采用多色光谱的X射线探测器成像制造技术

一种ｘ射线探测器，包括：　　　　（ａ）传感器（２４），吸收多色光谱的ｘ射线量子并产生相应于所吸收ｘ射线量子的电传感器信号；　　　　（ｂ）至少一个计数通道（４３０），所述计数通道包括多个鉴别器（４２０），每个鉴别器从测量间隔开始对在不同相应阈值测量的多个电荷信号进行计数；　　　　（ｃ）积分通道（４４０），其测量从测量间隔开始所检测电荷信号的全部电荷。

【技术实现步骤摘要】
【国外来华专利技术】采用多色光谱的x射线探测器成像本专利技术总体涉及x射线成像。更特别是，本专利技术涉及x射线探测 器和采用多色x射线光谱的x射线成像方法。医疗成像的常规侵入步骤包括将脉管插入例如冠状动脉。尽管选择 性动脉造影可提供良好的冠状动脉及其解剖结构图像，但是其不适合 于临床研究中的一般普查或者重复控制。K -缘数字减影血管造影是采用从同步辐射源发出的单色X射线 的成像方法。在静脉(IV)注射例如碘的造影剂之后，以高于和低于 造影剂K缘的单色束产生两帧图像。两种测量的对数减影产生造影剂 增强图像，其可精确量化。该技术比常规的成像步骤不侵入并可在动 脉介入后跟踪患者。但是，K缘数字减影血管造影方法有如下缺点， 即产生单色X射线束的同步辐射源非常昂贵并且这类设备非常笨重。虽然已知较廉价的非侵入方法例如磁共振成像(MRI)、计算机断 层造影(CT)和超声，但是这些方法提供的图像较不准确。特别是， 多层螺旋计算机断层造影(MSCT )通常具有因为运动伪像和钓化造成 的不完整的解译能力可解释性。已知通过光电效应和康普顿散射将质量衰减u(E，x)分解为与能量相关(与位置无关)的部分和与能量无关(与位置相关)的部分 u(E，x)-a(x)E-3 + b(x)fKN(E)其中fKN (E)为Klein-Nichina公式，因此允许近似方法以从重 建a ( x) dx和b ( x ) dx的积分获得a ( x) 、 b ( x),其再次从解答 两个非线性方程的类似方程组获得。参见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 该方法中，没有直接的材料质量密度关系。相反，将获得光电效应图 像和康普顿散射图像。对于使用造影剂的冠状动脉成像，通过分解该 方法可能有用u(E，x) = a(x)E.3 + b(x)fKN(E) + u、(E)pca(x)这里，光电效应项已经覆盖了部分造影剂项，其可误将对造影剂质 量密度的确定作为位置的函数。然而， 一种不同的现有技术方法为所谓的pZ投影，其从至少两个 具有不同"光谱加权"的衰减值m和u2 (所谓的"有效衰减系数'，， 该系数与常规衰减系数不同)确定扫描对象的质量密度p (x)和原子 序数Z ( x )作为位置函数。参见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。所考虑的光谱力口 权方法为使用不同x -射线源光谱的两个测量、使用不同探测器灵敏度 的两个测量或者使用吸收能量探测器的 一 个测量，即 一 次实现不同的 光谱探测器灵敏度。显然，该方法不考虑将u(E, x)因数分解为仅 <义取决于E的部分和但J又取决于x的部分。量化信息的精度为冠状动脉造影的必需方面。因此，需要一种X 射线探测器和一种非侵入成像方法，该方法可应用于使用多色光谱和 造影介质的CT扫描仪，并提供关于所感兴趣身体部位的精确量化信 息，例如冠状动脉中的脉管内腔尺寸。本专利技术优选实施例的目标在于处理和解决上述需求。 一方面，该优 选实施例提供一种探测器，其能够基于数学方法显示例如冠状脉管， 包括在该脉管中所包含的造影剂的厚度，从而内腔尺寸可被量化，以 及钓化脉管部分的厚度允许对钙化进行评价。目标在于例如计算冠状动脉的轴向尺寸以及其含有的石典量从而可 检测和量化狭窄。目标还在于适合于跟踪该狭窄的方法，该狭窄在基 于选择性动脉造影的第 一 冠状造影后被观测。从下面结合附图对优选实施例的详细描述可更清楚本专利技术的上述 及其它目标和优势。附图示出本专利技术优选实施例的示例性方面，其中相同的附图标记表 示相同的元件。通过实例而非限制示出这些方面。附图说明图1描述了本专利技术的实施例借以实施的CT扫描仪实例。图2描述了各种物质的质量衰减系数。图3描述了和图l所示出CT扫描仪一起使用的传感器组件的实例。 图4为根据本专利技术实施例的成像电路的结构图。本专利技术的优选实施例可以和任何X射线系统一起使用，但优选用 在X射线计算机断层造影(CT)扫描仪上。图l描述了本专利技术优选实 施例借以实施的示例性CT扫描仪10。该CT扫描仪10包括支架12 和用于支撑患者16的台14。支架12包括x射线源组件20,向其在支 架12相对側上的传感器组件24投影x射线束，例如扇形束或者锥形束， 同时患者16的一部分定位在x射线源组件20和传感器组件24之间。X射线源组件20可配置为以多个能级发送辐射，并且传感器组件 24可配置为响应于不同能级上的辐射来产生图像数据。X射线源组件 20可包括调整x射线束形状的准直仪21。准直仪21可包括一个或多个 用于产生具有某些指定特征的辐射的滤波器(未示出)。传感器组件 24具有多个配置为感测穿过患者16的x射线的传感器元件。每个传感 器元件产生表示当x射线穿过患者16时的强度的电信号。支架12可配置为围绕患者16旋转。在另一个实施例中，支架12 可配置为围绕患者16旋转同时患者站在(或者坐在)垂直位置。支架 12和患者16的定位不限于前述实例，并且根据期望成像的身体部位的 位置和取向，支架12可具有其它配置(例如旋转轴的位置或者取向)。在所描述的实施例中，CT扫描仪10还包括处理器54、用于显示 数据的监视器56、和用于输入数据的输入设备58例如键盘或鼠标。处 理器54耦连至控制设备40。由控制设备40控制支架12的旋转和x射 线源组件20的操作，该控制设备40基于从处理器54所接收的信号对 x射线源组件20提供电力和定时信号并控制支架12的旋转速度和位 置。控制设备40还控制传感器组件24的操作。例如，控制设备40控 制从传感器组件24读出图像信号/数据的定时，和/或从传感器组件24 读出图像信号/数据的方式(例如以行或者列)。尽管控制设备40示出 为与支架12和处理器54分离的部件，但是在可替换实施例中，控制 设备40可以作为支架12或者处理器54的一部分。在进行扫描来采集x射线投影数据(即CT图像数据)期间，x射 线源组件20向其在支架12的相对側上的传感器组件24投射x射线束，同时支架12围绕患者16旋转。在一个实施例中，支架12在图像数据 采集期间围绕患者16进行360度旋转。可替换地，如果采用完顶体(full cone)探测器，则CT扫描仪IO可以在支架12旋转180度加上射束图 案的角度时采集数据。根据所采用的具体系统还可采用其它旋转角。 一个实施例中，传感器组件24被配置为在小于1秒内产生至少900帧 图像。这种情况下，支架12仅仅需要围绕患者18旋转一次以收集用 于重建计算机断层造影图像的足量图像数据。其它实施本文档来自技高网...

【技术保护点】

【技术特征摘要】
【国外来华专利技术】

【专利技术属性】
技术研发人员：C·赫尔曼，G·泽伊特勒，C·巴尤默，K·J·恩格尔，
申请(专利权)人：皇家飞利浦电子股份有限公司，
类型：发明
国别省市：