Система для рентгеновского обследования со встроенным приводным средством для выполнения поступательного и/или поворотного перемещений фокусного пятна, по меньшей мере, одного анода, испускающего рентгеновское излучение, относительно неподвижного опорного положения и со средством для компенсации происходящих в результате параллельного и/или углового сдвигов испускаемых пучков рентгеновского излучения

Система для рентгеновского обследования со встроенным приводным средством для выполнения поступательного и/или поворотного перемещений фокусного пятна, по меньшей мере, одного анода, испускающего рентгеновское излучение, относительно неподвижного опорного положения и со средством для компенсации происходящих в результате параллельного и/или углового сдвигов испускаемых пучков рентгеновского излучения

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Настоящее изобретение относится к рентгеновским системам для применения в областях получения изображений с высоким разрешением, с повышенной номинальной мощностью и, в частности, к множеству системных конфигураций для рентгеновской системы получения изображений, использующей рентгеновский источник с вращающимся анодом или, в альтернативном варианте, матрицу пространственно распределенных рентгеновских источников, изготовленных по технологии углеродных нанотрубок (CNT), и, тем самым, допускающей повышение частот выборки для повышения временного разрешения получаемых CT (компьютерно-томографических) изображений, что требуется для точной реконструкции динамичных объектов (например, миокарда) из набора полученных данных 2-мерных проекций. В соответствии с настоящим изобретением, каждый рентгеновский источник содержит, по меньшей мере, один встроенный приводной блок для выполнения, по меньшей мере, одного поступательного и/или поворотного перемещения посредством перемещения положения анода рентгеновского источника относительно неподвижного опорного положения, при этом, последнее положение может задаваться, например, установочной плитой или катодом, испускающим электронный пучок, который обеспечивает электронный пучок, падающий на упомянутый анод. Кроме того, могут быть обеспечены фокусирующий блок для создания возможности адаптивной фокусировки в фокусное пятно анода, которая компенсирует отклонения размера фокусного пятна, происходящие в результате упомянутых смещений анода, и/или отклоняющее средство для генерации электрического и/или магнитного поля, отклоняющего электронный пучок в направлении, противоположном направлению перемещения вращающегося анода.

УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Обычные рентгеновские трубки большой мощности, обычно, содержат вакуумированную камеру, которая вмещает катодную нить, по которой пропускается ток накала или нити накала. Высоковольтный потенциал, обычно, порядка величины от 40 кВ до 160 кВ подается между катодом и анодом, который также расположен внутри вакуумированной камеры. Упомянутый потенциал вызывает протекание тока трубки или пучка электронов от катода к аноду, через вакуумированную область внутри вакуумированной камеры. Затем пучок электронов падает на небольшой участок или фокусное пятно анода с энергией, достаточной для генерации рентгеновского излучения.

В настоящее время, одним из наиболее важных факторов ограничения мощности рентгеновских источников большой мощности является температура плавления материала их анода. В то же время, для высокого пространственного разрешения визуализирующей системы необходимо малое фокусное пятно, что обуславливает очень высокие плотности энергии в фокусном пятне. К сожалению, большая часть мощности, которую подают в упомянутый рентгеновский источник, превращается в тепло. Эффективность преобразования мощности электронного пучка в мощность рентгеновского излучения приблизительно составляет, максимум, от 1% до 2%, но, во многих случаях, еще ниже. Следовательно, анод рентгеновского источника большой мощности несет экстремальную тепловую нагрузку, особенно, в фокусе (на площади в пределах всего нескольких квадратных миллиметров), что приводило бы к разрушению трубки, если не принимать специальных мер по тепловому контролю. Следовательно, эффективное рассеивание тепла является одной из важнейших задач, требующих решения при разработке современных рентгеновских источников большой мощности. Широко применяемые методы терморегулирования анодов рентгеновских трубок содержат:

- использование материалов, которые способны выдерживать очень высокие температуры,

- использование материалов, которые способны аккумулировать большое количество тепловой энергии, так как тепло трудно отводить из вакуумной трубки,

- увеличение термически эффективной площади фокусного пятна, без увеличения оптического фокуса, посредством использования небольшого угла анода, и

- увеличение термически эффективной площади фокусного пятна посредством вращения анода.

За исключением рентгеновских источников большой мощности с высокой производительностью охлаждающей системы, очень эффективно использование рентгеновских источников с подвижной мишенью (например, вращающимся анодом). По сравнению со стационарными анодами, рентгеновские источники с вращающимся анодом обеспечивают преимущество быстрого распределения тепловой энергии, которая выделяется в фокусном пятне таким образом, что исключается повреждение (например, расплавление или растрескивание) материала анода. Данное преимущество позволяет увеличивать мощность на короткое время сканирования в течение коротких интервалов времени сканирования, которые, благодаря расширенному полю обзора детекторов, уменьшены в современных CT-системах от характерных 30 секунд до 3 секунд. Чем выше скорость фокусной дорожки относительно электронного пучка, тем короче интервал времени, в течение которого электронный пучок отдает свою мощность в одном и том же небольшом объеме материала и, следовательно, ниже возникающая максимальная температура.

Высокая скорость фокусной дорожки достигается проектированием анода в виде вращающегося диска с большим радиусом (например, 10 см) и вращением упомянутого диска с высокой частотой (например, более, чем 150 Гц). Однако, так как, при этом, анод вращается в вакууме, передача тепловой энергии наружу из колбы трубки, в основном, зависит от излучения, что не столь эффективно, как жидкостное охлаждение, используемое в неподвижных анодах. Поэтому, вращающиеся аноды предназначены для применения при высокой способности к аккумулированию тепловой энергии и надлежащем радиационном обмене между анодом и колбой трубки. Другая сложность, связанная с вращающимися анодами, заключается в работе подшипниковой системы в вакууме и защите данной системы от разрушающих усилий высоких температур анода. В первое время после создания рентгеновских источников с вращающимся анодом, ограниченная способность анода к аккумулированию тепловой энергии была главной помехой для получения высоких рабочих характеристик трубки. Положение переменилось с внедрением новых технологий. Например, графитовые блоки, припаянные к аноду, могут, в перспективе, резко повышать способность аккумулирования тепловой энергии и усиливать рассеивание тепла, гидростатические подшипниковые системы анода (подшипники скольжения) могут обеспечить тепловодность в окружающее охлаждающее масло, и создание трубок с вращающимися колбами допускает непосредственное жидкостное охлаждение обратной стороны вращающегося анода.

Если рентгеновские системы визуализации применяются для создания изображений динамичных объектов, то обычно требуется высокая скорость формирования изображений, чтобы исключить появление артефактов движения. Примером служит CT-сканирование сердца человека (CT (компьютерная томография) сердца): В данном случае, желательно выполнять полное CT-сканирование миокарда с высоким разрешением и большим полем обзора за менее, чем 100 мс, то есть, в пределах временного интервала в течение сердечного цикла, пока миокард находится в покое. Однако, высокоскоростное формирование изображений нуждается в высоком параметре максимальной мощности соответствующего рентгеновского источника.

Недавняя разработка рентгеновских микроисточников на базе технологии углеродных нанотрубок делает возможной, в настоящее время, концепцию рентгеновской системы с неподвижными, пространственно распределенными рентгеновскими источниками. Технология CNT (углеродных нанотрубок) подразумевает преимущество наличия рентгеновских источников с высоким пространственным разрешением и возможностью высокоскоростной коммутации, что может иметь следствием создание нового поколения конфигураций CT-сканеров с неподвижными, а не вращающимися рентгеновскими источниками. Однако, фактором ограничения качества изображения в связи с концепцией пространственно распределенных рентгеновских источников является минимальный шаг источников, который определяет также максимальную частоту получения изображений, задаваемую частотой коммутации конкретных рентгеновских источников в схеме неподвижного CT или микро-CT.

СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ

Рентгеновские источники на основе CNT всегда предполагают миниатюризацию, так как размер эмиттера электронного пучка и анода должны быть в диапазоне всего нескольких миллиметров. Но даже миниатюрный рентгеновский источник сталкивается с вышеупомянутой тепловой проблемой. Обеспечение вращающегося анода также будет возможным вариантом для рентгеновского источника на основе CNT, но, разумеется, если рассматривать системы с распределенными миниатюрными рентгеновскими источниками и множеством сот или даже тысяч рентгеновских источников, то объем работ по реализации вращающегося микроанода в каждом источнике был бы достаточно большим. Кроме того, может также возникать проблема надежности из-за того, что вакуумные микросистемы с электродвигателями реализовать нелегко (даже если возможно, а также при наличии альтернативных вариантов). Более простой подход будет заключаться в небольшом перемещении материала анода таким образом, что фокусное пятно будет совершать перемещение относительно анода, чтобы быстро распределять тепло, рассеиваемое в фокусном пятне, за счет излучения разными зонами анода.

Следовательно, целью настоящего изобретения может быть создание нового устройства рентгеновской трубки, которое справляется с вышеупомянутыми проблемами.

В связи с упомянутой целью, первый примерный вариант осуществления относится к системе рентгеновского сканера, содержащей матрицу пространственно распределенных, последовательно коммутируемых рентгеновских источников, при этом, упомянутые рентгеновские источники адресуются программируемой последовательностью коммутации с заданной частотой коммутации, причем, каждый рентгеновский источник содержит анод с плоской, испускающей рентгеновское излучение поверхностью, наклоненной под острым углом относительно плоскости, перпендикулярной направлению входного электронного пучка, падающего на упомянутый анод в положение фокусного пятна, и, по меньшей мере, один встроенный приводной блок для выполнения, по меньшей мере, одного поступательного и/или поворотного перемещения анода относительно, по меньшей мере, одного неподвижного, испускающего электронный пучок катода, используемого для генерации упомянутого электронного пучка. Тем самым, упомянутый, по меньшей мере, один встроенный приводной блок может быть, например, выполнен в виде пьезокристаллического привода, который вырабатывает механическое напряжение или деформацию, когда к нему приложено электрическое поле, и, тем самым, перемещает анод в некотором направлении. Разумеется, в качестве альтернативы упомянутому решению, можно также применить приводы любых других типов, например, механические, от электродвигателя, электростатические, магнитные, гидравлические или пневматические приводы. Таким образом, зона нагрева увеличивается, и возможно повышение мощности рентгеновского излучения на выходе рентгеновских источников.

В соответствии с настоящим изобретением, можно предусмотреть блок управления приводом, который управляет размером, направлением, скоростью и/или ускорением поступательного и/или поворотного перемещения анода, выполняемого, по меньшей мере, одним встроенным приводным блоком, в зависимости от отклонения температуры анода в положении фокусного пятна от номинальной рабочей температуры. Данный блок управления приводом можно, тем самым, адаптировать для управления размером, направлением, скоростью и/или ускорением поступательного и/или поворотного перемещения анода, выполняемым, по меньшей мере, одним встроенным приводным блоком, в зависимости от частоты коммутации, для последовательной коммутации упомянутых рентгеновских источников таким образом, что процедура получения изображения, выполняемая посредством упомянутой системы рентгеновского сканера, дает набор изображений 2-мерных проекций, который допускает точную 3-мерную реконструкцию представляющего интерес объема визуализации, без размытия или артефактов, обусловленных временными искажениями при дискретизации.

В дополнение к вышеизложенному, каждый рентгеновский источник может содержать, по меньшей мере, один фокусирующий блок для фокусировки электронного пучка в положение фокусного пятна на поверхности, испускающей рентгеновское излучение упомянутого анода рентгеновского источника, а также блок управления фокусировкой для настройки фокусировки фокусного пятна на аноде таким образом, чтобы компенсировать отклонения размера фокусного пятна, происходящие в результате поступательного и/или поворотного смещения анода относительно, по меньшей мере, одного неподвижного катода, испускающего электронный пучок.

В соответствии с настоящим вариантом осуществления, целесообразно предусмотреть возможность того, чтобы поступательное перемещение анода происходило вдоль прямолинейной линии смещения в направлении угла наклона анода, и размер поступательного и/или поворотного перемещения анода мог быть в диапазоне размера фокусного пятна или больше.

В частности, можно обеспечить, чтобы рентгеновский пучок, испускаемый анодом, был нацелен в одном и том же направлении рентгеновского пучка и, следовательно, на одно и то же поле обзора, независимо от угла наклона анода и независимо от упомянутого перемещения.

Пространственно распределенные рентгеновские источники могут быть реализованы несколькими индивидуально адресуемыми рентгеновскими микроисточниками, использующими автоэлектронные катоды в форме углеродных нанотрубок, и, по меньшей мере, один неподвижный катод, испускающий электронный пучок, также может быть реализован по технологии углеродных нанотрубок.

Дополнительный примерный вариант осуществления настоящего изобретения относится к системе рентгеновского сканера, содержащей, по меньшей мере, один рентгеновский источник с вращающимся анодом, по существу, дисковидным вращающимся анодом, при этом, вращающийся анод, по меньшей мере, одного рентгеновского источника имеет плоскую, испускающую рентгеновское излучение поверхность, наклоненную под острым углом относительно плоскости, перпендикулярной направлению входного электронного пучка, падающего на упомянутый анод в положение фокусного пятна. Таким образом, предлагаемая система рентгеновского сканера содержит, по меньшей мере, один встроенный приводной блок для выполнения, по меньшей мере, одного поступательного перемещения упомянутого вращающегося анода, по меньшей мере, одного рентгеновского источника относительно неподвижной установочной плиты и блок управления приводом для управления размером, направлением, скоростью и/или ускорением поступательного перемещения вращающегося анода, выполняемого, по меньшей мере, одним встроенным приводным блоком, в зависимости от отклонения температуры анода в положении фокусного пятна от номинальной рабочей температуры. Кроме того, может быть обеспечено, по меньшей мере, одно отклоняющее средство для генерации электрического и/или магнитного поля, отклоняющего электронный пучок в направлении, противоположном направлению поступательного перемещения вращающегося анода, а также может быть обеспечен блок управления отклонением для регулировки напряженности электрического и/или магнитного поля таким образом, чтобы компенсировать отклонения положения фокусного пятна, происходящие в результате поступательного смещения вращающегося анода относительно неподвижной установочной плиты.

Путем перемещения фокусного пятна наружу во время перемещения всего рентгеновского источника с целью компенсации, чтобы сохранить постоянное положение рентгеновского пучка относительно гентри и детектора, можно увеличить теплоемкость рентгеновского источника. Тем самым, отклонение электронного пучка увеличивает объем рассеивания тепла на дорожке фокусного пятна и увеличивает доступную мгновенную теплоемкость.

В соответствии с данным вариантом осуществления, по меньшей мере, один встроенный приводной блок может быть снабжен электродвигателем или пьезокристаллическим приводом, который вырабатывает механическое напряжение или деформацию, когда к нему прилагается электрическое поле.

Кроме того, в предпочтительном варианте можно предусмотреть, чтобы поступательное перемещение анода происходило вдоль прямолинейной линии смещения в направлении угла наклона анода.

Еще один дополнительный примерный вариант осуществления настоящего изобретения относится к системе рентгеновского сканера, которая содержит, по меньшей мере, два рентгеновских источника с вращающимся анодом, при этом, каждый рентгеновский источник содержит, по существу, дисковидный вращающийся анод, причем, каждый из вращающихся анодов имеет плоскую, испускающую рентгеновское излучение поверхность, наклоненную под острым углом относительно плоскости, перпендикулярной направлению входного электронного пучка, падающего на соответствующий анод в положение фокусного пятна. Таким образом, система рентгеновского сканера содержит, по меньшей мере, один встроенный приводной блок для выполнения, по меньшей мере, одного поступательного перемещения каждого вращающегося анода относительно неподвижной установочной плиты для генерации упомянутого электронного пучка и, по меньшей мере, один дополнительный встроенный приводной блок для выполнения, по меньшей мере, одного поступательного перемещения в положениях фокусных пятен, по меньшей мере, двух рентгеновских источников одного относительно другого. В дополнение к вышеупомянутому, могут быть обеспечены, по меньшей мере, одно отклоняющее средство для генерации электрического и/или магнитного поля, отклоняющего электронный пучок в направлении, противоположном направлению поступательного перемещения вращающегося анода, а также блок управления отклонением для регулировки напряженности электрического и/или магнитного поля таким образом, чтобы компенсировать отклонения положения фокусного пятна соответствующего рентгеновского источника относительно рентгеновского детектора, облучаемого рентгеновским излучением, испускаемым вращающимся анодом упомянутого рентгеновского источника, причем, упомянутые отклонения происходят в результате поступательного смещения вращающегося анода относительно неподвижной установочной плиты.

Другими словами, можно предусмотреть увеличение теплоемкости рентгеновского источника путем перемещения его фокусного пятна наружу, при одновременном перемещении всей трубки с целью компенсации, чтобы сохранить постоянное положение рентгеновского пучка относительно гентри системы рентгеновского сканера и конкретного детектора, закрепленного на упомянутом гентри. Перемещение рентгеновского пучка увеличивает объем рассеивания тепла по дорожке фокусного пятна и, следовательно, увеличивает доступную мгновенную теплоемкость.

В соответствии с дополнительным аспектом настоящего варианта осуществления, можно предусмотреть блок управления приводом для управления размером, направлением, скоростью и/или ускорением поступательного перемещения соответствующего анода, выполняемым, по меньшей мере, одним встроенным приводным блоком, в зависимости от отклонения температуры анода в положении фокусного пятна от номинальной рабочей температуры. В дополнение к вышеизложенному, блок управления приводом может быть также адаптирован для управления размером и/или направлением перемещения положений фокусных пятен, по меньшей мере, двух рентгеновских источников одного относительно другого, в зависимости от размера подлежащей сканированию области интереса.

В связи с этим, целесообразно предусмотреть возможность того, чтобы поступательное перемещение вращающегося анода происходило вдоль прямолинейной линии смещения в направлении угла наклона анода. Поступательное перемещение для регулировки положений фокусных пятен конкретных рентгеновских источников одного относительно другого может осуществляться вдоль прямолинейной линии смещения в осевом и/или радиальном направлении относительно ротора поворотного гентри, которым оборудована упомянутая система рентгеновского сканера.

В соответствии с дополнительным аспектом настоящего варианта осуществления, можно обеспечить, чтобы упомянутые рентгеновские источники располагались в одном вакуумном корпусе, состоящем из двух частей, соединенных сильфонными системами, который допускает регулировку положений фокусных пятен в тангенциальном и радиальном направлении относительно ротора поворотного гентри. Вследствие этого, рентгеновский источник, который является крайним проксимальным относительно общего, испускающего электронный пучок катода, совместно используемого упомянутыми рентгеновскими источниками, может содержать лопастной анод наподобие воздушного винта.

КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ

Вышеописанные и другие полезные аспекты настоящего изобретения поясняются ниже на примерах описанных в дальнейшем вариантов осуществления и со ссылкой на прилагаемые чертежи. На чертежах,

Фиг. 1a - конфигурация обычного аппарата CT-сканера, известная из предшествующего уровня техники,

Фиг. 1b - блок-схема аппарата CT-сканера, показанного на фиг. 1a,

Фиг. 2a - новая установка для рентгеновского источника в соответствии с первым вариантом осуществления настоящего изобретения, с эмиттером электронного пучка на основе углеродных нанотрубок (в дальнейшем, CNT-эмиттером), который генерирует электронный пучок, падающий в положение фокусного пятна, расположенного на поверхности испускающего рентгеновское излучение анода, наклоненного относительно плоскости, перпендикулярной направлению электронного пучка, при этом, упомянутый анод поступательно перемещается в направлении упомянутого электронного пучка посредством двух неподвижно установленных пьезоэлектрических приводов,

Фиг. 2b - модификация установки, изображенной на фиг. 2a, в которой упомянутый анод поступательно перемещается в направлении упомянутого электронного пучка, а также поворотно перемещается вокруг положения фокусного пятна посредством двух вышеупомянутых неподвижно установленных пьезоэлектрических приводов, которые работают с индивидуальным управлением,

Фиг. 3a - дополнительная новая установка для рентгеновского источника в соответствии со вторым вариантом осуществления настоящего изобретения, с эмиттером электронного пучка на основе углеродных нанотрубок (CNT-эмиттером), который генерирует электронный пучок, падающий в положение фокусного пятна, расположенного на поверхности испускающего рентгеновское излучение анода, наклоненного относительно плоскости, перпендикулярной направлению электронного пучка, при этом, упомянутый анод поступательно перемещается в направлении вдоль угла наклона его наклонной поверхности посредством неподвижно установленного пьезоэлектрического привода,

Фиг. 3b - модификация установки, изображенной на фиг. 3a, в которой упомянутый анод поступательно перемещается в направлении упомянутого электронного пучка, а также поворотно перемещается вокруг положения фокусного пятна посредством двух неподвижно установленных пьезоэлектрических приводов, которые работают с индивидуальным управлением,

Фиг. 4 - сечение (в профиль) конструкции обычного вращающегося анодного диска, известного из предшествующего уровня техники,

Фиг. 5a - вид в сечении рентгеновской трубки с вращающимся анодом в соответствии с третьим примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, с испускающим рентгеновское излучение анодом, имеющим поверхность, наклоненную относительно плоскости, перпендикулярной направлению испускаемого катодом электронного пучка, падающего в положение фокусного пятна, находящегося на упомянутой поверхности в соответствии с примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, при этом, упомянутая рентгеновская трубка снабжена приводным блоком для выполнения, по меньшей мере, одного поступательного перемещения упомянутого вращающегося анода, по меньшей мере, одного рентгеновского источника в направлении вдоль угла наклона его наклонной поверхности относительно неподвижной установочной плиты и отклоняющим средством для генерации электрического и/или магнитного поля, отклоняющего упомянутый электронный пучок в направлении, противоположном направлению поступательного перемещения вращающегося анода,

Фиг. 5b - модификация рентгеновской трубки, изображенной на фиг. 5a, с дополнительным приводным блоком для выполнения, по меньшей мере, одного поступательного перемещения упомянутого вращающегося анода, по меньшей мере, одного рентгеновского источника в направлении, параллельном вращающейся оси, относительно упомянутой неподвижной установочной плиты,

Фиг. 6a и b - два схематично изображенных сценария применения с двумя рентгеновскими трубками с вращающимся анодом, имеющими переменное расстояние между фокусными пятнами, при этом, упомянутое расстояние между фокусными пятнами регулируется в зависимости от размера подлежащей сканированию области интереса,

Фиг. 7a - сценарий применения с двумя рентгеновскими трубками с вращающимся анодом, содержащими, каждая, испускающий рентгеновское излучение анод с поверхностью, наклоненной относительно плоскости, перпендикулярной направлению электронного пучка, падающего в положение фокусного пятна, расположенного на упомянутой поверхности, в соответствии с примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, при этом, упомянутые рентгеновские трубки снабжены, каждая, двумя приводными средствами для выполнения поступательного перемещения их фокусных пятен в направлении, параллельном вращающимся осям анодов, относительно, по меньшей мере, одной неподвижной установочной плиты и снабжены, каждая, отклоняющим средством для генерации электрического и/или магнитного поля, отклоняющего испускаемые электронные пучки таким образом, чтобы компенсировать поступательное перемещение вращающихся анодов,

Фиг. 7b - сценарий применения, изображенный на фиг. 7a, для случая более широкой области интереса,

Фиг. 8a - сценарий применения с двумя рентгеновскими трубками с вращающимся анодом, содержащим, каждая, испускающий рентгеновское излучение анод с поверхностью, наклоненной относительно плоскости, перпендикулярной направлению электронного пучка, падающего в положение фокусного пятна, расположенного на упомянутой поверхности, в соответствии с примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, для случая нагревания внутренней части фокусной дорожки, при этом, упомянутые рентгеновские трубки снабжены, каждая, двумя приводными средствами для выполнения поступательного перемещения их фокусных пятен в направлении вдоль углов наклона их наклонных поверхностей относительно, по меньшей мере, одной неподвижной установочной плиты и снабжены, каждая, отклоняющим средством для генерации электрического и/или магнитного поля, отклоняющего испускаемые электронные пучки в противоположном направлении таким образом, чтобы компенсировать поступательное перемещение анодов,

Фиг. 8b - сценарий применения, изображенный на фиг. 8a, для случая нагревания внешней части фокусной дорожки.

ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ НАСТОЯЩЕГО ИЗОБРЕТЕНИЯ

Подробное описание системы рентгеновского сканера в соответствии с примерным вариантом осуществления настоящего изобретения приведено ниже с упоминанием конкретных улучшений и со ссылкой на прилагаемые чертежи.

На фиг. 1a показана конфигурация системы CT-визуализации, известной из предшествующего уровня техники. В существующих системах CT-визуализации, например, изображенных на фиг. 1a, рентгеновский источник 102, смонтированный на поворотном гентри 101, поворачивается вокруг продольной оси 108 тела 107 пациента или любого другого объекта, подлежащего исследованию, при этом, выполняется генерация веерного или конического пучка 106 рентгеновского излучения. Матрица 103 рентгеновских детекторов, которая обычно смонтирована диаметрально противоположно местоположению упомянутого рентгеновского источника 102 на упомянутом гентри 101, поворачивается в том же самом направлении вокруг продольной оси 108 пациента, при преобразовании, в то же время, детектируемого рентгеновского излучения, которое ослаблено при прохождении сквозь тело 107 пациента, в электрические сигналы. Затем, система 112 реконструкции и визуализации изображений, функционирующая в компьютере или рабочей станции 113, реконструирует плоское реформатированное изображение, изображение с поверхностными тенями или объемно-представляемое изображение внутреннего отдела пациента по набору данных объема, разбитого на воксели.

На блок-схеме, представленной на фиг. 1b, показан только один ряд детекторных элементов 103a (т.е. ряд детекторов). Обычно, матрица детекторов для многослойной съемки, например, обозначенная позицией 103, содержит множество таких параллельных рядов детекторных элементов 103a, чтобы, во время сканирования, можно было одновременно получать данные проекций, соответствующие множеству квазипараллельных или параллельных слоев. В альтернативном варианте, возможно использование 2-мерного детектора для сбора данных в конических пучках. Детекторные элементы 103 могут полностью окружать пациента. На фиг. 1b показан также один рентгеновский источник 102; однако, вокруг гентри 101 могут также располагаться много упомянутых рентгеновских источников.

Рентгеновский источник 102 работает под управлением механизма 109 управления CT-системы 100. Упомянутый механизм управления содержит контроллер 110 рентгеновского излучения, который подает мощность и синхронизирующие сигналы в, по меньшей мере, один рентгеновский источник 102. Система 111 сбора данных (DAS), принадлежащая упомянутому механизму 109 управления производит выборку аналоговых данных из детекторных элементов 103a и преобразует упомянутые данные в цифровые сигналы для последующей обработки данных. Блок 112 реконструкции изображений получает выбранные и оцифрованные данные рентгеновского исследования из системы 111 сбора данных и выполняет процедуру высокоскоростной реконструкции изображений. Блок 112 реконструкции изображений может быть, например, специализированным аппаратным средством, расположенным в компьютере 113 или программой системы программного обеспечения, исполняемой упомянутым компьютером. Затем, реконструированное изображение подается в виде входных данных в компьютер 113, который сохраняет изображение в устройстве 114 массовой памяти. Компьютер 113 может также получать сигналы посредством пользовательского интерфейса или графического пользовательского интерфейса (GUI). В частности, упомянутый компьютер может получать команды и параметры сканирования с операторской консоли 115, которая, в некоторых конфигурациях, может содержать клавиатуру и мышь (не показанную). Сопряженный дисплей 116 (например, дисплей на электронно-лучевой трубке) позволяет оператору наблюдать реконструированное изображение и другие данные из компьютера 113. Команды и параметры, вводимые оператором, используются компьютером 113 для обеспечения сигналов управления и информации в контроллер 110 рентгеновского излучения, систему 111 получения данных и контроллер 117 электродвигателя стола (называемый также «контроллером перемещения»), который управляет электроприводным столом 104 пациента, чтобы позиционировать пациента 107 в гентри 101. В частности, стол 104 пациента перемещает упомянутого пациента через отверстие 105 гентри.

В некоторых конфигурациях, компьютер 113 содержит запоминающее устройство 118 (называемое также «устройство считывания с носителя»), например, накопитель на гибких магнитных дисках, дисковод дисков CD-ROM, дисковод дисков DVD, устройство на магнитооптических дисках (MOD) или любое другое цифровое устройство, содержащее устройство подключения к сети, например, устройство стандарта Ethernet, для считывания команд и/или данных с машиночитаемого носителя, например, гибкого диска 119, диска CD-ROM, диска DVD или другого цифрового источника, например, из сети или сети Internet. Компьютер может быть запрограммирован для выполнения функций, описанных в настоящей заявке и, в контексте настоящей заявки, термин «компьютер» не ограничен только такими интегральными схемами, называемыми в технике компьютерами, но, в широком смысле, относится к компьютерам, процессорам, микроконтроллерам, микрокомпьютерам, программируемым логическим контроллерам, специализированным интегральным схемам и другим программируемым схемам.

Новая установка 200a для рентгеновского источника в соответствии с первым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, с эмиттером 201 электронного пучка на основе углеродных нанотрубок (CNT-эмиттером), который генерирует электронный пучок 202, падающий в положение фокусного пятна 205, расположенного на поверхности испускающего рентгеновское излучение анода 204, наклоненного относительно плоскости, перпендикулярной направлению электронного пучка, показана на фиг. 2a. Как можно понять из данной фигуры, упомянутый анод можно поступательно перемещать в направлении упомянутого электронного пучка посредством двух неподвижно установленных пьезоэлектрических приводов 206 и 206'. Таким образом, полученный рентгеновский пучок можно сдвигать параллельно расстоянию d. В качестве альтернативы приведенной установки, можно также применить единственный пьезоэлектрический привод 206. Синхронно с пьезоэлектрическим управлением следует настраивать фокусировку, чтобы получать такой же размер фокусного пятна на аноде-мишени 204. Поэтому, удлинение Δl пьезоэлектрических приводов 206 и 206' является, предпочтительно, таким же, как требуемый параллельный сдвиг d рентгеновского пучка.

Модификация данной установки показана на фиг. 2b, в которой упомянутый анод смещается поступательно в направлении упомянутого электронного пучка, а также поворотно перемещается на острый угол θ вокруг положения 205 фокусного пятна посредством двух неподвижно установленных пьезоэлектрических приводов 206 и 206', которые работают с индивидуальным управлением. Следовательно, можно не только параллельно сдвигать пучок, но также увеличивать поля обзора посредством перемещения направления пучка.

Таким образом, обе конфигурации обеспечивают перемещение пучка, что соответствует виртуальному сдвигу источника, которым можно эффективно воспользоваться, чтобы оптимизировать условия выборки отсчетов для достижения повышенного пространственного разрешения.

В соответствии с дополнительным усовершенствованием геометрии схемы, показанной на фиг. 2a и 2b, можно предусмотреть дополнительные пьезоэлектрические приводы (не показанные), которые можно расположить, например, за плоскостью чертежа. Например, можно обеспечить новую установку с, по меньшей мере, тремя или четырьмя приводами, расположенными в краевых положениях или в других углах анода 204. Данное решение позволяет поступательно или поворотно перемещать упомянутый анод в, по меньшей мере, одном дополнительном направлении прямолинейного или криволинейного движения, например, в направлении поступательного движения, перпендикулярного плоскости чертежа и, следовательно, перпендикулярного направлению электронного пучка 202 или в направлении поворотного движения вокруг оси вращения, совпадающей с направлением распространения упомянутого электронного пучка, что дает возможность выполнять сканирование в пределах полного телесного угла Ω=4π (заданного в стерадианах, ср), если каждый привод работает с индивидуальным управлением.

Дополнительная новая установка для рентгеновского источника в соответствии со вторым примерным вариантом осуществления настоящего изобретения, с CNT-эмиттером 201 электронного пучка, который генерирует электронный пучок 202, падающий в положение фокусного пятна 205, расположенного на по