JP6014323B2

JP6014323B2 - Ｘ線システム

Info

Publication number: JP6014323B2
Application number: JP2011275139A
Authority: JP
Inventors: パーヴァナ・サイナス; シャオイェ・ウー; ジリジェッシュ・ケイ・ヤダヴァ
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2010-12-22
Filing date: 2011-12-16
Publication date: 2016-10-25
Anticipated expiration: 2031-12-16
Also published as: US20120163530A1; DE102011056641A1; JP2012130687A; US8483361B2

Description

本書に開示される主題は一般的には、イメージング・システムに用いられるＸ線管に関し、さらに具体的には、二つの異なるエネルギ・レベルのＸ線を発生するＸ線管に関する。

典型的には、計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムでは、Ｘ線源が患者又は手荷物のような被検体又は物体へ向けてファン（扇形）形状のビームを放出する。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。検出器アレイにおいて受光される減弱後のビーム放射線の強度は典型的には、物体によるＸ線ビームの減弱量に依存する。検出器アレイの各々の検出器素子が、各々の検出器素子によって受光される減弱後のビームを示す別個の電気信号を発生する。電気信号はデータ処理システムへ伝送されて解析され、ここから最終的に画像を形成する。

物質分解は、二つの異なるエネルギ・レベルのＸ線について物質のＸ線吸収特性を測定するものである。二重エネルギ走査を用いると、異なる多色エネルギ状態での二つの走査を利用することにより画像の内部のコントラスト分離を強調した診断ＣＴ画像を得ることができる。二重エネルギ走査を達成するための多数の手法が公知であり、二つの連続走査を時間的に相次いで取得する手法であって、管が例えば８０ｋＶｐ及び１４０ｋＶｐの各電位において動作する対象の周りでの２回の回転を要求する手法等がある。代替的には、二重管二重検出器設計によって、二つの走査を同時にであるが位相差を設けて取得することが可能である。互いから数秒間離隔した別個の走査又は位相の異なる取得を行なうと、患者の体動（患者の体外運動及び体内器官の運動の両方）に起因してデータ集合同士の間に位置揃え不正が生ずる。加えて、二重管二重検出器システムはまた、二つのエネルギにおいて取得されるデータの位置揃えに劣り、取得時刻の差及び位相の差のためそれぞれアーティファクトを混入させる。

一実施形態によれば、場を発生するように構成されている場発生器と、ターゲットへ向けられる電子ビームを発生するように構成されている電子ビーム発生器と、第一のエネルギ・レベルの電子ビーム及び第二のエネルギ・レベルの電子ビームを発生するために電子ビーム発生器を制御するように構成されている電圧制御器とを含むＸ線システムが提供される。このＸ線システムはまた、電子ビームの少なくとも一つを偏向させるために場を制御するように構成されている場発生器制御器を含んでおり、電子ビームは、第一のエネルギ・レベルでは第一の接触位置においてターゲットに衝突し、第二のエネルギ・レベルでは第二の接触位置においてターゲットに衝突する。ターゲットは、第一の接触位置及び第二の接触位置においてＸ線を濾波（フィルタリング）するように構成されている。

もう一つの実施形態によれば、二重エネルギＸ線を濾波する方法が提供される。この方法は、電子ビームを発生するステップと、発生される電子ビームをターゲットへ向けるステップと、第一のエネルギ・レベルの電子ビーム及び第二のエネルギ・レベルの電子ビームを発生するために電子ビームの電圧を制御するステップとを含んでいる。この方法はまた、場を発生するステップと、電子ビームの少なくとも一つを偏向させるために、発生される場を制御するステップとを含んでおり、電子ビームは、第一のエネルギ・レベルでは第一の接触位置においてターゲットに衝突し、第二のエネルギ・レベルでは第二の接触位置においてターゲットに衝突する。この方法はさらに、第一の接触位置において発生されるＸ線をターゲットを用いて濾波するステップと、第二の接触位置において発生されるＸ線をターゲットを用いて濾波するステップとを含んでいる。

さらにもう一つの実施形態によれば、第一の接触区域、及び第一の接触区域と異なる第二の接触区域を含むＸ線管用のターゲットが提供される。第一及び第二の接触区域は、異なる物質から形成され又は異なる角度に設けられ、異なるように偏向した電子ビームを受け取るように構成されている。

一実施形態に従って形成された多区画型又は多軌道型ターゲットを示し、異なる電子ビームを示す図である。一実施形態による焦点スポット偏向を用いてＸ線撮像を行なうＸ線管の見取り図である。一実施形態によるＸ線管における焦点スポット偏向を示す図である。一実施形態による焦点スポット間隔を拡大したＸ線管における焦点スポット偏向を示す図である。一実施形態によるｚ軸と整列した焦点スポット偏向式Ｘ線管のターゲットを示す図である。一実施形態に従って実行されるラジオグラフィ動作モードを示す図である。一実施形態に従って実行されるトモシンセシス動作モードを示す図である。一実施形態によるトモシンセシス動作モード時の旋回Ｘ線管を示す図である。一実施形態による低及び高ｋＶｐプロトコルのタイミング図である。濾波を行なわない場合の二重エネルギ計算機式断層写真法（ＣＴ）におけるエネルギの重なりを示す図である。一実施形態による二重エネルギＣＴにおけるエネルギの重なりの減少を示す図である。一実施形態に従って構築されたＣＴイメージング・システムのブロック図である。一実施形態に従って構築された計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムの遠近図である。

本書に開示される主題の以上の概要及び以下の幾つかの実施形態の詳細な説明は、添付図面と併せて読むとさらに十分に理解されよう。図面が様々な実施形態の機能ブロックの線図を示す範囲までにおいて、機能ブロックは必ずしもハードウェア回路の間の区分を示す訳ではない。従って、例えば、機能ブロックの１又は複数（例えばプロセッサ若しくはメモリ）が単体のハードウェア（例えば汎用信号プロセッサ若しくはランダム・アクセス・メモリのブロック、又はハードディスク等）として具現化されてもよいし、多数のハードウェアとして具現化されてもよい。同様に、プログラムは独立型プログラムであってもよいし、オペレーティング・システムのサブルーチンとして組み込まれていてもよいし、インストールされているソフトウェア・パッケージの機能等であってもよい。尚、様々な実施形態は図面に示されている構成及び手段に限定されず、また図面は必ずしも縮尺通りでないことを理解されたい。

本書で用いる場合には、単数形で記載されており単数不定冠詞を冠した要素またはステップとの用語は、排除を明記していない限りかかる要素又はステップを複数備えることを排除しないものと理解されたい。さらに、本書に開示される主題の「一実施形態」に対する参照は、所載の特徴を同様に組み入れている追加の実施形態の存在を排除しないものと解釈されたい。また、反対に明記されていない限り、特定の特性を有する一つの要素若しくは複数の要素を「含んでいる」又は「有している」実施形態は、この特性を有しないような追加の要素も包含し得る。また、本書に開示される主題では、「ターゲット」及び「陽極」との用語は互換的に用いられている場合がある。加えて、特定の要素数の引用は、数が「厳密には」又は「のみ」のような語によってさらに限定されていない限り、当該特定の数を超えて有する実施形態を排除するものではない。また、可能性が明示的に、論理的に又は物理的に排除されない限り、一つの実施形態から個々の特徴を省いてもよいし、他の１又は複数の実施形態からの１又は複数の特徴を組み合わせて本書に開示される主題のさらに他の実施形態を生成してもよい。

以下では、「被検体」及び「物体」「対象」等の用語は、撮像されることが可能な任意の物体を包含するものとする。また、本書で用いられる「画像を再構成する」との表現は、画像を表わすデータが生成されるが可視画像は形成されないような本書に開示される主題の実施形態を排除するものではない。従って、本書で用いられる「画像」との用語は、可視画像及び可視画像を表わすデータの両方を広く指す。但し、多くの実施形態は少なくとも１枚の可視画像を形成する（又は形成するように構成されている）。加えて、計算機式断層写真法（ＣＴ）医療の設定で詳細に説明するが、これらの利益は、例えば超音波、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）、電子ビームＣＴ（ＥＢＣＴ）、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）、単光子放出計算機式断層写真法（ＳＰＥＣＴ）を含めた全ての撮像モダリティにおいて享受され、また医療の設定においても、産業設定、又は例えば限定しないが空港若しくは他の輸送拠点のための手荷物走査用ＣＴシステムのような輸送の設定のように医療以外の設定においても享受されるものと思量される。

様々な実施形態が、異なる形式のイメージング・システムと共に具現化され得る。例えば、焦点スポット偏向（多数の焦点スポットを設けてもよい）を用いたＸ線源がファン形状のビームを投射し、このビームがデカルト座標系のＸＹ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ようなＣＴイメージング・システムと共に様々な実施形態が具現化され得る。Ｘ線ビームは、患者のような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。検出器アレイにおいて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する。アレイの各々の検出器素子が、検出器の位置でのビーム強度の測定値である別個の電気信号を発生する。全ての検出器からの強度測定値を別個に取得して透過プロファイルを生成する。

ＣＴシステムでは、Ｘ線源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。ガントリが完全な３６０°の一回転を終結したときに、ガントリの完全な一回転が生ずる。アキシャル・スキャン（例えば段階的撮影式アキシャル・スキャン）では、投影データを処理して、対象を通して採取される二次元スライスに対応する画像を構築する。一組の投影データから画像を再構成する一方法に、当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれるものがある。この方法は、走査からの減弱測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド単位」（ＨＵ）と呼ばれる整数へ変換し、これらの整数を用いて陰極線管表示器の対応するピクセルの輝度を制御する。

全走査時間を短縮するために、「ヘリカル」・スキャン（螺旋走査）を行なうこともできる。「ヘリカル」・スキャンを行なうためには、患者又は物体（例えば手荷物）を移動させながら所定の数のスライスのデータを取得する。かかるシステムは、一回のファン・ビーム・ヘリカル・スキャンから単一の螺旋を生成する。ファン・ビームによって悉く写像された螺旋から投影データが得られ、投影データから各々の所定のスライスにおける画像を再構成することができる。

ヘリカル・スキャンのための再構成アルゴリズムは典型的には、取得されたデータにビュー角度及び検出器チャネル番号の関数として加重する螺旋加重アルゴリズムを用いる。明確に述べると、フィルタ補正逆投影法の前に、ガントリ角度及び検出器角度の両方の関数である螺旋加重ファクタに従ってデータに加重する。次いで、加重したデータを処理してＣＴ数を生成すると共に、対象を通して採取される二次元スライスに対応する画像を構築する。

図１は、一実施形態に従って形成された多区画型又は多軌道型ターゲット・システム１０を複数の異なる電子ビームと共に示す。図示の実施形態は、Ｘ線源及び高速キロボルト・ピーク（ｋＶｐ）切り換えと共に用いられることができ、さらに電子ビームを異なる焦点スポットに集束させるために場の同期切り換えを行なう。Ｘ線発生器はＸ線管の高速ｋＶｐ切り換えを生成することができ、電気格子又は磁気格子が電子ビームの偏向を提供する。

様々な実施形態において、電子ビームが放出器１２において発生され、例えば電気格子又は磁気格子によって参照番号１０４、１０６において発生される場を用いて偏向させられる。一実施形態では、低ｋＶｐの電子ビーム１８が偏向させられて区域２６においてターゲット（陽極）２８と相互作用し、この区域２６が焦点スポット又は第一の接触位置を画定し得る。例えば、８０ｋＶｐの電子ビームが偏向させられて区域２６において陽極２８と衝突することができる。加えて、高ｋＶｐの電子ビーム２０が偏向させられて区域２４においてターゲット（陽極）２８と相互作用し、この区域２４が焦点スポット又は第二の接触位置を画定し得る。例えば、１４０ｋＶｐの電子ビームが偏向させられて区域２４において陽極２８と衝突することができる。尚、電子ビーム１８及び２０は任意のｋＶｐレベルにおいて与えられることができ、また軸２２から偏向させられることを特記しておく。

システム１０を用いて、例えば二重単エネルギＸ線システムにおいて物質分解を実行することができる。様々な実施形態において、物質分解は、低エネルギＸ線と高エネルギＸ線との間の重なりが小さくなるように二つのＸ線エネルギ・スペクトルを分離することにより提供される。従って、システム１０は、適当なターゲット角度及び／若しくは適当なターゲット材料、又はターゲット角度及びターゲット材料の組み合わせを用いて、二重エネルギ動作を提供することができる。

二重軌道又は区分軌道型の陽極は、高低エネルギの間に差を設けた濾波又は管射出スペクトルを可能にする様々な異なる構成の一つとして提供され得る。高速切り換え二重エネルギ取得における低エネルギＸ線は、自己濾波を減少させ又は最小にしつつ低エネルギＸ線を保存し得るターゲット又は焦点軌道の部分に集束させられる。このことは、角度を大きくした焦点軌道を用いることにより、又は焦点軌道での濾波物質の厚みを変化させることにより高ｚ物質による濾波量を減少させることにより達成される。尚、「高ｚ」物質は原子量の大きい物質であり得る。

高速切り換え二重エネルギ取得における高エネルギＸ線は、低エネルギ（低エネルギ・スペクトルと重なるもの）の相対的に大きい又は最大の濾波を可能にし得るターゲット又は焦点軌道の部分に偏向させられ又は集束させられる。このことは、角度を小さくした焦点軌道を用いることにより、又は焦点軌道での濾波物質の厚みを変化させることにより高ｚ物質による濾波量を増大させることにより達成され得る。

電子ビームの衝突角度に依存して、発生されるＸ線の固有濾波が存在する。ターゲットの内部への電子ビームの進入は部分的に、電子ビームの衝突角度に依存する。従って、異なる衝突角度では、電子ビームはターゲットの異なる深さまで進入する。これらの衝突電子ビームがＸ線を発生すると、Ｘ線は異なる深さからターゲットを出る。例えば、ターゲット表面の第一の角度がターゲット表面の第二の角度と異なる場合に、第一の角度にあるターゲット表面は第二の角度によるターゲット表面と比較して電子ビームの異なる進入を許す。ターゲット材料は、Ｘ線がターゲット材料を出るときにこれらのＸ線を濾波する。Ｘ線のかかる固有濾波はコーン・ビームＣＴでは自明であって、この場合にはＸ線のコーンが異なる位置において異なるエネルギのＸ線を有する。

従って、陽極２８は区域２４及び２６において、発生されるＸ線の濾波のために異なるターゲット材料を含む複数の焦点スポットを有し得る。例えば、ターゲット焦点スポットは、低エネルギＸ線のために低原子量の物質で形成され得る。代替的には、ターゲット焦点スポットは、高エネルギＸ線のために高原子量の物質で構成され得る。代替的な実施形態では、低エネルギ・ビーム及び高エネルギ・ビームの焦点スポットは、同じ基礎物質から形成されていてよいが、異なる原子量を有する物質で被覆され得る。例えば、焦点スポットの濾波物質はタングステンであってよい。もう一つの代替的な実施形態では、焦点スポットは同じ物質で形成されていてよいが、低エネルギ区域及び高エネルギ区域について異なる厚みを有し得る。例えば、低エネルギ焦点スポットの厚みを高エネルギの厚みよりも小さくすることができる。もう一つの代替的な実施形態では、ターゲットは、以上の各実施形態の任意のものの組み合わせであってよい。

様々な実施形態において、焦点軌道を変化させているときに焦点スポット寸法変化を保持すると望ましい。ｚ軸での焦点スポット光学寸法は、ｙ軸での電子ビーム幅及び焦点軌道の角度の両方によって画定される。電子ビームを集束させるために用いられる格子は、低エネルギ・ビューと高エネルギ・ビューとの間でのｚにおける焦点スポットの寸法を一致させるように構成される。焦点スポットのｙ軸次元を制御する格子は、電子ビームのｙ軸次元の交互増減によって、光学的焦点スポット寸法が一定に保たれるように焦点軌道角度変化を補償することを可能にするように高速に切り換えられる。尚、焦点スポット寸法を制御する他の適当な方法を用いてよいことを特記しておく。

様々な実施形態において、低ｋＶｐデータ及び高ｋＶｐデータは、二つの軌道の間での電子ビームの切り換えによる線源検出器間距離の変化を補償するように再構成される。様々な方法を用いてデータを高低ｋＶｐビューの間で整列させることができる。一つの方法は、高低ｋＶｐ標本を整列させる補間手法を含んでいる。もう一つの方法は、高低ｋＶｐビューを二つの別個のサイノグラムに分離して、各々の独立した再構成を行なう。次いで、これらの再構成を合成して、低ｋＶｐからのデータと高ｋＶｐからのデータとが整列した投影に戻す。さらに、物質分解処理を画像空間においてこれらの合成投影又は逆投影画像に施す。尚、線源距離変化を補償する他の適当な方法を用いてよいことを特記しておく。

図２は、一実施形態による焦点スポット偏向を用いてＸ線撮像を行なうＸ線管６０の見取り図である。尚、様々な実施形態が、焦点スポットをｚ方向に偏向させ得る任意の形式のＸ線管６０と共に具現化されることができ、図２に示すＸ線管６０に限定されないことを特記しておく。また、焦点スポット偏向は、任意の公知の方法、例えば電磁場発生源又は静電場発生源によってそれぞれ発生される電磁場又は静電場を用いて提供され得る。多数の焦点スポットを発生する他の方法を用いてもよい。例えば、ｚ方向における多数の焦点スポットが、ナノ・チューブ技術や、Ｘ線管６０における多重陽極及び陰極を用いて発生されてもよいし、ｚ軸に沿って多数の小型Ｘ線管を配置することにより発生されてもよい。

Ｘ線管６０は、ターゲット半径方向に沿って隔設された多数の焦点スポット６２及び６４を用いている（２個の焦点スポットが図示されている）。Ｘ線管６０の陰極６８が電子ビーム６６を発生し、電子ビーム６６は幾つかの実施形態では磁場を用いて動的に偏向されて、焦点スポット６２及び６４が、陽極２８（図１に示す）として具現化され得る陽極７２（例えば回転式陽極）のターゲット７０において離隔されるようにしている。ターゲット７０は陽極７２に設けられた円環形の要素であってよい。Ｘ線管６０の構成要素の冷却を任意の公知の態様（例えば液冷系）を用いて提供することができる。

動作について述べると、磁場が高速に変化すると、電子ビーム６６はターゲット７０の２箇所の異なる位置へ向けられて、図３に示すようにｚ方向に微小距離Ｓ、例えば６ミリメートル（ｍｍ）だけ離隔され得る２個の別個の焦点スポット６２及び６４を発生することができる。図３のＸ線管６０の構成要素は筐体７４の内部に図示されている。

様々な実施形態では、例えばｚ方向の折り返し（エイリアシング）アーティファクトを最小にするために、ターゲット７０での２個の焦点スポット６２及び６４の間の間隔は、焦点スポット６２又は６４の一方を検出器セルと結ぶＸ線が、ｚ方向において、他方の焦点スポット６４又は６２を検出器セルと結ぶＸ線と交差（インタレース）するように提供される。説明の目的のみで述べると、検出器−アイソセンタ間距離が４０８ｍｍであり、アイソセンタにおける被投影セル間隔が０．６２５ｍｍである場合に基づくと、ｚ方向における偏向距離Ｄは０．７３ｍｍであってよい。もう一つの例では、角度（すなわちターゲット表面とｘｙ平面との間の角度）が７°の傾斜部分７６（例えば傾斜外面）を有するターゲット７０について、ターゲット表面７８に沿った２個の焦点スポット６２及び６４の間の距離が、０．７３／ｓｉｎ（７°）＝５．９６ｍｍのように決定される。従って、偏向角度（α）及び／又はターゲット角度（γ）の量を変化させることにより、ターゲット７０での焦点スポット６２及び６４の間隔をさらに一層増大させることができる（例えば有意に又は実質的に増大させることができる）。例えば、図３に示すようなターゲット表面７８に沿った間隔を５０ｍｍにすると、電子ビーム６６ａ及び６６ｂの間の偏向角度の差のためターゲット角度（γ）は増大する。

従って、焦点スポット偏向及び傾斜部分７６を用いることにより２個の焦点スポット６２及び６４の間の間隔を増大させることができる。例えば、２個の焦点スポット６２及び６４がｚ方向に離隔している場合（双ピーク概念と呼ぶ）には、広い撮影範囲（カバレッジ）面積でのコーン・ビーム・アーティファクトが低減する。説明のみの目的で述べると、アイソセンタでの検出器ｚ撮影範囲が１００ｍｍである場合に、２個の焦点スポット６２及び６４の間の間隔を８０ｍｍにすると、段階式撮影モード取得においてコーン・ビーム・アーティファクトが略存在しない画像を形成することができる。尚、ターゲット表面７８に沿った焦点スポット６２及び６４の間隔は、ｚ方向における焦点スポット６２及び６４の間隔に比較して１／ｓｉｎ（γ）倍だけ拡大されることを特記しておく。また、γが４５°未満であるときには、ターゲット表面７８に沿った間隔はｚ方向に沿った間隔よりも常に大きくなることを特記しておく。

様々な実施形態において、焦点スポット同士の間の間隔を拡大するために、ターゲット表面７８、例えば傾斜部分７６を図５に示すようにｚ軸と整列させる。例えば、Ｘ線管６０をｚ軸からオフセットする。例えば、Ｘ線管６０の長手方向軸に沿って延在する陰極６８（図２に示す）をｚ軸からオフセットする。幾つかの実施形態では、Ｘ線管６０は、ガントリ１２１２（図１２に示す）においてオフセット配向として装着され得る。例えば、放射線源１２１４（図１２に示す）は、放射線源１２１４のターゲットがガントリ回転軸又はｚ軸と整列するようにガントリ１２１２においてオフセット配向として設けられ得る。尚、Ｘ線管６０は、固定配向として装着されてもよいし、移動自在（例えば旋回装着）であってもよく、移動は人手によって手動で行なわれてもよいし、モータを用いて機械的に行なわれもよく、機械的移動は動的に提供されてもよい。例えば、Ｘ線管６０は、図５に示すようにｚ軸に平行な軸において旋回点８０の周りに回転され得る。

様々な実施形態に対する改変及び変形を提供することができる。例えば、Ｘ線管６０の軸を、傾斜量を調節するようにｚ軸に関して傾斜させて、複数の焦点スポットの間の間隔を変化させ得るようにしてもよい。もう一つの例として、ｚ軸に沿った複数の焦点スポットがＸ線ラジオグラフィ撮影モードのために拡大した撮影範囲を生成するようにして、ガントリ１２１２はデータ取得時に静止させたままにしてもよい。これらのモードは、例えばＣＴ手順の事前スクリーニングに役立つ。

さらにもう一つの例として、Ｘ線管６０を、ＣＴイメージング・システム１２１０（図１２に示す）のＸ線ラジオグラフィ・モードにおいて用いることができる。このモードでは、ガントリ１２１２は患者１２２２に関して回転しない。２個の焦点スポット６２及び６４は相次いでオンに切り換えられて、例えば器官全体のＸ線ラジオグラフィ画像が得られるようにｚ方向での患者１２２２の広い撮影範囲を可能にする。空間分解能を高めるために、Ｘ線焦点スポットをｘ方向及びｚ方向に僅かに偏向させて、二重サンプリングを行なうことができる。さらにもう一つの例として、Ｘ線管６０を、ガントリ１２１２を静止させたま電動テーブル１２４６を並進させるトモシンセシス・データ取得に用いることができる。

このように、様々な実施形態において、Ｘ線ラジオグラフィ装置又はＸ線トモシンセシス装置として動作する傾斜管型ＣＴシステムを提供して部分的（semi）断層写真法能力を提供することができる。放射線量が通常のＣＴ走査運転に比較して著しく減少する結果として、ラジオグラフィ・モード又はトモシンセシス・モードを例えば事前スクリーニングに用いて、通常の又は完全なＣＴ走査の必要性を決定することができる。

具体的には、図６に示すようなラジオグラフィ・モードでは、ガントリ１２１２（図１２に示す）及び電動テーブル１２４６の両方を静止したままにする。逐次偏向型焦点スポット９０及び９２がｚ方向撮影範囲を拡大する。尚、ｘ方向及びｚ方向での付加的な焦点スポット偏向を用いてｘ及びｚにおける交差（インタレース）標本を生成すると、やはり空間分解能を高め得ることを特記しておく。図７に示すようなトモシンセシス・モードでは、ガントリ１２１２（図１２に示す）は静止したままであるが、電動テーブル１２４６はｚ軸に沿って並進する。２個の焦点スポット９０及び９２が、テーブル並進時に逐次的に（偏向しつつ）オンにされる。電動テーブル１２４６が移動する（矢印で示す）につれて走査対象の各々の点が幾つかの異なる角度から観測されるので、トモシンセシス効果を奏することができる。さらに、当技術分野で公知の様々なアルゴリズムを用いて、重なり構造を部分的に除去して対象の視認性を高めた画像を形成することができる。

トモシンセシス効果をさらに高めるために、Ｘ線管６０を図８に示すように旋回させて、データ取得時に付加的な角度範囲を提供することができる。走査時には、Ｘ線管６０の軸を動的に調節しながら電動テーブル１２４６が並進する（矢印で示す）。

図９は、様々な実施形態において実行され得る低及び高ｋＶｐプロトコルのタイミング図を示すグラフである。本書で用いられる撮像データは、本実施形態及び関連する各実施形態ではビュー又は投影とも呼ばれる。撮像データは、本書に開示される主題の一実施形態によれば第一の電圧９０２において取得される。加えて、撮像データは第二の電圧９０４において取得される。本実施形態では、制御器によって制御されるＸ線発生器は、第一の持続時間９０６にわたりＸ線管６０に第一の電圧９０２を与える。例えば、第一の持続時間９０６は時刻９０８に開始して時刻９１０に終了する。第一の持続時間９０６にわたり、１以上のビュー９１２が第一の電圧９０２において取得され得る。第一の持続時間９０６の後に、Ｘ線発生器は時刻９１６に開始する第二の持続時間９１４にわたりＸ線管６０に第二の電圧９０４を与え、時刻９１８までこの第二の電圧９０４を与える。第二の持続時間９１４にわたり、２以上のビュー９２０が第二の電圧９０４において取得され得る。第二の持続時間９１４の後に、時刻９２４に開始する第三の持続時間９２２にわたりＸ線管６０に第一の電圧９０２を供給し、時刻９２６まで第一の電圧９０２を与えることをＸ線発生器に再び行なわせることができる。第三の持続時間９２２にわたり、データの１以上のビュー９２８が第一の電圧９０２において取得され得る。例えば、第一の電圧９０２は８０ｋＶｐであり、第二の電圧９０４は１４０ｋＶｐである。Ｘ線管６０の電流は印加電圧９０２、９０４の関数として制御される。一実施形態では、時間９０６及び９１４に取得されるビューの総数は同じであってよい。代替的には、持続時間９０６の時間内に取得されるビューの数は、持続時間９１４の時間内に取得されるビューの数と異なっていてよい。

容量効果及び他の効果のため、Ｘ線発生器は第一の電圧９０２から第二の電圧９０４へまたこの反対へ瞬時に切り換えることが可能でない。このようなものとして、電圧変化が達成されることを可能にするために典型的には一定の有限の時間が要求される。例えば、Ｘ線発生器は時刻９１０まで第一の電圧９０２にあってよい。時刻９１０において、Ｘ線発生器に第二の電圧９０４を出力させると、発生器の出力は後の時刻９１６まで第二の電圧９０４を達成しない。このように、時刻９１０から時刻９１６までの移行時間９３０が生じ、この時間にＸ線発生器電圧は二つの電圧９０２、９０４の間を移行する。

第一の電圧９０２においてビュー・データを取得した後に、第二の電圧９０４が実際に達成されて初めてビュー・データが取得されるように第二の電圧９０４でのビュー・データの取得を遅延させることを回避するために、ビュー・データを移行９３０時に取得することができる。この態様では、第一の電圧９０２のビュー・データが移行９３０の一つの部分において取得され、第二の電圧９０４のビュー・データが移行９３０のもう一つの部分において取得され得る。図示のように、第一の電圧９０２におけるビュー９１２は、時刻９３４に開始して、移行９３０の点９３８に実質的に対応する時刻９３６に終了する最後のビュー９３２を含んでいる。従って、ビュー９３２は、第一の電圧９０２において取得されるビュー・データを含むのに加えて、第一の電圧９０２よりも高く点９３８の電圧よりも低い電圧９０２、９０４の間の電圧において取得されるビュー・データを含む。一旦、Ｘ線管６０の電圧が点９３８を通過したら、ビュー９３２は完了し、ビュー９２０の最初のビュー９４０におけるビュー・データの取得が開始する。このようなものとして、最初のビュー９４０は時刻９３６に開始して時刻９４２に終了し、第二の電圧９０４にある電圧を含む。

コンピュータ１２３６（図１２に示す）は、Ｘ線発生器への信号のタイミングを制御することにより、患者１３２２が受けるＸ線量を減少させる又は最小にするように構成され得る。第一の電圧９０２において取得されるビュー９３２は、発生器の出力電圧が時刻９１０と９３６との間の移行にある間に収集されるデータを含み得る。さらに、第二の電圧９０４において取得されるデータを含むデータの最初のビュー９４０は時刻９３６にトリガを与えられて、出力電圧が第二の電圧９０４を達成する前に生じ得る。一実施形態では、トリガ点９３８は、第一の電圧９０２と第二の電圧９０４との間の実質的に半ばに生ずる。代替的には、トリガは、二つの電圧９０２、９０４の半ばの点でなく、これら二つの電圧の間の何らかの異なる点に位置していてもよい。例えば、低電圧及び高電圧のパターンを、１以上のビューが第一の電圧９０２において取得され、２以上のビューが第二の電圧９０４において取得され、１以上のビューが第一の電圧９０２において再び取得されるようにして、インタリーブ型のデータのパターンが取得されるように異なる時間にわたって繰り返し、従って異なるガントリ角度において繰り返すことができる。捕獲されるビューの数は、図示のようなパターン（すなわち第一の電圧９０２において三つのビュー、第二の電圧９０４において二つのビュー、及び第一の電圧９０２において再び三つのビュー）に必ずしも限らない。例えば、捕獲されるビューは、他方のｋＶｐに切り換えて戻す前の各々のｋＶｐにおける数十ミリ秒間（ｍｓｅｃ）での２ビュー〜５０ビューにわたり得る。代替的には、ｋＶｐの切り換えは、電圧レベル当たり一つのビューを得るように行なわれてもよい。

図１０は、濾波を行なわない場合の二重エネルギＣＴでのエネルギの重なりを示す。グラフに示すように、曲線１００２が高エネルギＸ線スペクトルを表わす。また、グラフに示すように、曲線１００４が低エネルギＸ線スペクトルを表わす。例えば、低エネルギ・スペクトルは８０ｋＶｐであってよく、高エネルギ・スペクトルは１４０ｋＶｐのものであってよい。代替的には、低エネルギ・スペクトルは６０ｋＶｐから１００ｋＶｐにわたり得る。代替的には、高エネルギ・スペクトルは１２０ｋＶｐ以上のエネルギ・レベルにわたり得る。図１０に示すように、低エネルギ範囲では低エネルギ・スペクトルと高エネルギ・スペクトルとの間に著しい重なりが存在する。

図１１は、一実施形態による二重エネルギＣＴでのエネルギの重なりの減少を示す。図１１は、低エネルギ・スペクトル及び高エネルギ・スペクトルについて焦点スポット角度を異なるものにして構成されたＸ線管６０を用いたスペクトル重なりの減少の一例である。高エネルギ・スペクトル（この場合には１４０ｋＶｐスペクトル）は、低エネルギ・スペクトルとの重なりが減少しており、図１０のスペクトルに比較して平均ｋｅＶ分離が増大している。例えば、曲線１１０２が濾波後の曲線１００２を表わす。曲線１１０２は、曲線１１０２と曲線１００４との間のエネルギの重なりが小さくなっていることを示している。図１１から明らかなように、曲線１１０２は３０ｋＶｐ未満のエネルギのＸ線を有しない。また、図１１から明らかなように、高エネルギＸ線ビームからの低エネルギ・スペクトルの濾波は、３０ｋＶｐから８０ｋＶｐまでの間に重なりを有しない高エネルギ・スペクトル及び低エネルギ・スペクトルを生成する。故に、これら二つのエネルギ・スペクトルは低エネルギと高エネルギとの間で十分に区別される。さらに、濾波工程によって雑音が減少し、低エネルギ及び高エネルギのＸ線スペクトルの分離がさらに強化される。

二重エネルギ走査では、二つのＸ線スペクトルが異なるｋＶｐレベルにおいて同時に発生される。結果は、画像化された物質を差別化し、特性決定し、単離し、また区別することを可能にする二つのＣＴデータ集合である。二重エネルギＣＴのかかる一応用として、肝臓の癌性患部からの嚢胞の差別化、特性決定、単離及び区別がある。肝患部の強調パターンが、二重エネルギＣＴによって、特に本書に開示される様々な実施形態を用いると明瞭に視覚化され得る。本書に開示される様々な実施形態の用途のもう一つの例は、骨密度（ＢＭＤ）測定である。ＢＭＤは、骨による各々のエネルギ・スペクトルの吸収から決定され得る。本書に開示される様々な実施形態の用途のさらにもう一つの例は、肺結節の差別化、特性決定、単離及び区別である。

加えて、低エネルギ・スペクトルと高エネルギ・スペクトルとの間の差別化を改善した二重エネルギＣＴは、ビーム・ハードニング・アーティファクトの減少に役立つ場合がある。かかるアーティファクトは一般的には、頭蓋走査に見受けられる。二つのエネルギ・スペクトルを用いると、ビーム・ハードニングが解消する。さらに、Ｘ線スペクトルの固有濾波は、背景雑音に対する信号の忠実度を高めるのに役立つ場合がある。また、二つの物体のＣＴ数の間の差によって測定されるコントラスト対雑音比が、低エネルギＸ線スペクトルと高エネルギＸ線スペクトルとの間に明確な差を設けることにより強化される。

図１２は、放射線源１２１４（本書に記載しているような様々な実施形態に従って形成されたＸ線管を有する）を有するＣＴイメージング・システム１２１０を示しており、また単一の横列を成す検出器素子１２２０（すなわち検出器横列１列）のみを有するマルチ・スライス検出器アレイ１２１８を有している。但し、マルチ・スライス検出器アレイ１２１８は、複数の準平行スライス又は平行スライスに対応する投影データが１回の走査で同時に取得され得るように複数の平行検出器横列を成す検出器素子１２２０を含んでいる。

ガントリ１２１２の回転及び放射線源１２１４の動作（並びに選択随意で放射線源１２１４の移動）はＣＴイメージング・システム１２１０の制御機構１２２６によって制御される。制御機構１２２６は、放射線源１２１４に電力信号及びタイミング信号を与える放射線制御器１２２８と、ガントリ１２１２の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御器１２３０とを含んでいる。制御機構１２２６に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）１２３２が検出器素子１２２０からのアナログ・データを標本化して、これらのデータをディジタル信号へ変換して後続の処理に供する。画像再構成器１２３４が、標本化されてディジタル化された放射線データをＤＡＳ１２３２から受け取って、高速画像再構成を実行する。再構成画像はコンピュータ１２３６への入力として印加され、コンピュータ１２３６は画像を大容量記憶装置１２３８に記憶させる。

コンピュータ１２３６はまた、例えばキーボード及び／又は他の利用者入力装置（１若しくは複数）を有するコンソール１２４０を介して操作者から命令及び走査パラメータを受け取る。付設されている表示システム１２４２が、再構成画像及びコンピュータ１２３６からの他のデータを操作者が観察することを可能にする。操作者が供給した命令及びパラメータはコンピュータ１２３６によって用いられて、ＤＡＳ１２３２、放射線制御器１２２８及びガントリ・モータ制御器１２３０へ制御信号及び情報を与える。加えて、コンピュータ１２３６はテーブル・モータ制御器１２４４を動作させて、ガントリ１２１２に患者１２２２を配置し、又は患者１２２２をｚ軸に沿って移動させるように電動テーブル１２４６を制御する。具体的には、テーブル１２４６は患者１２２２の各部分をガントリ開口１３４８を通して移動させる。

一実施形態では、コンピュータ１２３６は、フロッピィ・ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、又はＤＶＤのようなコンピュータ可読の媒体１２５２から命令及び／又はデータを読み取る装置１２５０、例えばフロッピィ・ディスク・ドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、又はＤＶＤ−ＲＯＭドライブを含んでいる。他の形式の適当なコンピュータ可読のメモリ（例えば二例のみ挙げるとＣＤ−ＲＷ及びフラッシュ・メモリ）が存在すると認められること、及び本記載はこれらの如何なるものも除外しないことを理解されたい。もう一つの実施形態では、コンピュータ１２３６は、ファームウェア（図示されていない）に記憶されている命令を実行する。一般的には、図１２に示すＤＡＳ１２３２、再構成器１２３４、及びコンピュータ１２３６の少なくとも一つのプロセッサが、後述の工程を実行するようにプログラムされている。但し、この方法はＣＴイメージング・システム１２１０での実施に限定されている訳ではなく、イメージング・システムの他の多くの形式及び変形と共に用いられ得る。一実施形態では、コンピュータ３６は、本書に記載される作用を果たすようにプログラムされており、従って本書で用いられるコンピュータとの用語は、当技術分野でコンピュータと呼ばれる集積回路のみに限らず、コンピュータ、プロセッサ、マイクロコントローラ、マイクロコンピュータ、プログラム可能型論理コントローラ、特定応用向け集積回路、及び他のプログラム可能型回路を広範に指す。

図１３は、一実施形態に従って形成されるＣＴイメージング・システム１２１０の見取り図である。図１２は、図１３に示すＣＴイメージング・システム１２１０のブロック概略図である。この実施形態の例では、ＣＴイメージング・システム１２１０は、「第三世代」ＣＴイメージング・システムに典型的なガントリ１２１２を含むものとして示されている。ガントリ１２１２は放射線源１２１４を有し、放射線源１２１４はガントリ１２１２の反対側に設けられている検出器アレイ１２１８へ向けてＸ線コーン・ビーム１２１６を投射する。

検出器アレイ１２１８は、患者１２２２のような対象を通過した投射Ｘ線ビームを一括で感知する複数の検出器素子１２２０を含む複数の検出器横列（図示されていない）によって形成されている。各々の検出器素子１２２０が、入射した放射線ビームの強度、故に対象又は患者１２２２を通過したビームの減弱を表わす電気信号を発生する。マルチ・スライス検出器１２１８を有するＣＴイメージング・システム１２１０は、患者１２２２の容積を表わす複数の画像を形成することが可能である。これら複数の画像の各々の画像が、容積の別個の「スライス」に対応する。

放射線投影データを取得する１回の走査の間に、ガントリ１２１２及びガントリ１２１２に装着されている構成要素が、図１３の破線Ｚによって示すガントリ回転軸（ｚ軸又はｚ方向）を画定する回転中心１２２４の周りを回転する。ｚ軸はガントリ開口１２４８の内部まで延在している。様々な実施形態において、放射線源１２１４は、後にあらためて詳述するように焦点スポット偏向を用いておりｚ軸に整列したターゲットを有するＸ線管６０（図２〜図４に示す）を含み得る。Ｘ線管６０は、隣り合ったビュー標本の間での略同時の取得によって高低エネルギ・データの位置揃え不正を減少させるように二重エネルギＸ線を発生する高速ｋＶｐ切り換えを行なう。加えて、Ｘ線管６０は最小の重なりを有する又は全く重なりのない高低Ｘ線エネルギを発生する。

様々な実施形態又は構成要素、例えばＣＴイメージング・システムの構成要素、又は内部の制御器若しくはプロセッサは、他のシステムと別個であっても一体であってもよい１又は複数のコンピュータ・システムの一部として具現化され得る。コンピュータ・システムは、コンピュータ、入力装置、表示ユニット、及び例えばインターネットにアクセスするためのインタフェイスを含み得る。コンピュータはマイクロプロセッサを含み得る。マイクロプロセッサは通信バスに接続され得る。コンピュータはまた、メモリを含み得る。メモリは、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）及び読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）を含み得る。コンピュータ・システムはさらに、記憶装置を含んでいてよく、記憶装置はハード・ディスク・ドライブ、又はフロッピィ・ディスク・ドライブ及び光ディスク・ドライブ等のような着脱自在の記憶ドライブであってよい。記憶装置はまた、コンピュータ・システムにコンピュータ・プログラム又は他の命令を読み込む他の同様の手段であってよい。

本書で用いられる「コンピュータ」との用語は、マイクロコントローラ、縮小命令セット回路（ＲＩＳＣ）、特定応用向け集積回路（ＡＳＩＣ）、論理回路、及び本書に記載された作用を実行することが可能な他の任意の回路又はプロセッサを用いたシステムを含む任意のプロセッサ方式又はマイクロプロセッサ方式のシステムを含み得る。上の例は例示のみのためのものであり、従って「コンピュータ」との語の定義及び／又は意味を一切限定しないものとする。

コンピュータ・システムは、入力データを処理するために１又は複数の記憶要素に記憶されている一組の命令を実行する。記憶要素はまた、所望又は必要に応じてデータまたは他の情報を記憶することができる。記憶要素は、処理機械の内部の情報源又は物理メモリ素子の形態にあってよい。

上述の一組の命令は、本書に開示される主題の各実施形態の方法及び工程のような特定の動作を実行するように処理機械としてのコンピュータに命令する様々な命令を含み得る。一組の命令は、ソフトウェア・プログラムの形態にあってよい。ソフトウェアは、システム・ソフトウェア又はアプリケーション・ソフトウェアのような様々な形態にあってよい。さらに、ソフトウェアは、別個のプログラムの集合、より大きなプログラムの内部のプログラム・モジュール又はプログラム・モジュールの一部の形態にあってよい。ソフトウェアはまた、オブジェクト指向プログラミングの形態のモジュール型プログラミングを含み得る。処理機械による入力データ処理は、利用者の命令に応答して行なわれてもよいし、以前の処理の結果に応答して行なわれてもよいし、他の処理機械によって発行された要求に応答して行なわれてもよい。

本書で用いられる「ソフトウェア」及び「ファームウェア」との用語は互換的であり、ＲＡＭメモリ、ＲＯＭメモリ、ＥＰＲＯＭメモリ、ＥＥＰＲＯＭメモリ、及び不揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲＡＭ）メモリを含めたメモリに記憶されて、コンピュータによって実行される任意のコンピュータ・プログラムを含んでいる。以上のメモリ形式は例示のみのためのものであり、従ってコンピュータ・プログラムの記憶に利用可能なメモリの形式に関して制限するものではない。

以上の記載は例示説明のためのものであって制限するものではないことを理解されたい。例えば、上述の各実施形態（及び／又は各実施形態の諸観点）を互いに組み合わせて用いてよい。加えて、本書に開示される主題の様々な実施形態の範囲を逸脱することなく、特定の状況又は物質を本書に開示される主題の様々な実施形態の教示に合わせて適応構成する多くの改変を施すことができる。本書に記載されている物質の寸法及び形式は、本書に開示される主題の様々な実施形態の各パラメータを定義するためのものであるが、各実施形態は限定するものではなく例示する実施形態である。以上の記載を吟味すれば、当業者には他の多くの実施形態が明らかとなろう。従って、本書に開示される主題の様々な実施形態の範囲は、特許請求の範囲に関連して、かかる特許請求の範囲が網羅する等価物の全範囲と共に決定されるものとする。特許請求の範囲では、「including包含する」との用語は「comprising含む」の標準英語の同義語として、また「in whichこのとき」との用語は「whereinここで」の標準英語の同義語として用いられている。また、特許請求の範囲では、「第一」、「第二」及び「第三」等の用語は単にラベルとして用いられており、これらの用語の目的語に対して数値的要件を課すものではない。さらに、特許請求の範囲の制限は、「手段プラス機能（means-plus-function）」形式で記載されている訳ではなく、かかる特許請求の範囲の制限が、「〜のための手段」に続けて他の構造を含まない機能の言明を従えた文言を明示的に用いていない限り、合衆国法典第３５巻第１１２条第６パラグラフに基づいて解釈されるべきではない。

この書面の記載は、最適な態様を含めて本書に開示される主題の様々な実施形態を開示し、また任意の装置又はシステムを製造して利用すること及び任意の組み込まれた方法を実行することを含めてあらゆる当業者が本書に開示される主題の様々な実施形態を実施することを可能にするように実例を用いている。特許付与可能な本書に開示される主題の様々な実施形態の範囲は特許請求の範囲によって画定されており、当業者に想到される他の実例を含み得る。かかる他の実例は、特許請求の範囲の書字言語に相違しない構造要素を有する場合、又は特許請求の範囲の書字言語と非実質的な相違を有する等価な構造要素を含む場合には、特許請求の範囲内にあるものとする。

１０：システム
１２：放出器
１８、２０：電子ビーム
２２：軸
２４、２６：区域
２８：陽極
３６：コンピュータ
６０：Ｘ線管
６２、６４：焦点スポット
６６：電子ビーム
６８：陰極
７０：ターゲット
７２：陽極
７４：筐体
７６：傾斜部分
７８：ターゲット表面
８０：旋回点
９０、９２：焦点スポット
９０２、９０４：電圧
９０６：持続時間
９０８、９１０：時刻
９１２：ビュー
９１４：持続時間
９１６、９１８：時刻
９２０：ビュー
９２２：持続時間
９２４、９２６：時刻
９２８：ビュー
９３０：移行
９３２：ビュー
９３４、９３６：時刻
９３８：点
９４０：ビュー
９４２：時刻
１００２、１００４、１１０２：曲線
１２１０：ＣＴイメージング・システム
１２１２：ガントリ
１２１４：放射線源
１２１６：コーン・ビーム
１２１８：マルチ・スライス検出器アレイ
１２２０：素子
１２２２：患者
１２２４：回転中心
１２２６：制御機構
１２２８：放射線制御器
１２３０：ガントリ・モータ制御器
１２３２：ＤＡＳ
１２３４：再構成器
１２３６：コンピュータ
１２３８：大容量記憶装置
１２４０：コンソール
１２４２：表示システム
１２４４：テーブル・モータ制御器
１２４６：電動テーブル
１２４８：ガントリ開口
１２５０：装置
１２５２：コンピュータ可読の媒体
１３２２：患者
１３４８：ガントリ開口

Claims

場を発生するように構成されている場発生器（１４、１６）と、
ターゲットへ向けられる電子ビームを発生するように構成されている電子ビーム発生器（６０）と、
第一のエネルギ・レベルの電子ビーム（１８）及び第二のエネルギ・レベルの電子ビーム（２０）を発生するために前記電子ビーム発生器を制御するように構成されている電圧制御器（１２２８）と、
前記電子ビームの少なくとも一つを偏向させるために場を制御するように構成されている場発生器制御器（１４、１６）と
を備えたＸ線システム（１０）であって、前記電子ビーム（２２）は、前記第一のエネルギ・レベル（１８）では第一の接触位置（２４）において前記ターゲット（２８）に衝突し、前記第二のエネルギ・レベル（２０）では第二の接触位置（２６）において前記ターゲットに衝突し、前記ターゲットは、前記第一の接触位置（２４）及び前記第二の接触位置（２６）においてＸ線を濾波するように構成され、
前記ターゲットは、前記第一の接触位置（２４）からのＸ線と前記第二の接触位置（２６）からのＸ線との間隔を変化させるように回転される、Ｘ線システム（１０）。
前記ターゲット（２８）は、第一の低エネルギの電子ビーム（１８）では低エネルギＸ線の第一の濾波を提供し、第二の高エネルギの電子ビーム（２０）では高エネルギＸ線の第二の濾波を提供するように構成されており、前記第一の濾波は前記第二の濾波よりも少ない、請求項１に記載のＸ線システム（１０）。
前記電圧制御器（１２２８）は、１秒間未満の時間内に第一の電圧から第二の電圧まで移行するように構成されている、請求項１または２に記載のＸ線システム（１０）。
前記第一の接触位置（２４）及び前記第二の接触位置（２６）は異なるターゲット材料又は異なるターゲット角度又は異なる厚みの少なくとも一つを有する、請求項１乃至３のいずれかに記載のＸ線システム（１０）。
前記第一の電圧は約６０ｋＶｐと約８０ｋＶｐとの間にあり、
前記第二の電圧は約１１０ｋＶｐと約１６０ｋＶｐとの間にある、請求項３に記載のＸ線システム（１０）。
前記場発生器（１４、１６）と、前記電子ビーム発生器（６０）と、前記ターゲットとを備えるＸ線管（６０）と、
前記Ｘ線管（６０）を回転させるモータと、
を備える、請求項１乃至５のいずれかに記載のＸ線システム（１０）。
計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムとして構成される、請求項６に記載のＸ線システム（１０）。
ｚ軸に沿って並進するテーブル（１２４６）と、
前記Ｘ線管（６０）及び検出器を有するガントリとを備える、請求項７に記載のＸ線システム（１０）。
前記ｚ軸方向及び該ｚ軸方向に垂直なｘ軸方向での付加的な焦点スポット偏向を用いて前記ｘ軸方向及び前記ｚ軸方向における交差標本を生成する、請求項８に記載のＸ線システム（１０）。
走査時に、前記テーブル（１２４６）が並進する間に、前記Ｘ線管（６０）の回転が動的に調節される、し請求項８または９に記載のＸ線システム（１０）。
前記第一の低エネルギの電子ビーム（１８）に対応する低エネルギＸ線データと前記第二の高エネルギの電子ビーム（２０）に対応する高エネルギＸ線データが同種に収集される、請求項２に記載のＸ線システム（１０）。
前記電子ビーム（２０）は、前記第一の接触位置（２４）と前記第二の接触位置（２６）との間で、１秒未満の時間内に偏向される、請求項１乃至１１のいずれかに記載のＸ線システム（１０）。