(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
関心対象（２２）を撮像するイメージング・システム（１０）であって、（Ａ）（１）筐体（６４）の内部に配設されており、彎曲放出面（８０、１２４）を有し、基材（８６）上に配設されている複数の放出素子（８４）を含んでいる冷陰極（７９）と、（２）前記筐体（６４）の内部に前記陰極（７９）から離隔して配設されており、前記彎曲放出面（８０、１２４）から放出された電子による衝突に応答してＸ線（１６）を放出する陽極（７２）とを含んでおり、前記電子は前記陽極（７２）の焦点において前記陽極に衝突するＸ線源（１４、１２２、１３４）と、（Ｂ）前記Ｘ線（１６）が前記関心対象（２２）を透過した後に該Ｘ線（１６）を受光して該Ｘ線（１６）に応答して信号を発生する複数の検出器素子（２０）を含んでいる検出器アレイ（１８、１３６）と、（Ｃ）前記検出器素子（２０）からの前記信号を受け取るように結合されており、前記検出器素子（２０）からの前記信号に基づいて前記関心対象（２２）の画像を構築する画像再構成器（３４）と、（Ｄ）該画像再構成器（３４）に結合されており、前記関心対象（２２）の前記画像を表示する表示器（４２）と、（Ｅ）前記複数の放出素子（８４）からの前記電子の放出を制御する制御信号を供給するように前記冷陰極（７９）に結合されていると共に、前記電子は前記陽極（７２）の焦点において前記陽極（７２）に衝突し、前記焦点が揺動するように前記複数の放出素子（８４）に対する前記制御信号を調節するＸ線制御器（２８）とを備えたイメージング・システム（１０）。
【請求項２】
前記焦点の寸法及び形状は、少なくとも部分的には前記彎曲放出面（８０、１２４）の曲率により決定される請求項１に記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項３】
前記複数の放出素子（８４）はアドレス指定可能であり、これにより、前記焦点の前記寸法及び形状を制御することを可能にしている請求項１に記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項４】
前記焦点は、電子の衝突の強度を位置の関数として記述する強度分布（１１２、１１４、１１６）により特性決定され、前記複数の放出素子（８４）はアドレス指定可能であり、これにより、前記焦点の前記強度分布（１１２、１１４、１１６）を制御することを可能にしている請求項１に記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項５】
前記複数の放出素子（８４）は約１×１０９個放出素子／ｃｍ２を上回る密度を有しており、
前記複数の放出素子（８４）はそれぞれ約１×１０−１５ｃｍ２程度の実効放出面積を有しており、
前記ゲート導体（９２）に印加される前記バイアス電圧は１２０Ｖ未満であり、
前記陰極（７９）は２４００Ａ／ｃｍ２を上回る電流密度を発生することが可能である請求項１乃至４のいずれかに記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項６】
真空筐体（６４）と、Ｘ線透過窓（７０）とをさらに含んでおり、前記陰極（７９）及び前記陽極（７２）は前記筐体（６４）の内部に配設されており、前記Ｘ線（１６）は前記透過窓（７０）を経て前記Ｘ線源（１４）から射出される請求項１乃至５のいずれかに記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項７】
前記彎曲放出面（１２４）は、第一の軸に沿って彎曲し且つ該第一の軸に直交する第二の軸に沿って直線的になるように製造されている請求項１乃至６のいずれかに記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項８】
前記冷陰極（７９）はモノリシック半導体で製造されている請求項１乃至７のいずれかに記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項９】
前記冷陰極（７９）は、前記基材（８６）上に配設されており、前記複数の放出素子（８４）の間に配置されている絶縁層（９０）と、該絶縁層（９０）上に配設されているゲート導体（９２）とをさらに含んでおり、前記複数の放出素子（８４）は、前記ゲート導体（９２）にバイアス電圧が印加されているときに電子を放出するように動作する請求項１乃至８のいずれかに記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項１０】
医用イメージング・システム又は保安検問用イメージング・システムである請求項１乃至９のいずれかに記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項１１】
前記画像再構成器（３４）に結合されており、通信ネットワーク（５２）を介して前記関心対象（２２）の前記画像を送信する通信インタフェイス（５０）をさらに含んでいる請求項１乃至１０のいずれかに記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項１２】
前記Ｘ線制御器（２８）は、前記陽極から放出される前記Ｘ線（１６）がパルス状のＸ線ビームを形成するように前記複数の放出素子（８４）に対する前記制御信号をパルス駆動する請求項１乃至１１のいずれかに記載のイメージング・システム（１０）。
【請求項１３】
請求項１乃至１２のいずれかに記載のイメージング・システム（１０）が作動する方法であって、前記Ｘ線源（１４、１２２、１３４）においてＸ線ビーム（１６）を発生する工程（１０２）であって、電子ビーム（８２）が陽極（７２）に電子を衝突させるように陽極（７２）に向かって放出され、前記Ｘ線ビーム（１６）は前記電子による衝突に応答して発生され、前記電子は前記陽極（７２）の焦点において前記陽極（７２）に衝突し、前記焦点の寸法及び形状は少なくとも部分的には前記彎曲放出面（８０、１２４）の曲率により画定され、当該発生する工程（１０２）は、前記陰極（７９）から電子ビーム（８２）を放出する工程を含んでおり、前記Ｘ線源は前記Ｘ線ビーム（１６）を患者（２２）に透過させ、前記放出する工程はさらに、前記薄膜ゲート（９２）と前記複数の放出素子円錐体（９４）との間に、前記電子を前記複数の放出素子円錐体（９４）から放出させる第一の電界を印加する工程と、前記陽極（７２）と前記陰極（７９）との間に、前記電子を前記陽極（７２）に向けて加速する第二の電界を印加する工程とを含んでいる、Ｘ線ビーム（１６）を発生する工程（１０２）と、前記Ｘ線ビームが前記患者（２２）の少なくとも一部を透過した後に前記Ｘ線ビームを検出する工程（１０４）と、該検出する工程（１０４）において収集されたデータに基づいて前記患者（２２）の一部の画像を構築する工程（１０６）と、前記患者（２２）の前記一部の前記画像を表示する工程（１０８）とを備えた方法。
【請求項１４】
前記患者（２２）の前記一部は心臓を含んでおり、該心臓の搏動に応答して発生され、周期的であって各々の周期が前記心臓の周期に対応している心電図信号を監視する工程と、前記心臓の前記周期の各回の同じ部分の間に前記Ｘ線源（１４、１２２、１３４）が起動されるように前記心電図信号に前記放出素子（８４）の起動及び停止を同期させる工程とをさらに含んでいる請求項１３に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の背景】
本発明は一般的には、Ｘ線源を用いるシステム及び方法に関する。
【０００２】
Ｘ線源は、イメージング・システム等の装置で広範に応用されている。Ｘ線イメージング・システムは、Ｘ線管の形態のＸ線源を用いて、撮像対象に向けられたＸ線ビームを放出する。Ｘ線ビームと介設されている対象とが相互作用して応答を発生し、この応答を１以上の検出器によって受け取る。次いで、イメージング・システムは検出された応答信号を処理して、対象の画像を形成する。
【０００３】
例えば、典型的な計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムでは、Ｘ線管がファン（扇形）形状のビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面であって、一般に「イメージング（撮像）平面」と呼ばれる平面内に位置するようにコリメートされる。Ｘ線ビームは患者等の撮像対象を透過する。ビームは対象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。検出器アレイで受光される減弱した放射線ビームの強度は、対象によるＸ線ビームの減弱量に依存している。アレイ内の各々の検出器素子が、検出器の位置でのビーム減弱の測定値である別個の電気信号を発生する。すべての検出器からの減弱測定値を別個に取得して透過プロファイル（断面）を形成する。
【０００４】
公知の第三世代ＣＴシステムでは、Ｘ線管及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが撮像対象と交差する角度が定常的に変化するように撮像平面内で撮像対象の周りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度での検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。対象の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器が一回転する間に様々なガントリ角度において形成される一組のビューで構成される。アキシャル・スキャンでは、投影データを処理して、対象を通過して形成される二次元スライスに対応する画像を構築する。
【０００５】
従来のＸ線管は、真空容器と、陰極（カソード）アセンブリと、陽極（アノード）アセンブリとを含んでいる。真空容器は典型的には、ガラス、又はステンレス鋼、銅若しくは銅合金等の金属で製造されている。陰極アセンブリ及び陽極アセンブリは真空容器内に封入されている。
【０００６】
Ｘ線ビームを形成するためには、陰極が電子を放出し、次いで電子を陽極に向けて加速することにより、電子を高速で陽極の標的域に衝突させる。加速は、陰極アセンブリと陽極アセンブリとの間に保持されている電圧差（典型的には、医療目的には２０ｋＶ〜４０ｋＶであるが、特に医療以外の目的にはより大きい又は小さい値が可能である）によって生ずる。Ｘ線は標的域の焦点から全方向に放散し、次いでコリメータを用いてＸ線を患者に向けてＸ線ファン・ビームの形態で真空容器から外へ照射する。
【０００７】
典型的なＸ線管では、電子は熱イオン放出として知られている方法によって陰極から放出される。この方法によれば、陰極のフィラメント（典型的にはタングステン・ワイヤで形成されている）に電流を供給すると、フィラメントの抵抗加熱によって高温が生ずる。かかる温度では、フィラメントの電子が十分なエネルギを得て特定の原子と結合しなくなる（電子のエネルギ・レベルが電子を伝導帯に配置する）ため、電子は陰極から放出され易くなる。これらの電子を焦点に向かわせるために、複雑な集束構造が用いられている。
【０００８】
従って、陰極は熱エネルギへ変換される電気エネルギを絶えず供給されているため陰極から熱エネルギを除去する必要があるという問題が生ずる。しかしながら、陰極は真空容器の内部に配置されているため熱伝達機構として対流を利用することができず、陰極から熱エネルギを除去することは困難である。加えて、熱伝達機構として伝導を利用することはできるが、陰極と陽極との間に保持されている電圧差が大きいため、併設されている複雑な集束機構と組み合わせた場合には特に、陰極の構造が複雑化して望ましくない。さらに重大な問題は、熱によってフィラメントが移動し（熱膨張）、標的における焦点の位置及び形状が変化することである。
【０００９】
従って、陰極から熱除去するための熱伝達の必要性が少なく、且つ構造が比較的簡単な改良型Ｘ線源を提供できると非常に有利である。
【特許文献１】
米国特許第６７６０４０７号
【００１０】
【課題を解決するための手段】
第一の好ましい観点では、Ｘ線源が、冷陰極と陽極とを備えている。冷陰極は、電子を放出することが可能な彎曲放出面を有している。陽極は陰極から離隔して設けられている。陽極は、陰極の彎曲放出面から放出された電子による衝突に応答してＸ線を放出することが可能である。
【００１１】
第二の好ましい観点では、関心対象を撮像するイメージング・システムが、Ｘ線源と、検出器アレイと、画像再構成器と、表示器とを備えている。Ｘ線源は冷陰極と陽極とを含んでおり、これら両方が筐体内に配設されている。冷陰極は彎曲放出面を有しており、基材に配設されている複数の放出素子を含んでいる。陽極は陰極から離隔して設けられており、彎曲放出面から放出された電子による衝突に応答してＸ線を放出する。
【００１２】
検出器アレイは複数の検出器素子を含んでおり、各検出器素子は、Ｘ線が関心対象を透過した後にＸ線を受光し、これに応答して信号を発生する。画像再構成器は、検出器素子からの信号を受け取るように結合されており、検出器素子からの信号に基づいて関心対象の画像を構築する。表示器は、画像再構成器に結合されており、関心対象の画像を表示する。
【００１３】
本発明のその他の原理の特徴及び利点は、当業者であれば、添付図面、以下の詳細な説明、及び特許請求の範囲を熟読すると明らかとなろう。
【００１４】
【発明の実施の形態】
図１及び図２には、Ｘ線源１４を用いたシステム１０が示されている。Ｘ線源１４は、Ｘ線を利用する任意の応用に用いてよい。例えば、医療応用では、Ｘ線源を用いて放射線撮影システムを具現化することができる。また、保安応用では、Ｘ線源を用いて手荷物検査又はその他の保安検問用イメージング・システムを具現化することができる。例として述べると、図１〜図２のシステム１０は、医用撮像に用いられる放射線撮影システムであり、特に計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムである。
【００１５】
ＣＴシステム１０は、「第三世代」ＣＴスキャナに典型的なガントリ１２を含んでいる。Ｘ線源１４はＸ線管であり、ガントリ１２に装着されて、ガントリ１２の対向する側に装着されている検出器アレイ１８に向かって投射されるＸ線ビーム１６を発生する。Ｘ線ビーム１６は、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面であって、一般に「撮像平面」と呼ばれる平面内に位置するようにコリメータ（図示されていない）によってコリメートされる。検出器アレイ１８は、複数の検出器素子２０によって形成されており、検出器素子２０は一括で、患者等の関心対象２２を透過する投射Ｘ線を感知する。検出器アレイ１８は、シングル・スライス型検出器であってもよいし、マルチ・スライス型検出器又は他の形式の検出器であってもよい。各々の検出器素子２０は、患者２２を透過した後の入射Ｘ線ビームの強度を表わす電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための一回の走査の間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されている構成部品は、ガントリ回転軸２４の周りを回転する。
【００１６】
ガントリ１２の回転及びＸ線管１４の動作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御されている。制御機構２６はＸ線制御器２８とガントリ・モータ制御器３０とを含んでおり、Ｘ線制御器２８はＸ線管１４に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器３０はガントリ１２の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングして、後続の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器３４が、ＤＡＳ３２を介して検出器アレイ１８から受け取った信号に基づいて画像再構成（好ましくは、高速画像再構成）を実行する。画像再構成器３４は、検出器アレイ１８から受け取った信号に基づいて画像を再構成することが可能な任意の信号処理装置であってよい。
【００１７】
画像再構成器３４には、コンピュータ３６を介して陰極線管又は他の形式の表示器４２が結合されており、表示器４２が画像再構成器３４から再構成された画像を受け取って表示できるようにしている。コンピュータ３６は再構成された画像を受け取り、画像を大容量記憶装置３８に記憶させて、再構成された画像を表示器４２に表示させるための信号で表示器４２を駆動する。画像は、取得されると同時に表示されてもよいし、或いは後の観測のために記憶されてもよい。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を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。操作者が供給した指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線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２をガントリ１２内で配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の各部分をガントリ開口４８を通してＺ軸に沿って移動させる。
【００１８】
コンピュータ３６は、コンピュータ３６を通信ネットワーク５２に接続する通信インタフェイス５０に結合されている。通信ネットワーク５２は、一群の診療所及び／又は病院を接続するローカル・エリア・ネットワーク、メトロポリタン・エリア・ネットワーク又は広域ネットワークのいずれであってもよい。また、通信ネットワーク５２はインターネットであってもよい。通信インタフェイス５０を用いて、ＣＴシステム１０を用いて取得された医用画像又は他のデータを通信ネットワーク５２上の他の装置へ送信する。また、通信インタフェイス５０を用いて、例えば予防保守又は予後処置のためにシステム１０の健全性及び動作に関わるデータを送信してもよい。また、通信インタフェイス５０を用いて、システム１０を制御する通信ネットワーク５２上のその他の装置からの制御信号を受信してもよい。
【００１９】
尚、図２の実施形態は、Ｘ線源１４を採用しているＣＴシステムの一つの可能な構成であるに過ぎない。例えば、Ｘ線制御器及び画像再構成器は両方ともコンピュータ３６とは別個の装置であるものとして図示されているが、Ｘ線制御器２８及び／又は画像再構成器３４をコンピュータ３６に一体化することも可能である。加えて、前述のように、Ｘ線源を他の応用に用いてもよい。
【００２０】
図３は、Ｘ線管１４をさらに詳細に示している。Ｘ線管１４は、陽極側端部５４と、陰極側端部５６と、陽極側端部５４と陰極側端部５６との間に位置する中央部５８とを含んでいる。Ｘ線管１４は、外被６４の内部で流体を充填したチェンバ６２に封入されているＸ線管挿入部６０を含んでいる。Ｘ線管挿入部６０に対する電気的接続は、陽極ソケット６６及び陰極ソケット６８を介して提供される。Ｘ線は、中央部５８の片側に設けられている外被６４の外被窓７０を通過してＸ線管１４から放出される。
【００２１】
図４に示すように、Ｘ線管挿入部６０は、真空容器７６の内部で真空内に配設されている標的陽極アセンブリ７２と陰極アセンブリ７４とを含んでいる。陽極アセンブリ７２は陰極アセンブリ７４から離隔して設けられている。陽極アセンブリ７２に隣接して容器７６の上方に固定子７７が配置されている。陽極アセンブリ７２と陰極アセンブリ７４とを接続する電気回路にエネルギが与えられると、例えば６０ｋＶ〜１４０ｋＶの電位差が発生して、電子が陰極アセンブリ７４から陽極アセンブリ７２へ向けて放出される。電子は陽極アセンブリ７２の標的域７８の範囲内で焦点に衝突して、高周波電磁波すなわちＸ線を発生すると共に残余熱エネルギを発生する。標的域７８は、陰極アセンブリ７４のフィラメントから放出された電子による衝突に応答してＸ線を放出する。Ｘ線は外被窓７０を通過して外部に向かって放出され、これによりＸ線を撮像対象２２（例えば患者）に照射することが可能になる。
【００２２】
図５、６は、陰極アセンブリ７４をさらに詳細に示している。図５に示すように、陰極アセンブリ７４は、彎曲面８０を有しており電子を放出して電子ビーム８２を発生する冷陰極７９を含んでいる。冷陰極の動作は陰極の温度が周囲温度よりも高温となることに依存しないので、本例ではこのようなものとして冷陰極を参照する。実用では、典型的には冷陰極の動作温度は周囲温度よりも高温であるが、但し熱イオン陰極ほど周囲温度よりも高温にはならない。
【００２３】
彎曲面８０は電子ビーム８２の集束機構を提供しており、好ましくは、ビームの幾何学的特徴に合わせて、故に所望の焦点の幾何学的特徴に合わせて最適化されている形状を有する。ビーム・プロファイルは、例えば方形、円形、中空等の様々な形状を有していてよい。彎曲放出面の形状は少なくとも部分的には、陽極アセンブリ７２の標的域７８上での焦点の寸法及び形状を決定する。面８０は二次元で彎曲していてもよいし三次元で彎曲していてもよい。面８０は例えば、放物線形状を有していてもよいし、或いは球面の一部の形状を有していてもよい。代替的には、面８０は、第一の軸に沿って彎曲しており、第一の軸に直交する第二の軸に沿って直線的であってもよい（例えば円筒状）し、二つの方向に異なる半径で二次元で彎曲していてもよいし、或いは全面積にわたって様々な曲率を有する表面であってもよい。
【００２４】
陰極７９は好ましくは、モノリシック半導体で形成されている。一実施形態では、図６に示すように、陰極７９は、彎曲した基材上へのソフト・リソグラフィ式パターン形成を用いて作製される固体電界放出アレイである。他の実施形態では、陰極７９は、彎曲放出面を形成するアレイを成して配設されているカーボン・ナノチューブで作製されていてもよい。他の構成も利用可能である。
【００２５】
図６は、彎曲面８０の一部の拡大図である。陰極は、基材８６上に形成されている複数の陰極放出素子８４によって形成される。基材８６は、絶縁層９０と、陰極ゲート薄膜導体９２と、複数の円錐体９４とを含んでいる。絶縁層９０は好ましくは不連続であり、すなわち間に空間が設けられている。空間は１ミクロン〜３ミクロン以下程度の寸法を有していてよい。円錐体９４は例えば、電子を発生するために用いられるモリブデン円錐体放出素子であってよい。スピント（Spindt）型放出素子のような他の材料／構造を用いてもよい。円錐体９４は好ましくは、絶縁層との間に間隔を設けた状態で、円錐体９４が基材８６に直接接触するように配設される。ゲート薄膜９２もまたモリブデン又は他の類似の金属で形成されてよい。動作時には、ゲート薄膜９２にバイアス電圧を印加して、円錐体９４に電子を放出させるような電界を設立する。一実施形態では、例として述べると、円錐体９４は、例えば１．２×１０-15ｃｍ2といったように約１×１０-15ｃｍ2程度の実効放出面積をそれぞれ有し、円錐体の尖端における電界が十分に大きくなったときに各々の円錐体は尖端１個当たり１ｍＡ強までの電流を発生することができる。公知の製造手法によれば、円錐体の充填密度は１×１０9個／ｃｍ2を上回る。加えて、２４００Ａ／ｃｍ2を上回る電流密度も達成可能である。全ビーム電流は、放出素子８４とゲート薄膜９２との間において１２０ＶＤＣ又はそれ以下、好ましくは２０ＶＤＣ又はそれ以下までといった低バイアス電圧を用いて制御することが可能である。言うまでもなく、ソフト・リソグラフィ手法に改良が加えられればこれらのパラメータは改善されてよい。
【００２６】
図７は、図１のシステムの動作の全体像を示す流れ図である。ステップ１０２において、Ｘ線源１４においてＸ線ビームが発生される。Ｘ線ビームを発生させるために、ゲート薄膜９２と放出素子円錐体９４との間に第一の電界が印加される。第一の電界によって、放出素子円錐体９４から電子が放出される。第一の電界は、ゲート薄膜９２に低バイアス電圧（＜５０Ｖ）を印加することにより発生され得る。陽極アセンブリ７２と陰極７９との間に第二の電界が印加される。第二の電界によって、陽極アセンブリ７２の標的域７８に向かって電子が加速される。第二の電界は、後に詳述するように応用によって１キロボルト〜１０００キロボルトの電圧を用いて発生され得る。ステップ１０４において、Ｘ線ビームが患者又は他の関心対象２２の少なくとも一部を透過した後に、Ｘ線ビームが検出器アレイ１８において検出される。次いで、ステップ１０６において、画像再構成器３４が、検出する工程１０４で収集されたデータに基づいて患者２２の一部の画像を構築する。最後に、ステップ１０８において、患者２２又は他の関心対象の一部の画像が操作者に対して表示される。
【００２７】
図８に示すように、放出素子８４は二次元アレイを成して配設される。単純化のために、図８には放出素子の一部のみを示す。好ましくは、放出素子８４は複数の群に分けて配列されており、各々の群のゲート薄膜９２は、残りの群の各々のゲート薄膜９２から電気的に絶縁されている。このようにして、放出素子８４の群の各々が制御線９６を用いて個別にアドレス指定できるようになる。群の大きさを１として用いてもよいが、陰極７９の構造を単純にするためには群の大きさが大きい方が好ましい。
【００２８】
放出素子８４は、Ｘ線制御器２８によって制御される。放出素子８４がアドレス指定可能であることにより、放出素子８４の異なる群に対して異なる制御信号を供給することにより多数の特徴を具現化することが可能になる。
【００２９】
例えば、Ｘ線制御器２８は、陰極７９への制御信号を調節して焦点の寸法及び形状を制御するように動作する。ビームの形状及び寸法は、放出素子８４の様々な素子又は様々な群をオンにする又はオフにすることにより変化する。加えて、Ｘ線制御器２８は、陰極７９への制御信号を調節して焦点の強度分布を制御するように動作する。このようにして、図９に示すように、電子衝突の強度（又は電流密度分布）を位置の関数として記述する強度分布によって焦点が特性決定される（図９は一次元についてこの分布を示す）。曲線１１２はフィラメントによって達成可能な典型的な分布を示し、曲線１１４は陰極７９によって達成可能なガウス分布を示し、曲線１１６は陰極７９によって達成可能な一様分布を示す。また、どの素子を作動させるかに応じて、且つ／又は各々の素子に供給される電力量に応じて、焦点の寸法、形状、及び／又は放出素子アレイの強度分布を動的に調節することが可能である。この動作を用いて、製造方法に関連する放出素子アレイのばらつきに対処し、或いはビーム・プロファイルを最適化することができる。また、陽極アセンブリ７２の標的域７８に対する加熱効果を最小限に抑える必要に応じて電流密度分布を調節してもよい。
【００３０】
加えて、Ｘ線制御器２８は、陰極７９への制御信号を、イメージング・システム１０の動作に関連してＸ線制御器２８が受け取ったフィードバック情報の関数として調節するように動作する。これにより、フィードバックを利用して電子ビームの強度、寸法及び／又は形状を所与の仕様に保持することが可能になる。フィードバック情報は、イメージング・システム１０の初期化手順の際の較正段階に取得される。代替的には、システム１０の正常動作時にかかるフィードバック情報を収集することも可能である。かかるフィードバックは、Ｘ線源１４の短期変化及び長期変化を補正することにも利用可能である。この態様で放出素子８４を制御する能力によって、焦点をより小さくして明瞭に画定することが達成可能となり、これにより画質が向上する。
【００３１】
加えて、Ｘ線制御器２８は、陰極７９への制御信号を調節して放出素子８４の多数の群を別個に作動させるように動作する（各群が重複していてもよい）。例えば、放出素子８４の第一の集合が、第一の形状の第一の焦点を有する第一の電子ビームを放出するように動作し、放出素子の第二の集合が、第二の形状の第二の焦点を有する第二の電子ビームを放出するように動作することができる。これにより、異なる形状を備えた異なる二つの焦点を形成することが可能になる。この動作は、異なるビーム特性を必要とする異なる形式の走査手順に同じイメージング・システム１０を利用することが望ましい場合に有用である。
【００３２】
加えて、Ｘ線制御器２８は、陰極７９への制御信号をパルス駆動して、陽極から放出されたＸ線にパルス状のＸ線ビームを形成させるように動作する。ビーム電流は、素子のバイアス電圧が低く（例えば５０Ｖ又はそれ以下）またキャパシタンスが小さいので、高速にオン及びオフを切り換えることができる。このように、Ｘ線ビームが時間的構造を有する必要がある応用にこの動作を利用することができる。例えば医療応用において、患者２２の被撮像部分が心臓を含んでいる場合に、陰極７９の起動及び停止を心臓の搏動に同期させると望ましい場合がある。このことは、例えば、心臓の搏動に応答して発生される心電図信号を監視することにより行なうことができる。一般的には、心電図信号は周期的であって、各々の周期が心臓周期に対応している。従って、陰極７９を各回の心臓周期の同じ部分に作動させればよい。このように、ＥＣＧ（心電図）信号を用いて走査をゲート制御することにより、患者の心臓が心臓周期の所定の時相にあるとき以外にはＸ線ビームをオフにすることができ、これにより患者へのＸ線照射を減少させることができる。
【００３３】
加えて、Ｘ線制御器２８は、陰極７９への制御信号を制御して焦点を多数の位置の間で前後に揺動させるように動作する。このことは、焦点の揺動を利用して取得画像のアーティファクトを除去する手法と組み合わせると有利である場合があり、現時点ではマルチ・フィラメントＸ線源、磁気偏向コイル、又は静電偏向プレートを用いて具現化されている。
【００３４】
以上に述べた特徴に加えて、Ｘ線源１４のこの好適実施形態はまた、構造が比較的簡単である。彎曲した幾何学的構成によって、複雑な集束筒が不要になり、また位置誤差及び機械的許容誤差に対する強い感受性が解消する。また、ヒート・シンクの必要性が減じることにより、構造体が少なくなる。陰極７９の彎曲面は、集束構造と電子放出構造とを一つの構造体に合体させたものである。固体構成要素の利用によって、大型の真空系及び複雑なビーム偏向系が不要になる。
【００３５】
ここで、図１０について説明すると、同図には、彎曲放出面１２４を有する好ましいＸ線源１２２のもう一つの実施形態が示されている。図１０では、放出面１２４は円筒の一部の形状を有している。これにより、明瞭に画定された形状に集束されており滑らかで一様な分布形状を有する線集束ビームが生ずる。この場合にも、この幾何学的構成によって、複雑な集束筒を省くことができ、また前述したその他の利点がある。
【００３６】
ここで、図１１について説明すると、同図には、システム１０用の代替的なガントリ１３２の内部図が示されている。ガントリ１３２の周囲に環を成して配設されている一連の冷陰極Ｘ線源１３４を用いてそれぞれＸ線を発生させ、各々のＸ線が対応する検出器アレイ１３６に入射する。図１１では、単純化のためにＸ線源１３４の環の一部のみを示しているが、一連のＸ線源１３４は好ましくは、ガントリ１３２の全円周にわたって延在している。同様に、単純化のために単一の検出器アレイ１３６のみを示している。しかしながら、好ましくは、一連の検出器アレイ１３６がガントリ１３２の円周にわたって延在している。検出器アレイ１３６は、Ｚ軸に沿ってＸ線源１３４から変位していてよい。この構成によれば、ガントリを回転させるのではなく、Ｘ線源の各々を相次いで作動状態にする。従って、Ｘ線制御器２８は、関心対象を中心とした単一のＸ線源の回転を模擬する態様でＸ線源１３４を相次いで作動状態にする。このように、回転式ガントリの必要性を回避することにより、計算機式断層写真法システムの複雑さが実質的に少なくなる。回転式陽極標的、フィラメント・ヒータ、モータ、及び大型の複雑な支持フレームが不要になる。かかるシステムはまた、複雑さが少なくなっているので保守がより容易であり、現場での動作停止時間が短くて済む。ガントリは（Ｘ線源及び検出器と共に）静止した状態にあり、患者２２はガントリ回転を行なわずに撮像される。
【００３７】
Ｘ線システム１０は、医用撮像応用に特に適している。医療応用は典型的には、電圧ポテンシャルを約１キロボルト〜１０００キロボルト、さらに明確に述べると約３０キロボルト〜約１６０キロボルトとして生成される電界を印加することにより電子を陽極アセンブリ７２に向かって加速する。例えば、マンモグラフィ応用及び歯科応用では、約２０キロボルト〜６０キロボルトの電圧ポテンシャルを用いる。心臓撮影システム及びアンジオグラフィ・システムは典型的には、８０キロボルト〜１２０キロボルトを用いる。計算機式断層写真法システムは典型的には、約８０キロボルト〜１４０キロボルトを用いる。
【００３８】
彎曲面陰極には他の応用もある。例えば、もう一つの応用は、中空ビームを発生する電子銃である。中空ビームは、ジャイロ・クライストロン・マイクロ波管、及び航跡場加速器の電子射出器に用いられる。いずれの例でも、薄い殻を成す円筒状のビームを用いる。ドーナツ形状の動作区域を有する彎曲面電界放出アレイを用いることにより、かかるビームを発生させることができる。好ましくは、電子銃全体の集束特性と組み合わせて妥当なビーム形状を生成するように曲率を設定する。この場合にも、応用の必要性に合わせてビーム区域を移動、変形又は揺動させることができる。さらにもう一つの応用は、電子ビーム・リソグラフィである。電子ビーム・リソグラフィは、０．１３マイクロメートルよりも小さい特徴を有する次世代半導体チップを製造する一つの可能な方法として提案されている。電界放出アレイを用いると、所定の区域のみを作動状態にすることにより、シリコン・ウェーハに投射されるパターンをＦＥＡ（電界放出アレイ）表面で作製することができる。個々のビームレット（beamlet）は、集束構造を介して基板まで輸送される。その他の応用には、マイクロ波管及びＲＦ管（クライストロン、ジャイロストロン等）、ＲＦ電子銃及び他の電子銃、走査型電子顕微鏡、並びに他の走査型マイクロプローブ応用がある。
【００３９】
図面に示し、また以上に記載した実施形態は現状で好ましいものであるが、これらの実施形態は例示のためにのみ掲げられていることを理解されたい。本発明は特定の実施形態に限定されるものではなく、特許請求の範囲及び要旨に依然として含まれる様々な改変、組み合わせ変形及び順列変形まで拡張されるものとする。
【図面の簡単な説明】
【図１】イメージング・システムの見取り図である。
【図２】図１に示すシステムのブロック模式図である。
【図３】Ｘ線管挿入部を封入する外被の遠近図である。
【図４】図３のＸ線管挿入部の陽極アセンブリの一部が見えるように固定子を外した断面遠近図である。
【図５】図３のＸ線管の固体陰極の単純化した模式図である。
【図６】図５の固体陰極の一部の断面図である。
【図７】図１のシステムの動作の流れ図である。
【図８】図５の固体陰極の前面図である。
【図９】図５の固体陰極によって達成可能な強度プロフィールを示す一組の曲線である。
【図１０】もう一つの固体陰極の模式図である。
【図１１】多数の固体陰極を用いた代替的なＣＴガントリの模式図である。
【符号の説明】
１０  ＣＴシステム
１２、１３２  ガントリ
１４、１２２  Ｘ線管
１６  Ｘ線ビーム
１８、１３６  検出器アレイ
２０  検出器素子
２２  関心対象
２４  ガントリ回転軸
２６  制御機構
４２  表示器
４６  モータ式テーブル
４８  ガントリ開口
５２  通信ネットワーク
５４  陽極側端部
５６  陰極側端部
５８  中央部
６０  Ｘ線管挿入部
６２  チェンバ
６４  外被
６６  陽極ソケット
６８  陰極ソケット
７０  外被窓
７２  陽極アセンブリ
７４  陰極アセンブリ
７６  真空容器
７７  固定子
７８  標的域
７９  冷陰極
８０、１２４  彎曲放出面
８２  電子ビーム
８４  陰極放出素子
８６  基材
９０  絶縁層
９２  陰極ゲート薄膜導体
９４  円錐体
９６  制御線
１１２  フィラメントによる典型的強度分布
１１４  ガウス分布
１１６  一様分布
１３４  冷陰極Ｘ線源
【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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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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