JP6054578B2 - 差動位相コントラストイメージング装置のｘ線管のためのアノード - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線管のためのアノード、Ｘ線管及びこのようなＸ線管を有する差動位相コントラストイメージング（DPCI）装置に関するものである。

Ｘ線管は、Ｘ線のビームを生成するためにもたらされる。このＸ線ビームは、関心対象を通じて透過されてもよく、透過されたＸ線は、Ｘ線検出器を使用して検出されてもよく、それによって、関心対象のＸ線吸収特性に関する情報がもたらされる。例えば、Ｘ線管は、患者における関心領域の内部構造を視覚化するための医用イメージングにおいて適用されてもよい。

近年、Ｘ線差動位相-コントラストイメージング（DPCI）が、スキャンされた関心対象を通じて通過するコヒーレントＸ線の位相情報を視覚化するために放出されている。従来のＸ線透過イメージングに加えて、DPCIは、投影線に沿って、スキャンされた対象の吸収特性を決定するだけでなく、透過されたＸ線の位相シフトに関する情報をもたらしてもよい。それによって、例えばコントラスト強調、物質組成情報、又はドーズ低減のために使用され得る、有用な追加情報がもたらされてもよい。

例えば、DCPIの原理は、WO2011/070521、US2012/0099702A1、及びEP1731099A1において議論される。通常、標準的なＸ線ソースは、Ｘ線ビームを生成するためにもたらされる。Ｘ線ソース及び関心対象の間に、小さな開口部を持つ格子又はグリッドが位置される。この格子は通常、ソース格子G₀と称される。ソース格子の開口部を通じて透過されるＸ線ビームの部分は、空間光学コヒーレンスの一定の度合いを示す。関心対象の後で、通常位相シフト格子G₁と称される第二の格子が位置され、ビームスプリッタとして動作し得る。結果としてもたらされる干渉パターンは、通常数マイクロメートルのオーダになる、その最小及び最大の相対的な位置における、ビーム位相シフトに関する、必要とされる情報を通常含む。通常150μmのオーダの分解能を有する、コモンＸ線検出器は、最小及び最大のこのような微細構造を解像することができないため、干渉パターンは通常、通常位相アナライザ格子又は吸収格子G₂と称される、第三の格子でサンプリングされる。位相アナライザ格子は、干渉パターンの周期性に類似している周期性を有する、透過及び吸収ストリップの周期パターンを特徴とする。同様の周期性は概して、格子の後にモアレパターンを通常生成する。このモアレパターンは、ずっとより大きな周期性を有しており、それ故に、コモンＸ線検出器によって検出され得る。位相シフト情報を得るため、通常格子ピッチのフラクションでの横方向における、コモンＸ線検出器は、格子、通常位相アナライザ格子G₂の一つのシフトが通常もたらされる。このような横方向のシフトは、位相ステッピングとも称される。位相シフト情報は、アナライザ格子の各々の位置に対して測定される特定のモアレパターンから導出されてもよい。

しかしながら、最適でないDPCI結果は例えば、互いに対する、様々な格子のポジショニングにおける過度の不正確さのためにもたらされ得ることが観測されている。格子、特に従来のDPCIシステムにおける位相シフト格子及び位相アナライザ格子は、非常に高い位置精度で、互いに対して変換されなければならない。このような高い位置精度は、特に例えば格子と共にＸ線管及びＸ線検出器が、例えば医用C-アーム又はCT-Ｘ線イメージングシステムにおけるＸ線検査の間に移動されるべきDPCIシステムにおいて得ることが困難になり得る。

それ故に、改善されたイメージング結果をもたらし得る、改善されたDPCI装置、並びにこのようなDPCI装置において使用されるべきＸ線管及びこのようなＸ線管のためのアノードに対する必要性が存在する。特に、このようなコンポーネントの動きのために、劣化されたイメージング結果の低減されたリスクを備えるＸ線イメージングの間、Ｘ線管、Ｘ線検出器、及び様々なグリッドは、関心対象に対して移動され得る、DPCI装置に対する必要性が存在し得る。

課題を解像するための手段

このような必要性は、独立請求項において規定される、アノード、Ｘ線管、及び差動位相コントラストイメージング装置によって満たされ得る。本発明の実施例は、従属請求項及び後続する明細書において規定される。

本発明の態様によれば、Ｘ線管のためのアノードが提案される。アノードは、アノードディスク及びリング状変調吸収グリッドを有する。アノードディスクは、加速電子の衝突の際、電子の衝突方向を横切る放出方向においてＸ線を放出するように構成される円形焦点トラック領域を有する。リング状変調吸収グリッドは、焦点トラック領域を囲む。更に、変調吸収グリッドは、Ｘ線吸収物質の壁部分を有する。例えば、これらの壁部分は、放出方向において焦点トラック領域から放出されるＸ線を吸収するように構成される。更に、変調吸収グリッドは、隣接する壁部分の間にスリットを有し、これらのスリットは、100μmより小さなスペーシング、好ましくは20μmより小さなスペーシングで、変調吸収グリッドの円周方向に沿って構成され、スリットは、円周方向において、50μmより小さな幅、好ましくは5μmより小さな幅を有する。

本発明の主旨として要約すると、提案されたアノードは、その変調吸収特性のために、時間及び空間に関して、アノードディスクの焦点トラック領域上における焦点スポットからもたらされるＸ線の強度を変調するように構成される特定のリング状グリッドを有してもよい。これらの変調吸収特性は、中間スリット及びＸ線吸収物質の壁部分を持つリング状グリッドから結果としてもたらされ得る。壁部分は、焦点スポットからもたらされるＸ線ビームの部分をかなり吸収し得るが、Ｘ線ビームの他の部分は、あまり吸収されることなく、中間スリットを通じて透過される。Ｘ線管の動作の間、アノードディスクは、変調吸収グリッドと共に回転してもよく、焦点スポットからもたらされ、変調吸収グリッドを通じて透過されるＸ線ビームは、周期的に時間及び空間において変調されてもよい。言い換えると、変調吸収グリッドは、DPCI構成におけるソース格子としての役割を果たしてもよく、この変調吸収グリッドは、Ｘ線管の動作の間、回転アノードと共に移動されるので、Ｘ線管によって放出されるＸ線ビームは、周期的に時間及び空間において変調される。このような変調Ｘ線ビームはそれから、Ｘ線検出器によって検出される前に、関心対象、位相シフト格子、及び後続する位相アナライザ格子を通じて透過されるように、DPCI装置において使われてもよい。しかしながら、従来のDPCIシステムにおいて、通常、ソース格子は静止し、提案されたアノードを使用するDPCI装置において、他の二つの格子のうちの一つは静止した格子に対して移動されるが、変調吸収グリッドは、変調Ｘ線ビームがＸ線管から放出されるように、動作の間、回転アノードディスクと共に移動されるソース格子としての役割を果たす。このような変調Ｘ線ビームを使って、他の格子、すなわち位相シフト格子及び位相アナライザ格子は、例えばＸ線検出器に対して、固定された静止位置にもたらされてもよい。これらの格子は、DPCIシステム動作の間、Ｘ線検出器に対して変換されなくてもよいので、機械的な不正確さのために、劣化したイメージング結果の低減されたリスクがもたらされる。

好ましくは、アノードディスク及び変調吸収グリッドは、固定して接続される。実施例によれば、アノードディスク及び変調吸収グリッドは、単一のピースに一体化される。アノードディスクと一体化して形成されるグリッドを使用してこのＸ線ビームを変調する役割を果たし、加速電子の衝突の際にＸ線ビームを生成するためのＸ線アノードとしての役割を果たす、このような単一ピース結合コンポーネントは、特に機械的な安定性を示し得る。

実施例によれば、スリットは、縦方向であり、アノードディスクの当接面とほぼ直角になる縦軸を持つ。言い換えると、リング状変調吸収グリッドの壁部分は、隣接する壁部分の間のスリットが、これらの壁部分が突出するアノードディスクの表面とほぼ直角に延在するように形成されてもよい。

実施例によれば、変調吸収グリッドにおけるスリットは、等距離を隔てて構成される。言い換えると、変調吸収グリッドの壁部分は、壁部分の各々が同じ幅を持ち、スリットの各々がその幅を持つように形成されてもよい。従って、アノードの回転の際、変調吸収グリッドを通じて透過されるＸ線ビームは周期的に変調される。

実施例によれば、変調吸収グリッドは、遠心力に対して、壁部分を機械的に強化するための補強構造を有し、補強構造は、スリットを少なくとも部分的にブリッジングし、壁部分より、少なくとも50%より少ない、好ましくは少なくとも80%少ないＸ線吸収を有するように構成される。例えば、補強構造は、炭素繊維のような低Ｘ線吸収（低Z-数）を示す物質から形成されてもよく、又は壁部分として同じ若しくは類似した物質から形成されてもよいが、壁部分と比較して、かなり低減された厚さを有していてもよい。このような補強構造は、高い力がもたらされるとき、例えば動作の間、アノードが回転させられるとき、特に、変調吸収グリッドが、後方散乱電子の衝突時に発生するような、非常に高い熱にもさらされるとき、変調吸収グリッドの機械的な完全性を保つことを助けてもよい。

本発明の第二の態様によれば、Ｘ線管が提案される。このＸ線管は、電子ソース、電子加速及びフォーカシング構成、並びに更に上記で提案のアノードを有する。電子ソースは、自由電子を生成するように構成される。電子加速及びフォーカシング構成は、衝突方向において自由電子を加速し、アノードの円形焦点トラック領域上における焦点スポットにおいて自由電子をフォーカスするように構成される。更に、電子加速及びフォーカシング構成並びにアノードは、焦点スポットが、変調吸収グリッドにおける、隣接するスリットの間のスペーシングより広い幅を持つように構成される。

言い換えると、提案されたＸ線管のコンポーネント、特にアノードは、変調吸収グリッドにおけるスリットが、幅において好ましくはかなりより狭く、アノードディスク上の焦点スポットの幅よりかなり狭いスペーシングで円周方向において互いからスペースをあけるように構成される。好ましくは、焦点スポットの幅は、隣接する二つのスリット及び壁部分の幅の合計より広い。より好ましくは、焦点スポットは、関連するスリット及びいくつかの壁部分の幅の合計より広い。このようなディメンションを持つため、焦点スポットから放出されるＸ線ビームは、常に変調吸収グリッドの複数のスリットを通じて同時に透過される。

実施例によれば、スリットは、加速電子の衝突方向とほぼ平行になる縦軸により縦方向になる。

実施例によれば、アノードは、回転軸のまわりで回転するように構成され、スリットは、回転軸とほぼ平行になる縦軸により縦方向になる。

本発明の第三の態様によれば、DPCI装置が提案される。DPCI装置は、更に上記で提案のＸ線管、Ｘ線検出器、並びに第一のグリッド及び第二のグリッドを有する。Ｘ線管及びＸ線検出器は、検査ボリュームの両側に構成される。第一のグリッド及び第二のグリッドは、検査ボリューム及びＸ線検出器の間に構成される。

言い換えると、上で提案されるように、DPCI装置は、変調吸収グリッドを備えるＸ線管を有することが提案される。このようなＸ線管を用いて、変調Ｘ線ビームが生成され得る。このようなＸ線ビームはそれから、Ｘ線検出器、位相シフト格子としての役割を果たす第一のグリッド、及び位相アナライザ格子としての役割を果たす第二のグリッドのような、従来のDPCI装置に含まれる、他のコンポーネントとともに使われてもよい。

実施例によれば、第一及び第二のグリッドは、Ｘ線検出器に対して静止位置において固定される。第一及び第二のグリッドのこのような固定されたポジショニングは、上記提案のＸ線管を用いて、変調Ｘ線ビームが生成されてもよいという事実のために可能にされる。従って、DPCI装置の動作の間、第一及び第二のグリッドの何れも移動させる必要はない。

実施例によれば、DPCI装置は、Ｘ線管制御ユニット及びＸ線検出器評価ユニットを更に含む。Ｘ線管制御ユニットは、Ｘ線管のアノードの回転速度を制御するように構成される。Ｘ線検出器評価ユニットは、Ｘ線管制御ユニットからＸ線管のアノードの回転位相及び回転速度の少なくとも一つに関する回転情報を受信し、Ｘ線検出器からイメージングデータを受信するように構成される。Ｘ線検出器評価ユニットはそれから、回転情報に基づいて、イメージングデータを処理するように更に構成される。

言い換えると、本装置は、Ｘ線管の回転アノードの回転位相又は回転速度を制御し、このようなイメージングデータに含まれる位相情報を導出するため、このような回転速度/位相に関する情報に基づいて、Ｘ線検出器から受信されるイメージングデータを処理するように構成されてもよい。

実施例によれば、Ｘ線検出器評価ユニットは、複数のレジスタを備えるデマルチプレクサユニットを有する。

このような実施例において、Ｘ線検出器評価ユニットは、回転情報に依存して、複数のレジスタのうちの一つにおけるイメージングデータの信号をソートし、累算するように構成されてもよい。言い換えると、例えば回転アノードの回転位相及びそれの変調吸収グリッドに関する現在の情報に依存して、Ｘ線検出器評価ユニットは、デマルチプレクサユニットの複数のレジスタの特定の一つに、Ｘ線検出器からの信号をソートし、累算する。十分な信号の累算の際、レジスタは読み出されてもよく、全イメージング情報がそれから導出されてもよい。

更に、このような実施例において、100nsより短く、好ましくは10nsより短いサンプリングレートで、イメージングデータから信号をサンプリングするように構成されるＸ線検出器評価ユニットを含むことは有利になり得る。非常に高速なサンプリングを可能にするこのようなＸ線検出器評価ユニットを使って、非常に高い変調レートでアノードの変調吸収グリッドによりそれの強度において変調されるＸ線ビームは、正確にサンプリングされ得る。

実施例によれば、Ｘ線検出器は、フォトンカウンティング検出器ピクセルを有する。通常、このようなフォトンカウンティング検出器ピクセルは、非常に高いサンプリングレートで読み出されてもよく、このような検出器ピクセルからの信号は、デジタルにソートされ、累算されてもよい。

異なる主題を参照して本発明の実施例及び態様の可能な特徴及び利点がここに説明される。特に、一部の実施形態はアノードを参照して説明され、他の実施形態はＸ線管を参照して説明され、他の実施形態はDPCI装置を参照して説明される。しかしながら、当業者は、上述及び以下の記載から、別のことが告知されていない限り、１つのタイプの主題に属する特徴の組合せだけでなく、異なる主題に関する特徴の間の組み合わせも、本願で開示されていると見なされることを認識するであろう。特に、特徴は、それらの特徴の単純な和を超える相乗効果をもたらし得るような適切な態様で、組み合わされるか、又は置換される。

本発明の実施例は、以下の添付図面を参照して説明される。しかしながら、説明又は図面の何れも本発明を限定するものと解釈されることを意図するものではない。

図は概略的であり、寸法通りに記載されていない。概して同じ参照符号は、図面を通じて、同じ又は類似の特徴のために使用されている。

DPCI装置の概略的な特徴を示す。 本発明の実施例によるＸ線管の側面図を示す。 本発明の実施例によるＸ線管のアノード上への斜視図を示す。 図3の一部のアノード上への正面図を示す。 本発明の他の実施例による補強構造を備えるアノードの部分上への斜視図を示す。 医用DPCI装置の概略的な特徴を示す。 本発明の実施例によるDPCI装置のためのＸ線検出器評価ユニットの概略的な動作原理を視覚化する。 図7のＸ線検出器評価ユニットにおいて信号をソートし、累算する原理を視覚化する。

導入として、差動位相コントラストイメージング装置1の概略的な原理及び特徴は、図1を参照して記載されるであろう。

図1は、タルボット-ラウエタイプハードＸ線イメージング干渉計のための、実験的なDPCI格子干渉計セットアップを示す。図1において図示されるように、Ｘ線ソース3はＸ線ビーム5を生成する。Ｘ線ビーム5は、放出方向-zに延在する。検査されるべき対象13が位置され得る検査ボリューム11に達する前に、Ｘ線ビーム5は、G₀と称される、ソース格子7を通じて透過される。ソース格子7は、y-方向において指のように延在し、x-方向において互いからスペースをあけられる、複数の壁9を有する。ソース格子7を使って、特定の空間的コヒーレンスを有するＸ線ビーム5は最初に、非コヒーレントなＸ線ソース3からもたらされるＸ線ビームから生成されてもよい。ソース格子7を通じて透過されたあと、Ｘ線ビーム5は、関心対象13を有する検査ボリューム11を通じて透過される。Ｘ線ビーム5はそれから、G₁と称される、位相シフト回折格子15を通じて透過される。この位相シフト回折格子15は、例えばシリコン材の複数の壁17を有してもよい。最終的に、Ｘ線ビーム5は、G₂と称される、位相アナライザ格子19を通じて透過される。この位相アナライザ格子19は、Ｘ線吸収物質の複数の壁21を有する。Ｘ線検出器23はそれから、とりわけ、検査ボリューム11を通じて透過されるＸ線強度の局所分布を検出してもよい。

様々な格子7、15、及び19又はグリッド、並びに互いに対する、それらの実際のポジショニングに関する情報を使って、検出器23によって検出されるＸ線の位相に関する情報が導出されてもよい。特に、干渉計の光軸に対して垂直の方向において平行に延在する、複数の等距離Ｘ線吸収壁を有する回析位相シフト格子15は、移相ビームスプリッタとしての役割を果たしてもよく、検査されるべき対象13の後に下流方向で位置される。吸収位相アナライザ格子19並びにＸ線検出器23は、対象13及び回析位相シフト格子15の両方を通過した後に、偏向され、位相シフトされたＸ線ビーム5の位相シフトに関する情報を含むモアレ干渉パターンの画像データを検出するために使われてもよい。従来のDPCIシステムにおいて、位相アナライザ格子19は、モアレ干渉パターンをスキャンするため、アクチュエータ25によって、横方向、すなわちx-方向に、移動されてもよい。

さらに、Ｘ線検出器評価ユニット29がもたらされる。Ｘ線検出器23からのイメージングデータは、マイクロプロセッサ27に送信される。マイクロプロセッサ27は、アクチュエータ25及び位相アナライザ格子19の位相-ステッピングを制御するコントローラ31からのデータを制御し、受信する。処理されたデータは、メモリ35に保存され、スクリーン33上に表示されてもよい。

従来のDPCI装置において、ソース格子7は通常、静止しているが、位相シフト格子15及び位相アナライザ格子19の一つは、様々な格子7、15、及び19を通じてＸ線ビーム5を送信する際に生成されるモアレ干渉パターンをスキャンするため、イメージング動作の間、横方向に移動される。

しかしながら、特に、図5で示され、さらに以下記述されるC-アーム医用イメージングシステムのようなDPCIシステムにおいて、格子7、15、及び19と共にＸ線検出器23及びＸ線ソース3は、イメージング動作の間、検査ボリューム11に対して速く動かされなければならなくてもよい。このような高速移動イメージングシステムにおいて、例えばアクチュエータ25を使って高精度で、位相アナライザ格子19を変換することは困難になり得る。同様に、コンピュータ断層撮影（CT）装置のようなＸ線イメージングモダリティにおいて、DPCIのための正確なステッピング位相は、例えば回転CTガントリにおける機械的な不安定性のために、困難になり、高価なアクチュエータが必要とされ得る。

図2は、本発明の実施例によるDPCI装置1のために使用可能なアノード39を有するＸ線管37を示す。

Ｘ線管37は、自由電子を生成するための電子ソース43を有する。例えば、電子ソース43は、例えば-100kVの負電位でもたらされる加熱カソードであってもよい。

Ｘ線管37は、電子ソース43によって衝突方向63に放出される自由電子を加速するため、及びアノード39の円形焦点トラック領域51上における焦点スポット53において自由電子のビームをフォーカスするための電子加速及びフォーカシング構成45を更に有する。電子加速及びフォーカシング構成45は、電子ソース43からの自由電子が円筒形のアノード47の方へ加速されるように、電子ソース43よりも高い正電位でもたらされるアノード要素47を有する。例えば、アノード要素47は、アノード39と同じ又は類似の電位にもたらされてもよい。更に、電子加速及びフォーカシング構成45は、焦点スポット53の方へ自由電子のビームをフォーカスするために、適切な磁場及び／又は電場を生成するための、例えば電気コイル49及び／又はコンデンサプレートを含むフォーカシングユニット49を有する。

アノード39は、アノードディスク41を有する。このアノードディスク41は、円形であってよく、アノード39が、Ｘ線管動作の間、回転させられ得る回転シャフト61を有してもよい。アノードディスク41は、円周部の近くよりも、中央において厚くなってもよく、アノードディスク41の表面が、電子ビームの衝突方向63に対して、例えば30°及び60°の間の角度をなす焦点トラック領域51を形成する、傾斜された領域を有してもよい。電子ソース43からアノードディスク41の方へ加速される自由電子は、焦点スポット53における焦点トラック領域51上へ衝突し、衝突方向63を横切る放出方向65におけるＸ線ビーム5として放出される制御放射を生成する。例えば、放出方向65は、衝突方向63に対して長方形になり得る。

本発明の実施例によるアノード37は、リング状変調吸収グリッド55を更に有する。この変調吸収グリッド55は、焦点トラック領域51を囲む。言い換えると、リング状変調吸収グリッド55は、円形焦点トラック領域51に対して、半径方向外向きに構成され、すなわち、変調吸収グリッド55によって形成されるリングは、焦点トラック領域51によって形成されるリングよりも大きな半径を持つ。従って、加速電子の衝突の際に焦点スポット53から放出されるＸ線ビーム5は、変調吸収グリッド55をクロスする放出方向65において放出され、変調吸収グリッド55を通じて、少なくとも部分的に透過される。

図3の斜視図及び図4の正面図にも示されるように、変調吸収グリッド55は、Ｘ線吸収物質の壁部分57を有する。例えば、Ｘ線吸収物質は、モリブデン、タングステン、タンタル又は他の高Z物質になり得る。更に、壁部分57は、壁部分57を通じて透過されるとき、Ｘ線ビーム5が、例えば50%より高く、好ましくは90%より高く、かなり吸収されるように、例えば0.1及び2mmの間の十分な厚さtを有してもよい。

しかしながら、変調吸収グリッド55のリング状壁は、焦点トラック領域51を連続的に囲まない。代わりに、変調吸収グリッド55は、焦点スポット53からもたらされるＸ線ビーム5が基本的に吸収されることなく透過され得る、隣接する壁部分57間のギャップ又はスリット67を有する。これらのスリット67は、隣接する壁部分57よりかなり小さくなり得る。例えば、アノードディスク41の円周方向において測定されるスリット57の幅w_sは、50μmより少なくてもよく、好ましくは20μmより少なくてもよく、更に好ましくは10μmより少なくてもよい。隣接するスリット67の間のスペーシングsは、100μmより少なくてもよく、好ましくは50μmより少なくてもよく、更に好ましくは20μmより少なくてもよい。アノードディスク41の実際の実施例において、例えば、スリット67の幅w_sは、ピッチ、すなわち20μmのスペーシングsにおいて5μmになり得る。壁部分57の高さhは、例えば、0.5mmより大きくてもよく、好ましくは1mmより大きくてもよく、例えば2mmになり得る。

図2乃至4に示される実施例のスリット67は、円筒形の変調吸収グリッド55を形成する、隣接する壁部分57の間に構成される。スリット67は、一定の幅w_s、及びアノード37の回転軸61と平行になる縦軸で、縦方向、すなわち、細長くなる。

例えば、ほぼＸ線透過性のある低Z物質の強化構造を加えることによって、図5において示されるように、補強構造68で壁構造の機械的な安定性を増強することは有利になり得る。この構造は、スリット67を壁部分57の間でブリッジングするように、スロット付の壁のまわりで樽-輪状に構成されてもよく、例えば炭素繊維材から構成されてもよい。好ましくは、繊維は、円形方向においてもたらされる。強化の他の態様は、ベリリウム(Be)のような他の低Z物質のリングになり得る。本発明の他の実施例は、完全なカットスルーではないが、物質の残留ブリッジを有する、高Z物質のスリット67を用いることによって実現され、このようなブリッジは、壁部分と比較してそれらの低減された厚さのために、所望の範囲、例えば90%までの、Ｘ線に対する透過性をもつ。補強構造は、壁構造の要素が、回転アノードにおける高い遠心力によって、及びＸ線管の焦点スポットの近くにおける高温下で変形されることを防ぐのに役立ち得る。

リング状変調吸収グリッド55は、アノードディスク41の円周部59において、又はその近くに構成されてもよい。焦点トラック領域51及び変調吸収グリッド55の間の距離dは、変調吸収グリッド55の壁部分57の過度の加熱が、Ｘ線ビーム5の透過及び部分的な吸収の際、又はＸ線管37が操作されるときの、後方散乱電子の衝突の際、もたらされないように構成されてもよい。例えば、距離dは0.5乃至20mmの範囲になり得る。

アノードディスク41及び変調吸収グリッド55は、好ましくは単一のピースとしてもたらされ、すなわち変調吸収グリッド55は、アノードディスク41と一体になる。例えば、アノード39が製造されるとき、アノードディスク41は、その円周部59に近いアノードディスク41の表面71から垂直に突出するリムを用いて形成されてもよい。このリムはそれから、例えばレーザツールを用いて、局所的に除去されるか、又は阻止されてもよく、それによって、隣接する壁部分57の間にスリット67が形成される。

例えば図3に詳細に示されるように、Ｘ線管37の動作の際、アノード39は、例えば100m/sの回転速度で、回転方向69において回転する。電子加速及びフォーカシング構成45は、アノード39上における焦点スポット53が、スリット67の幅w_sよりかなり大きくなる幅w_fを持つように構成される。例えば、焦点スポットの幅w_fは、100μmより広くてもよいが、スリット67の幅w_sは通常、10μmより狭くなる。更に、焦点スポット53の幅は、ここでも隣接するスリット67の間でスペーシングsよりかなり広くなり、このようなスペーシングは、例えば20μmになる。従って、焦点スポット53から放出されるＸ線ビーム5は、Ｘ線管37の動作の際、単一のスリット67を通じて透過されるだけでなく、複数の隣接するスリット67を通じても同時に透過される。例えば、図3で示されるように、Ｘ線ビーム5は、6つの隣接するスリット67を通じて同時に透過される。

アノード39が、Ｘ線管37の動作の間、回転させられ、変調吸収グリッド55が、アノードディスク41に固定して接続されると、焦点スポット53及び変調吸収グリッド55の隣接する部分の両方は、回転させられ、すなわち、円周部59と平行に移動される。このような動きの際、焦点スポット53から放出され、変調吸収グリッド55を通じて透過されるＸ線ビーム5は、連続的に変調される。言い換えると、図3において矢印73で示されるように、スリット67の一つを通じて透過されるＸ線ビーム5の部分は、スリット67の隣接するセットに「渡される」前に、短い期間の間、回転方向69において移動するであろう。

Ｘ線管37は、図1に示されるものと類似するDPCI装置1においてもたらされてもよい。しかしながら、位相アナライザ格子19を動かす代わりに、位相ステッピングが、アノードディスク41上に固定される変調吸収グリッド55を有する回転アノード37を用いて生成される変調Ｘ線ビーム5を用いることによってもたらされてもよい。すなわち、変調吸収グリッド55は、位相ステッピングのためのソース格子G₀としての役割を果たしてもよいが、ボリューム11の後の他の二つのグリッドG₁及びG₂は静止させられてもよく、すなわち、例えば検出器23に対して固定されてもよい。

変調吸収グリッド55を通じるＸ線透過の際、生成される干渉パターン及び検査ボリューム11の後の二つのグリッド15及び19はそれから、変調吸収グリッド55が通常、例えば100m/sのアノード回転速度を仮定して、約1μm移動する時間である、100nsより短い、好ましくは20nsより短い、例えば10nsの、十分に高いサンプリングレートで、検出器23においてサンプリングされてもよい。

検出器23の出力をサンプリングするために、図7に図示されるように、DPCI装置は、Ｘ線管制御ユニット75及びＸ線検出器評価ユニット77を有してもよい。Ｘ線管制御ユニット75は、Ｘ線管37のアノード39の回転速度を制御するように構成される。Ｘ線検出器評価ユニット77は、例えば直接Ｘ線管制御ユニット75から回転情報を受信するように構成される。更に、Ｘ線検出器評価ユニット77は、Ｘ線検出器23の出力からイメージングデータを受信する。

Ｘ線検出器評価ユニット77は、例えば、デマルチプレクサ83及び複数のレジスタ79を有する。デマルチプレクサ83は、Ｘ線管制御ユニット75によりもたらされる回転情報に基づいて制御されてもよく、Ｘ線検出器23から複数のレジスタ79の関連する一つへの受信イメージングデータをソートしてもよい。

従って、図8において示されるように、レジスタ79-1、79-2、… 79-nの関連する一つへの信号85を周期的にサンプリングすることによって、検出器信号は、Ｘ線管37のアノード39の回転位相に従って、レジスタ79の関連する一つにおいて累算されてもよい。レジスタ79から、累算された信号を読み出すことによって、DPCI信号で構成される位相情報は、再構成ユニット81において導出されてもよい。

検出器信号を適切にサンプリングするために、少なくとも六つのレジスタ79が利用可能になるべきであり、デマルチプレクサ83は、レジスタ79の関連するものに、信号を適切に分配するように構成されるべきである。言い換えると、アノードの回転の位相は、例えば画像保存のための、八つの多重化レジスタへの、実際の測定干渉パターンをソートする、Ｘ線検出器評価ユニット77を有する再構成ユニットへの入力になり得る。各々のレジスタは、全てのイメージングサイクルに渡って、すなわち例えばCT投影又はＸ線撮影露出に渡って、単一の位相ステップの情報を一体化する。例えば、10nsサンプリング期間の場合、10.000サンプルが、100μsのCTインテグレーション期間毎に一体化されてもよい。

検出器23は、十分に高いサンプリングレートを実現するために、フォトンカウンティング検出器を備えていてもよい。このような検出器は通常、ピクセル化されて、医用イメージング、例えばマンモグラフィのために使われる。それらは通常、Ｘ線フォトンの衝突の際に電流のパルスを生成する、CZT（カドミウム亜鉛テルル化物）のような直接変換物質から構成される。

図6は、ここに記述されるDPCI装置が実施され得る医用Ｘ線イメージング装置100を示す。Ｘ線イメージング装置100は、Ｘ線管37が、C-アームの一方の端部に付けられ、Ｘ線検出器23並びに二つの格子15及び19を有する検出器ユニット87が、C-アームの反対の端部に付けられるC-アームシステムを有する。Ｘ線管37及び検出器ユニット87と共にC-アームは、患者テーブル95の上において位置される検査ボリューム11のまわりで回転されてもよい。Ｘ線管37及び検出器ユニット87と共にC-アームは、Ｘ線管制御ユニット75及びＸ線検出器評価ユニット77を有する制御装置91に接続される（明確化のため接続は図6に示されない）。更に、制御装置91は、患者テーブル95を移動させるための作動メカニズムを有する患者テーブル95の基礎89にも接続される。制御装置91は、DPCI装置によりもたらされるイメージング結果を視覚化するためのディスプレイ93に接続される。

最後に、用語"有する"はその他の要素又はステップを排除するものではなく、不定冠詞"ａ"又は"ａｎ"は複数であることを排除するものではないことが注意されるべきである。また、異なる実施例に関連して記述される要素は、結合されてもよい。また、クレームにおける参照符号は、クレームの範囲を限定するものとして解釈されないことは注意されるべきである。

1 DPCI装置
3 電子ソース
5 電子ビーム
7 ソース格子
9 ソース格子の壁
11 検査ボリューム
13 関心対象
15 第一/位相シフト格子
17 第一の格子の壁
19 第二/位相アナライザ格子
21 第二の格子の壁
23 検出器
25 アクチュエータ
27 マイクロプロセッサ
29 Ｘ-ビーム検出器評価ユニット
31 コントローラ
33 ディスプレイ
35 メモリ
37 Ｘ線管
39 アノード
41 アノードディスク
43 電子ソース
45 電子加速及びフォーカシング構成
47 アノード要素
49 コイル
51 焦点トラック領域
53 焦点
55 変調吸収グリッド
57 壁部分
59 アノードディスクの円周部
61 回転シャフト
63 衝突方向
65 放出方向
67 スリット
69 回転方向
71 アノード表面
73 変調方向
75 Ｘ線管制御ユニット
77 Ｘ線検出器評価ユニット
79 レジスタ
81 再構成ユニット
83 デマルチプレクサ
85 検出器信号
87 検出器ユニット
89 患者テーブルの基礎
91 制御部
93 ディスプレイ
95 患者テーブル
100 Ｘ線イメージング装置

Claims (15)

1. Ｘ線管のためのアノードであって、
   加速電子の衝突の際、前記電子の衝突方向を横切る放出方向においてＸ線を放出するように構成される、円形の焦点トラック領域を有するアノードディスクと、
   リング状の変調吸収グリッドと
   を有し、
   前記変調吸収グリッドは、前記焦点トラック領域を囲み、
   前記変調吸収グリッドは、Ｘ線吸収物質の壁部分を有し、前記壁部分は、前記放出方向において前記焦点トラック領域から放出されるＸ線を吸収するように構成され、
   前記変調吸収グリッドは、隣接する壁部分の間にスリットを有し、前記スリットは、100μmより小さなスペーシングにおいて、前記変調吸収グリッドの円周方向に沿って構成され、前記スリットは、円周方向において、50μmより小さな幅をもつ、
   アノード。
2. 前記アノードディスク及び前記変調吸収グリッドは、単一のピースにおいて一体化される、請求項１に記載のアノード。
3. 前記スリットは、前記アノードディスクの当接面とほぼ直角になる縦軸により縦方向になる、請求項１又は２に記載のアノード。
4. 前記変調吸収グリッドにおける前記スリットは、等距離を隔てて構成される、請求項１乃至３の何れか一項に記載のアノード。
5. 前記変調吸収グリッドは、歪みに対して、前記壁部分を機械的に強化するための補強構造を有し、前記補強構造は、前記スリットを少なくとも部分的にブリッジングし、前記壁部分より、少なくとも50%少ないＸ線吸収を有するように構成される、請求項１乃至４の何れか一項に記載のアノード。
6. 電子ソースと、
   電子加速及びフォーカシング構成と、
   請求項１乃至４の何れか一項に記載のアノードと
   を有し、
   前記電子ソースは、自由電子を生成するように構成され、
   前記電子加速及びフォーカシング構成は、前記衝突方向において前記自由電子を加速し、前記アノードの前記円形の焦点トラック領域上における焦点スポットにおいて前記自由電子をフォーカスするように構成され、
   前記電子加速及びフォーカシング構成並びに前記アノードは、前記焦点スポットが、前記変調吸収グリッドにおける、隣接するスリットの間の前記スペーシングより広い幅を持つように構成される、
   Ｘ線管。
7. 前記スリットは、前記衝突方向とほぼ平行になる縦軸により縦方向になる、請求項６に記載のＸ線管。
8. 前記アノードは、回転軸のまわりで回転させられるように構成され、前記スリットは、前記回転軸とほぼ平行になる縦軸により縦方向になる、請求項６又は７に記載のＸ線管。
9. 請求項６乃至８の何れか一項に記載のＸ線管と、
   Ｘ線検出器と、
   第一のグリッドと、
   第二のグリッドと
   を有し、
   前記Ｘ線管及び前記Ｘ線検出器は、検査ボリュームの両側に構成され、
   前記第一のグリッド及び前記第二のグリッドは、前記検査ボリュームと前記Ｘ線検出器との間に構成される、
   差動位相コントラストイメージング装置。
10. 前記第一及び前記第二のグリッドの両方は、前記Ｘ線検出器に対して静止位置において固定される、請求項９に記載の装置。
11. Ｘ線管制御ユニット及びＸ線検出器評価ユニットを更に有し、
    前記Ｘ線管制御ユニットは、前記Ｘ線管の前記アノードの回転速度を制御するように構成され、
    前記Ｘ線検出器評価ユニットは、前記Ｘ線管制御ユニットから前記Ｘ線管の前記アノードの回転位相及び前記回転速度の少なくとも一つに関する回転情報を受信し、前記Ｘ線検出器からイメージングデータを受信し、前記回転情報に基づいて前記イメージングデータを処理するように構成される、
    請求項９又は１０に記載の装置。
12. 前記Ｘ線検出器評価ユニットは、複数のレジスタを備えるデマルチプレクサユニットを有する、請求項１１に記載の装置。
13. 前記Ｘ線検出器評価ユニットは、前記回転情報に依存して、前記複数のレジスタの一つにおける前記イメージングデータの信号をソートし、累算するように構成される、請求項１２に記載の装置。
14. 前記Ｘ線検出器評価ユニットは、100nsより短いサンプリングレートで、前記イメージングデータの信号をサンプリングするように構成される、請求項１３に記載の装置。
15. 前記Ｘ線検出器は、フォトンカウンティング検出器ピクセルを有する、請求項９乃至１４の何れか一項に記載の装置。

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