JP2009502227A - 多色スペクトルによるｘ線検出器イメージング - Google Patents

Abstract

Ｘ線検出器は、多色スペクトルのＸ線量子を吸収し、吸収されたＸ線量子に対応する電気的なセンサ信号を生成するセンサ２４を有する。各々の弁別器が測定間隔の始まりからそれぞれ異なる個々の閾値において検出される複数の電荷信号４５０を計数する複数の弁別器４２０を有する少なくとも１つの計数チャネル４３０と、測定間隔の始まりから検出される電荷信号の全電荷を測定する積分チャネル４４０と、がある。

Description

本発明は、一般に、Ｘ線イメージングに関する。より具体的には、本発明は、多色Ｘ線スペクトルを使用するＸ線検出器及びＸ線イメージング方法に関する。

医用イメージングに関する通常の侵襲的プロシージャは、例えば冠動脈へのカテーテルの挿入を含む。選択的な動脈血管造影法は、冠動脈及びそれらの解剖学的構造の優れた画像を提供することができるが、それは、臨床的なリサーチにおける一般のスクリーニング又は反復的な制御には適していない。

Ｋエッジデジタルサブトラクション血管造影法は、シンクロトロン線源からの単色Ｘ線を使用するイメージング方法である。ヨウ素のような造影剤の静脈（ＩＶ）注射ののち、２つの画像が、造影剤のＫエッジより上及び下の単色ビームによって生成される。２つの測定値の対数減算は、造影剤強調された画像をもたらし、かかる画像は、正確に定量化されることができる。この技法は、通常のイメージングプロシージャより侵襲性が低く、冠動脈介入後に患者の治療のフォローアップを行うために使用されることができる。しかしながら、Ｋエッジデジタルサブトラクション血管造影法は、単色Ｘ線ビームを生成するシンクロトロン線源が非常に高価であり、そのような装置は非常にかさばるという不利益を有する。

磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）、コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）及び超音波のような相対的に安価である非侵襲的方法が知られているが、これらは、比較的正確さの低い画像を提供する。特に、マルチスライススパイラルコンピュータトモグラフィ（ＭＳＣＴ）は、しばしば、動きアーチファクト及び石灰化（カルシフィケーション）によって引き起こされる不完全な解釈可能性を有する。

光効果及びコンプトン散乱により、質量減衰ｕ（Ｅ，ｘ）を、エネルギー依存する（及び位置依存しない）部分及びエネルギー依存しない（及び位置依存する）部分に分解することが知られている：
ｕ（Ｅ，ｘ）＝ａ（ｘ）Ｅ^−３＋ｂ（ｘ）ｆ_ＫＮ（Ｅ）

ここで、ｆ_ＫＮ（Ｅ）は、Klein-Nishinaの公式であり、それゆえ、同様の方法が、ａ（ｘ）ｄｘ及びｂ（ｘ）ｄｘの積分を再構成することからａ（ｘ），ｂ（ｘ）を得ることを可能にする。ａ（ｘ）ｄｘ及びｂ（ｘ）ｄｘは、更に、同様の２つの非線形方程式の系を解くことから得られる。Alvarez他による「Energy selective reconstructions in X-ray Computerized Topography」（Phys. Med. Biol. 1976）及びLehmann他による「Generalised image combination in dual KVP digital radiography」（Med. Phys. 8(5), 1981）を参照されたい。しかしながら、この方法において、材料の質量密度との直接の関連はない。その代わりに、光効果画像及びコンプトン散乱画像が得られる。造影剤による冠動脈イメージングの場合、この方法は、分解によって有用でありうる：

ここで、光効果タームは、既に、造影剤タームの一部をカバーしており、これは、位置の関数としての造影剤の質量密度の決定を不正確にしうる。

更に、別の従来技術の方法は、異なる「スペクトル重み付け」を有する少なくとも２つの減衰値ｕ_１及びｕ_２（通常の減衰係数と異なる、いわゆる「効果的な減衰係数」）から、走査されたオブジェクトの質量密度ｐ（ｘ）及び原子番号Ｚ（ｘ）を位置の関数として決定するいわゆるｐＺ投影である。Heismann他による「Density and atomic number measurements with spectral x-ray attenuation method」（Journal of Applied Phys., Vol. 94, No. 3, Aug. 2003）を参照されたい。スペクトル重み付けの考えられるやり方は、異なるＸ線源スペクトルによる２つの測定、異なる検出器感度による２つの測定、又はエネルギー分解検出器による１つの測定、すなわちそれぞれ異なるスペクトル検出器感度が一度に実現されるもの、である。明らかに、この方法は、ｕ（Ｅ，ｘ）の成分への分解を考えておらず、Ｅ及びｘのみに依存する成分にのみ依存する。

定量的情報の正確さは、冠動脈造影法における最も重要な見地である。それゆえ、多色スペクトル及び造影剤を使用する標準ＣＴスキャナにより適用されることができ、例えば冠動脈の血管腔のサイズのような、関心のある身体部分の正確な定量的情報を提供することができる、Ｘ線検出器及び非侵襲的なイメージング方法の必要がある。

本発明の好適な実施例の目的は、上述の必要に対処し、解決することである。一つの見地において、好適な実施例は、数学的方法に基づいて、例えば、管腔の大きさと、石灰化を評価することを可能にする石灰化された血管領域の厚さと、が定量化されることができるように、これらの血管に含まれる造影剤の濃さを含みながら冠状血管を表示することが可能である検出器を提供する。

本発明の目的は、例えば、狭窄が検出され定量化されることができるように、冠動脈の軸方向のディメンジョン及び冠動脈が含むヨウ素の量を計算することである。本発明の目的は更に、選択的な動脈血管造影法に基づいて第１の冠動脈造影の後に観察される狭窄のフォローアップに適するプロシージャを有することである。

本発明の前述及び更に他の目的及び利点は、添付の図面に関連する好適な実施例の以下の詳細な説明から明らかであろう。

同様の参照記号が同様の構成要素を示す添付の図面は、本発明の好適な実施例の例示的な見地を示す。このような見地は、制限的なものではなく例示として示されている。

本発明の好適な実施例は、いかなるＸ線システムによっても使用されることができるが、好適には、Ｘ線ＣＴスキャナ上で利用される。図１は、例示的なＣＴスキャナ１０を示しており、かかるＣＴスキャナによって、本発明の好適な実施例が実現されうる。ＣＴスキャナ１０は、支持体１２及び患者１６を支持するためのテーブル１４を有する。支持体１２は、支持体１２の反対側のセンサアセンブリ２４に向かって例えばファンビーム又はコーンビームのようなＸ線ビームを投射するＸ線源アセンブリ２０を有し、患者の一部分１６は、Ｘ線源アセンブリ２０とセンサアセンブリ２４との間に位置付けられる。

Ｘ線源アセンブリ２０は、複数のエネルギーレベルの放射線を供給するように構成されることができ、センサアセンブリ２４は、それぞれ異なるエネルギーレベルの放射線に応じて画像データを生成するように構成されることができる。Ｘ線源アセンブリ２０は、Ｘ線ビームの形状を調整するためのコリメータ２１を有することができる。コリメータ２１は、或る定められた特性をもつ放射線を生成するために１又は複数のフィルタ（図示せず）を有することができる。センサアセンブリ２４は、患者１６を通過するＸ線を検知するように構成される複数のセンサ素子を有する。Ｘ線ビームが、患者１６を通過するとき、各々のセンサ素子は、そのＸ線ビームの強度を表わす電気信号を生成する。

支持体１２は、患者１６の周りを回転するように構成されることができる。別の実施例において、支持体１２は、患者１６がまっすぐに立っている（又は座っている）状態で、患者１６の周りを回転するように構成されることもできる。支持体１２及び患者１６の位置は、上記で説明される例に制限されず、支持体１２は、イメージングが望まれる身体部分の位置及び向きに依存して、他の構成（例えば回転軸の位置又は向き）を有することができる。

図示される実施例において、ＣＴスキャナ１０は、更に、プロセッサ５４、データを表示するためのモニタ５６、及びデータを入力するためのキーボード又はマウスのような入力装置５８を有する。プロセッサ５４は、制御部４０に結合される。支持体１２の回転及びＸ線源アセンブリ２０の動作は、制御部４０によって制御される。制御部４０は、Ｘ線源アセンブリ２０に電力及びタイミング信号を供給し、プロセッサ５４から受け取る信号に基づいて支持体１２の回転スピード及び位置を制御する。制御部４０は、更に、センサアセンブリ２４の動作を制御する。例えば、制御部４０は、画像信号／データがセンサアセンブリ２４から読み出されるときのタイミング、及び／又は画像信号／データがセンサアセンブリ２４から読み出される方法（例えば、行又は列によって）、を制御することができる。制御部４０は、支持体１２及びプロセッサ５４とは別の構成要素として示されているが、代替実施例において、制御部４０は、支持体１２又はプロセッサ５４の一部でありうる。

Ｘ線投影データ（すなわちＣＴ画像データ）を取得するための走査中、支持体１２が、患者１６の周りを回転する間に、Ｘ線源アセンブリ２０が、支持体１２の反対側のセンサアセンブリ２４に向かってＸ線ビームを投射する。一実施例において、支持体１２は、画像データの取得中、患者１６の周りを３６０度回転する。代替例として、完全なコーン検出器が使用される場合、支持体１２が、ビームパターンの角度を加えて１８０度回転する間、ＣＴスキャナ１０は、データを取得することができる。使用される特定のシステムに依存して、他の回転角度が、使用されることもできる。一実施例において、センサアセンブリ２４は、１秒以下で、少なくとも９００画像フレームを生成するように構成される。このような場合、支持体１２は、コンピュータトモグラフィ画像の再構成のために十分な量の画像データを収集するために、患者１８の周りを一度回転するだけでよい。他の実施例において、センサ２４は、他のスピードでフレームを生成するように構成されることができる。

患者１６は、その位置が、Ｘ線源アセンブリ２０とセンサアセンブリ２４との間に配されるように位置付けられる。造影剤注入時点から測定される定められた時間（例えば１５０秒）が経過したのち、支持体１２は、画像データの２つの組を生成するために患者１６の周りを回転する。画像データの２つの組は、さまざまな異なるレベルの放射線を使用して高速に連続して（例えば５乃至２０ミリ秒以内）生成されることができ、又は画像データの第１及び第２の組がイメージングされているオブジェクトが動かないでいるようにみえるに十分高速に取得される限り、任意の時間期間内に生成されることができる。支持体１２が、患者１６の周りを回転するとき、Ｘ線源アセンブリ２０は、第１及び第２のエネルギーレベルで交互に放射線を発する。特に、放射線は、造影剤のＫ吸収端（Ｋエッジ）以下である第１のエネルギーレベル及び造影剤のＫエッジ以上である第２のエネルギーレベルを有するべきである。両レベルにおいて発せられる放射線は、患者１６によって減衰され、センサアセンブリ２４に当たる。図２は、さまざまな物質の質量減弱係数を示している。

センサアセンブリ２４は、第１及び第２のレベルにおいてセンサアセンブリ２４に当たる放射線に応じて、画像信号／データの第１及び第２の組をそれぞれ生成する。支持体１２が、患者の周りを回転するとき、それぞれ異なる支持体角度について画像データの付加の組が生成されることができる。（例えばボリュメトリック画像の再構成に十分な）所望の数の組の画像データが生成されたのち、画像データは、その後の処理のためにコンピュータ可読媒体に記憶されることができる。ある実施例において、支持体１２は、画像データの組を生成するために、少なくとも１回転する。代替の実施例において、支持体１２は、画像データの組を生成するために部分的に回転する。

センサアセンブリ２４は、多様に構成されることができる。図２は、ヨウ化セシウム（Ｃｓｌ）のようなシンチレータ素子から生成されるＸ線変換層２１０及びＸ線変換層２１０に結合される光検出器アレイ２２０（例えばフォトダイオード層）、を有するイメージャ２００を有する例示のセンサアセンブリ２４ａを示している。Ｘ線変換層２１０は、Ｘ線放射線に応じて光量子を生成し、複数の検出器素子２２１を有する光検出器アレイ２２０は、Ｘ線変換層２１０からの光量子に応じて電気信号を生成するように構成される。Ｘ線変換層２１０及び光検出器アレイ２２０は共にピクセル化されることができ、それによって複数のイメージング素子２３０を形成することができ、又はＸ線変換層２１０は、ピクセル化されなくてもよい。イメージャ２００は、曲面（例えば部分的な円弧）を有することができる。このような表面構成は、イメージャ２００のイメージング素子２３０の各々が、Ｘ線源２０アセンブリから実質的に同じ距離のところに位置する点において有利である。イメージャ２００は、直線で囲まれた表面又は他のプロファイルをもつ表面を有することができる。各々の画像素子２３０（又はピクセル）は、約２００ミクロン又はそれ以上の、より好適には約４００ミクロン又はそれ以上の断面寸法を有することができるが、他の寸法を有する画像素子が使用されてもよい。好適なピクセルサイズは、定められた空間解像度によって決定されることができる。２００乃至４００ミクロンの断面寸法を有する画像素子２３０は、一般の解剖学的構造のイメージングに適しているが、他の断面寸法が特定の身体部分について好ましいこともある。イメージャ２００は、アモルファスシリコン、クリスタル及びシリコンウェーハ、クリスタル及びシリコン基板、又は可撓性基板（例えばプラスチック）から作られることができるとともに、フラットパネル技術（例えばアクティブマトリックスフラットパネル技術）又はイメージング装置を作る技術分野において知られている他の技法を使用して構成されることができる。

各々の画像素子２３０は、光入力に応じて電気信号を生成するフォトダイオード（検出器素子２２１の一部を形成する）を有することができる。フォトダイオードは、Ｘ線に応じて光を生成するＸ線変換層２１０から光入力を受け取る。フォトダイオードは、画像素子に逆バイアス電圧を供給するためにアレイバイアス電圧に接続される。トランジスタ（例えば薄膜Ｎ型ＦＥＴ）は、画像素子２３０のスイッチング素子として機能する。画像素子２３０から画像データを取得することが望まれる場合、制御信号は、トランジスタの（複数）のゲートを「選択する」ためにゲートドライバに送られる。ゲートドライバによって「選択される」フォトダイオードからの電気信号は、電荷増幅器に送信され、電荷増幅器は、更なる画像処理／表示のために画像信号／データを出力する。

一実施例において、画像データは、画像素子２３１から一度に１ライン分サンプリングされる。代替例として、画像素子２３０の複数のラインからの画像データが、同時にサンプリングされることができる。このような構成は、イメージャ２００内の画像素子２３０のすべてのラインから信号を読み出すために要する時間を短縮する。これは、イメージャ２００のフレームレート（すなわち１秒あたりのイメージャ２００によって生成されることができるフレームの数）を改善する。使用中、第１のエネルギーレベルの放射線は、センサアセンブリ２４ａに当たり、センサアセンブリ２４ａは、第１のエネルギーレベルの放射線に応じて画像信号／データを生成する。画像信号／データが、光検出器アレイ２２０から読み出されたのち、第２のエネルギーレベルの放射線が、検出器アセンブリ２４ａに向けられる。アセンブリ２４ａは、第２のエネルギーレベルの放射線に応じて画像信号／データを生成する。一実施例において、いずれか又は両方のエネルギーレベルの放射線が、センサアセンブリ２４ａに向けられる前に、１又は複数のフィルタが、Ｘ線源アセンブリ２０とセンサアセンブリ２４との間（例えば変換層２１０上）に配置されることができる。（複数の）フィルタは、所望の特性をもつ放射線が、センサアセンブリ２４ａによって受け取られるように、患者１６から出る放射線を変える。一実施例において、（複数の）第１のフィルタが、第１のエネルギーレベルの放射線に関するセンサアセンブリ２４ａの検知量子効率を最大にし又は最適化するために使用されることができ、（複数の）第２のフィルタが、第２のエネルギーレベルの放射線に関するセンサアセンブリ２４ａの検出量子効率を最大にし又は最適化するために使用されることができる。例えば、センサアセンブリ２４ａは、スペクトルのすべての光子エネルギーに対して一様な感度を有してもよく、光子エネルギーに比例する感度を有してもよく、又はあるエネルギーレンジの光子が効率的に吸収されない「ホール」を有してもよい。これらの異なるタイプのセンサアセンブリ２４ａの各々について、１又は複数のフィルタが、システム１０の効率を最大にするように（例えば、注入される造影剤を測定する際のシステム１０の応答を最大にし、及び／又は線量供給及び時間を最小にするように）選択されることができる。（複数）のフィルタの配置は、手作業で又は機械的に達成されることができる。ある実施例において、フィルタは、センサアセンブリ２４の一部でありうる。

代替実施例において、センサアセンブリ２４は、異なる検出スキームを使用することもできる。例えば、代替実施例において、Ｘ線変換層３１０を有する代わりに、センサアセンブリ２４は、Ｘ線に応じて電子空孔対又は電荷を生成する光伝導体を有するイメージャを有することができる。

大部分のＸ線量子は、吸収後に電荷信号に変換されるように、センサアセンブリ２００において吸収され、電荷信号の大きさは、吸収されたエネルギーにほぼ比例する。本コンテクストにおいて、Ｘ線量子の電荷信号への変換が、（例えば、Ｘｅのようなガス、ＧａＡｓ、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅのような半導体、又はＳｅ、ＰｂＩ．ｓｕｂ．２若しくはＰｂＯのような光伝導体であるいわゆる直接変換材料によって）直接的に又は（例えば、シンチレーティング材料による低エネルギー光量子への変換及び結晶体又はアモルファスシリコンのフォトダイオードによる以降の検出によって）間接的に行われるかは重要でない。

本発明の好適な実施例は、Ｋエッジイメージングが多色スペクトルによって可能になるような態様で、Ｘ線検出器２４を改善する。３又はそれ以上の測定値が、実線積分である未知値を決定するために検出器２４において得られる。計数チャネルは、イメージングプロシージャにおいて使用されるべき造影剤のＫエッジエネルギーを考慮して選択される閾値を含む、１又は少数の他の計数閾値を含む。

Ｋエッジイメージングの場合、（複数の）他の計数閾値のうちの１つがＫエッジのエネルギー値であることが好ましい。言い換えると、前記他の閾値は、好適には１つはＫエッジより低く１つはＫエッジより高い２つのエネルギービンを生じさせる。この方法によれば、３つの方程式は以下の通りである（Ｅ１は、Ｋエッジエネルギーを示す）：
積分：
Ｋエッジより低い計数：
Ｋエッジより高い係数：

再構成される量は、質量密度、すなわち走査された身体部分における材料の濃度に直接関連する大きさである。冠動脈の石灰化を扱うために、画像の石灰化部分を考慮する第４の加数が、必要であり十分である。第４の加数は、プラーク厚さを定量化することを可能にすることができ、すなわち、線減弱係数は、以下の方程式によって分解される：

この方法は、さまざまな異なる軟組織材料が、同様の質量減衰Ｕ_ｔ ^＊（Ｅ）及び密度ｐ_ｔ（ｘ）を有し、骨、ヨウ素（又はガドリニウム）及び石灰化の質量減衰Ｕ_ｔ ^＊（Ｅ）及び密度ｐ_ｔ（ｘ）が、骨、ヨウ素及びガドリニウムの間で異なり、更に軟組織のそれとも十分に異なるという仮定の下で作用する。図３は、さまざまな物質の質量減弱係数を示している。

図４は、好適な実施例による検出器の評価ユニットにおける構成要素の回路構造を示している。評価ユニットは、例えばＣＭＯＳ回路のような集積回路として実現されることができる。センサによって生成される電気信号は、入力プリアンプ４１０に与えられる。入力プリアンプ４１０は、センサ信号を別の信号（例えば電圧信号）に変換する。入力プリアンプ４１０は、電荷検知増幅器（ＣＳＡ）、すなわち一般にブリージング抵抗器を含む集積回路であってもよい。プリアンプ４１０の入力部における各々の短い電荷パルスについて、指数的に減少する電圧が、出力部において生成され、この指数曲線下の表面積は、パルス内の電荷に比例する。

複数の閾値計数機能を有するために、複数の弁別器４２０−１乃至４２０−ｎが、プリアンプ４１０の出力部に接続される。各々の弁別器は、信号整形増幅器及び調整可能な閾値を有する比較器からなりえ、予め決められた電荷量より大きいセンサからの各々の電荷パルスについて、デジタル出力信号（計数パルス）を生成する。

（弁別器４２０−１によって実現されうる）最も低い閾値は、ノイズ（例えば電子回路ノイズ）によって生成される計数から、最小エネルギーをもつ光子によって生成される計数を区別する。より高い閾値は、Ｋエッジイメージングのために使用されることができる。例えば、２つの弁別器により、弁別器４２０−２は、使用される造影剤のＫエッジが見つけられるエネルギー（Ｋエッジエネルギー）より高い光子によって生成されたセンサ信号に応じてプリアンプ４１０によって生成されたパルスサイズに対応する閾値を表すことができる。

Ｋエッジエネルギー以下のエネルギーをもつ光子を決定するために、イベントカウンタ４３０−２及びイベントカウンタ４３０−１の値の間の差が、計算され、Ｋエッジエネルギー以上のエネルギーをもつ光子は、イベントカウンタ４３０−２の値によって与えられる。カウンタ４３０−１乃至４３０−ｎは、ｎビットの計数深さをもつ電子回路デジタルカウンタでありうる。線形帰還シフトレジスタが、スペースを節約するために使用されることができる。

積分チャネル４４０は、プリアンプ４１０の帰還ループから信号４１５を受け取り、積分期間中にセンサ信号によって示される電荷総量を検出する「全信号取得回路」でありうる。この回路は、アナログ出力を有する集積回路及び電圧／周波数変換器によって実現されることができ、又は他のなんらかの態様で実現されることができる。

（エネルギー分解パルスカウンタをもたらす）複数の異なる計数チャネルのみではなく付加の積分チャネル４４０を使用することは、評価が量子制限されないように、積分が全エネルギー範囲を通じて行われるという事実において理解されうる。評価の量子制限は、特にエネルギービンのサイズが小さい場合、すなわちほんのわずかな光子のみがエネルギービンあたり概して計数される場合、エネルギー分解パルスカウンタのビンのいくつかに関して生じやすい。

電荷パケットカウンタ４５０及び時間カウンタ４６０は、時間ラッチ４７０によってマークされる測定間隔中に生成される電荷について、最適化された評価を決定する。電荷は、測定間隔中、Ｘ線によって蓄積されるエネルギーに比例する。カウンタ４３０−１乃至４３０−ｎの計数及び積分チャネル４４０における積分の結果は、データ処理ユニット（図示せず）に供給される。こうして、データ処理ユニットは、計数チャネル及び積分チャネルの結果を評価することができる。

計数チャネルのより正確な結果は、小さい量子フローの場合に使用されることができ、大きい量子フローの場合は、大きい量子フローに関してより正確である積分チャネルが、利用されることができるので、上記の構成は、Ｘ線検出器の大きいダイナミックレンジを可能にする。従って、２つの測定方法の利点は、Ｘ線検出器の各々のピクセルセルにおける信号の計数及び積分取得によって、組み合わせられることができる。

更に、平均の量子フローの場合、付加情報を取得することが可能であり、これは、計数方法又は積分方法の別個のアプリケーションのケースにおいては利用可能でない。積分チャネルは、吸収されたエネルギーを検出し、計数チャネルは、吸収されたＸ線量子の数を決定するので、２つの信号の組み合わせは、例えば、吸収された量子の中間エネルギーの決定を可能にする。この中間エネルギーは、検査されているオブジェクトに生じる放射線硬化の目安である。このような情報は、組織のタイプの決定及び区別のために有利に使用されることができる。

上述の好適な実施例によるＸ線検出器は、多色スペクトル線源を有するＸ線ＣＴスキャナに基づく冠動脈造影のための臨床的な非侵襲的ルーチンプロシージャを容易にする。Ｘ線検出器が、好適にはヨウ素又はガドリニウムのような造影剤のＫエッジのエネルギーを含む少数のエネルギーの識別によって積分及び計数を行うので、Ｋエッジイメージングが可能である。走査画像内の造影剤領域を石灰化と共に定量的に表示することが可能である。

このようなＸ線検出器は、チャネルあたりの評価される量子の数が通常高いので、極めて少ないエネルギービンのみが必要とされること及び付加の積分により、少数の計数チャネル及び積分チャネルは通常は量子制限されないという利点がある。

本発明は、ある好適な実施例を特に参照して記述された。上記の記述及び例示は、本発明を説明するものにすぎないことを理解すべきである。本発明のさまざまな代替及び変形が、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、当業者によって案出されることができる。従って、本発明は添付の請求項の範囲内に入るすべてのこのような代替、変形及び変更を受け入れることを意図される。

本発明の実施例が実現されうるＣＴスキャナの一例を示す図。 さまざまな物質の質量減弱係数を示す図。 図１に示されるＣＴスキャナ用のセンサアセンブリの例を示す図。 本発明の例示の実施例によるイメージング回路のブロック図。

Claims (12)

1. （ａ）多色スペクトルのＸ線量子を吸収し、吸収された前記Ｘ線量子に対応する電気的なセンサ信号を生成するセンサと、
   （ｂ）複数の弁別器を有する少なくとも１の計数チャネルであって、各弁別器が、測定間隔の始まりから、それぞれ異なる個々の閾値において検出される複数の電荷信号を計数する、計数チャネルと、
   （ｃ）前記測定間隔の前記始まりから検出される前記電荷信号の全電荷を測定する積分チャネルと、
   を有するＸ線検出器。
2. 前記センサから前記電気的なセンサ信号を受け取り、前記複数の弁別器と並行して増幅された信号を供給するプリアンプを更に有する、請求項１に記載のＸ線検出器。
3. 前記積分チャネルは、前記プリアンプの帰還ループから入力信号を受け取る、請求項２に記載のＸ線検出器。
4. 前記複数の弁別器にそれぞれ対応するとともに、前記複数の弁別器の個々の出力をそれぞれ受け取る複数のイベントカウンタを更に有する、請求項１に記載のＸ線検出器。
5. 前記積分チャネルの出力を受け取る電荷パケットカウンタ及び時間カウンタを更に有する、請求項１に記載のＸ線検出器。
6. 前記閾値の１つは、前記Ｘ線検出器によって検出される造影剤のＫエッジに対応する、請求項１に記載のＸ線検出器。
7. 哺乳類の身体部分を非侵襲的にイメージングする方法であって、
   （ａ）第１の密度を有する第１の材料及び第２の密度を有する第２の材料を有する、非侵襲的なイメージングのための身体部分を選択するステップと、
   （ｂ）前記身体部分の走査画像を提供するために、多色線源を有するＸ線スキャナによって前記身体部分を走査するステップと、
   （ｃ）造影剤のエネルギーを含む予め決められたレベル数のエネルギーによる積分及び計数を含む、少なくとも３つの測定値を得るステップと、
   （ｄ）前記走査画像内の前記材料の定量的な造影剤領域を処理するステップと、
   を含む方法。
8. 前記ステップ（ｂ）は、積分方程式、Ｋエッジより小さい計数の方程式、及びＫエッジより大きい計数の方程式を含む３つの方程式を適用することを含む、請求項７に記載の方法。
9. 前記積分方程式は、
   を含み、前記Ｋエッジより小さい計数の方程式は、
   を含み、前記Ｋエッジより大きい計数の方程式は、
   を含み、上式中、Ｅ１は、Ｋエッジエネルギーを示し、Ｍは、前記身体部分の前記材料のうち１つの濃度に関連する大きさをもつ質量密度を示す、請求項８に記載の方法。
10. 前記身体部分が、冠状動脈を含み、前記第１の材料が、冠状動脈組織であり、前記第２の材料が、プラークである、請求項９に記載の方法。
11. 前記ステップ（ｃ）が、前記組織内の前記プラークを定量化するための第４の方程式を含む、請求項１０に記載の方法。
12. 前記第４の方程式が、
    を含む、請求項１１に記載の方法。