラルコンピュータ断層撮影装置を含む、コンピュータ断層撮影装置であるが、Ｘ線源を含む任意の他の医用撮像装置が本発明の利益を享受する。
【００３０】
本発明の別の態様によれば、Ｘ線源においてＸ線ビームのエネルギレベルを制御する方法は、
第１の電極から第２の電極に向かう電子の輸送を生じさせる一次ギャップ電圧を生成するステップであって、前記第２の電極に当たる電子がＸ線ビームを生成するステップと、
第３の電極上の電位を、所定の条件が満たされた時はいつでも前記電子の輸送の少なくとも部分的遮断を生じさせる値に設定するステップと
を含む。
【００３１】
そのような方法は、好ましくは、上述の装置を使用して実施されるが、任意の他の適切なレイアウトを使用して実施され得る。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
本発明は、本発明の実施形態の以下の詳細な説明を読み、添付図面を検討することにより、よりよく理解されるであろう。
【００３３】
【図１】本発明による装置の一般的なレイアウトを概略的に表す。
【図２】標準的なＸ線源に印加された様々なｋＶｐ値に対応する即時のＸ線スペクトルを表す。
【図３】経時的に本発明による装置の電極に印加された様々な電圧、及び結果として生じるＸ線を示す。
【発明を実施するための形態】
【００３４】
本発明の主要な実施形態を実施するために、グリッドスイッチ１１が設定される。
【００３５】
図１は、本発明による装置１を表す。Ｘ線管２は、第１の電極である陰極１３と、別の電極である陽極１２とを含む。
【００３６】
Ｘ線は、陰極１３から陽極１２に向かって高エネルギの電子を送信することによって通常の態様で生成される。電子のエネルギの一部は陽極１２によって吸収され、その小さな一部はＸ線放射２０の放出によって返還される。陰極１３から陽極１２への電子の輸送を誘発するために、陰極１３と陽極１２との間に一次ギャップ電圧ＰＶが印加される。
【００３７】
結果として生じる放出されたＸ線スペクトルは、輸送された電子のエネルギに依存し、ひいては前記一次ギャップ電圧ＰＶに依存する。出力スペクトルに対して様々なエネルギ的寄与を有するために、一次ギャップ電圧ＰＶは、高電圧発生器１５によって生成された高電圧ＤＣ成分、すなわちオフセットと、ＡＣ発生器１６によって生成されたＡＣ成分との両方を有する。ＡＣ成分とＤＣ成分とは、変圧器１７によって共に合計される。発生器１６、変圧器１７、及び管は、共振回路として設計され得る。
【００３８】
陽極１２と陰極１３との間には、グリッド状の電極１４が挿入される。グリッド状の電極１４は、グリッドスイッチシステム１１の一部であり、当該システムは特定のグリッド電位ＧＶ、すなわちクリネル電圧の電極１４への印加を可能にするコントローラをさらに含む。前記グリッド電位ＧＶは、所望の時のＸ線放射２０の非常に迅速な停止を可能にする。
【００３９】
用語グリッドスイッチは、当技術分野で既知のＸ線管の内部レイアウトを指し、結果として生じるＸ線ビームの非常に速い消光を可能にする。
【００４０】
容量効果のために、一次ギャップ電圧ＰＶがゼロに設定された時に、Ｘ線放射は即時には停止しない。グリッドスイッチがこの問題の解決を可能にする。
【００４１】
グリッドスイッチ１１は、オン位置とオフ位置との２つの位置を有する。スイッチがオンの時、スイッチは、陰極１３から陽極１２に向かって移動する電子と可能な限り干渉しない。したがって、電極１４の電位は、高い正の値Ｖに設定される。スイッチがオフの時、スイッチは、陰極１３によって放出された電子が陽極１２に達するのを妨げる。したがって、電位は、高い負の値Ｖに設定される。
【００４２】
オン位置とオフ位置との間の移行は、図示されないコントローラによって制御され、それにより電極１４上の電位ＧＶを設定する。移行は任意のやり方で行われるが、２つの定電圧値の間を切り替える最も便利なやり方は、クリネル形状の電圧曲線を有する電圧を使用することである。
【００４３】
グリッド電位ＧＶは、一次ギャップ電圧ＰＶの特定の値のみが平均出力Ｘ線スペクトルに寄与することを可能にするために選択される。図２は、２つの可能なグリッド電位ＧＶと結果として生じる出力Ｘ線スペクトルとを示す。図の平らな灰色領域に対応する第１の実施形態において、グリッドスイッチは、一次ギャップ電圧ＰＶが最小値ｎ１と最大値Ｎ１との間に含まれる時にオン位置に設定され、ｎ１及びＮ１は、一次ギャップ電圧ＰＶの最大値を含む間隔を定義する。一次ギャップ電圧ＰＶがこれらの値の間にない時、グリッドスイッチはオフ位置に設定される。この構成のために、図２の左上角にプロットされたα図である、結果として生じるＸ線スペクトルは、ｎ１とＮ１との間にのみ含まれるエネルギ的寄与を有し、これは、高エネルギの尾部を有するスペクトルを有することを可能とし、例えば厚い患者の撮像に有用である。図の斜線領域に対応する第２の実施形態において、グリッドスイッチは、一次ギャップ電圧ＰＶが最小値ｎ２と最大値Ｎ２との間に含まれる時にオン位置に設定され、ｎ２及びＮ２は、一次ギャップ電圧ＰＶの最小値を含む間隔を定義する。一次ギャップ電圧ＰＶがこれらの値の間に含まれない時、グリッドスイッチはオフ位置に設定される。この構成のために、図２の右上角にプロットされたβ図である、結果として生じるＸ線スペクトルは、ｎ２とＮ２との間にのみ含まれるエネルギ的寄与を有し、より良いコントラスト画像を可能にする低いｋＶｐスペクトルを可能にする。
【００４４】
両方のこれらの実施形態は、グリッド電位ＧＶが、常に同じ電圧値をカットするために、一次ギャップ電圧ＰＶと同一の周波数を有する周期的な電位であることを意味する。
【００４５】
図３に示されるように、本発明はまた、いくつかのエネルギ範囲の組み合わせを可能にする。図３において、グリッドスイッチは、一次ギャップ電圧がｎ１とＮ１との間又はｎ２とＮ２との間にある度にオン位置に設定され、さもなければオフ位置に設定される。これは、出力スペクトルの成形を可能にする。図３ｂは、３つの異なる出力Ｘ線スペクトルを示す。灰色の細い線３１でプロットされた第１のスペクトルは、ｎ２とＮ２との間に含まれるもの等、スペクトルへの唯一のエネルギ的寄与が低‐ｋＶｐである場合に、検出されるＸ線スペクトルに対応する。単純な太い線３２でプロットされた第２のスペクトルは、ｎ１とＮ１との間に含まれるもの等、スペクトルへの唯一のエネルギ的寄与が高‐ｋＶｐである場合に、検出されるＸ線スペクトルに対応する。最終的に、点線３３でプロットされた第３のスペクトルは、両方の寄与を有するスペクトルに対応する。後者は、より厚い患者の効果的な撮像が可能な高エネルギの尾部を有するが、より良いコントラストを可能にする増加した低エネルギ部分をも有する。
【００４６】
組み合わせの適合によって、当業者は、例えば撮像される患者の生理学により、必要に応じて寄与を増加する多くの方法に対して多くの自由を得る。
【００４７】
当業者であれば、異なるグリッド電位ＧＶをも使用し得る。実際、クリネル形状の電圧は、グリッドスイッチシステムの２つの位置のみを許容し、ひいては特定の放射線の遮断を可能にする。成形された電圧の使用によって、各値に重みを与え、ひいてはビームエネルギのより細かな制御が可能である。
【００４８】
ビームエネルギの制御は、撮像された患者によって効果的に受信されるＸ線放射の線量を最小にすることを可能にする。
【００４９】
本発明は、図及び前述の説明において詳細に図示及び説明されてきたが、そのような図示及び説明は、例示的又は代表的であって制限的ではないとみなされるべきであり、 本発明は説明した実施形態に限定されない。
【００５０】
開示された実施形態に対する他の変更は、図、開示、及び添付の特許請求の範囲の研究から、請求された発明を実施する際の当業者によって理解され得、達成され得る。請求項において、用語“含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）”は他の要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞“ａ”又は“ａｎ”は複数を除外しない。 単一のプロセッサ又は他のユニットが、請求項に列挙された幾つかの項目の機能を果たす。 特定の手段が相互に異なる従属請求項に列挙されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用できないことを示すものではない。 請求項のいかなる参照符号も、範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。
【図１】
2018529192.tif 000003
【図２】
2018529192.tif 000004
【図３】
2018529192.tif 000005
【国際調査報告】
2018529192.tif 000006
2018529192.tif 000007