JP6200428B2 - Ｘ線検出器、ｘ線装置、プロセッサ、コンピュータプログラム、及びその関連方法 - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線検出器および対応するＸ線検出方法に関する。本発明はさらに、Ｘ線検出器を備えるＸ線装置と、Ｘ線検出器を有するＸ線装置に使用するためのプロセッサおよび処理方法と、前記処理方法を実行するコンピュータプログラムとに関する。

例えば患者であり、あるいはタイヤまたは鋳造部品などの材料である被検体を検査するための、光子カウントに基づくスペクトルＣＴシステムには、現在のエネルギー積分ＣＴシステムで生成される高いカウント率を扱うことが可能な検出器が必要とされる。一般に使用される直接変換材料は、このようなシステムで生じうる高いカウント率を扱うのに十分なだけ高速ではない。特に、直接ビーム（「表面ビーム」）に近い被検体、または直接ビームを直接見る被検体の後ろの検出器ピクセルでは通常、それが飽和するほどの高いカウント率が見られる。すなわち、検出器ピクセルは、使用可能なカウント信号を供給せず、特に、十分なエネルギー情報を有するものを供給しない。簡単にするために「表面ビーム」という語はここでは、非常に弱く減衰されているので高すぎるカウント率がピクセルに見えることになるビームもまた含むが、これらのビームは、幾何学的には被検体の表面に接近していない。このことは、一方では、非常に高いカウント率により、各パルスをもはや互いに区別することができないこと、すなわちピクセル（以下では、検出器に含まれるセンサの「センサ素子」とも称する）が飽和していることを意味しうる（以下では、このようなピクセルまたはセンサ素子のことを「パイルアップ（piled-up）ピクセル」とも称する）。もう一方では、このことは、大量の電荷トラップにより検出器ピクセルの体積の一部またはすべてが分極すること、すなわち内部電界が崩壊し、その結果、Ｘ線光子との相互作用により結晶内に生成された電子−正孔対がもはや効率的に分離されなくなることを意味しうる。

後者の状況では、測定データから正しい情報を得ることは、光子カウント検出器を用いてもエネルギー積分検出器を用いても困難であり、さらには不可能でさえある。というのは、弱められた電界により、Ｘ線相互作用で生成された電子−正孔対の大部分が収集されず、その結果、エネルギー情報が予測不可能に損なわれるからである。しかし、第１の状況では（すなわち、「飽和」もしくは「パイルアップ」したピクセルまたはセンサ素子の場合）、本発明によって提供される解決策が実現可能であるように見える。
米国特許出願公開第２００６／０２０８１９５Ａ１号は、固体Ｘ線検出器を電気的にスクラビングし、この固体Ｘ線検出器の平面照射野Ｘ線曝露を、固体Ｘ線検出器の調整されたバイアスを基準としてシミュレーションするシステム、方法および装置を開示している。このシミュレーションにより、固体Ｘ線検出器のゲイン画像が得られ、これは、Ｘ線ビームを固体Ｘ線検出器に投影することなく固体Ｘ線検出器を較正するのに適している。
米国特許第７，４３３，４４３Ｂ１号は、スキャンされるべき対象物を受け入れるための開口を有する回転可能なガントリと、回転可能なガントリに取り付けられ、対象物に向けてＸ線を放射するように構成された第１のＸ線放射源と、回転可能なガントリに取り付けられ、対象物に向けてＸ線を放射するように構成された第２のＸ線放射源とを含む、ＣＴ撮像システムを開示している。第１の検出器が、第１のＸ線放射源から放射するＸ線を受けるように構成され、第２の検出器が、第２のＸ線放射源から放射するＸ線を受けるように構成される。第１の検出器の第１の部分は、積分モードで動作するように構成され、第２の検出器の第１の部分は、少なくとも光子カウントモードで動作するように構成される。

本発明の１つの目的は、センサ素子のうちのいくつかのカウントチャネルが飽和しており、したがって、信頼できるカウント信号を直接供給できない場合でも、正確で信頼できる測定データを供給することを可能にするＸ線検出器および対応する検出方法を提供することである。

本発明の更なる１つの目的は、Ｘ線装置と、Ｘ線検出器を有するＸ線装置に使用するためのプロセッサおよび処理方法と、該処理方法を実行するコンピュータプログラムとを提供することである。

本発明の第１の態様において、
− 入射Ｘ線放射線を検出する、複数のセンサ素子を有するセンサユニットと、
− 測定期間の開始以降に入射Ｘ線放射線に応答して生成された（Ｘ線）光子または電荷パルスをカウントすることによってカウント信号を取得する、センサ素子ごとの計数チャネルと、
− 測定期間の開始以降に検出された放射線の合計エネルギーを表す積分信号を取得する、センサ素子ごとの積分チャネルと、
− センサ素子の積分信号から、測定期間中にその計数チャネルが飽和したセンサ素子のカウント信号を推定する処理ユニットと、
を有し、
前記処理ユニットは、
取得された前記センサ素子の前記積分信号から対象物モデルを決定し、かつ
前記対象物モデルから飽和センサ素子の前記カウント信号を決定する
ように適応される、Ｘ線検出器が提示される。

本発明の更なる一態様において、Ｘ線放射線を放射するＸ線源と、本発明によるＸ線検出器と、飽和センサ素子の推定カウント信号および非飽和センサ素子の取得カウント信号から画像を再構成する再構成ユニットとを有するＸ線装置が提示される。

本発明のより更なる一態様において、入射Ｘ線放射線を検出する、複数のセンサ素子を有するセンサユニットと、測定期間の開始以降に前記入射Ｘ線放射線に応答して生成された（Ｘ線）光子または電荷パルスをカウントすることによってカウント信号を取得する、センサ素子ごとの計数チャネルと、前記測定期間の前記開始以降に検出された放射線の合計エネルギーを表す積分信号を取得する、センサ素子ごとの積分チャネルと、を有するＸ線検出器を持つＸ線装置にて使用されるプロセッサであって、
前記センサ素子の前記積分信号から、前記測定期間中にその計数チャネルが飽和したセンサ素子のカウント信号を推定する処理ユニットと、
飽和センサ素子の前記推定されたカウント信号と、非飽和センサ素子の前記取得されたカウント信号とから画像を再構成する再構成ユニットと、
を有し、
前記処理ユニットは、
取得された前記センサ素子の前記積分信号から対象物モデルを決定し、かつ
前記対象物モデルから飽和センサ素子の前記カウント信号を決定する
ように適応される、プロセッサが提示される。

本発明のさらに別の態様において、Ｘ線検出方法、処理方法、およびコンピュータプログラムが提供され、このコンピュータプログラムは、当該コンピュータプログラムがコンピュータ上で実行されたときに処理方法の諸ステップをコンピュータに実行させるプログラムコードを有する。

本発明の好ましい諸実施形態が従属請求項に規定されている。理解されるべきことには、特許請求に係る方法、プロセッサ、およびコンピュータプログラムは、特許請求に係る検出器及び従属請求項に規定されているものと類似および／または同一の好ましい諸実施形態を有する。

したがって、本発明は、１つまたは複数のエネルギー閾値を超えるカウント数と、同時に積分測定結果（好ましくは各ピクセルでの）との両方を与えるセンサ素子（ピクセル）が用いられたセンサを有するＸ線検出器の使用を提案する。この積分測定結果は、測定期間中に検出器の別々のセンサ素子で受け取られた総電荷についての情報をもたらし、この情報は、例えば大規模な量子流の場合に有用になりうる。しかし、積分測定結果はさらに、測定期間中に計数チャネルが飽和したセンサ素子（これらのセンサ素子は一般に、「飽和センサ素子」または「パイルアップピクセル」と呼ばれる）について、エネルギー情報を持つカウント信号をかなり正確に推定するために使用される。

計数チャネル測定結果のこの修正された組を用いて（その一部は飽和センサ素子についての推定から得られ、他は実測で得られる）、通常のデータ評価処理（例えば画像の再構成）を適用することができる（例えば、Ｋエッジ撮像のための拡張Ａｌｖａｒｅｚ−Ｍａｃｏｖｓｋｙ分解、または各エネルギー瓶についての瓶ごとの再構成）。

本発明によれば、対象物モデルは、各ピクセル内の積分チャネルの信号を再構成することによって得ることができ、この対象物モデルは、対象物の材料組成、ならびにＸ線ビーム、特に表面ビームの経路長についての何らかの推定値を与える。非飽和センサ素子のカウント信号は、追加して使用することができるが、一般に、対象物モデルを決定すること、および／または飽和センサ素子のカウント信号を決定することには必要ではない。

対象物モデルが使用可能になると、更なる一実施形態において、前記処理ユニットは、飽和センサ素子の前記カウント信号を、
前記飽和センサ素子に入射するＸ線ビームを、前記対象物モデルおよび対象物の前方の前記Ｘ線ビームのスペクトルからモデル化し、かつ
前記飽和センサ素子の前記カウント信号を、それぞれの飽和センサ素子の前記モデル化されたＸ線ビームから決定する
ことによって決定するように適応される。

ここで、「対象物の前方の」とは、Ｘ線源に面する対象物の側の、すなわち、Ｘ線ビームが対象物に当たる前の、を意味する。この実施形態によれば、飽和ピクセルで終わる対象物の前方のＸ線ビームの（知られている、または測定された）スペクトルが取得される。これらの（決定された）Ｘ線ビームは次に、対象物モデルから導出された個々のＸ線ビーム（またはＸ線ビームの群）の減衰係数を使用することによって減衰される。これにより、飽和検出器ピクセルに入射するビームスペクトルが得られる。したがって、飽和センサ素子のカウント信号についての非常に正確な推定を行うことができる。

言い換えると、この実施形態によれば、対象物モデルは、対象物の後ろ（すなわち、対象物の検出器に面する側）でのこれらのＸ線ビームを（エネルギースペクトルに関して）模倣するために使用される。このようなＸ線ビームは、対象を通り抜ける、吸収が非常に弱い経路に沿って進み、その結果、入射カウント率が非常に高くなるので、ビームが検出ピクセルの計数チャネルを飽和させるレベルに合わせて、補正できるレベルがパイルアップにより高まる。次に、特定のピクセルに対してモデル化されたＸ線ビームを使用して、考察されるピクセルの計数チャネルのモデル化された測定結果が決定される。

好ましくは、直接ビーム信号が、ピクセルがどれも飽和しないように限定された線束を用いて、各ピクセルにおいて空気スキャンにより導出される（すなわち、測定結果）。次に、これらの直接ビーム信号は、対象物での測定に使用される線束値へ大きく変倍される。この手法では、対象物モデルを決定するためのスカウトスキャンの必要がない。すなわち、通常は線量最適化のために使用される対象物の特性（例えば精密な幾何形状）の推定値を得るための対象物の低線量スキャンの必要がない。対象物モデルは、単一スキャンのデータ取得により得られ、このデータ取得によりまた、目的の１つまたは複数（例えば、Ｋエッジ撮像の場合）の画像も得られる。

好ましくは、前記計数チャネルは、測定期間の開始以降の異なるエネルギーレベルの光子または電荷パルスをカウントして測定期間の開始以降のエネルギー依存カウント信号を取得する少なくとも１つの弁別器、具体的には少なくとも２つの弁別器を備える。一般には、少なくとも２つの弁別器が使用されるが、積分チャネルとの組合せで１つの閾値だけを用いて計数チャネルからスペクトル情報を得ることもまた可能でありうる。例えば、２つの異なる測定値で、光コンプトン分解または２材料分解を行うことが可能であり、これは、例えば国際公開第２００７／０１０４４８Ａ２号に記載のＡｌｖａｒｅｚ−Ｍａｋｏｖｓｋｙ分解の単純な事例である。エネルギーに依存するカウント信号により、異なる種類の画像情報（例えば冠血管についての、これらの血管に含まれる造影剤の厚さを含む画像情報）を再構成することができ、その結果、管腔サイズならびに石灰化血管領域の厚さを定量化することができ、それによって石灰化を評価することができる。

センサユニットは、複数の異なる技術を用いて実装することができる。一実施形態では、前記センサユニットは、入射Ｘ線放射線を、電荷パルスを形成する電荷信号に直接変換する直接変換検知層を備える。好ましくは、前記センサユニットは、前記積分チャネルとなる積分層をさらに備え、前記積分層は、直接変換検知層の、入射Ｘ線放射線の方を向かない側に配置されて、前記積分層に到達するＸ線放射線を前記積分信号に変換する。

このような直接変換検知層および／または積分層を有する検出器、およびこれらの検出器を作製するための技術は、当技術分野で一般に知られている。例えば、国際公開第２００９／０７２０５６Ａ２号には、Ｘ線照射に晒される検出器表面に入射するＸ線を検出するためのモノリシックに一体化された結晶性の直接変換半導体検出器、ならびにこのような直接変換半導体検出器を作製する方法が開示されている。この文献の導入部には、様々な種類と様々な技術の検出器が記載されており、これらは一般に、本発明の検知ユニットに使用することができる。

さらに、国際公開第２００７／０１０４４８Ａ２号には、多色スペクトルのＸ線量子を吸収し、吸収したＸ線量子に対応する電気センサ信号を生成するセンサを持つＸ線検出器が記載されている。測定期間の開始以降にそれぞれ異なる閾値で検出された電荷信号の数をそれぞれがカウントする複数の弁別器を含む少なくとも１つの計数チャネルと、測定期間の開始以降に電荷信号の総電荷を測定する積分チャネルがある。

この文献の内容、特に検出器についての記述をここに援用する。

好ましくは、一実施形態において、前記処理ユニットは、積分層に到達するＸ線放射線が不十分であるセンサ素子の積分信号を、該センサ素子のカウント信号を外挿することによって、または隣接センサ素子の積分信号を内挿することによって推定するように適応される。こうして、十分に詳細な画像を再構成するための十分な測定データが得られる。

別の一実施形態では、前記センサユニットは、入射Ｘ線放射線をまず光子（光フォトン）に変換し、次いで前記光子（光フォトン）を電荷信号に変換する間接検知構成を備える。このような間接検知構成もまた、本技術分野で一般に知られている。例えば、Ｘ線を光に変換するためのシンチレータ層と、光を電荷に変換するためのフォトダイオードとを含むＦＤＸＤ検出器が、米国特許出願公開第２００１／００４８０８０Ａ１号に記載されている。この文献の内容、特に検出器についての記述をここに援用する。

さらには、一実施形態では、前記センサユニットは、入射Ｘ線放射線を、電荷パルスを形成する電荷信号に直接変換する直接変換検知構成と、入射Ｘ線放射線をまず光子に変換し、次いで前記光子を前記積分信号に変換する間接検知構成とを備える。

一般に、例えば上述の対象分モデルを使用することによって、飽和センサ素子のカウント信号を決定することにはセンサ素子の積分信号で十分であるが、一実施形態では、処理ユニットは、飽和センサ素子のカウント信号を、非飽和センサ素子のカウント信号およびセンサ素子の積分信号から推定するように適応される。例えば、トランケートした再構成の概念が存在し、いくつかのビームの測定信号が欠けている場合に、この概念では、積分信号を使用しないが、非飽和センサ素子のカウント信号がやはり、飽和センサ素子のカウント信号を推定するために使用される。

Ｘ線装置は、例えば、Ｘ線源とＸ線検出器の固定構成、もしくはＸ線源とＸ線検出器が取り付けられているＣアーム、を有する（医療用または工業用）Ｘ線装置、または、例えば、光子カウント式エネルギー分解（人用）ＣＴ装置といったＣＴ装置とし得る。このＸ線装置の一実施形態では、少なくとも２つのＸ線源と、これら少なくとも２つのＸ線源の１つによって放射された放射線を検出するようにそれぞれが配置された少なくとも２つのＸ線検出器とが設けられ、少なくとも１つの検出器が、カウント測定を実行してカウント信号を供給するように適応され、少なくとも１つの他の検出器が、積分測定を実行して積分信号を供給するように適応される。

本発明の上記およびその他の諸態様は、下記の実施形態（１つまたは複数）から明らかになり、またこれらを参照して解明されよう。

本発明によるＸ線装置の第１の実施形態を示す図である。 本発明によるＸ線検出器の第１の実施形態を示す図である。 図２に示されたＸ線検出器のさらなる細部を示す図である。 別の実施形態による、入射カウント率に対する観察カウント率を示すグラフである。 本発明によるＸ線検出器の第２の実施形態を示す図である。 本発明によるＸ線装置の第２の実施形態を示す図である。 本発明によるＸ線装置の第３の実施形態を示す図である。

図１は、本発明によるＸ線装置の第１の実施形態を示し、具体的には、Ｃ形アームＸ線装置として設計されたＣＴ（コンピュータ断層撮影）スキャナ１０を示す。ＣＴスキャナ１０（異なって見えること、例えばリング形支持体を有する管の形に見えることもある）は、支持体１２、および患者１６を支える台１４を含む。支持体１２はＸ線源アセンブリ２０を含み、Ｘ線源アセンブリ２０は、扇形ビームまたは円錐ビームなどのＸ線のビームを支持体１２の反対側のＸ線検出器２４に向けて投影し、その間、患者１６の一部分が、Ｘ線源アセンブリ２０とＸ線検出器２４の間に置かれる。

Ｘ線源アセンブリ２０は、複数のエネルギーレベルで放射線を送出するように構成することができ、Ｘ線検出器２４は、それぞれ異なるエネルギーレベルの放射線に応答して画像データを生成するように構成することができる。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を含むことができる。コリメータ２１は、いくつかの所定の特性を有する放射線を作り出すための１つまたは複数のフィルタ（図示せず）を含むことができる。Ｘ線検出器２４は、患者１６を通過するＸ線を検知するように構成された複数のセンサ素子（２２１、図２参照）を有する。各センサ素子は、Ｘ線ビームが患者１６を通過するときのＸ線ビームの強度を示す電気信号を生成する。支持体１２は、患者１６のまわりを回転するように構成することができる。別の実施形態では、支持体１２は、患者１６が直立の姿勢で立っている（または座っている）間、そのまわりを回転するように構成することができる。支持体１２および患者１６の位置決めは、本明細書に記載の諸例に限定されず、また支持体１２は、撮像することが求められる体部分の位置および向きに応じて、他の配置（例えば、他の回転軸の位置または向き）にすることができる。

図示の実施形態では、ＣＴスキャナ１０はまた、プロセッサ４０、データを表示するためのモニタ５０、およびデータを入力するためのキーボードまたはマウスなどの入力装置５２も含む。プロセッサ４０は制御装置３０に結合される。支持体１２の回転、およびＸ線源アセンブリ２０の動作は制御装置３０によって制御され、制御装置３０は、プロセッサ４０から受け取った信号に基づいて、Ｘ線源アセンブリ２０に電力およびタイミング信号を供給し、支持体１２の回転速度および位置を制御する。制御装置３０はまた、Ｘ線検出器２４の動作を制御する。例えば、制御装置３０は、Ｘ線検出器２４から画像信号／データを読み出すときのタイミング、および／またはＸ線検出器２４から画像信号／データを読み出す方法（例えば、行ごとにか、または列ごとにか）を制御することができる。制御装置３０は、支持体１２およびプロセッサ４０とは別個の構成要素として図示されているが、代替実施形態では、制御装置３０を支持体１２またはプロセッサ４０の一部とすることもできる。プロセッサ４０はさらに、検出されたＸ線放射線から１つまたは複数の画像を再構成するための再構成ユニットを備えることもできる。

Ｘ線投影データ（例えば、ＣＴ画像データ）を取得するためのスキャン中、支持体１２が患者１６のまわりを回転しながら、Ｘ線源アセンブリ２０がＸ線のビームを支持体１２の反対側のＸ線検出器２４に向けて投影する。一実施形態では、支持体１２は、画像データ取得中に患者１６のまわりで３６０度の回転をする。あるいは、完全円錐検出器が使用される場合には、ＣＴスキャナ１０は、支持体１２が１８０度に扇ビーム角度を加えた角度の回転をする間にデータを取得できる。他の回転角度もまた、使用される特定のシステムに応じて用いることができる。一実施形態では、Ｘ線検出器２４は、１秒未満に少なくとも９００フレームの画像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、コンピュータ断層撮影画像を再構成するための十分な量の画像データを収集するのに、患者１６のまわりを一回だけ回転すればよい。別の実施形態では、Ｘ線検出器２４は、別の速度でフレームを生成するように構成することができる。

患者１６は、その位置決めがＸ線源アセンブリ２０とＸ線検出器２４の間に設定されるように配置される。そして、造影剤注入時点から計測して所定の時間（例えば１５０秒）が経過した後、支持体１２は、患者１６のまわりを回転して２組の画像データを生成する。この２組の画像データは、異なるレベルの放射線を使用して素早く（例えば、５〜２０ミリ秒以内に）、あるいは第１および第２の組の画像データが、撮像される被検体が静止して見えるようにするのに十分なだけ高速で取得される限り任意の時間内で、生成することができる。支持体１２が患者１６のまわりを回転するとき、Ｘ線源アセンブリ２０は放射線を放射する。一実施形態では、放射線は単一のエネルギーレベル、または広いエネルギー範囲で放射される。別の実施形態では、放射線は、第１のエネルギーレベルと第２の（さらにはもっと多くの）エネルギーレベルで、具体的には、造影剤のｋ吸収端（Ｋエッジ）より下の第１のエネルギーレベルと、造影剤のｋエッジより上の第２のエネルギーレベルとを有して交互に放射される。放射放射線は、患者１６によって減衰され、Ｘ線検出器２４に突き当たる。

Ｘ線検出器２４は、それに突き当たる放射線に応答して画像信号／データを生成する。支持体１２が患者のまわりを回転するにつれ、追加の組の画像データを異なる支持体角度について生成することができる。所望の量の（例えば、立体画像の再構成に十分な）画像データが生成された後、その画像データを後の処理のためにコンピュータ可読媒体（例えばハードディスク）に保存することができる。

Ｘ線検出器２４は様々に構築することができる。図２は、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）などのシンチレータ素子から作られたＸ線変換層２１０と、Ｘ線変換層２１０に結合された光検出器アレイ２２０（例えば、フォトダイオード層）とを含むイメージャ（センサユニットとも呼ばれる）２００を備える例示的なＸ線検出器２４ａを示している。Ｘ線変換層２１０は、Ｘ線放射線に応答して光フォトンを発生し、複数の検出器素子２２１を含む光検出器アレイ２２０は、Ｘ線変換層２１０からの光フォトンに応答して電気信号を生成するように構成される。Ｘ線変換層２１０と光検出器アレイ２２０の両方をピクセル化し、それによって複数の撮像素子２３０を形成することができ、あるいはＸ線変換層２１０はピクセル化されていなくてもよい。イメージャ２００は、曲線面（例えば、部分円弧）を有することができる。このような面構成は、イメージャ２００の撮像素子２３０のそれぞれがＸ線源アセンブリ２０から実質的に同じ距離のところに置かれるという点で有利である。イメージャ２００は、別法として直線面、または他の形状を持つ面を有することができる。各撮像素子２３０（またはピクセル）は、約２００ミクロン以上の、より好ましくは約４００ミクロン以上の断面寸法を有することができるが、他の寸法を有する撮像素子もまた使用することができる。好ましいピクセルサイズは、所定の空間分解能によって決めることができる。２００〜４００ミクロンの断面寸法を有する撮像素子２３０は、一般の解剖学的撮像に好適であるが、特定の体部位に対しては他の断面寸法が好ましいことがある。イメージャ２００は、アモルファスシリコン、結晶性のシリコンウェハ、結晶性のシリコン基板、またはフレキシブル基板（例えば、プラスチック）から作製することができ、フラットパネル技術（例えば、アクティブマトリックス型フラットパネル技術）を用いて、または撮像デバイス作製の技術分野で知られている他の技術を用いて構築することができる。

撮像素子２３０のそれぞれは、光入力に応答し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）を備えることができる。フォトダイオードは、Ｘ線６０に応答して光を発生する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、撮像素子に逆バイアス電圧を供給するアレイバイアス電圧に接続される。トランジスタ（薄膜Ｎ型ＦＥＴなど）が、撮像素子２３０のスイッチング素子として機能する。撮像素子２３０から画像データをキャプチャすることが求められるとき、制御信号がゲートドライバに送られてトランジスタのゲート（１つまたは複数）が「選択」される。次に、ゲートドライバによって「選択」されたフォトダイオードからの電気信号が電荷増幅器に送られ、この電荷増幅器が、さらなる画像処理／表示のための画像信号／データを出力する。

一実施形態では、画像データは、一度に１ラインの撮像素子２３０からサンプリングされる。あるいは、複数のラインの撮像素子２３０からの画像データを同時にサンプリングすることもできる。このような構成では、イメージャ２００のすべてのラインの撮像素子２３０から信号を読み出すのに要する時間が低減される。これによりひいては、イメージャ２００のフレームレート（すなわち、イメージャ２００によって生成することができる１秒当たりのフレームの数）が向上する。

使用中、放射線がＸ線検出器２４ａに突き当たると、Ｘ線検出器２４ａは、その放射線に応答して画像信号／データを生成する。例えば、第１のエネルギーレベルの放射線がＸ線検出器２４ａに突き当たると、Ｘ線検出器２４ａは、第１のエネルギーレベルの放射線に応答して画像信号／データを生成する。この画像信号／データが光検出器アレイ２２０から読み出された後、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まで導かれる。そして、アセンブリ２４ａは、第２のエネルギーレベルの放射線に応答して画像信号／データを生成する。

一実施形態では、１つまたは複数のフィルタを、放射線がＸ線検出器２４ａまで導かれる前にＸ線源アセンブリ２０とＸ線検出器２４の間（例えば、変換層２１０の上部）に配置することができる。このフィルタ（１つまたは複数）は、所望の特性を有する放射線がＸ線検出器２４ａで受け取られるように、患者１６から出て行く放射線を変える。一実施形態では、第１のフィルタ（１つまたは複数）を使用して、第１のエネルギーレベルの放射線に対するＸ線検出器２４ａの検出量子効率を最大化または最適化することができ、第２のフィルタ（１つまたは複数）を使用して、第２のエネルギーレベルの放射線に対するＸ線検出器２４ａの検出量子効率を最大化または最適化することができる。例えば、Ｘ線検出器２４ａは、あるスペクトル内のすべての光子エネルギーに対し均一な感度を有すること、光子エネルギーに比例する感度を有すること、あるいは特定のエネルギー範囲の光子が効率的に吸収されない「ホール」を有することがある。これら異なるタイプのＸ線検出器２４ａのそれぞれについて、システム１０の効率を最大化するように１つまたは複数のフィルタを選択することができる（例えば、注入された造影剤を測定する際のシステム１０の応答を最大化する、かつ／または線量送達および時間を最小化する）。フィルタ（１つまたは複数）の設置は手動で、または機械的に遂行することができる。いくつかの実施形態では、フィルタはＸ線検出器２４の一部分とすることができる。

このようなＸ線検出器２４ａは当技術分野で一般に知られており、例えば、国際公開２００７／０１０４４８Ａ２号または米国特許出願公開第２００１／００４８０８０Ａ１号にさらに詳細に記載されている。

代替実施形態では、Ｘ線検出器は、異なる検出手法を使用することができる。例えば、代替実施形態では、Ｘ線検出器は、Ｘ線変換層を有する代わりに、光導電体（直接変換材料）を有するイメージャを含むことができる。光導電体は、Ｘ線に応答して電子−正孔対または電荷を生成し、そのためフォトダイオードが不要になる。

Ｘ線量子の大部分はセンサアセンブリ内で吸収されて、吸収された後に、強度がほぼ吸収エネルギーに比例する電荷信号に変換される。本明細書では、Ｘ線量子の電荷信号への変換が直接行われるか（例えば、Ｘｅなどのガス、ＧａＡｓ、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅなどの半導体、またはＳｅ、ＰｂＩ_２もしくはＰｂＯなどの光導電体である、いわゆる直接変換材料を用いて）、または間接的に行われるか（例えば、シンチレーション材料を用いて低エネルギー光量子に変換し、その後、結晶シリコンまたはアモルファスシリコンのフォトダイオードで検出することによって）は、重要ではない。

本発明によるＸ線検出器はさらに、測定期間の開始以降に入射Ｘ線放射線に応答して生成された光子または電荷パルスをカウントすることによって、エネルギー情報を有するカウント信号２４１を得るためのセンサ素子ごとの計数チャネル２４０と、上記測定期間の開始以降に検出された放射線の合計エネルギーを表す積分信号２５１を得るためのセンサ素子ごとの積分チャネル２５０とを備える。さらに処理ユニット２６０が、測定期間中に計数チャネルが飽和したセンサ素子のカウント信号を、該センサ素子の積分信号から推定するために設けられる。そして、これらのデータが、飽和センサ素子の推定カウント信号と、非飽和センサ素子の取得カウント信号とから画像を再構成する再構成ユニット（例えば、プロセッサなどの別個のユニット、または再構成を行う手段を含むプロセッサ４０）に供給される。これについては、以下でより詳細に説明する。

図３は、各センサピクセル内の提案するＸ線検出器の計数チャネル２４０ａおよび積分チャネル２５０ａの諸構成要素からなる回路アーキテクチャの一実施形態を示す。この回路は、集積回路として、例えばＣＭＯＳ回路として実現することができる。この実施形態では、センサユニット２００で生成された電気信号２０１が、計数チャネル２４０ａの入力前置増幅器４１０に与えられる。入力前置増幅器４１０は、センサ信号２０１を別の信号（例えば、電圧信号）に変換する。これは、典型的にはブリーダ抵抗を含む集積回路である電荷検知増幅器（ＣＳＡ）とし得る。前置増幅器４１０の入力での短時間の電荷パルスごとに、指数関数的に減少する電圧が出力に生成され、この指数関数曲線の下の面積が該パルス内の電荷に比例する。

複数の閾値カウント機能を得るために、１つまたは複数の（ここでは複数の）弁別器４２０−１〜４２０−ｎが前置増幅器４１０の出力に接続される。弁別器のそれぞれは、信号整形増幅器と調整可能な閾値を有する比較器とから構成されることができ、センサからの、所定の電荷量よりも大きい電荷パルスごとにデジタル出力信号（カウントパルス）を生成する。最低閾値（弁別器４２０−１で実装することができる）により、最小エネルギーを有する光子によって生成されたカウントを、ノイズ（例えば、電子ノイズ）によって生成されたカウントと区別する。より高い閾値をＫエッジ撮像で用いることができる。例えば、２つの弁別器を用いるとき、弁別器４２０−２は、使用される造影剤のＫエッジが見出されるエネルギー（Ｋエッジエネルギー）を超える光子によって生成されたセンサ信号に応答して前置増幅器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エッジエネルギーより低いエネルギーを有する光子を判別するために、イベントカウンタ４３０−２の値とイベントカウンタ４３０−１の値の差が計算され、Ｋエッジエネルギーより高いエネルギーを有する光子は、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４３０−１〜４３０−ｎは、ｎビットのカウント深度を有する電子デジタルカウンタとし得る。線形フィードバックシフトレジスタを使用してスペースを節減することができる。

この実施形態では、積分チャネル２５０ａの積分チャネルユニット４４０が、前置増幅器４１０のフィードバックループから信号４１５を受け取る。積分チャネルユニット４４０は、積分期間中にセンサ信号によって示された総電荷量を検出する「全信号取得回路」とすることができる。この回路は、アナログ出力を有する積分器回路、および電圧／周波数変換器によって実現することができ、あるいは何か他の方法で実現することもできる。

単にいくつかの異なる計数チャネル（エネルギー分解パルスカウンタが得られる）ではなく、追加の積分チャネルユニット４４０を使用することは、評価が量子限界にならないように全エネルギー範囲にわたって積分が行われることにて理解され得る。量子限界になることは、特にエネルギー瓶サイズが小さい場合、すなわち、エネルギー瓶あたり平均してほんの少しの光子がカウントされる場合に、エネルギー分解パルスカウンタの瓶群のいくつかでよく起こり得ることである。

必要に応じての電荷パケットカウンタ４５０および時間カウンタ４６０が、時間ラッチ４７０によって印が付けられた測定期間中に生成された電荷の最適な推定値を決定する。この電荷は、測定期間中にＸ線によって付与されたエネルギーに比例する。カウンタ４３０−１〜４３０−ｎのカウント、および積分チャネル４４０での積分の結果は、データ処理ユニット２６０（図２参照）に供給される。したがって、データ処理ユニット２６０は、計数チャネルならびに積分チャネルの結果を評価することができる。

本発明による提案された検出器の第１の実施形態では、図２および図３に関して上述した概念が用いられ、各ピクセルにおいて、１つまたは複数（具体的にはｎ個）の閾値を有する計数チャネル、および積分チャネルがあり、これらの両方が、直接変換センサピクセルから到来する同一の信号を評価する。

いくつかのピクセル（「パイルアップピクセル」）では過度のパイルアップが見られ、その結果、十分なエネルギー情報を用いた計数がもはや可能ではないが、どのセンサピクセルも分極していないという仮定により、各ピクセルは依然として、積分測定結果を供給することができる。積分測定を用いて、対象物の「従来の」積分スライス画像を、処理ユニット２６０において、再構成することができ、これにより、対象物の材料分解の粗い推定値がすでに与えられる（例えば、これにより、骨がどこにあるか、軟組織がどこにあるか、また場合によっては造影剤がどの血管にあるかが指し示される）。これらのいくつかの情報から、各ピクセルにおける減衰係数の粗い推定値を得ることができ、さらにはエネルギー分解能（例えば、材料についての何らかの先験的な知識が利用可能であることがあり、例えば、既知の造影剤で満たされた血管は、造影剤濃度についての何らかの「知識に基づく推測」仮定により、造影剤でモデル化することができる）、ならびに幾何学的情報、特に、Ｘ線ビームが対象物を通過する経路の長さをビューごとに得ることもできる。得られた粗い対象物モデルを用いて、すべての「パイルアップ」検出器ピクセルについて、推定されるカウント測定結果を、対象物の前方の既知のＸ線スペクトルと、対象物を通り抜ける経路長と、対象物を通り抜けるこれらの経路における対象物組成についての粗い情報とを使用するシミュレーションから導出することができる。

いくつかの「パイルアップ」ピクセルのこれらシミュレーションされたカウント測定結果には、飽和していない他の多くのピクセルの測定エネルギー分解カウント結果と一緒に、通常のデータ評価プロセスを適用することができる（例えば、国際公開第２００７／０１０４４８Ａ２号に記載の、Ｋエッジ撮像のための拡張Ａｌｖａｒｅｚ−Ｍａｃｏｖｓｋｙ分解、または再構成ユニット４０（図１参照）における瓶ごとの再構成）。

別の実施形態では、「パイルアップピクセル」（すなわち、最低閾値の「パイルアップピクセル」、そのため利用可能なエネルギー情報がない）のカウント信号を使用してほぼ正しい画像をなおも再構成することを可能にすることができ、ピクセルの積分信号が、このピクセルのパイルアップを指し示し、それ故に、パイルアップピクセルのカウント信号（エネルギー情報がない）が、例えば「Ｇｌｅｎｎ Ｋｎｏｌｌ， Ｒａｄｉａｔｉｏｎ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ａｎｄ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ、 ３ｒｄ ｅｄｎ（Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ：Ｗｉｌｅｙ）１１９〜１２２頁」による検出器のパラライザブル・デッドタイム・モデル（paralyzable deadtime model）を使用する補正手法に基づいて補正される。これは、入射カウント率に対する観察カウント率を表す図４のグラフで、３７．６ｎｓのデッドタイムの例でのポアソン（曲線Ｐ）および隣接パルスの等距離到着時間（Ｉ）について、示されている。Ｙは、最大観察可能カウント率を示し、Ｘはそれに対応する、最大観察可能カウント率に達する入射カウント率を示す。積分測定により、入射カウント率がＸ線光子のパラライザブル・カウント率の最大観察可能カウント率曲線に対応するものよりも大きいか小さいかを判定することが可能になる。この確率的カウント処理は、「ポアソン到着」と呼ばれることもあるポアソン分布に従う。

次に、パイルアップピクセルの入射Ｘ線スペクトルを模倣するために、各ピクセルのエネルギー情報を有しないカウント信号だけから再構成されたカウント画像を使用して、吸収が弱い領域内の対象物をモデル化する。

存在する分極ピクセルが非常に少数である場合には、これらのピクセルに関する欠落している積分測定結果を隣接ピクセルから単に内挿することによって対象物モデルを得ることが可能でありうる。

対象物表面に近い対象物の領域では、この領域を非常に強く減衰しながら通過する他の多くのビームが一般にあり、そのため、この領域を再構成するのに、「モデル信号」は、これらの領域を再構成する際に使用可能なすべての信号の小さなサブセットを表すにすぎない。

積分チャネルと計数チャネルの両方が動作するピクセルでは、例えば、国際公開第２００７／０１０４４８Ａ２号に記載の拡張Ａｌｖａｒｅｚ−Ｍａｃｏｖｓｋｙ分解を行うために、両方の測定信号さえ使用することができる。

直接変換材料Ｃｄ［Ｚｎ］Ｔｅの、積分モードで強い残像を示す既知の問題は、残像を測定および補償できるように、グリッド切替式チューブ（管）を使用することによって対処することができる。

一般に、図３に関して上述した手法は、高速シンチレータによっても実行することが可能である。この場合、「パイルアップ」ピクセル、すなわち積分信号しか十分に小さい誤差で得ることができないピクセルが依然としてあるので、上記と厳密に同じ手法が可能かつ必要である。

別の一実施形態に係る提案された検出器２４ｂが図５に示されている。この検出器２４ｂは、少なくとも（直接変換材料がベースの）カウント層３１０（例えば、ｎ個の閾値を有する）と終端積分層３２０とを有する、前述と同様に使用できるセンサユニット３００を備える。この場合もやはり、カウント信号２４１および積分信号２５１を供給するために、センサ素子ごとに計数チャネル２４０ｂおよび積分チャネル２５０ｂが設けられる。カウント層３１０に示されているように、一部のセンサ素子（ピクセル）３１１、３１２が飽和（「パイルアップ」）しているが、他のセンサ素子３１３、３１４は飽和していない。より正確には、印が付けられたセンサ素子３１１、３１２の計数チャネルは、この例では飽和しているが、カウント層３１０の他のセンサ素子の計数チャネルは飽和していない。

積分層３２０はシンチレータから作製することができるので、分極により積分信号を全く供給しない検出器ピクセルの問題がない。というのは、シンチレータは、直接変換材料よりもずっと強いＸ線束で動作し、またシンチレータは分極現象を示さないからである（捕獲電子または捕獲正孔によって弱められる可能性がある内部電界がない）。対象物を通り抜ける吸収が弱い経路（通常は表面ビーム）しか見ず、故にカウント層３１０にパイルアップ（または、さらには分極）を示すピクセル３１１、３１２に、Ｘ線ビーム６０が突き当たる。強い線束により、終端積分層３２０で吸収される光子が依然として十分にあり、その結果、すべてのセンサ素子３２１が積分信号を供給することができる。対象物を通り抜けるより強い吸収経路を見る、Ｘ線ビーム６０が当たる他のピクセルは、カウント層３１０でのカウントと終端積分層３２０での積分との両方を行うことができる。したがって、この場合も、各ピクセルで得られた積分測定値によって対象物モデルを決定することができる。

対象物を通り抜ける経路での吸収が非常に強いことにより積分信号２５１が非常に弱いピクセルがありうる。その場合、カウント層３１０内でカウントすることが依然として可能であり、また、カウント信号２４１を積分信号２５１に外挿することによって（例えば、カウント数に推定平均エネルギーを乗じて、積分信号がどのように見えるかについての推定値を得ることによって）、エネルギー積分スライス画像を再構成するのに十分な測定結果を得ることも可能である。あるいは、積分信号２５１は、そのような（積分信号２５１があまりに弱い）ピクセルに対し、積分信号が十分に強い隣接ピクセルから内挿することもできる。

センサユニットの別の実施形態では、層３１０は、入射Ｘ線放射線を、電荷パルスを形成する電荷信号に変換する直接変換検知構成であり、層３２０は、入射Ｘ線放射線をまず光子に変換し、次に前記光子を前記積分信号に変換する間接検知構成である。

図６は、本発明による第２の実施形態に係るＸ線装置１０’を示し、これは、医療応用および患者の検査のためのＣＴ撮像システムとして実施される。図６に示されたＣＴ撮像システムは、ｚ方向と平行に延びる回転軸Ｒを中心に回転することができるガントリ６２を含む。放射線源２０ｃが、具体的には広いエネルギースペクトルのＸ線を放射する（従来の）多色Ｘ線管が、ガントリ６２に取り付けられる。Ｘ線管２０ｃは、Ｘ線管２０ｃによって発生された放射線から円錐放射線ビーム６０を形成するコリメータデバイス６４を備える。この放射線は、患者１６などの対象物を円筒形検査ゾーン（撮像領域）内の関心領域において横切る。検査ゾーンを横切った後、（減衰した）Ｘ線ビーム６０は、この実施形態では複数の検出器セルを有する２次元検出器であるＸ線検出器ユニット２４ｃに入射する。Ｘ線検出器ユニット２４ｃは、ガントリ６２に取り付けられており、入射Ｘ線放射線を検出信号に変換する。

ガントリ６２は、モータ６６によって、好ましくは一定の、しかし調整可能な角速度で駆動される。更なるモータ６８が、例えば、検査ゾーン内の患者台上に配置された患者１６である対象物を、回転軸Ｒすなわちｚ軸の方向と平行に移動させるために設けられる。これらのモータ６６、６８は、例えば、放射線源２０ｃと検査ゾーンが互いに対してらせん軌道に沿って移動するように、制御装置３０ａによって制御される。しかし、対象物または検査ゾーンを移動させずに、Ｘ線源２０ｃだけを回転させることもまた可能である。好ましくは、Ｘ線源２０ｃを制御するために、具体的にはＸ線源２０ｃによって供給されるＸ線束を変調するために、線源制御装置３０ｂが設けられる。

検出信号は、Ｘ線画像をこの検出信号に基づいて再構成する信号処理デバイス４０に供給される。再構成画像は次に、信号処理デバイス４０から、例えば、得られた画像を表示するディスプレイ５０へ送出される。

検査の全体制御のために、モータ６６、６８だけでなく、線源制御装置３０ｂ、信号処理デバイス４０、および検出器２４ｃ自体も制御装置３０ａによって制御されることが好ましい。

上述のように、Ｘ線検出器２４ｃは、ＧＯＳ（ガドリニウムオキシ硫化物）などのシンチレータ素子から作製されたＸ線変換層と、Ｘ線変換層に結合された光検出器アレイ（例えば、フォトダイオード層）とを含むセンサユニットとして形成することができる。しかし、検出器２４ｃを実現することには、他の検出器技術もまた使用することができる。検出器２４ｃの撮像素子（ピクセル）は通常、約１ｍｍ^２〜１．５ｍｍ^２の検出器ピクセルサイズを有する。

図１に示されたＸ線装置１０と比較したＸ線装置１０’のこれらの一般的な相違点は別として、処理デバイス４０および検出信号の処理は、上述のやり方とほぼ同じである。すなわち、この点でＸ線装置１０に関して提示された説明は同様に当てはまる。

図７は、本発明による更なる別の一実施形態に係るＸ線装置１０’’を示す。この実施形態では、２つのＸ線源２０−１、２０−２、および２つのＸ線検出器２４−１、２４−２を備える２線源システムが使用され、一方の検出器２４−１はエネルギー積分検出器であり、もう一方の検出器２４−２は光子カウント検出器である。上述のように、エネルギー積分検出器２４−１の積分信号は、光子カウント検出器２４−２の飽和ピクセルのエネルギー分解カウント信号を推定するために、特に表面ビームについての患者モデルを得るために使用される。

それに代えて、または加えて、特に表面ビームについての患者モデルを得るために、例えばエネルギー積分ＣＴシステムで取得された、患者の古いスライス画像を使用することが、別の実施形態では可能でありうる。

したがって、要約すると、提案された検出器およびＸ線装置は、各ピクセルにおいて計数測定値と積分測定値の両方を提供して、その積分測定値だけを使用して対象のスライス画像を再構成できるようにする。このスライス画像は、パイルアップによりカウントがもはや可能ではない「パイルアップピクセル」において（通常は「表面ビーム」が見えるピクセルの場合）、推定された（シミュレーションされた）計数チャネル結果を得るためのモデルとして使用することができ、その結果、他のすべてのピクセル（非パイルアップ）の計数チャネル測定結果と一緒に、知られている処理（例えば、拡張Ａｌｖａｒｅｚ−Ｍａｃｏｖｓｋｙ分解に基本画像の再構成を加えたもの、計数チャネル測定結果の瓶ごとの再構成）が実行可能になる。したがって、動的なビーム整形器がもはや不要になりうる。分極ピクセルでは、その信号を、分極していない隣接ピクセルから内挿する必要がありうる。

本発明を図面および上記の説明で詳細に図示および説明してきたが、このような図示および説明は説明的または例示的なものであり、限定的なものではないと考えられるべきである。すなわち本発明は、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に対する他の諸変形形態が、特許請求された本発明を実践するにおいて、図面、開示、および添付の特許請求の範囲を検討することにより、当業者によって理解され、もたらされ得る。

請求項において、「有する」という語は他の要素またはステップを排除せず、また不定冠詞「ａ」または「ａｎ」は複数であることを排除しない。単一の要素または他のユニットが、請求項に列挙された複数の品目の機能を果たしてもよい。特定の複数の手段が互いに異なる従属請求項に列挙されてという単なる事実は、これらの手段の組合せが有利に使用され得ないということを示すものではない。

コンピュータプログラムは、他のハードウェアと一緒にもしくはその一部として供給される例えば光記憶媒体または固体媒体などの適切な非一時的な媒体にて保存／配布され得るが、例えばインターネットまたは他の有線もしくは無線通信システムを介してなど、他の形態で配布されてもよい。

請求項におけるいかなる参照符号も、その範囲を限定するものと解釈されるべきではない。

Claims (14)

1. 入射Ｘ線放射線を検出する、複数のセンサ素子を有するセンサユニットと、
   測定期間の開始以降に前記入射Ｘ線放射線に応答して生成された光子または電荷パルスをカウントすることによってカウント信号を取得する、センサ素子ごとの計数チャネルと、
   前記測定期間の前記開始以降に検出された放射線の合計エネルギーを表す積分信号を取得する、センサ素子ごとの積分チャネルと、
   前記センサ素子の前記積分信号から、前記測定期間中にその計数チャネルが飽和したセンサ素子のカウント信号を推定する処理ユニットと、
   を有し、
   前記処理ユニットは、
   取得された前記センサ素子の前記積分信号から対象物モデルを決定し、かつ
   前記対象物モデルから飽和センサ素子の前記カウント信号を決定する
   ように適応されている、
   ことを特徴とするＸ線検出器。
2. 前記処理ユニットは、飽和センサ素子の前記カウント信号を、
   前記飽和センサ素子に入射するＸ線ビームを、前記対象物モデルおよび対象物の前方の前記Ｘ線ビームのスペクトルからモデル化し、かつ
   前記飽和センサ素子の前記カウント信号を、それぞれの飽和センサ素子の前記モデル化されたＸ線ビームから決定する
   ことによって決定するように適応される、請求項１に記載のＸ線検出器。
3. 前記計数チャネルは、測定期間の開始以降の異なるエネルギーレベルの光子または電荷パルスをカウントして測定期間の開始以降のエネルギー依存カウント信号を取得する少なくとも２つの弁別器を有する、請求項１に記載のＸ線検出器。
4. 前記センサユニットは、入射Ｘ線放射線を、電荷パルスを形成する電荷信号に直接変換する直接変換検知層を有する、請求項１に記載のＸ線検出器。
5. 前記センサユニットは、前記積分チャネルとなる積分層をさらに備え、前記積分層は、前記直接変換検知層の、前記入射Ｘ線放射線の入射側とは反対側に配置されて、前記積分層に到達するＸ線放射線を前記積分信号に変換する、請求項４に記載のＸ線検出器。
6. 前記処理ユニットは、前記積分層に到達するＸ線放射線が不十分であるセンサ素子の積分信号を、該センサ素子の前記カウント信号を外挿することによって、または隣接センサ素子の積分信号を内挿することによって推定するように適応される、請求項５に記載のＸ線検出器。
7. 前記センサユニットは、入射Ｘ線放射線をまず光子に変換し、次いで前記光子を電荷信号に変換する間接検知構成を有する、請求項１に記載のＸ線検出器。
8. 前記センサユニットは、入射Ｘ線放射線を、電荷パルスを形成する電荷信号に直接変換する直接変換検知構成と、入射Ｘ線放射線をまず光子に変換し、次いで前記光子を前記積分信号に変換する間接検知構成とを有する、請求項１に記載のＸ線検出器。
9. 複数のセンサ素子を有するセンサによって入射Ｘ線放射線を検出するステップと、
   測定期間の開始以降に前記入射Ｘ線放射線に応答して生成された光子または電荷パルスをカウントすることによってセンサ素子ごとにカウント信号を取得するステップと、
   前記測定期間の前記開始以降に検出された放射線の合計エネルギーを表す積分信号をセンサ素子ごとに取得するステップと、
   前記センサ素子の前記積分信号から、前記測定期間中にその計数チャネルが飽和したセンサ素子のカウント信号を推定するステップと、
   を有し、
   前記推定するステップは、
   取得された前記センサ素子の前記積分信号から対象物モデルを決定し、かつ
   前記対象物モデルから飽和センサ素子の前記カウント信号を決定する
   ことを有する、
   ことを特徴とするＸ線検出方法。
10. Ｘ線放射線を放射するＸ線源と、請求項１に記載のＸ線検出器と、飽和センサ素子の前記推定されたカウント信号および非飽和センサ素子の前記取得されたカウント信号から画像を再構成する再構成ユニットと、を有するＸ線装置。
11. 当該Ｘ線装置は、少なくとも２つのＸ線源と、前記少なくとも２つのＸ線源の１つによって放射された放射線を検出するようにそれぞれが配置された少なくとも２つのＸ線検出器とを有し、少なくとも１つの検出器が、カウント測定を実行してカウント信号を供給するように適応され、少なくとも１つの他の検出器が、積分測定を実行して積分信号を供給するように適応される、請求項１０に記載のＸ線装置。
12. 入射Ｘ線放射線を検出する、複数のセンサ素子を有するセンサユニットと、測定期間の開始以降に前記入射Ｘ線放射線に応答して生成された光子または電荷パルスをカウントすることによってカウント信号を取得する、センサ素子ごとの計数チャネルと、前記測定期間の前記開始以降に検出された放射線の合計エネルギーを表す積分信号を取得する、センサ素子ごとの積分チャネルと、を有するＸ線検出器を持つＸ線装置にて使用されるプロセッサであって、
    前記センサ素子の前記積分信号から、前記測定期間中にその計数チャネルが飽和したセンサ素子のカウント信号を推定する処理ユニットと、
    飽和センサ素子の前記推定されたカウント信号と、非飽和センサ素子の前記取得されたカウント信号とから画像を再構成する再構成ユニットと、
    を有し、
    前記処理ユニットは、
    取得された前記センサ素子の前記積分信号から対象物モデルを決定し、かつ
    前記対象物モデルから飽和センサ素子の前記カウント信号を決定する
    ように適応されている、
    ことを特徴とするプロセッサ。
13. 入射Ｘ線放射線を検出する、複数のセンサ素子を有するセンサユニットと、測定期間の開始以降に前記入射Ｘ線放射線に応答して生成された光子または電荷パルスをカウントすることによってカウント信号を取得する、センサ素子ごとの計数チャネルと、前記測定期間の前記開始以降に検出された放射線の合計エネルギーを表す積分信号を取得する、センサ素子ごとの積分チャネルと、を有するＸ線検出器を持つＸ線装置にて使用される処理方法であって、
    前記センサ素子の前記積分信号から、前記測定期間中にその計数チャネルが飽和したセンサ素子のカウント信号を推定するステップと、
    飽和センサ素子の前記推定されたカウント信号と、非飽和センサ素子の前記取得されたカウント信号とから画像を再構成するステップと、
    を有し、
    前記推定するステップは、
    取得された前記センサ素子の前記積分信号から対象物モデルを決定し、かつ
    前記対象物モデルから飽和センサ素子の前記カウント信号を決定する
    ことを有する、
    ことを特徴とする処理方法。
14. プログラムコードを有するコンピュータプログラムであって、当該コンピュータプログラムがコンピュータまたはプロセッサ上で実行されたときに、請求項１３に記載の方法の前記ステップを前記コンピュータまたはプロセッサに実行させるコンピュータプログラム。

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