JP2022541912A - デュアルエネルギーｘ線イメージングシステム用のｘ線出力のバランス調整 - Google Patents

Abstract

第１及び第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するためのＸ線源１００が提案される。第１及び第２のエネルギースペクトル間のＸ線強度の不均衡が、従来のＸ線源と比較して低減される。Ｘ線強度の不均衡の低減は、より低い管電圧が印加されるときと比較して、より高い管電圧が印加されるときに、アノード１０２上により小さな電子衝突角度１４１を設定することによって達成される。

Description

本発明は、第１及び第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するためのＸ線源、Ｘ線イメージングシステム、放射Ｘ線を生成するための方法、コンピュータプログラム、及びコンピュータ可読媒体に関する。

Ｘ線イメージングシステムは、医療診断、空港セキュリティ、材料分析などのさまざまな用途で利用されている。例えば、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムでは、Ｘ線源及びＸ線検出器が患者の両側に配置される。Ｘ線源は、Ｘ線のファンビームを生成できる。Ｘ線ビームの光子は、患者の体に部分的に吸収される。これにより、骨が除脂肪組織に比べてより多くの光子を吸収する。患者の体を通過する光子は、次にＸ線検出器によって受信され、患者の解剖学的構造の影画像が生成される。結果として得られる画像は、患者の体の３次元構造の２次元投影である。ＣＴシステムでは、Ｘ線源及びＸ線検出器は、患者を中心に回転して、さまざまな観察方向からの画像を取得する。これらの画像をコンピュータシステムで処理して、患者の解剖学的構造の３次元画像を生成できる。

Ｘ線源は通常、真空管の内部に配置されたカソードおよびアノードを含む。カソードは、電子を放出する。電子は、電源から供給される管電圧によって、アノードの方へ加速される。例えば、管電圧が８０ｋＶの場合、電子はカソードからアノードへ加速され、アノード上に衝突するときに、８０ｋｅＶの運動エネルギーに達する。このエネルギーは、完全又は部分的に放射Ｘ線に変換され、放射Ｘ線は、Ｘ線管のハウジングのアパーチャを通って放射される。

複数のエネルギースペクトルを有する放射Ｘ線を使用して患者をスキャンすることによって、Ｘ線イメージングシステムによって提供される画質を向上できる。これにより、スペクトル材料分解を用いた患者のイメージングが可能になる。この技術は、毒性造影剤（通常はヨウ素）の量を減らしながら、画像を向上させることが実証されている。Ｘ線管のカソードとアノードとの間に異なる管電圧を印加することによって、さまざまなエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成できる。例えば、８０ｋＶ及び１４０ｋＶの管電圧を印加して、軟放射Ｘ線及び硬放射Ｘ線をそれぞれ生成できる。

放射Ｘ線の強度が、低管電圧と比較して、高管電圧ではより高くなることが確認されている。Ｘ線強度のこの不均衡は、Ｘ線イメージングシステムのＸ線検出器において、高管電圧と比較して、低管電圧ではより長い積分期間を使用することによって少なくとも部分的に補正される。しかしながら、ＣＴシステムでは、通常、Ｘ線源及びＸ線検出器は、一定の角速度で患者の周りを回転するので、低管電圧での積分期間が長くなると画像分解能が低下する。

そのため、異なる管電圧でのＸ線強度の不均衡が低減される、第１及び第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するための改良されたＸ線源を提供することが望ましい。

これは、独立請求項の主題によって達成され、さらなる実施形態は、従属請求項及び以下の説明に組み込まれる。なお、以下に説明されるＸ線源の特徴、要素、及び／又は機能はすべて、以下に説明されるＸ線イメージングシステム、放射Ｘ線を生成するための方法、Ｘ線源を制御するためのコンピュータプログラム、及びコンピュータ可読媒体にも同様に適用される。また、その逆も同様である。

本開示では、第１及び第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するためのＸ線源が提示される。Ｘ線源は、電子ビームを放出するためのカソードと、電子ビームを少なくとも部分的に放射Ｘ線に変換するためのアノードと、電子ビームの電子がアノード上に衝突する衝突角度を制御する電子光学系と、カソードとアノードとの間に第１及び第２の管電圧を印加する電源（第２の管電圧は第１の管電圧よりも高い）と、電子光学系に結合された制御回路とを含み、制御回路は、第１の管電圧が印加されるときに、電子ビームの電子が第１の平均衝突角度でアノード上に衝突し、第２の管電圧が印加されるときに、電子ビームの電子が第２の平均衝突角度でアノード上に衝突するように電子光学系を制御し、第２の平均衝突角度は第１の平均衝突角度よりも小さい。

衝突角度は、電子の伝搬路がアノードの表面に衝突する場所における、電子の伝播路と、アノード表面に対する接線面との間の角度として定義される。

第１のエネルギースペクトルを有する放射Ｘ線は、カソードとアノードとの間に第１の管電圧を印加することで生成され得る。一方、第２のエネルギースペクトルを有する放射Ｘ線は、カソードとアノードとの間に第２の管電圧を印加することで生成され得る。第２の管電圧は第１の管電圧よりも高い。電源は、例えば、８０ｋＶの第１の管電圧と、１４０ｋＶの第２の管電圧を生成する。管電圧により、カソードから放出される電子は、アノードの方へ加速される。例えば、管電圧が８０ｋＶの場合、電子は、アノード上に衝突する前に、８０ｋｅＶの運動エネルギーに達する。アノードでは、Ｘ線光子が最大８０ｋｅＶのエネルギーを有するように、このエネルギーは部分的又は完全に放射Ｘ線に変換され得る。これに対して、管電圧が１４０ｋｅＶの場合、Ｘ線光子は、最大１４０ｋｅＶのエネルギーに達する。したがって、放射Ｘ線のエネルギースペクトルは、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧ではより高いエネルギーを含み得る。

本開示のＸ線源には、従来の熱カソード、フィールドエミッタカソード、ピアス式カソード、ディスペンサカソード、フォトカソード、又はプラズマカソードを含むいくつかのタイプのカソードを使用できる。Ｘ線源のアノードは、タングステンやモリブデンなど、放射Ｘ線を生成する材料を含み得る。アノードは、焦点、すなわち、電子がアノード上に衝突する表面セクションにおける熱の発生が、静止アノードと比較して、より大きい領域に広がるように回転し得る。しかしながら、本発明は、回転アノードの場合に限定されない。

カソードからアノードへの電子ビームの電子は、異なる衝突角度からアノード上に衝突し得る。衝突角度の値は０°～９０°である。９０°の衝突角度は、アノードの表面に直交する電子の伝播路に対応する。衝突角度が小さいほど、電子の伝播路はアノードの表面に対してすれすれ（grazing）になる。

Ｘ線源の電子光学系は、電子ビームの電子がアノード上に衝突する衝突角度を制御する。電子光学系は、静電デバイス及び／又は磁気デバイスを含み得る。例えば、電子光学系は、１つ以上の双極子、１つ以上の四極子などを含む。電子光学系は、電子ビームを形成し得る。１つのシナリオでは、電子光学系は、アノード上への電子の衝突角度がすべての電子について実質的に同じになるように、細い電子ビームを形成する。別のシナリオでは、電子光学系は、アノード上に衝突する電子が広範囲の衝突角度を形成するように、広い電子ビームを形成する。別のシナリオでは、電子光学系は、衝突の表面領域における電子ビームの幅を変更することなく、アノード上への電子の平均衝突角度を変更するように、電子ビームを偏向させる。別のシナリオでは、電子光学系は、電子ビームを偏向させ、また、電子ビームも形成する。

制御回路は、アナログ及び／又はデジタルの構成要素を含み得る。例えば、制御回路は、抵抗器、コンデンサ、若しくは電子フィルタなどの受動電子機器、増幅器若しくはアナログデジタルコンバータなどの能動電子機器、マイクロコントローラ、マイクロプロセッサ、メモリユニットなどを含み得る。制御回路は、電子光学系に動作可能に結合され、電子光学系を制御する。さらに、制御回路は、電源に動作可能に結合され得る。また、制御回路は、電源によって生成される電圧を含む電源を制御する。あるいは又はさらに、制御回路は、電源から生成された管電圧を示す信号を受信し得る。また、制御回路は、電源から受信した信号に基づいて、電子光学系を制御し得る。

電源は、第１及び第２の管電圧を生成し、これらの電圧をカソードとアノードとの間に印加する。電源は、これらの管電圧を頻繁に切り替え得る。例えば、ＣＴシステムでは、同様の方向からの低エネルギーＸ線画像の取得と高エネルギーＸ線画像の取得との間の期間における患者（又は患者の内臓）の動きに起因するイメージングアーチファクトを低減するために、管電圧は頻繁に切り替えられ得る。電源は、１ｋＨｚ、２ｋＨｚ、４ｋＨｚ、又は１０ｋＨｚの速度で、第１の管電圧と第２の管電圧とを切り替え得る。電源によって生成される電圧はまた、より低速又はより高速で切り替えることもできる。カソードは、このような速度での管電流の切り替えを許可しないか、又は、このような高速で切り替える能力が、意図的に低減され得る。本開示のＸ線管では、スキャン時間全体、又は少なくとも管電圧が変化する期間（特に管電圧の低下時）のいずれかで、管電流を一定に保つことができる。管電流は、第１及び第２の管電圧が印加される期間では、実質的に同じであり得る。第２の管電圧は第１の管電圧よりも高いため、電子ビームの電力は、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方が高くなる。

医用イメージングに使用される管電圧では、電子ビームの電力の大部分が熱に変換され、第２の管電圧での電子ビームのより高い電力は、アノードの熱容量を超える場合がある。しかしながら、本開示によると、制御回路は、第２の管電圧が印加されるときに、電子ビームの電子が第２の平均衝突角度でアノード上に衝突するように電子光学系を制御し、第２の平均衝突角度は、第１の管電圧が印加されるときに設定される電子の第１の平均衝突角度よりも小さい。第２の管電圧についてより小さな衝突角度を設定することによって、電子後方散乱率が増加し、熱に変換される電子ビームの電力の割合がより小さくなる。したがって、第２の管電圧について、電子の衝突角度がより小さいことにより、電子ビームの電力をより高くできる。このことは、第２の管電圧が印加されるときに、アノードの電力制限を超えることなく、高い管電流を印加するために利用できる。

変換効率、つまり、放射Ｘ線に変換される電子ビームの電力の割合は、第１及び第２の管電圧について同様の衝突角度が設定されているときは、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方がより高くなる。さらに、医用Ｘ線イメージングシステム内の患者の体などの物体によって吸収される放射Ｘ線の割合は、第２の管電圧と比較して、第１の管電圧の方がより高くなる。したがって、第１及び第２の管電圧について同様の衝突角度及び同様の管電流が設定されていると仮定すると、Ｘ線イメージングシステムのＸ線検出器でのＸ線強度は、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方が大幅により高くなる。

上記で説明したように、Ｘ線強度の不均衡は、Ｘ線イメージングシステムのＸ線検出器において、第２の管電圧と比較して、第１のＸ線電圧の方により長い積分期間を使用することよって少なくとも部分的に補正できる。しかしながら、ＣＴシステムでは、通常、Ｘ線源及びＸ線検出器は、一定の角速度で患者の周りを回転するので、第１の管電圧での積分期間が長くなると画像分解能が低下する。

あるいは、Ｘ線強度の不均衡は、第２の管電圧が印加されるときと比較して、第１の管電圧が印加されるときに、管電流がより高くなるように、カソードから放出される管電流を制御することによって緩和できる。しかしながら、上記で説明したように、管電圧を頻繁に切り替えることが望ましい場合があり、管電流制御は、特に、管電圧が各積分期間の間で切り替わるときは、Ｘ線強度の不均衡を補正するには遅すぎる場合がある。例えば、従来の熱カソードでは、管電流を１０Ｈｚの速度で切り替えることができる。一方で、管電圧は１０ｋＨｚの速度で切り替えることができる。

あるいは、第１の管電圧でのＸ線強度を上げるためには、カソードから放出される管電流を増加させてもよい。しかしながら、第１及び第２の管電圧で同じ高管電流が印加されるときは、第２の管電圧が印加される期間に、アノードの電力制限を超えてしまうことがあり、その結果、Ｘ線源の寿命が短くなる。

本開示では、Ｘ線強度の不均衡は、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方により小さな衝突角度を設定することによって低減できる。変換効率は、大きな電子衝突角度と比較して、小さな電子衝突角度の方がより小さくなる。そのため、小さな電子衝突角度では、放射Ｘ線に変換される電子ビームの電力の割合はより小さい。したがって、第２の管電圧について、アノード上のより小さな電子衝突角度は、Ｘ線検出器でのＸ線強度の低減をもたらし、これにより、第１及び第２の管電圧間のＸ線強度の不均衡を低減できる。

一例では、電子ビームの電子がアノード上に衝突する第２の平均衝突角度は、７０°未満である。

第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方にアノード上への電子のより小さな衝突角度を設定することによって、第２の管電圧の方の変換効率が低下し、第１及び第２の管電圧間のＸ線強度の不均衡を緩和できる。第１の管電圧についての第１の平均衝突角度は９０°に近い場合がある。つまり、第１の管電圧が印加されるときに、電子の伝播路はアノードの表面に対して実質的に直交していることを意味する。第２の管電圧についての変換効率の大幅な低下を達成するために、電子の第２の平均衝突角度を７０°未満に下げることができる。したがって、第２の管電圧が印加されるときに、９０°の第２の平均衝突角度と比較して、７０°未満の第２の平均衝突角度は変換効率を大幅な低下し得る。これにより、Ｘ線イメージングシステムのＸ線検出器におけるＸ線強度がすぐに低減する。他の例では、アノード上に電子が衝突する第２の平均衝突角度は６０°、５０°、４０°、３０°又は２０°未満である。

別の例では、電子ビームの電子は、第１の管電圧が印加されるときに、アノードの第１の表面セクション上に衝突し、第２の管電圧が印加されるときに、アノードの第２の表面セクション上に衝突する。第１の表面セクションは第２の表面セクションに重なる。

Ｘ線源は、Ｘ線イメージングシステムに適用できる。アノードの第１及び第２の表面セクション間の差は、イメージングアーチファクトをもたらし得るため、第１及び第２のＸ線エネルギースペクトルについて取得されたＸ線画像の比較又は結合がより困難になる。したがって、アノードの第１及び第２の表面セクションを同一にすることが基本的に望ましい。つまり、第１及び第２の表面セクションは、ほぼ同じサイズであり、Ｘ線システム内のＸ線源のインターフェースに対してほぼ同じ場所にあることが望ましい。通常、これは、アノード上に電子が衝突する領域、アノードの第１及び第２の表面セクションが、基本的に一致していることを意味する。アノードの第１及び第２の表面セクションは、サイズが２０％を超えて異なっていないときは、ほぼ同じサイズであると考えられる。したがって、制御回路は、第１の表面セクションのサイズが第２の表面セクションのサイズと、例えば、２０％未満又は１０％未満で異なるように電子光学系を制御できる。あるいは又はさらに、制御回路は、第１の表面セクションのサイズを示すパラメータ（例えば、特定の方向における第１の表面セクションの直径）が第２の表面セクションのサイズを示す対応するパラメータと、例えば、２０％未満又は１０％未満で異なるように電子光学系を制御できる。他の例では、第２の表面セクションが第１の表面セクションよりも大きい、及び／又は、第２の表面セクションが第１の表面セクションに重なることが望ましい。この結果、第１及び第２の表面セクションは、同一の第１及び第２の表面セクションと比較して、アノードの表面のより大きいセクションに広がる。したがって、電子の衝突により熱が発生するアノードの表面のセクションは、同一の第１及び第２の表面セクションを有する例と比較して、大きくなる。アノードのより大きな表面セクションにわたる熱の発生のこの拡散により、アノードの電力制限を超えることなく、電子ビームの電力を増加できる。

別の例では、第１の表面セクションの中心が、アノードの第２の表面セクションの中心と一致している。

第１の表面セクションの中心は、例えば、第１の管電圧が印加されるときに電子が衝突するアノードの表面上の平均位置として定義できる。あるいは、第１の表面セクションの中心は、例えば、第１の管電圧が印加されるときに、電子が衝突する可能性が最大となるアノードの表面上の位置として定義できる。第２の表面セクションの中心は、好ましくは、第１の表面セクションの中心と同様に定義される。したがって、第２の表面セクションの中心は、第２の管電圧が印加されるときに電子が衝突するアノードの表面上の平均位置として定義できる。あるいは、第２の表面セクションの中心は、第２の管電圧が印加されるときに、電子が衝突する可能性が最大となるアノードの表面上の位置として定義できる。

ここでかつ以下において、２つの中心が第１及び第２の表面セクションの小さい方のサイズと比較して無視できる量だけ異なるときに、第１の表面セクションの中心は、第２の表面セクションの中心と一致していると言える。特に、制御回路は、第１の表面セクションの中心が第２の表面セクションの中心と、第１及び第２の表面セクションの中心間の差の方向における第１及び第２の表面セクションの小さい方の直径に対して、２０％未満で、又は、好ましくは、１０％未満で異なるように電子光学系を制御できる。

別の例では、電子光学系は、第１の偏向デバイス及び第２の偏向デバイスを含み、第１の偏向デバイスは、第１の状態と第２の状態とを切り替え可能である。制御回路は、第１の管電圧から第２の管電圧への電源の切り替えに従って、第１の偏向デバイスを第１の状態から第２の状態に切り替える。第１の偏向デバイスが第２の状態にあるときに、第１及び第２の偏向デバイスは、電子ビームの偏向を提供する。

第１及び第２の偏向デバイスは、各々、１つ以上の磁気デバイス及び／又は１つ以上の静電デバイス（双極子、四極子など）を含み得る。

制御回路は、第２の管電圧が印加されるときに、第１の偏向デバイスが電子ビームを偏向するように、また、第１の管電圧が印加されるときに、第１の偏向デバイスが電子ビームを偏向させないように、第１の偏向デバイスを制御できる。あるいは、制御回路は、第１の管電圧が印加されるときと比較して、第２の管電圧が印加されるときに、第１の偏向デバイスが電子ビームをより強い偏向させるように、第１の偏向デバイスを制御できる。制御回路は、電源によって第１の管電圧が印加されるときに第１の状態を設定できる。一方、第２の管電圧が印加されるときに第２の状態が設定され得る。

第２の偏向デバイスは、第１の偏向デバイスによって偏向されていてもよい電子ビームを、第１の管電圧が印加されるときに、アノードの第１の表面セクション上に、また、第２の管電圧が印加されるときに、アノードの第２の表面セクション上にステアリングできる。アノードの第１及び第２の表面セクションは重なっていてもよい。又は、アノードの第１及び第２の表面セクションの中心は一致していてもよい。又は、アノードの第１及び第２の表面セクションは同一であってもよい。第２の偏向デバイスも切り替え可能で、第２の偏向デバイスは、制御回路を制御できる。

第２の状態での電子ビームの偏向は、第２の平均衝突角度が第１の平均衝突角度よりも小さくなるように提供される。電子ビームの電子は、アノードの回転軸に対して半径方向に、第１の偏向デバイスによって偏向され得る。さらに又はあるいは、電子ビームの電子は、回転アノードの半径方向と回転軸との両方に、又は静止アノードのアノードターゲットの対する法線に直交する方向に、第１の偏向デバイスによって偏向されてもよい。

別の例では、電子光学系は、フォーカスデバイス及びデフォーカスデバイスを含む。電子光学系は、第３の状態と第４の状態とを切り替え可能である。制御回路は、第１の管電圧から第２の管電圧への電源の切り替えに従って、電子光学系を第３の状態から第４の状態に切り替える。第４の状態では、デフォーカスデバイスが最初に電子ビームの広がりを提供し、その後フォーカスデバイスが広げられた電子ビームの集束を提供する。

フォーカスデバイス及びデフォーカスデバイスは、各々、１つ以上の磁気デバイス及び／又は１つ以上の静電デバイス（双極子、四極子など）を含み得る。

制御回路は、第２の管電圧が印加されるときに、デフォーカスデバイスが電子ビームの幅を増加させるように、また、第１の管電圧が印加されるときに、デフォーカスデバイスが電子ビームを広げないように、デフォーカスデバイスを制御できる。あるいは、制御回路は、第１の管電圧が印加されるときと比較して、第２の管電圧が印加されるときに、デフォーカスデバイスが電子ビームのより強い広がりを提供するように、デフォーカスデバイスを制御できる。

さらに、制御回路は、フォーカスシステムが、デフォーカスデバイスによって広げられていてもよい電子ビームを、第１の管電圧が印加されるときに、アノードの第１の表面セクション上に、また、第２の管電圧が印加されるときに、アノードの第２の表面セクション上に集束させるようにフォーカスシステムを制御できる。アノードの第１及び第２の表面セクションのサイズは、上記のように同等又は同一であってもよい。及び／又は、第１及び第２の表面セクションは重なっていてもよい。及び／又は、アノードの第１の表面セクションの中心はアノードの第２の表面セクションの中心と一致していてもよい。

制御回路は、電源によって第１の管電圧が供給されるときに第３の状態を設定できる。一方、第２の管電圧が供給されるときに第４の状態が設定され得る。第４の状態での電子ビームの広がり及びこれに続く集束は、第２の平均衝突角度を小さくするために提供される。例えば、電子ビームの中心方向は、アノードの表面に直交している。しかしながら、広い電子ビームでは、電子は、９０°よりも大幅に小さな衝突角度でアノード表面上に衝突する場合がある。したがって、広い電子ビームでは、電子ビームの中心方向がアノードの表面に直交している場合でも、電子の平均衝突角度は９０°よりも大幅に小さくなる。

電子ビームは、回転アノードの回転軸又は静止アノードのアノードターゲットの法線に対して半径方向に広げることができる。さらに又はあるいは、電子ビームは、回転軸又は静止アノードのアノードターゲットの法線との両方に直交する方向に、及び対応する半径方向に広げられてもよい。

別の例では、電子光学系は、第１の偏向デバイス、第２の偏向デバイス、フォーカスデバイス、及びデフォーカスデバイスを含む。電子光学系は、第５の状態と第６の状態とを切り替え可能である。制御回路は、第１の管電圧から第２の管電圧への電源の切り替えに従って、電子光学系を第５の状態から第６の状態に切り替える。第５の状態では、第１及び第２の偏向デバイスが電子ビームの偏向を提供し、フォーカス及びデフォーカスデバイスが電子ビームの広がり及びこれに続く集束を提供する。

別の例では、デフォーカスデバイスは、電子光学系が第４の状態にあるときに、第３の状態と比較して、電子ビームのより強い広がりを提供する。

電子ビームの中心方向は、アノードの表面に直交又はほぼ直交していてもよい。この結果、デフォーカスデバイスによる電子ビームの広がりと、これに続く、広げられた電子ビームのアノードの表面セクション上への集束により、電子ビームが広げられない構成と比較して、平均衝突角度が小さくなる。

別の例では、アノードは基板を含む。アノードは、少なくとも部分的に第１及び第２のコーティング層でコーティングされる。第１のコーティング層は、第２のコーティング層と基板との間に配置される。基板は、放射Ｘ線を生成する第１の材料を含み、第１のコーティング層は、放射Ｘ線及び電子ビームの電子を透過させる第２の材料を含む。第２のコーティング層は、放射Ｘ線を生成する第３の材料を含む。第２のコーティング層内で生成された放射Ｘ線をフィルタリングするために第２のコーティング層にＸ線フィルタが取り付けられている。

電子ビームは、最初に第２のコーティング層上に衝突し得る。電子ビームが第２のコーティング層上に衝突するときに、電子ビームの電力は部分的に放射Ｘ線に変換され得る。アノードの第２の表面セクション上への電子の平均衝突角度は、第１の管電圧が供給されるときと比較して、電源が第２の管電圧を生成するときにより小さくなる。

第２の管電圧では、電子の平均衝突角度がより小さいため、第２のコーティング層を通る伝播路は、第１の管電圧よりも第２の管電圧の方が、平均的により長くなる。したがって、第２のコーティング層を伝播する電子の割合は、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方がより小さくなる。したがって、基板上に衝突する電子の割合は、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方がより小さくなる。このため、第２のコーティング層及び基板内で生成される放射Ｘ線の合計に対する、第２のコーティング層内で生成される放射Ｘ線の割合は、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方がより高くなる。つまり、第２の管電圧が印加されるときは、放射Ｘ線の大部分が、第２のコーティング層内で生成され、放射Ｘ線のごく一部のみが基板内で生成される。一方、第１の管電圧が供給されるときは、放射Ｘ線の大部分が基板内で生成される。

Ｘ線フィルタは、第２のコーティング層内で生成された放射Ｘ線をフィルタリングし、基板内で生成された放射Ｘ線をフィルタリングしないように配置できる。これを達成するために、第１のコーティング層は、Ｘ線フィルタが基板から十分に離れた位置に配置されるように、基板と第２のコーティング層との間に十分な隙間を提供できる。

Ｘ線フィルタは、モリブデンなどの材料を含む。第２のコーティング層内で生成された放射Ｘ線のフィルタリングによって、第１の管電圧が印加されるときに生成される放射Ｘ線の第１のエネルギースペクトルと、第２の管電圧が印加されるときに生成される放射Ｘ線の第２のエネルギースペクトルとの差の尺度が増加する。例えば、Ｘ線フィルタは、第１及び第２のエネルギースペクトルの平均光子エネルギー間の差を大きくする。より異なる第１及び第２のエネルギースペクトルを有する放射Ｘ線を提供すると、デュアルエネルギーＸ線イメージングシステムでより有意義なＸ線画像を捕捉できる。

さらに、Ｘ線フィルタは、第１の管電圧が印加されるときと比較して、第２の管電圧が印加されるときに、より大きい割合のＸ線放射線をフィルタリングする。放射Ｘ線をフィルタリングすると、Ｘ線強度が低減する。したがって、Ｘ線フィルタは、第１の管電圧が印加されるときと比較して、第２の管電圧の方がＸ線強度のより強い低減をもたらす。これにより、Ｘ線イメージングシステムのＸ線検出器でのＸ線強度の不均衡が低減できる。

基板の第１の材料は、レニウムであってもよい。第１のコーティング層の第２の材料は、ダイヤモンド又はカーボンベースの繊維強化複合材料であってもよい。第２のコーティング層の第３の材料は、タングステンであってもよい。Ｘ線フィルタは、モリブデン、又はＸ線イメージングに関連するＸ線スペクトルの一部分にｋエッジがない別のフィルタリング材料を含んでいてもよい。これらの材料は、アルミニウム、チタン、錫、又は鉄、若しくはこれらの組合せを含んでいてもよい。

別の例では、第２のコーティング層は、電子ビームの電子が第２のコーティング層上に衝突する表面セクションにおいて、１マイクロメートル未満の厚さを有する。

第２のコーティング層の厚さは、一般的に、放射Ｘ線の第１の割合と放射Ｘ線の第２の割合との差が大きいか又は最大になるように決定され得る。放射Ｘ線の第１の割合は、第１の管電圧が印加されるときに第２のコーティング層及び基板の両方において生成される放射Ｘ線の合計に対する、第２のコーティング層内で生成される放射Ｘ線の割合である。同様に、放射Ｘ線の第２の割合は、第２の管電圧が印加されるときに第２のコーティング層及び基板の両方において生成される放射Ｘ線の合計に対する、第２のコーティング層内で生成される放射Ｘ線の割合である。第２のコーティング層の厚さは、１μｍである。しかしながら、第２のコーティング層の組成、基板の組成、第１及び第２の管電圧、並びに電子衝突角度に応じて、第２のコーティング層を薄くしたり厚くしたりすることも可能である。

本開示によれば、Ｘ線イメージングシステムも提示されている。Ｘ線イメージングシステムは、前述の請求項のいずれか一項に記載されるＸ線源と、Ｘ線検出器とを含み、Ｘ線検出器は、Ｘ線源から放出される放射Ｘ線を受け取る。

Ｘ線イメージングシステムは、医用イメージングシステムや空港セキュリティシステムなどに適用できる。Ｘ線源が第１のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成すると、Ｘ線検出器は物体の第１の画像データを取得できる。同様に、Ｘ線源が第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成すると、Ｘ線検出器は第２の画像データを取得できる。第１及び第２のエネルギースペクトルは異なっていてもよいため、第１の画像データは、第２の画像データとは異なる物体情報が提供し得る。第１及び第２の画像データは、別々に表示されてもよい。又は、第１及び第２の画像データは別々に処理されて、例えば、構造又は材料を検出できる。又は、第１及び第２の画像データを組み合わせて、第１及び第２の画像データの両方に基づいて画像をレンダリングすることもできる。

一例では、Ｘ線イメージングシステムはさらに、検出器制御回路を含み、検出器制御回路は、Ｘ線検出器を制御して、Ｘ線源のカソードとアノードとの間に第１の管電圧が印加されるときに第１の画像データを生成させ、第２の管電圧が印加されるときに第２の画像データを生成させる。これにより、第１の画像データを生成するための積分期間が、第２の画像データを生成するための積分期間と比較して、同じ時間間隔を有し得る。

本開示のＸ線源は、従来のＸ線源と比較して、第１及び第２の管電圧について強度の不均衡が低減された放射Ｘ線を提供できる。これは、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧により小さな衝突平均衝突角度を設定することによって達成できる。第１及び第２の管電圧についてのＸ線強度の不均衡が低減されると、第１及び第２の管電圧が印加されるときに、より同様のＸ線検出器積分期間を使用できる。具体的には、第１のＸ線検出器積分期間が、第１の管電圧が印加されるときに使用され、第２のＸ線検出器積分期間が、第２の管電圧が印加されるときに使用され、第１及び第２の積分期間の時間間隔は同じか、又は同様であり得る。

本開示によると、Ｘ線源を使用して第１及び第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成する方法も提示される。Ｘ線源は、電子ビームを放出するためのカソードと、電子ビームを少なくとも部分的に放射Ｘ線に変換するためのアノードと、カソードとアノードとの間に管電圧を印加するための電源と、電子ビームの電子がアノード上に衝突する衝突角度を制御する電子光学系と、電子光学系に動作可能に結合された制御回路とを含む。第１のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するステップは、必ずしもこの順序である必要はないが、次のとおりである。（ｉ）電源によって、第１の管電圧を印加するステップと、（ｉｉ）制御回路によって、電子ビームの電子が第１の平均衝突角度でアノード上に衝突するように電子光学系を制御するステップとを含む。

さらに、第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するステップは、必ずしもこの順序である必要はないが、次のとおりである。（ｉ）電源によって、第２の管電圧を印加するステップ（第２の管電圧は第１の管電圧よりも高い）と、（ｉｉ）制御回路によって、電子ビームの電子が第２の平均衝突角度でアノード上に衝突するように電子光学系を制御するステップ（第２の平均衝突角度は、第１の平均衝突角度よりも小さい）とを含む。

本開示によれば、コンピュータプログラムも提示される。本コンピュータプログラムは、独立請求項に定義されたＸ線源に、第１及び第２エネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成する方法のステップを実行させるための命令を含む。

本開示によれば、コンピュータ可読媒体も提示される。本コンピュータ可読媒体には本開示のコンピュータプログラムが格納される。

独立請求項によるＸ線源、Ｘ線イメージングシステム、放射Ｘ線を生成するための方法、Ｘ線源を制御するためのコンピュータプログラム、及びそのようなコンピュータプログラムが格納されたコンピュータ可動媒体は、特に、従属請求項に規定されるような同様及び／又は同一の好ましい実施形態を有することが理解されるべきである。また、本発明の好ましい実施形態は、それぞれの独立請求項との従属請求項の任意の組み合わせであり得ることも理解されるべきである。

本発明のこれら及び他の態様は、以下に説明される実施形態から明らかになり、また、当該実施形態を参照して説明される。

本発明の例示的な実施形態について、添付の図面を参照して以下に説明する。

図１は、第１及び第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するためのＸ線源の第１の実施形態を概略的かつ例示的に示す。 図２は、第１及び第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するためのＸ線源の第２の実施形態を概略的かつ例示的に示す。 図３は、電子ビームが大きな衝突角度からアノード上に衝突しているＸ線源のアノードの一部を概略的かつ例示的に示す。 図４は、電子ビームが小さな衝突角度からアノード上に衝突している図３のアノードの一部を示す。

図１は、第１及び第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するためのＸ線源１００の第１の実施形態を概略的かつ例示的に示している。Ｘ線源は、カソード１０１及びアノード１０２を含む。カソード及びアノードは、管１２０の中に配置されている。管は、真空管であることが好ましい。アノードは、軸１０３の周りを回転し得るが、本開示では必須というわけではない。

カソード絶縁体１２２及びアノード絶縁体１２１が、それぞれカソード及びアノードに電気的に接触することを可能にするため、電源（図示せず）を使用してカソードとアノードとの間に管電圧を印加できる。電源は、第１及び第２の管電圧を供給でき、第２の管電圧は第１の管電圧よりも高い。例えば、電源は、８０ｋＶの第１の管電圧、１４０ｋＶの第２の管電圧を供給できる。管電圧により、カソードから放出される電子がアノードの方へ加速される。例えば、カソードとアノードとの間に８０ｋＶの第１の管電圧が印加されると、電子は、アノード上に衝突する前に、８０ｋｅＶの運動エネルギーに達し得る。このエネルギーは、電子がアノード上に衝突すると、部分的又は完全に放射Ｘ線に変換される。したがって、Ｘ線光子は、第１の管電圧が印加されると最大８０ｋｅＶ、第２の管電圧が印加されると最大１４０ｋｅＶのエネルギーを有し得る。そのため、異なる管電圧を印加することで、異なるエネルギースペクトルを有する放射Ｘ線を生成できる。また、電源は、３つ以上の電圧を生成でき、３つ以上のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するために利用できる。Ｘ線１５１及び１５２は、Ｘ線管１２０のアパーチャを通る放射Ｘ線の放出を示している。

図１はまた、電子光学系１１０も示している。電子光学系は、電子光学系を制御する制御回路１０４に動作可能に接続されている。図１では、制御回路は管１２０の外側に配置されているが、管の内側に配置することもできる。図１では、電子光学系１１０は、第１の偏向デバイス１１１及び第２の偏向デバイス１１２を含む。制御回路１０４は、第１の管電圧が印加されるときに、カソードからアノードに向かう経路１３０に沿って電子が伝播し、第２の管電圧が印加されるときに、経路１４０に沿って電子が伝播するように、第１の偏向デバイスを制御する。これに加えて、制御回路は、第２の管電圧が供給されるときに、第１の偏向デバイスが電子ビームが偏向されるように第１の偏向デバイスを制御する。一方、第１の偏向デバイスは、第１の管電圧が供給されるときに、電子ビームを弱く偏向させるか又は偏向させない。第２の偏向デバイス１１２は、電子が経路１３０に沿ってカソードからアノードに伝播するときに、電子の経路に無視できる影響を与える。一方、第２の偏向デバイスは、電子が経路１４０に沿ってカソードからアノードに伝播するときに、電子の経路の方向を大幅に変化させる。図１では、細い電子ビームが仮定されている。つまり、電子は、第１の管電圧が印加されるときに、ほぼ同じ経路１３０に沿って伝播し、第２の管電圧が印加されるときに、ほぼ同じ経路１４０に沿って伝播する。

図１はまた、第２の管電圧が供給されるときに、電子が小さな衝突角度１４１でアノード上に衝突し、第１の管電圧が供給されるときに、電子が大きな衝突角度１３１でアノード上に衝突することを示している。したがって、制御回路１０４は、第１の管電圧が印加されるときに、電子が第１の衝突角度１３１でアノード上に衝突し、第２の管電圧が印加されるときに、電子がより小さい第２の衝突角度１４１でアノード上に衝突する電子光学系１１０を制御する。

電子ビームの電力の大部分は熱に変換される。管電流は、第１及び第２の電圧で同じであってもよいため、電子ビームの電気エネルギーは、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧ではより高くなる。第２の管電圧を有する電子ビームのより高い電力は、電子がアノードに９０°近くの衝突角度で衝突するときに、アノードの電力制限を超えることがある。しかしながら、第２の管電圧が印加されたときに衝突角度１４１が小さくなるため、電子の後方散乱率が増加し、熱に変換される電子ビームの電力の割合はより小さくなる。したがって、第２の管電圧について、電子の衝突角度がより小さいことにより、電子ビームの電力がより高くなる。このことは、第２の管電圧が印加されるときに、アノードの電力制限を超えることなく、高い管電流を印加するために利用できる。

第１及び第２の管電圧について電子の衝突角度が同じであると仮定すると、変換効率、つまり、放射Ｘ線に変換される電子ビームの電力の割合は、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方がより高くなる。さらに、医用Ｘ線イメージングシステム内の患者の体などの物体によって吸収される放射Ｘ線の割合は、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方がより小さくなる。これにより、Ｘ線イメージングシステムのＸ線検出器でのＸ線強度は、同様の衝突角度が設定されている場合、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方が大幅により高くなる。

しかしながら、本開示では、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧に対してより小さな衝突角度が設定されている。小さな電子衝突角度では、大きな電子衝突角度と比較して、変換効率はより小さくなるので、小さな電子衝突角度では、放射Ｘ線に変換される電子ビームの電力の割合はより小さくなる。したがって、第２の管電圧について、より小さな電子衝突角度は、Ｘ線検出器でのＸ線強度を低減し、これにより、第１及び第２の管電圧間のＸ線強度の不均衡が低減できる。

図２は、第１及び第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するためのＸ線源２００の第２の実施形態を概略的かつ例示的に示している。Ｘ線源は、カソード２０１及びアノード２０２を含む。カソード及びアノードは、管２２０の中に配置されている。管は、真空管であることが好ましい。アノードは、好ましくは、軸２０３の周りを回転するが、本発明は、静止アノードの場合にも適用される。

カソード絶縁体２２２及びアノード絶縁体２２１が、それぞれカソード及びアノードに電気的に接触することを可能にするため、電源（図示せず）を使用してカソードとアノードとの間に管電圧を印加できる。電源は、第１及び第２の管電圧を供給でき、第２の管電圧は第１の管電圧よりも高い。管電圧により、カソードから放出される電子がアノードの方へ加速される。アノード上に衝突するときに、電子の運動エネルギーは、部分的又は完全に放射Ｘ線に変換される。異なる管電圧を印加することで、異なるエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成できる。また、電源は、３つ以上の管電圧を供給でき、３つ以上のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するために利用できる。Ｘ線２５１及び２５２は、Ｘ線管２２０のアパーチャを通る放射Ｘ線の放出を示している。

図２はまた、電子光学系２１０も示している。電子光学系は、電子光学系を制御する制御回路２０４に動作可能に接続されている。図２では、制御回路は管２２０の外側に配置されているが、管の内側に配置することもできる。電子光学系２１０は、デフォーカスデバイス２１３及びフォーカスデバイス２１４を含む。制御回路２０４は、デフォーカスデバイス２１３が、第１の管電圧が印加されるときに、カソードからアノードに向かう電子ビームの弱いデフォーカシングを提供するか若しくはデフォーカシングを提供せず、第２の管電圧が印加されるときに、電子ビームの強い偏向を提供するように、電子光学系２１０を制御する。さらに、制御回路は、電子が、第１の管電圧が印加されるときに、アノードの第１の表面セクションにフォーカスし、第２の管電圧が印加されるときに、アノードの第２の表面セクションにフォーカスするようにフォーカスデバイス２１４を制御する。アノードの第１及び第２の表面セクションは同一である。あるいは（図示されていない）、制御回路は、第１及び第２の表面セクションが重なるように、又は第１の表面セクションが第２の表面セクション内にあるように、又は第１及び第２の表面セクションの中心が、上記のように一致するように、フォーカスデバイス２１４を制御する。したがって、カソードとアノードとの間に第１の管電圧が印加されると、電子ビームは伝播路２３２及び２３４によって制限され、一方、第２の管電圧が印加されると、電子ビームは伝播路２４２及び２４４によって制限される。つまり、電子光学系は、第１の管電圧が印加されると細い電子ビームを形成し、第２の管電圧が印加されると広い電子ビームを形成する。図２はまた、第１の管電圧が印加されるときの最小衝突角度２３３及び２３５も示している。電子ビームの中心方向がアノードの表面に直交しており、電子ビームがこの中心方向に対して対称であるときに、最小衝突角度２３３及び２３５は互いに等しい。同様に、第２の管電圧が印加されるときの最小衝突角度は２４３及び２４５である。明らかに、最小衝突角度２４３及び２４５は、最小衝突角度２３３及び２３５よりも小さい。すなわち、アノードへの電子の衝突角度は、第１の管電圧が印加されるときと比較して、第２の管電圧が印加されるときにより広い範囲の角度に広がる。したがって、第１の管電圧が印加されるときと比較して、第２の管電圧が印加されるときは平均衝突角度がより小さくなる。

第２の管電圧が印加されるときの平均衝突角度が小さくなるため、電子後方散乱率が増加し、変換効率が低下する。これにより、上記で説明したように、低及び高管電圧についてのＸ線強度の不均衡が低減される。

図３は、Ｘ線源のアノードの一部を概略的かつ例示的に示している。アノードは、少なくとも部分的に第１のコーティング層３０２及び第２のコーティング層３０３でコーティングされた基板３０１を含む。電子ビーム３３０が、９０°である衝突角度３３１からアノードの第２のコーティング層上に衝突する。第２のコーティング層は、タングステンなど、放射Ｘ線を生成する材料を含む。したがって、衝突する電子のエネルギーは、部分的又は完全に放射Ｘ線に変換される。Ｘ線３５３及び３５４は、第２のコーティング層からＸ線源の管のアパーチャを通って放射されるＸ線のコーンを示している（管は図示せず）。第２のコーティング層３０３にはＸ線フィルタ３０４が取り付けられ、第２のコーティング層内で生成された放射Ｘ線がフィルタリングされる。電子線３６０によって示されるように、衝突する電子一部は後方散乱される。衝突する電子の別の一部は、第２のコーティング層及び第１のコーティング層を通って伝播する。第１のコーティング層は、好ましくは、電子を透過させる材料を含む。したがって、電子の一部が基板上に衝突する。基板は、レニウムなど、放射Ｘ線を生成する材料を含む。したがって、電子の一部が基板上に衝突し、電子のエネルギーは、部分的又は完全に放射Ｘ線に変換される。Ｘ線３５５及び３５６は、基板内で生成されたＸ線のコーンを示し、Ｘ線はＸ線管（図示せず）のアパーチャを通って放射される。

図４は、図３に示すアノードの一部を概略的かつ例示的に示している。ここでも、アノードは、少なくとも部分的に第１のコーティング層４０２及び第２のコーティング層４０３でコーティングされた基板４０１を含む。電子ビーム４４０が、衝突角度４４１からアノードの第２のコーティング層上に衝突する。第２のコーティング層は、タングステンなど、放射Ｘ線を生成する材料を含む。したがって、衝突する電子のエネルギーは、部分的又は完全に放射Ｘ線に変換される。Ｘ線４５３及び４５４は、第２のコーティング層からＸ線管のアパーチャを通って放射されるＸ線のコーンを示している（管は図示せず）。第２のコーティング層４０３にはＸ線フィルタ４０４が取り付けられ、第２のコーティング層内で生成された放射Ｘ線がフィルタリングされる。電子線４６０によって示されるように、衝突する電子一部は後方散乱される。衝突する電子の別の一部は、第２のコーティング層及び第１のコーティング層を通って伝播する。第１のコーティング層は、好ましくは、電子を透過させる材料を含む。したがって、電子の一部が基板上に衝突する。基板は、レニウムなど、放射Ｘ線を生成する材料を含む。したがって、電子の一部が基板上に衝突し、電子のエネルギーは、部分的又は完全に放射Ｘ線に変換される。Ｘ線４５５及び４５６は、基板内で生成されたＸ線のコーンを示し、Ｘ線はＸ線管（図示せず）のアパーチャを通って放射される。

図４では、電子は、図３の衝突角度３３１と比較して、より小さな衝突角度４４１からアノード上に衝突する。衝突角度がより小さいため、図３と比較して、図４では電子後方散乱率がより大きくなる。図４の小さな衝突角度は、Ｘ線源のカソードとアノードとの間に第２の（高）管電圧が印加されるときに設定され、一方、図３の大きな衝突角度は、第１の（低）管電圧が印加されるときに設定される。管電流は一定であると仮定すると、電子ビームの電力は、第１の管電圧と比較して、第２の管電圧の方がより大きくなる。また、より小さな衝突角度は、第２の管電圧が印加されるときに、アノードの電力制限を超えることなく、電子ビームの電力をより大きくできる。

さらに、図４の小さな衝突角度に起因して、第２のコーティング層を通る伝播路は、図３と比較してより長くなる。したがって、第２のコーティング層を通って伝播する電子の割合は、図３と比較して、図４ではより小さくなる。したがって、基板上に衝突する電子の割合は、図３と比較して、図４ではより小さくなる。このため、第２のコーティング層及び基板内で生成される放射Ｘ線の合計に対する、第２のコーティング層内で生成される放射Ｘ線の割合は、図３と比較して、図４ではより高くなる。つまり、図４では、放射Ｘ線の大部分が、第２のコーティング層内で生成され、放射Ｘ線のごく一部のみが基板内で生成される。一方、図３の場合では、放射Ｘ線の大部分が基板内で生成される。第２のコーティング層内で生成された放射Ｘ線をフィルタリングするようにＸ線フィルタが配置されているため、電子衝突角度が大きいときと比較して、電子衝突角度が小さいときに、Ｘ線フィルタはより効果的である。前述のように、図４の小さな衝突角度は、Ｘ線源のカソードとアノードとの間に第２の（高）管電圧が印加されるときに設定され、一方、図３の大きな衝突角度は、第１の（低）管電圧が印加されるときに設定される。したがって、第１の管電圧が印加されるときと比較して、第２の管電圧が印加されるときに、Ｘ線フィルタはより効果的である。Ｘ線フィルタは、モリブデンなどの材料を含む。第２のコーティング層内で生成された放射Ｘ線のフィルタリングによって、第１の管電圧が印加されるときに生成される放射Ｘ線の第１のエネルギースペクトルと、第２の管電圧が印加されるときに生成される放射Ｘ線の第２のエネルギースペクトルとの差の尺度が増加する。例えば、Ｘ線フィルタは、第１及び第２のエネルギースペクトルの平均光子エネルギー間の差を大きくする。より異なる第１及び第２のエネルギースペクトルを有する放射Ｘ線を提供すると、デュアルエネルギーＸ線イメージングシステムでより有意義なＸ線画像を捕捉できる。

ここでも、図４に示すシナリオで第２の管電圧が印加され、図３に示すシナリオで第１の管電圧が印加されていると仮定すると、Ｘ線フィルタは、第１の管電圧が印加されるときと比較して、第２の管電圧が印加されるときに、より大きな割合で放射Ｘ線をフィルタリングする。放射Ｘ線をフィルタリングすると、Ｘ線強度が低減する。したがって、Ｘ線フィルタは、第１の管電圧が印加されるときと比較して、第２の管電圧が印加されるときに、より強い割合のＸ線強度の低減をもたらす。これにより、Ｘ線イメージングシステムのＸ線検出器でのＸ線強度の不均衡が低減できる。

第２のコーティング層の厚さは、１マイクロメートル未満である。第２のコーティング層の厚さは、一般的に、放射Ｘ線の第１の割合と放射Ｘ線の第２の割合との差が大きいか又は最大になるように決定される。放射Ｘ線の第１の割合は、第１の管電圧が印加されるときに第２のコーティング層及び基板の両方において生成される放射Ｘ線の合計に対する、第２のコーティング層内で生成される放射Ｘ線の割合である。同様に、放射Ｘ線の第２の割合は、第２の管電圧が印加されるときに第２のコーティング層及び基板の両方において生成される放射Ｘ線の合計に対する、第２のコーティング層内で生成される放射Ｘ線の割合である。第２のコーティング層の厚さは、第２のコーティング層の材料、基板の材料、第１及び第２の管電圧、並びに電子衝突角度に応じて選択される。

なお、本発明の実施形態は、異なる主題を参照して説明されていることに留意されたい。しかしながら、当業者であれば、特に明記されていなければ、１つのタイプの主題に属する特徴の任意の組み合わせに加えて、異なる主題に関連する特徴の任意の組み合わせも、本出願で開示されていると見なされることを推察できるであろう。但し、すべての特徴は、特徴の単なる寄せ集め以上の相乗効果を提供するならば組み合わせることができる。

本発明は、図面及び上記の説明に詳細に例示及び説明されているが、このような例示及び説明は、例示的又は模範的と見なされるべきであって、限定的と見なされるべきではない。本発明は、開示された実施形態に限定されない。開示された実施形態の他の変形は、図面、開示、及び従属請求項の検討から、請求項に係る発明を実施する際に当業者によって理解され、実行され得る。

特許請求の範囲において、「含む」という語は、他の要素やステップを排除するものではなく、単数形は複数を排除するものではない。単一のプロセッサ又は他のユニットが、特許請求の範囲に記載されているいくつかのアイテムの機能を果たすことができる。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載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意味するものではない。特許請求の範囲における任意の参照符号は、範囲を限定するものと解釈されるべきではない。

Claims (15)

1. 第１のエネルギースペクトル及び第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するためのＸ線源であって、
   電子ビームを放出するためのカソードと、
   前記電子ビームを少なくとも部分的に放射Ｘ線に変換するためのアノードと、
   前記電子ビームの電子が前記アノード上に衝突する衝突角度を制御する電子光学系と、
   前記カソードと前記アノードとの間に第１の管電圧及び第２の管電圧を印加する電源であって、前記第２の管電圧は前記第１の管電圧よりも高い、電源と、
   前記電子光学系に動作可能に結合された制御回路と、
   を含み、
   前記制御回路は、前記第１の管電圧が印加されるときに、前記電子ビームの前記電子が、第１の平均衝突角度で前記アノード上に衝突し、前記第２の管電圧が印加されるときに、前記電子ビームの前記電子が、第２の平均衝突角度で前記アノード上に衝突するように前記電子光学系を制御し、
   前記第２の平均衝突角度は、前記第１の平均衝突角度よりも小さい、Ｘ線源。
2. 前記電子ビームの前記電子が前記アノード上に衝突する前記第２の平均衝突角度は、７０度未満である、請求項１に記載のＸ線源。
3. 前記電子ビームの前記電子は、前記第１の管電圧が印加されるときに、前記アノードの第１の表面セクション上に衝突し、前記第２の管電圧が印加されるときに、前記アノードの第２の表面セクション上に衝突し、
   前記第１の表面セクションは、前記第２の表面セクションに重なる、請求項１又は２に記載のＸ線源。
4. 前記第１の表面セクションの中心が、前記アノードの前記第２の表面セクションの中心と一致している、請求項３に記載のＸ線源。
5. 前記電子光学系は、第１の偏向デバイス及び第２の偏向デバイスを含み、前記第１の偏向デバイスは、第１の状態と第２の状態とを切り替え可能であり、
   前記制御回路は、前記電源を前記第１の管電圧から前記第２の管電圧へ切り替えることに応じて、前記第１の偏向デバイスを前記第１の状態から前記第２の状態に切り替え、
   前記第１の偏向デバイスが前記第２の状態にあるときに、前記第１の偏向デバイス及び前記第２の偏向デバイスは、前記電子ビームの偏向を提供する、請求項１から４のいずれか一項に記載のＸ線源。
6. 前記電子光学系は、フォーカスデバイス及びデフォーカスデバイスを含み、前記電子光学系は、第３の状態と第４の状態とを切り替え可能であり、
   前記制御回路は、前記電源を前記第１の管電圧から前記第２の管電圧へ切り替えることに応じて、前記電子光学系を前記第３の状態から前記第４の状態に切り替え、
   前記第４の状態では、前記デフォーカスデバイスが最初に前記電子ビームの広がりを提供し、その後前記フォーカスデバイスが前記広げられた電子ビームの集束を提供する、請求項１から５のいずれか一項に記載のＸ線源。
7. 前記デフォーカスデバイスは、前記電子光学系が前記第４の状態にあるときに、前記第３の状態と比較して、前記電子ビームのより強い広がりを提供する、請求項６に記載のＸ線源。
8. 前記アノードは、少なくとも部分的に第１のコーティング層及び第２のコーティング層でコーティングされた基板を含み、前記第１のコーティング層は、前記第２のコーティング層と前記基板との間に配置され、
   前記基板は、放射Ｘ線を生成する第１の材料を含み、
   前記第１のコーティング層は、放射Ｘ線及び前記電子ビームの前記電子を透過させる第２の材料を含み、
   前記第２のコーティング層は、放射Ｘ線を生成する第３の材料を含み、
   前記第２のコーティング層内で生成された放射Ｘ線をフィルタリングするために、前記第２のコーティング層にＸ線フィルタが取り付けられている、請求項１から７のいずれか一項に記載のＸ線源。
9. 前記基板の前記第１の材料は、レニウムであり、
   前記第１のコーティング層の前記第２の材料は、ダイヤモンドであり、
   前記第２のコーティング層の前記第３の材料は、タングステンであり、
   前記Ｘ線フィルタは、モリブデンを含む、請求項８に記載のＸ線源。
10. 前記第２のコーティング層は、前記電子ビームの前記電子が前記第２のコーティング層上に衝突する表面セクションにおいて、１マイクロメートル未満の厚さを有する、請求項８又は９に記載のＸ線源。
11. 請求項１から１０のいずれか一項に記載のＸ線源と、
    Ｘ線検出器と、
    を含み、
    前記Ｘ線検出器は、前記Ｘ線源から放出される放射Ｘ線を受け取るように配置されている、Ｘ線イメージングシステム。
12. 検出器制御回路をさらに含み、
    前記検出器制御回路は、前記Ｘ線検出器を制御して、前記Ｘ線源の前記カソードと前記アノードとの間に前記第１の管電圧が印加されるときに第１の画像データを生成させ、前記第２の管電圧が印加されるときに第２の画像データを生成させ、
    前記第１の画像データを生成するための積分期間が、前記第２の画像データを生成するための積分期間と比較して、同じ時間間隔を有する、請求項１１に記載のＸ線イメージングシステム。
13. 電子ビームを放出するためのカソードと、前記電子ビームを少なくとも部分的に放射Ｘ線に変換するためのアノードと、前記カソードと前記アノードとの間に管電圧を印加するための電源と、前記電子ビームの電子が前記アノード上に衝突する衝突角度を制御する電子光学系と、前記電子光学系に動作可能に結合された制御回路と、を含むＸ線源を使用して、第１のエネルギースペクトル及び第２エネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するための方法であって、
    前記第１のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するステップは、
    前記電源によって、第１の管電圧を印加するステップと、
    前記制御回路によって、前記電子ビームの前記電子が第１の平均衝突角度で前記アノード上に衝突するように前記電子光学系を制御するステップと、
    を含み、
    前記第２のエネルギースペクトルの放射Ｘ線を生成するステップは、
    前記電源によって、第２の管電圧を印加するステップであって、前記第２の管電圧は前記第１の管電圧よりも高い、印加するステップと、
    前記制御回路によって、前記電子ビームの前記電子が第２の平均衝突角度で前記アノード上に衝突するように前記電子光学系を制御するステップであって、前記第２の平均衝突角度は、前記第１の平均衝突角度よりも小さい、制御するステップと、
    を含む、方法。
14. 請求項１から１０のいずれか一項に記載のＸ線源に、請求項１３に記載の方法のステップを行わせるための命令を含む、コンピュータプログラム。
15. 請求項１４に記載のコンピュータプログラムが格納されたコンピュータ可読媒体。

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