專利名稱：采用多色光譜的x射線探測器成像的制作方法
采用多色光譜的x射線探測器成像
本發(fā)明總體涉及x射線成像。更特別是，本發(fā)明涉及x射線探測 器和采用多色x射線光譜的x射線成像方法。
醫(yī)療成像的常規(guī)侵入步驟包括將脈管插入例如冠狀動脈。盡管選擇 性動脈造影可提供良好的冠狀動脈及其解剖結(jié)構(gòu)圖像，但是其不適合 于臨床研究中的一般普查或者重復(fù)控制。
K -緣數(shù)字減影血管造影是采用從同步輻射源發(fā)出的單色X射線 的成像方法。在靜脈(IV)注射例如碘的造影劑之后，以高于和低于 造影劑K緣的單色束產(chǎn)生兩幀圖像。兩種測量的對數(shù)減影產(chǎn)生造影劑 增強(qiáng)圖像，其可精確量化。該技術(shù)比常規(guī)的成像步驟不侵入并可在動 脈介入后跟蹤患者。但是，K緣數(shù)字減影血管造影方法有如下缺點， 即產(chǎn)生單色X射線束的同步輻射源非常昂貴并且這類設(shè)備非常笨重。
雖然已知較廉價的非侵入方法例如磁共振成像(MRI)、計算機(jī)斷 層造影(CT)和超聲，但是這些方法提供的圖像較不準(zhǔn)確。特別是， 多層螺旋計算機(jī)斷層造影(MSCT )通常具有因為運(yùn)動偽像和釣化造成 的不完整的解譯能力可解釋性。
已知通過光電效應(yīng)和康普頓散射將質(zhì)量衰減u(E，x)分解為與能量
相關(guān)(與位置無關(guān))的部分和與能量無關(guān)(與位置相關(guān))的部分 u(E，x)-a(x)E-3 + b(x)fKN(E)
其中fKN (E)為Klein-Nichina公式，因此允許近似方法以從重 建a ( x) dx和b ( x ) dx的積分獲得a ( x) 、 b ( x),其再次從解答 兩個非線性方程的類似方程組獲得。參見Alvarea等人的"Energy selective reconstructions in X - ray Computerized Topography" ， Phys. Med. Biol. 1976;以及Lehmann等人的"Generalised image combination in dual KVP digital radiography" , Med. Phys. 8 ( 5 ) , 1981。但是在 該方法中，沒有直接的材料質(zhì)量密度關(guān)系。相反，將獲得光電效應(yīng)圖 像和康普頓散射圖像。對于使用造影劑的冠狀動脈成像，通過分解該 方法可能有用u(E，x) = a(x)E.3 + b(x)fKN(E) + u、(E)pca(x)
這里，光電效應(yīng)項已經(jīng)覆蓋了部分造影劑項，其可誤將對造影劑質(zhì) 量密度的確定作為位置的函數(shù)。
然而， 一種不同的現(xiàn)有技術(shù)方法為所謂的pZ投影，其從至少兩個 具有不同"光譜加權(quán)"的衰減值m和u2 (所謂的"有效衰減系數(shù)'，， 該系數(shù)與常規(guī)衰減系數(shù)不同)確定掃描對象的質(zhì)量密度p (x)和原子 序數(shù)Z ( x )作為位置函數(shù)。參見Heismann等人的"Density and atomic number measurements with spectral x曙ray attenuation method"， Journal of Applied Phys., Vol.94, No. 3, Aug. 2003。所考慮的光譜力口 權(quán)方法為使用不同x -射線源光譜的兩個測量、使用不同探測器靈敏度 的兩個測量或者使用吸收能量探測器的 一 個測量，即 一 次實現(xiàn)不同的 光譜探測器靈敏度。顯然，該方法不考慮將u(E, x)因數(shù)分解為僅 <義取決于E的部分和但J又取決于x的部分。
量化信息的精度為冠狀動脈造影的必需方面。因此，需要一種X 射線探測器和一種非侵入成像方法，該方法可應(yīng)用于使用多色光譜和 造影介質(zhì)的CT掃描儀，并提供關(guān)于所感興趣身體部位的精確量化信 息，例如冠狀動脈中的脈管內(nèi)腔尺寸。
本發(fā)明優(yōu)選實施例的目標(biāo)在于處理和解決上述需求。 一方面，該優(yōu) 選實施例提供一種探測器，其能夠基于數(shù)學(xué)方法顯示例如冠狀脈管， 包括在該脈管中所包含的造影劑的厚度，從而內(nèi)腔尺寸可被量化，以 及釣化脈管部分的厚度允許對鈣化進(jìn)行評價。
目標(biāo)在于例如計算冠狀動脈的軸向尺寸以及其含有的石典量從而可 檢測和量化狹窄。目標(biāo)還在于適合于跟蹤該狹窄的方法，該狹窄在基 于選擇性動脈造影的第 一 冠狀造影后被觀測。
從下面結(jié)合附圖對優(yōu)選實施例的詳細(xì)描述可更清楚本發(fā)明的上述 及其它目標(biāo)和優(yōu)勢。
附圖示出本發(fā)明優(yōu)選實施例的示例性方面，其中相同的附圖標(biāo)記表 示相同的元件。通過實例而非限制示出這些方面。


圖1描述了本發(fā)明的實施例借以實施的CT掃描儀實例。圖2描述了各種物質(zhì)的質(zhì)量衰減系數(shù)。
圖3描述了和圖l所示出CT掃描儀一起使用的傳感器組件的實例。 圖4為根據(jù)本發(fā)明實施例的成像電路的結(jié)構(gòu)圖。
本發(fā)明的優(yōu)選實施例可以和任何X射線系統(tǒng)一起使用，但優(yōu)選用 在X射線計算機(jī)斷層造影(CT)掃描儀上。圖l描述了本發(fā)明優(yōu)選實 施例借以實施的示例性CT掃描儀10。該CT掃描儀10包括支架12 和用于支撐患者16的臺14。支架12包括x射線源組件20,向其在支 架12相對側(cè)上的傳感器組件24投影x射線束，例如扇形束或者錐形束， 同時患者16的一部分定位在x射線源組件20和傳感器組件24之間。
X射線源組件20可配置為以多個能級發(fā)送輻射，并且傳感器組件 24可配置為響應(yīng)于不同能級上的輻射來產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)。X射線源組件 20可包括調(diào)整x射線束形狀的準(zhǔn)直儀21。準(zhǔn)直儀21可包括一個或多個 用于產(chǎn)生具有某些指定特征的輻射的濾波器(未示出)。傳感器組件 24具有多個配置為感測穿過患者16的x射線的傳感器元件。每個傳感 器元件產(chǎn)生表示當(dāng)x射線穿過患者16時的強(qiáng)度的電信號。
支架12可配置為圍繞患者16旋轉(zhuǎn)。在另一個實施例中，支架12 可配置為圍繞患者16旋轉(zhuǎn)同時患者站在(或者坐在)垂直位置。支架 12和患者16的定位不限于前述實例，并且根據(jù)期望成像的身體部位的 位置和取向，支架12可具有其它配置(例如旋轉(zhuǎn)軸的位置或者取向)。
在所描述的實施例中，CT掃描儀10還包括處理器54、用于顯示 數(shù)據(jù)的監(jiān)視器56、和用于輸入數(shù)據(jù)的輸入設(shè)備58例如鍵盤或鼠標(biāo)。處 理器54耦連至控制設(shè)備40。由控制設(shè)備40控制支架12的旋轉(zhuǎn)和x射 線源組件20的操作，該控制設(shè)備40基于從處理器54所接收的信號對 x射線源組件20提供電力和定時信號并控制支架12的旋轉(zhuǎn)速度和位 置?？刂圃O(shè)備40還控制傳感器組件24的操作。例如，控制設(shè)備40控 制從傳感器組件24讀出圖像信號/數(shù)據(jù)的定時，和/或從傳感器組件24 讀出圖像信號/數(shù)據(jù)的方式(例如以行或者列)。盡管控制設(shè)備40示出 為與支架12和處理器54分離的部件，但是在可替換實施例中，控制 設(shè)備40可以作為支架12或者處理器54的一部分。
在進(jìn)行掃描來采集x射線投影數(shù)據(jù)(即CT圖像數(shù)據(jù))期間，x射 線源組件20向其在支架12的相對側(cè)上的傳感器組件24投射x射線束，同時支架12圍繞患者16旋轉(zhuǎn)。在一個實施例中，支架12在圖像數(shù)據(jù) 采集期間圍繞患者16進(jìn)行360度旋轉(zhuǎn)。可替換地，如果采用完頂體(full cone)探測器，則CT掃描儀IO可以在支架12旋轉(zhuǎn)180度加上射束圖 案的角度時采集數(shù)據(jù)。根據(jù)所采用的具體系統(tǒng)還可采用其它旋轉(zhuǎn)角。 一個實施例中，傳感器組件24被配置為在小于1秒內(nèi)產(chǎn)生至少900幀 圖像。這種情況下，支架12僅僅需要圍繞患者18旋轉(zhuǎn)一次以收集用 于重建計算機(jī)斷層造影圖像的足量圖像數(shù)據(jù)。其它實施例中，傳感器 24可配置為以其它速度產(chǎn)生圖像幀。將患者16定位為^f皮設(shè)置在x射線源組件20和傳感器組件24之間。 在從注入造影劑開始測量的預(yù)定時間(例如150秒)后，支架12圍繞 患者16旋轉(zhuǎn)以產(chǎn)生兩組圖像數(shù)據(jù)?？刹捎貌煌芗澳芗壍妮椛淇焖龠B 續(xù)地(例如在5到20毫秒內(nèi))產(chǎn)生兩組圖像數(shù)據(jù)，或者在任何時間內(nèi) 只要足夠快地采集第一和第二組圖像數(shù)據(jù)以使正在成像的對象看起來 靜止地產(chǎn)生兩組圖像數(shù)據(jù)。當(dāng)支架12圍繞患者16旋轉(zhuǎn)時，x射線源組 件20可交替地以第一和第二能級發(fā)射輻射。特別是，該輻射應(yīng)當(dāng)具有 低于造影劑k吸收緣(K-緣)的第一能級以及高于造影劑k緣的第二 能級。在兩個能級發(fā)射的輻射被患者16衰減并撞擊傳感器組件24。圖 2描述了各種物質(zhì)的質(zhì)量衰減系數(shù)。傳感器組件24分別響應(yīng)于第一和第二能級輻射的撞擊產(chǎn)生第一和 第二組圖像信號/數(shù)據(jù)。當(dāng)支架12圍繞患者旋轉(zhuǎn)時可產(chǎn)生不同支承角的 其它圖像數(shù)據(jù)組。在產(chǎn)生了期望數(shù)量的圖像數(shù)據(jù)組(例如足以重建體 積圖像)后，可將圖像數(shù)據(jù)存儲在計算機(jī)可讀介質(zhì)中以供后續(xù)處理。 一些實施例中，支架12至少旋轉(zhuǎn)一次以產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)組。在可替換實 施例中，支架12部分旋轉(zhuǎn)以產(chǎn)生圖像數(shù)據(jù)組。可以不同地構(gòu)造傳感器組件24。圖2示出了包括成像裝置200的示 例性傳感器組件24a，該成像裝置包括由閃爍體元件例如碘化銫(Csl) 制成的x射線轉(zhuǎn)換層210,和耦連至x射線轉(zhuǎn)換層210的光電探測器陣 列220 (例如光電二極管層)。x射線轉(zhuǎn)換層210響應(yīng)于x射線輻射產(chǎn) 生光子，并且包括多個探測器元件221的光電探測器陣列220被配置 為響應(yīng)于從x射線轉(zhuǎn)換層210產(chǎn)生的光子而產(chǎn)生電信號。x射線轉(zhuǎn)換層 210和光電探測器陣列220都可^皮像素化，從而形成多個成像元件230, 或者x射線轉(zhuǎn)換層210可為非像素化的。成像裝置200可具有曲線表面(例如部分圓弧)。這樣的表面設(shè)置有利之處在于成像裝置200的每 個成像元件230與x射線源20組件的距離基本上相同?？商鎿Q地，成 像裝置200可具有直線表面或者具有其它輪廓的表面。盡管還可采用 其它尺寸的成像元件，但是每個成像元件230 (或者像素)的橫截面尺 寸基本上為200微米或更高，并且更優(yōu)選地基本上為400微米或更高。 可由預(yù)定的空間分辨率來確定優(yōu)選的像素尺寸。橫截面尺寸為200到 400微米的成像元件230有益于一般的解剖成像，而其它橫截面尺寸優(yōu) 選用于特別身體部位。成像裝置200可由非晶硅、晶體硅晶片、晶體 硅襯底、或者柔性襯底(例如塑料)制成，或者可采用平板技術(shù)(例 如有源矩陣平板技術(shù))或者制造成像設(shè)備領(lǐng)域中已知的其它技術(shù)構(gòu)造 成像裝置。每個成像元件230可包括響應(yīng)光輸入產(chǎn)生電信號的光電二極管(形 成部分探測器元件221)。光電二極管接收來自x射線轉(zhuǎn)換層210的光 輸入，該x射線轉(zhuǎn)換層響應(yīng)x射線產(chǎn)生光。光電二極管被連至陣列偏 壓以為成像元件供應(yīng)反偏壓。晶體管(例如薄膜N型FET)用作成像 元件230的開關(guān)元件。當(dāng)期望從成像元件230采集圖像數(shù)據(jù)時，將控 制信號發(fā)送到門驅(qū)動器以"選擇，，晶體管的柵極。由門驅(qū)動器"選擇" 的光電二極管所發(fā)出的電信號然后被發(fā)送到電荷放大器，其輸出圖像 信號/數(shù)據(jù)供進(jìn)一步圖像處理/顯示。一個實施例中， 一次一條線地從成像元件230采樣圖像數(shù)據(jù)。可替 換地，可同時從成像元件230的多條線采樣圖像數(shù)據(jù)。這樣的設(shè)置減 少了從成像裝置200中成像元件230的所有線讀出信號所耗費(fèi)的時間。 其也就改進(jìn)了成像裝置200的幀頻(即成像裝置200每秒可產(chǎn)生的幀 數(shù))。使用過程中，第一能級輻射撞擊傳感器組件24a,其然后響應(yīng)于 第一能級的輻射產(chǎn)生圖像信號/數(shù)據(jù)。在從光電探測器陣列220讀出圖 像信號/數(shù)據(jù)后，第二能級的輻射指向探測器組件24a。組件24a然后 響應(yīng)于第二能級的輻射產(chǎn)生圖像信號/數(shù)據(jù)。 一個實施例中，可在任一 個能級或者兩個能級的輻射指向傳感器組件24a之前，將一個或多個 濾波器設(shè)置在x射線源組件20和傳感器組件24之間(例如在轉(zhuǎn)換層 210上方)。濾波器改變離開患者16的輻射從而傳感器組件24a將接 收具有期望特征的輻射。 一個實施例中，第一濾波器可用于最大化或 者優(yōu)化傳感器組件24a用于第一能級輻射的探測量子效率，而第二濾波器可用于最大化或者優(yōu)化傳感器組件24a用于第二能級輻射的探測 量子效率。例如，傳感器組件24a可對光譜中所有的光子能量具有均 勻的靈敏度，可具有與光子能量成比例的靈敏度，或者可具有不足以 吸收某些能量范圍的光子的"孔"。對于這些不同類型傳感器組件24a 的每一個，可選擇一個或多個濾波器以最大化系統(tǒng)10的效率(例如最 大化系統(tǒng)IO測量注入造影劑時的響應(yīng)，和/或盡量減小劑量傳送和時 間)?？墒止せ驒C(jī)械地設(shè)置濾波器。某些實施例中，濾波器可以為傳 感器組件24的部分。在可替換實施例中，傳感器組件24可采用不同的檢測方案。例如， 在可替換實施例中，除了具有x射線轉(zhuǎn)換層310以外，傳感器組件24 可包括具有光電導(dǎo)體的成像裝置，其響應(yīng)x射線產(chǎn)生電子空穴對或者 電荷。在傳感器組件200中吸收多數(shù)x射線量子以在吸收后被轉(zhuǎn)換為量值 基本上與所吸收能量成正比的電荷信號。本文中，是直接(通過所謂 的直接轉(zhuǎn)換材料，例如氣體如Xe，半導(dǎo)體如GaAs、 CdTe、 CdZnTe, 或者光電導(dǎo)體例如Se、 Pbl2或者PbO)還是間接(例如借助閃爍體材 料轉(zhuǎn)換為低能量光量子以及隨后由晶體光電二極管或者非晶硅檢測) 將X射線量子轉(zhuǎn)換為電荷信號不重要。本發(fā)明的優(yōu)選實施例以采用多色光譜使K -緣成像成為可能的方 式改進(jìn)了 X射線探測器24。在探測器24中可進(jìn)行三個或更多測量以確 定為實線積分的未知數(shù)。計數(shù)通道包括一個或者較少數(shù)量的其它計數(shù) 閾值，包括考慮在成像步驟中所使用K-緣能量的造影劑而選擇的閾 值。對于K-緣成像，優(yōu)選所述其它技術(shù)閾值中的一個處于K-緣能量 值。換言之，所述其它閾值產(chǎn)生兩個能量束(energy bin),優(yōu)選一個 在K-緣下一個在K-緣上。采用這種方法，三個方程為(E1表示K -緣能量)<formula>formula see original document page 9</formula>積分<formula>formula see original document page 10</formula>
K-緣下的計數(shù):
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K-緣上的計數(shù):
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重建量為質(zhì)量密度，即與所掃描身體部位中材料濃度直接相關(guān)的量 值。為處理冠狀動脈釣化，第四個被加數(shù)是必要且充分的，其說明了 圖像的釣化部分。其允許量化動脈粥樣斑厚度，即將根據(jù)方程分解線 性衰減系數(shù)^1(丑,30畔;(五)p,(3o十^(五)p"30+K(五)p,oo+^(五)Pc^)該方法假設(shè)不同軟組織材料具有相似的質(zhì)量衰減U卩(E)和密度 pt (x),而骨、碘(或釓)的質(zhì)量衰減lV (E)和密度pt (x)和硬化 在骨、碘和釓之間是不同的，并且與軟組織的質(zhì)量衰減lV (E)和密 度pt (x)也很不相同。圖3描述了各種物質(zhì)的質(zhì)量衰減系數(shù)。構(gòu)。評估單元可實現(xiàn)為集成電路例如CMOS電路。將傳感器產(chǎn)生的電 信號施加至輸入預(yù)放大器410。該輸入預(yù)放大器410將傳感器信號轉(zhuǎn)換 為不同信號(例如電壓信號)。其可以是電荷靈敏放大器(CSA), 即通常為包4舌泄露電阻(bleeding resistor )的集成電路。對于預(yù)i文大 器410輸入端的每個短電荷脈沖，在輸出端產(chǎn)生指數(shù)下降的電壓，該 指數(shù)曲線下的表面面積與脈沖內(nèi)的電荷成正比。為了具有多閾值計數(shù)功能，多個鑒別器420-1到420-n被連接至預(yù) 放大器410的輸出端。每個鑒別器可由信號整形放大器和具有可調(diào)整 閾值的比較器組成，并對來自傳感器的大于預(yù)訂電荷量的每個電荷脈 沖產(chǎn)生數(shù)字輸出信號(計數(shù)脈沖)。最低閾值(可由鑒別器420-l施加)區(qū)分由最小能量光子產(chǎn)生的 計數(shù)和由噪聲(例如電子噪聲)產(chǎn)生的計數(shù)。較高的閾值可用于K-緣成像。例如，采用兩個筌別器，鑒別器420- 2可代表對應(yīng)由預(yù)放大 器410響應(yīng)于傳感器信號所產(chǎn)生的脈沖大小的闊值，所述傳感器信號由高于在發(fā)現(xiàn)了所用造影劑K -緣時所處能量(K -緣能量)的光子產(chǎn)生。為確定能量低于K-緣能量的光子，計算事件計數(shù)器430-2和事 件計數(shù)器430 - 1值之間的差，而能量高于K -緣能量的光子由事件計 數(shù)器430- 2的值給出。計數(shù)器430-l到430-n可以是計數(shù)深度為n 位的電子數(shù)字計數(shù)器。可采用線性反饋移位寄存器以節(jié)省空間。積分通道440從預(yù)放大器410的反饋環(huán)接收信號415,并且可以是 檢測在積分期間由傳感器信號所表示的電荷總量的"全信號采集電 路"。該電路可由具有模擬輸出的積分器電路和電壓/頻率轉(zhuǎn)換器實現(xiàn)， 或者可以以別的方式實現(xiàn)。使用附加積分通道440而非僅僅幾個不同的積分通道(將產(chǎn)生能量 分辨脈沖計數(shù)器)可從如下事實看出在對整個能量范圍進(jìn)行積分從 而估計值不受量子限制，而對于某些能量分辨脈沖計數(shù)器的能量束、 特別是如果能量束較小即每個能量束平均僅僅遇到幾個光子，這一點 將較好地進(jìn)行。電荷包計數(shù)器450和時間計數(shù)器460確定對在時間鎖存器470所標(biāo) 記測量間隔期間產(chǎn)生的電荷的優(yōu)化估計，該電荷與X射線在測量間隔 期間所沉積的能量成正比。對數(shù)據(jù)處理單元(未示出)提供計數(shù)器430 -1至430-n的計數(shù)、和積分通道440的積分結(jié)果。該數(shù)據(jù)處理單元 因此能夠評估計數(shù)通道以及積分通道的結(jié)杲。因為在小量子流情況下可采用計數(shù)通道的更精確結(jié)果而在大量子 流的情況下可采用對大量子流更精確的積分通道，所以該設(shè)置可采用X 射線探測器的大動態(tài)范圍。因此，可通過對采集X射線探測器的每個 像素單元中的信號進(jìn)行計數(shù)和積分來組合兩種測量方法的優(yōu)勢。而且，在平均量子流的情況下，可采集附加信息，該信息在分別應(yīng) 用計數(shù)方法或者積分方法的情況下無法獲得。因為積分通道檢測所吸 收的能量并且計數(shù)通道確定所吸收X射線量子數(shù)，所以兩種信號的組 合例如可確定所吸收量子的平均能量。該平均能量為在被檢測對象中 出現(xiàn)輻射硬化的測量值；這樣的信息可有利地用于組織類型的確定和 區(qū)分。根據(jù)上述優(yōu)選實施例的X射線探測器基于使用了多色光譜源的X 射線CT掃描儀促進(jìn)了冠狀造影的臨床例行的非侵入步驟。因為X射線探測器隨著區(qū)分少量能量同時積分和計數(shù)，優(yōu)選包括造影劑例如碘或釓的K-緣能量，所以可進(jìn)行K緣成像?？稍趻呙鑸D像中定量顯示 造影劑區(qū)域以及硬化。因為僅僅需要非常少的能量束，并且由于附加的積分，這種X射 線探測器具有如下優(yōu)點因為每個通道所估計量子的數(shù)量通常較高， 所以少量計數(shù)道以及積分通道通常不受量子限制。特別參考某些優(yōu)選實施例描述了本發(fā)明。應(yīng)當(dāng)理解，上述描述和 實例僅僅描述了本發(fā)明。可由本領(lǐng)域技術(shù)人員設(shè)計其各種替換和更改 而不偏離本發(fā)明的實質(zhì)和范圍。因此，本發(fā)明期望包括所有落入附加權(quán)利要求范圍內(nèi)的所有這些替換、更改和變化。
權(quán)利要求
1.一種x射線探測器，包括(a)傳感器(24)，吸收多色光譜的x射線量子并產(chǎn)生相應(yīng)于所吸收x射線量子的電傳感器信號；(b)至少一個計數(shù)通道(430)，所述計數(shù)通道包括多個鑒別器(420)，每個鑒別器從測量間隔開始對在不同相應(yīng)閾值測量的多個電荷信號進(jìn)行計數(shù)；(c)積分通道(440)，其測量從測量間隔開始所檢測電荷信號的全部電荷。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1的x射線探測器，還包括預(yù)放大器，其從傳 感器接收電傳感器信號并向所述多個鑒別器并行地提供放大信號。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2的x射線探測器，其中所述積分通道從所述 預(yù)放大器的反饋回路接收輸入信號。
4. 根據(jù)權(quán)利要求1的x射線探測器，還包括分別對應(yīng)于所述多個鑒別器并接收所述多個鑒別器的相應(yīng)輸出的多個事件計數(shù)器。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1的x射線探測器，還包括接收所述積分通道 的輸出的電荷包計數(shù)器和時間計數(shù)器。
6. 根據(jù)權(quán)利要求1的x射線探測器，其中所述閾值之一對應(yīng)于 被所述X射線探測器檢測的造影劑的K緣。
7. —種用于哺乳動物身體部位非侵入成像的方法，所述方法包括(a) 選擇進(jìn)行非侵入成像的身體部位，所述身體部位包括具有第 一密度的第一材料和具有第二密度的第二材料；(b) 以具有多色源的x射線掃描儀掃描(10)身體部位以提供身 體部位的掃描圖像；(c) 獲得至少3個測量值(24),包括以預(yù)定等級能量進(jìn)行積分 (440)和計數(shù)(430)，該預(yù)定等級能量包括造影劑能量；以及(d) 處理掃描圖像內(nèi)所述材料的定量對比區(qū)域。
8. 根據(jù)權(quán)利要求7的方法，其中步驟(b)包括應(yīng)用三個方程， 包括積分方程、k緣下的計數(shù)方程和k緣上的計數(shù)方程。
9. 根據(jù)權(quán)利要求8的方法，其中積分方程包括<formula>formula see original document page 3</formula>k緣下的計數(shù)方程包括<formula>formula see original document page 3</formula>;以及K緣上的計數(shù)方程包括<formula>formula see original document page 3</formula>其中El表示k緣能量，M表示具有與所述身體部位的所述材料之 一的濃度相關(guān)的量值的質(zhì)量密度。
10. 根據(jù)權(quán)利要求9的方法，其中身體部位包括冠狀動脈，第一 材料為冠狀組織，第二材料為動脈粥樣斑。
11. 根據(jù)權(quán)利要求10的方法，其中步驟(c)包括用于量化該組 織中動脈粥樣斑的第四方程。
12. 根據(jù)權(quán)利要求ll的方法，其中第四方程包括
全文摘要
一種X射線探測器，具有吸收多色光譜X射線量子并產(chǎn)生對應(yīng)于所吸收X射線量子的電傳感器信號的傳感器(24)。存在至少一個包括多個鑒別器(420)的計數(shù)通道(430)，每個鑒別器從測量間隔開始對在不同相應(yīng)閾值檢測的多個電荷信號(450)進(jìn)行計數(shù)，以及積分通道(440)，該通道測量從測量間隔開始所檢測電荷信號的全部電荷。
文檔編號G01N23/04GK101228437SQ200680026845
公開日2008年7月23日 申請日期2006年7月12日 優(yōu)先權(quán)日2005年7月22日
發(fā)明者C·巴尤默, C·赫爾曼, G·澤伊特勒, K·J·恩格爾 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司