(57)【要約】  本発明は、特定のエネルギーでＸ線光子の共鳴吸収を示す造影剤を含む血液を有する血管部分の特性を決定するシステム及び方法に関する。このシステムは、Ｘ線放射を放出するチューニング可能な単色Ｘ線源２１と、Ｘ線放射が血管部分を通過した後に当該Ｘ線放射を検出するＸ線検出器装置２２とを有する。制御ユニットは、Ｘ線源２１によって放出されるＸ線放射のエネルギーを変化させるようにＸ線源２１のチューニングを変化させ、評価ユニット２７は、血管部分に入射するＸ線放射の核共鳴吸収が生じるＸ線源２１のチューニングを決定し、決定されたチューニングに基づいて特性を算出する。特性は特に、血管部分における血液速度であり得る。
2021533853.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の血管の部分の少なくとも１つの特性を決定するシステムであって、前記血管の部分は、特定のエネルギーでＸ線光子の核共鳴吸収を示す造影剤を含む血液を含み、前記システムは、
Ｘ線放射を放出するように構成されるチューニング可能な単色Ｘ線源と、
前記血管の部分を通過した後のＸ線放射を検出し、検出されたＸ線放射の強度を示す検出信号を供給するＸ線検出器と、
前記Ｘ線源のチューニングを変更して、前記Ｘ線源から放出されるＸ線のエネルギーを変更する制御ユニットと、
前記検出信号に基づいて、前記血管の部分に入射するＸ線放射の核共鳴吸収が生じる前記Ｘ線源のチューニングを決定し、前記決定されたチューニングに基づいて前記少なくとも１つの特性を決定する評価ユニットと、
を有するシステム。"
【請求項２】
前記造影剤がヨウ素１２７を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記評価ユニットは、前記検出信号に基づいて、前記血管の部分を通って進むＸ線放射の最大減衰が生じる前記Ｘ線源のチューニングを決定することによって、前記血管の部分に入射するＸ線放射の核共鳴吸収が生じる前記Ｘ線源のチューニングを決定する、請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記血管の部分の前記少なくとも１つの特性は、前記血管の部分を流れる血液の速度を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記評価ユニットは更に、前記血管の部分の向きに基づいて、前記血管の部分における前記血液の速度を決定する、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記血管の部分の前記向きは、前記造影剤を含む前記血液を含む前記血管の部分の３次元画像又はコンピュータ断層撮影画像に基づいて決定される、請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
前記評価ユニットは更に、前記血管の部分の長手方向と、前記Ｘ線放射に含まれるＸ線光子の進行方向との間の角度に基づいて、前記血液の速度を決定する、請求項４に記載のシステム。
【請求項８】
前記患者は、Ｘ線放射に含まれるＸ線光子がＸ線光子の進行方向と前記血管の部分の長手方向との間で９０°以外の角度で前記血管の部分を通って進むように、前記Ｘ線源に対して位置付けられる、請求項４に記載のシステム。
【請求項９】
前記Ｘ線源及び前記Ｘ線検出器は、前記Ｘ線源によって放出されるＸ線放射がそれぞれ異なる角度で前記血管の部分を進み、前記Ｘ線検出器が、前記異なる角度に対応する前記血管の投影値を記録するように、前記患者に対して移動可能であり、前記３次元画像が、コンピュータトモグラフィ再構成に従って前記投影値から生成される、請求項６に記載のシステム。
【請求項１０】
前記Ｘ線源を制御して、患者の心周期の所定の部分に対応する時間中にのみＸ線放射を放出するためのゲーティング信号を供給するように適応されたゲーティングユニットを更に有する、請求項３に記載のシステム。
【請求項１１】
前記血管の部分の前記特性が、前記血管の部分の解剖学的構造及び／又は前記血管の部分に含まれるカルシウムの空間分布を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項１２】
前記血管を通って進むＸ線放射の最大減衰が生じる前記Ｘ線源のチューニングで取得された検出器信号に基づいて、Ｘ線画像を生成するように更に構成される、請求項１１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記評価ユニットは、前記生成された画像に基づいて、前記血管の部分におけるカルシウムの位置及び／又は前記血管の部分の石灰化の程度を決定する、請求項１２に記載のシステム。
【請求項１４】
患者の血管の部分の少なくとも１つの特性を決定する方法であって、前記血管の部分は、特定のエネルギーでＸ線光子の核共鳴吸収を示す造影剤を含む血液を含み、前記方法が、
チューニング可能な単色Ｘ線源を制御してＸ線を放射するステップと
前記Ｘ線放射が前記血管の部分を通過した後に当該Ｘ線放射を検出するＸ線検出器の検出信号を得るステップと、
前記Ｘ線源のチューニングを変化させて、前記Ｘ線源から放出されるＸ線のエネルギーを変化させるステップと、
前記検出信号に基づいて、前記血管の部分に入射する前記Ｘ線放射の核共鳴吸収が生じる前記Ｘ線源のチューニングを決定するステップと、
前記決定されたチューニングに基づいて、前記少なくとも１つの特性を決定するステップと、
を有する方法。
【請求項１５】
コンピュータ装置内でプログラムコードが実行される場合に、請求項１４に記載の方法を実行するようにコンピュータ装置に命令するプログラムコードを有する、コンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、患者の血管の部分を少なくとも１つの特性を決定するシステム及び方法に関する。特性は、血管の部分を流れる血液の速度に対応することができる。同様に、特性は、血管の部分の解剖学的構造及び／又はその中に含まれるカルシウムの空間分布に対応し得る。
【背景技術】
【０００２】
血管の狭窄は血管造影画像を用いて検出され、検査されることができる。アンギオグラフィでは、一般にはヨウ素を含む造影剤が血管に挿入され、Ｘ線イメージング、コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）イメージング、又は磁気共鳴（ＭＲ）イメージングなどの適切なイメージングモダリティを使用して血管がイメージングされる。結果的に得られる、血管を通って流れる血液の画像において、ステントの挿入などの治療について決定するために、狭窄が検出されることができ、その程度が決定されることができる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
しかし、血管造影画像で検出された解剖学的閉塞は、血流を有意に閉塞していないことがある。その結果として、インターベンションについての決定が、血管造影画像のみに基づいてなされるならば、ステント留置患者のための不必要な介入が行われることができる。従って、血流が著しく減少しているかどうか、及びステント留置が必要であるかどうかを判定するために、血圧のカテーテルベースの測定が実行されることができる。このような測定は、狭窄を検査するための信頼できる手段であることが証明されている。しかし、それらは介入を必要とする侵襲的技法である。更に、測定カテーテルを特定の血管に配置することは困難でありえ又は不可能でありえ、このような場合、測定は可能でないことがある。
【０００４】
代替として、血管を通る血流は、血管造影ＣＴ画像に基づいて生成されるコンピュータ化された血流モデルを使用して決定されることができる。しかしながら、ＣＴ画像は、例えば、ペースメーカ、内部除細動器、又は人工心臓弁を有する患者の場合、金属アーチファクトによって劣化することがある。このような患者については、血流のモデリングは不可能でありうる。
【０００５】
更に、狭窄はしばしば血管内の石灰化プラークによって引き起こされる。しかし、カルシウムはヨウ素と同様にＸ線放射を減衰させるので、血管造影画像においてカルシウムとヨウ素を区別することはできない。結果として、血管造影画像は、狭窄を含む血管における石灰化プラークの空間分布を決定することを可能にしない。
【０００６】
この観点から、本発明の目的は、特に血管の部分における狭窄を特徴付けるために、血管の部分の改善された非侵襲的検査を可能にすることである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
一態様では、本発明は、特定のエネルギーでＸ線光子の核共鳴吸収を示す造影剤を含む血液を含む患者の血管の部分の少なくとも１つの特性を決定するシステムを提案する。本システムは、Ｘ線放射を放出するように構成されたチューニング可能な単色Ｘ線源と、Ｘ線放射が血管の部分を通過した後に当該Ｘ線放射を検出し、検出されたＸ線放射の強度を示す検出信号を供給するように構成されたＸ線検出器装置と、Ｘ線源のチューニングを変化させて、それによって、Ｘ線源から放出されるＸ線放射のエネルギーを変化させるように構成された制御ユニットと、を有する。更に、システムは、検出信号に基づいて、血管の部分に入射するＸ線放射の核共鳴吸収が生じるＸ線源のチューニングを決定し、決定されたチューニングに基づいて少なくとも１つの特性を推定するように構成された評価ユニットを備える。
【０００８】
特性は、血管の部分を流れる血液の速度に対応することができる。この場合、システムは、非侵襲的なプロシージャにおいて血液速度を決定することを可能にする。これは、血液速度を測定するための通常の侵襲的技法に優る利点を提供する。更に、又は代替として、特性は、血管の部分の解剖学的構造及び／又はその中に含まれるカルシウムの空間分布に対応し得る。この点で、システムは特に、カルシウム、従って石灰化したプラークが、造影剤を含む他の材料と区別され得る血管の一部の血管造影画像を生成することができ、その結果、カルシウムの空間分布が可視化される。
【０００９】
造影剤はヨウ素１２７を含むことができる。この物質は５７．６ｋｅＶで核転移を示し、同じエネルギーで共鳴吸収を生じる。このエネルギーは、医学における診断目的のために通常使用されているＸ線放射のエネルギー範囲内にある。結果として、システムはまた、診断用Ｘ線画像を取得することを可能にする。更に、ヨウ素１２７はすでに、放射線学における造影剤として広く使用されており、その結果、承認された造影剤がシステムにおいて使用される。
【００１０】
一実施形態では、評価ユニットが、検出信号に基づいて、血管の部分を通って進むＸ線放射の最大減衰が生じるＸ線源のチューニングを決定することによって、血管の部分に入射するＸ線放射の核共鳴吸収が生じるＸ線源のチューニングを決定するように構成される。Ｘ線放射の減衰は、Ｘ線放射と材料との間の「通常の」相互作用と比較して、核共鳴吸収の場合はより高くなるので、Ｘ線光子の最大減衰が生じるチューニングは、核共鳴吸収が生じるチューニングに対応する。
【００１１】
Ｘ線源の各チューニングは、Ｘ線源によって放射されるＸ線放射の或るエネルギーに対応する。核共鳴吸収が生じるエネルギーに関する情報、又はＸ線源の対応するチューニングに基づいて、血管の部分を通って流れる血液の速度が、決定されることができ、このエネルギー又はチューニングで取得されたＸ線検出器の検出信号に基づいて、血管造影画像が構成されることができ、これは、造影剤をカルシウムから区別することが可能になる。
【００１２】
提案されたシステムにおける血流速度の決定は、Ｘ線源と造影剤の原子核との相対運動によって引き起こされる核共鳴吸収を引き起こすために必要とされる光子エネルギーの相対論的ドップラシフトに依存する。この動きは、Ｘ線源と血管の検査された部分を流れる血液との相対動きに対応するので、血液速度は、造影剤の原子核の残りのフレームにおける核共鳴吸収に対応する核遷移の既知の遷移エネルギーに関して核共鳴吸収を引き起こすために必要とされる光子エネルギーのドップラシフトに基づいて、推定されることができる。ここで、ドップラーシフトされる光子エネルギーは、造影剤の原子核が静止しているときに共鳴吸収が生じるであろうチューニングと比較して、Ｘ線源のシフトされたチューニングに相当する。従って、共鳴吸収が生じるＸ線源のチューニング、すなわち最大光子減衰が生じるチューニングに基づいて、血液速度が決定されることができる。
【００１３】
一実施形態では、評価ユニットは更に、血管の部分の向きに基づいて、血管の部分における血液の速度を決定するように構成される。関連する実施形態では、血管の向きは造影剤を含む血液を含む血管の部分の３次元画像、特にコンピュータ断層撮影画像に基づいて決定される。更に、血管の向きを考慮に入れるために、評価ユニットは特に、血管の部分の長手方向とＸ線放射に含まれるＸ線光子の進行方向との間の角度に基づいて、血液の速度を決定するように構成されることができる。
【００１４】
これらの実施形態は、核共鳴吸収を引き起こすために必要な光子エネルギーのドップラシフトが原子核の進行方向とＸ線光子との角度にも依存するという観察を考慮に入れる。Ｘ線光子の進行方向は、Ｘ線源とＸ線検出器の配置からシステム内で知られている。造影剤の原子核の進行方向は、血液の運動方向に対応し、この方向は、検査される血管部分の向きに対応し、これは、血管部分の３次元画像に基づいて決定されることができる。特に、この方向は本質的に、血管の検査される部分の長手軸に平行である。従って、血管の検査される部分の向きに基づいて及び特に検査される血管部分の長手軸に基づいて、血液速度を決定することによって、原子核の進行方向とＸ線光子との間の角度に対するドップラシフトの依存が考慮されることができる。
【００１５】
更に、少なくともいわゆる非相対論的限界において、すなわち、Ｘ線源と造影剤の原子核との相対速度が、光の速度に対して小さい場合に、原子核の進行方向とＸ線光子との間の角度が９０°であるとき、光子エネルギーのドップラシフトは生じない。従って、Ｘ線放射に含まれるＸ線光子が、Ｘ線光子の進行方向と血管の部分の長手方向との間の９０°以外の角度で、血管の部分を通って進行するように、患者が、Ｘ線源に対して位置付けられることが好ましい。これは、血液速度が通常の場合である光の速度と比較して小さい場合にも、血液速度を決定するために相対論的ドップラー効果を利用することを可能にする。
【００１６】
検査される血管の部分の向きを決定するために使用される前述の３次元画像は、ＣＴシステムとして構成される別のＸ線システムを使用して取得されることができる。しかし、チューニング可能な単色Ｘ線源とＸ線検出器を用いて、３次元画像が取得されることも同様に可能である。
【００１７】
関連する実施形態において、Ｘ線源によって放出されるＸ線放射が異なる角度で血管の部分を通って進行し、Ｘ線検出器が複数の異なる角度に対応する血管の投影値を記録し、３次元画像がコンピュータトモグラフィ再構成に従って投影値から生成されるように、Ｘ線源及びＸ線検出器は、患者に対して移動可能である。この実施形態において、システム自体は、血管の向きを決定するための３次元画像を含むＣＴ画像を取得することを可能にする。
【００１８】
更に、血液速度が、患者の心周期の最中に変化し、心周期の特定の部分における血液速度を決定することが望ましい場合がある。従って、一実施形態は、システムが患者の心周期の所定の部分に対応する時間中にのみＸ線放射を放出するようにＸ線源を制御するためのゲーティング信号を提供するように適応されたゲーティングユニットを更に有することを含む。この実施形態において、血液速度の測定は、心周期の所定の部分に対して実行されることができる。ゲーティング信号は、心電図データから導出されることができる。
【００１９】
代替の実施形態において、評価ユニットは、血管を通って進行するＸ線放射の最大減衰が生じる心周期の一部を決定するように構成される。この実施形態では、測定が、連続的に実行されることもでき、すなわち、Ｘ線源は、核共鳴吸収が生じる光子エネルギーを決定するために放射線検出器で検出される変化する光子エネルギーを有するＸ線放射を連続的に放出し、評価ユニットは、心周期のどの部分でＸ線放射の最大減衰が生じたかを遡及的に決定することができる。この決定は、血管の部分にＸ線光子を照射している間に取得された心電図データに基づいて行うことができる。
【００２０】
上述のように、システムは、血管の部分に含まれるカルシウムの空間分布を含む血管の解剖学的構造を示す血管の部分の画像を決定することも可能にする。関連する実施形態において、システムは、血管を通って進行するＸ線放射の最大減衰が生じるＸ線源のチューニングで取得される検出器信号に基づいて、Ｘ線画像を生成するように構成される。この画像において、造影剤は、カルシウムと区別されることができる。両方の物質は「通常」Ｘ線光子に関して同様の減衰特性を示すので、通常のＸ線画像では区別することができないが、造影剤の減衰特性は核共鳴吸収が生じるとき、すなわち血管を通って進行するＸ線放射の最大減衰が生じるときに変化する。従って、本実施形態で取得される画像は、血管の部分に含まれる造影剤とカルシウムとが異なるコントラストで表示される。
【００２１】
これは、血管の部分における石灰化プラークの空間分布を決定することを可能にする。従って、一実施形態は、評価ユニットが、生成された画像に基づいて、血管の部分におけるカルシウムの位置及び／又は血管の部分の石灰化の程度を決定するように構成されることを含む。
【００２２】
更なる態様では、本発明は、特定のエネルギーでＸ線光子の共鳴吸収を示す造影剤を含む血液を含む、患者の血管の部分の少なくとも１つの特性を決定する方法を提案する。本方法は、（ｉ）Ｘ線放射を放出するように、チューニング可能な単色Ｘ線源を制御するステップと、（ｉｉ）Ｘ線放射が血管の部分を通って進んだ後に当該Ｘ線放射を検出するＸ線検出器の検出信号を取得するステップと、（ｉｉｉ）Ｘ線源のチューニングを変更して、Ｘ線源によって放出されるＸ線放射のエネルギーを変化させるステップと、（ｉｖ）検出信号に基づいて、血管の部分に入射するＸ線放射の核共鳴吸収が生じるＸ線源のチューニングを決定するステップと、（ｖ）決定されたチューニングに基づいて少なくとも１つの特性を推定するステップとを含む。
【００２３】
更に、本発明は、コンピュータ装置においてプログラムコードが実行される際に、前記方法を実行するようにコンピュータ装置に命令するプログラムコードを有するコンピュータプログラムを提案する。
【００２４】
請求項１に記載のシステム、請求項１４に記載の方法、及び請求項１５に記載のコンピュータプログラムは、特に従属請求項に記載されるような類似の及び／又は同一の好ましい実施形態を有することを理解されたい。
【００２５】
本発明の好ましい実施形態は、従属請求項又は上記の実施形態とそれぞれの独立請求項との任意の組み合わせであってもよいことを理解されたい。
【００２６】
本発明のこれら及び他の態様は以下に記載される実施形態から明らかになり、それらを参照して説明される。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】造影剤の原子核の運動方向とＸ線光子の進行方向との間の角度を概略的かつ例示的に示す図。
【図２】一実施形態における患者の血管部分の特性を決定するシステムの構成要素を概略的かつ例示的に示す図。
【図３】他の実施形態における患者の血管部分の特性を決定するシステムのコンポーネントを概略的かつ例示的に示す図。
【図４】患者の血管部分の特性を決定する方法のステップを概略的かつ例示的に示す図。
【発明を実施するための形態】
【００２８】
本発明は、血管内に導入された造影剤の原子核の励起に基づいて、患者の身体の血管の一部を流れる血液の速度を決定することを提案する。更に、血管の検査された部分に、石灰化したプラークを含むプラークを示すＸ線画像は、血液速度を測定するプロセスにおいて取得され得る。従って、血管の部分の２つの特性、すなわち、血管速度及び石灰化プラークの分布は、所望であれば、１回の測定で決定されることができる。同様に、血流速度を測定するか又は石灰化プラークの分布を示す血管造影画像を生成することができる。
【００２９】
血管は、患者の心臓の領域にある冠状動脈でありうる。しかしながら、同様に、患者の身体の他の部分における血管内の血液速度を決定することも可能である。検査されるべき血管の部分は、例えば血管造影画像において、以前に識別されていてもよく、更に検査されるべき狭窄を含んでもよい。
【００３０】
造影剤は、その中に含まれる原子核が規定されたエネルギーでＸ線光子の核共鳴吸収を示すように選択される。吸収は原子核の非励起状態から励起状態への遷移をもたらし、ここで、非励起状態及び励起状態は、本明細書では遷移エネルギーとも呼ばれるエネルギー差を有する。時には、このエネルギーは、メスバウアーエネルギー又はメスバウアー線とも呼ばれる。本発明は血液速度を測定するため、及び／又は血管内の石灰化プラークを示す血管造影画像を取得するために、核共鳴吸収の存在を利用することを提案する。後者は、通常そうであるように「通常の」血管造影画像内の造影剤とカルシウムが区別できない場合にも特に可能であるが、これは、Ｘ線放射が核共鳴吸収を引き起こすときに造影剤によるＸ線放射の減衰が変化し、核遷移を示さないカルシウムの減衰特性が変化しないからである。従って、造影剤は、造影剤内で核共鳴吸収が生じる光子エネルギーで取得された画像において、石灰化プラークと区別されることができる。
【００３１】
核共鳴吸収が起こるためには、原子核の静止フレームにおいてＸ線光子のエネルギーが、状態遷移を引き起こすために遷移エネルギーに対応しなければならない。Ｘ線光子を放射する光源と造影剤の原子核とが互いに相対的に移動する場合、光源の静止フレームにおける必要な光子エネルギーは、相対論的なドップラ効果により、Ｘ線光子の光源と原子核との間の相対速度の関数としてシフトする。
【００３２】
このことに基づいて、また造影剤の原子核の速度が血液の速度に本質的に対応するという観察に基づいて、血液の速度は、共鳴吸収が生じる光子エネルギーを決定することによって、推定されることができる。この光子エネルギーを決定するために、検査されるべき血管の部分は、チューニング可能な単色Ｘ線源のチューニングを変化させることによって、変化するエネルギーのＸ線放射で照射されることができ得、そして造影剤における最も高い光子吸収速度に関連するチューニングが決定され得る。このチューニングは造影剤において共鳴吸収が生じるエネルギーに対応し、このチューニングに基づいて、血管部分における血液速度が決定することができる。
【００３３】
核が核の運動方向とＸ線光子の進行方向との間の角度θで速度ｖで移動している場合、核によって受け取られる光子エネルギーＥは、次式によって与えられる：
2021533853.tif 000003
ここで、Ｅ０はＸ線源の基準フレームにおいてＸ線源によって放出されるフォトンのエネルギーであり、ｃは光速である。角度θは図１に示されており、ここでは核に参照番号１が付され、Ｘ線源に参照番号２が付され、核の運動方向に参照番号３が付され、Ｘ線光子の進行方向に参照番号４が付されている。速度ｖが血液の速度の場合のように、光の速度よりもかなり小さい場合、前述の式は、いわゆる非相対論的限界において、以下のように単純化される：
2021533853.tif 000004
【００３４】
核遷移を引き起こすためには、エネルギーＥは、静止状態での核遷移の遷移エネルギーＥＴｒａｎｓと等しくなければならない。このとき、与えられた角度θに対して、原子核の速度は非相対論的限度で与えられる。
2021533853.tif 000005
ここで、ＥＲｅｓは、共振吸収が生じるＸ線源の基準フレーム内の光子エネルギーを示す。
【００３５】
従って、造影剤の原子核の速度は、血流の速度に対応するものであり、特に、共鳴吸収が起こるＸ線源の静止フレームにおいて測定されるＸ線放射のエネルギーに基づいて、また、核転移の転移エネルギーに基づいて決定されることができる。
【００３６】
核共鳴吸収が生じる場合、血液に入射するＸ線放射は、Ｘ線放射と材料との「通常の」相互作用、すなわち、Ｘ線放射と材料の原子の電子殻との間の相互作用による減衰よりも大きく、特に大きい程度で減衰される。従って、Ｘ線光子のエネルギーの関数としてのＸ線減衰は、核共鳴吸収が起こるエネルギーで最大値を有する。
【００３７】
この効果を利用して血液速度を決定するために、単色Ｘ線源を使用して血液を照射し、Ｘ線源のチューニングを変化させて、Ｘ線源によって放出されるＸ線光子のエネルギーを変化させることが示唆される。血液を横切るＸ線放射を検出するＸ線検出器を使用して、Ｘ線放射の最大減衰が生じるＸ線源のチューニングが決定されることができる。このチューニングは、Ｘ線放射が血液を通って進むときにＸ線放射の強度が最大の程度で低減されるチューニングに対応する。このチューニングに基づいて、また造影剤の原子核の既知の遷移エネルギーに基づいて、特に前述の式に基づいて、血液速度が決定されることができる。この目的のために、Ｘ線源のチューニングは、血液速度が前述の式に従って決定され得るように、Ｘ線光子の対応するエネルギーに関連付けられることができる。
【００３８】
更に、造影剤の原子核の運動方向との間の角度は、好ましくは血液速度の決定において考慮される。更に、この角度は、角度θが正確に９０°の場合は非相対論的極限でドップラシフトが起こらないので、９０°に等しくない値にチューニングされることが好ましい。
【００３９】
造影剤の原子核の運動の方向は本質的に、空間内の検査されるべき血管の部分の向き及びこの血管部分内の血流の方向から生じる血流の方向に対応する。血流速度の決定のために、造影剤の原子核の運動方向は血管部分の長手方向に対応し、この方向は血管部分の長手方向の延長線に平行であり、血流の主方向を指すと仮定されることができる。この血管部分の長手方向は、３次元血管造影画像に基づいて決定されることができる。従って、血流の方向に関する情報を得るために、血管造影イメージングが、血流速度の決定に関連して同様に実行されることができ、この情報は、血流速度の決定に使用されることができる。
【００４０】
造影剤は、特にヨウ素１２７を含むことができる。この物質は、５７．６ｋｅＶの遷移エネルギーの場合に核遷移を示す。この遷移の自然線幅は１．５×１０−９ｋｅＶである。従って、励起Ｘ線光子の進行方向に速度１ｃｍ／ｓで原子核が運動すると、自然線幅の範囲で光子エネルギーのドップラシフトが生じる。人間の血管内の血液速度は、健康な血管の場合、典型的には数１０ｃｍ／ｓの範囲である。狭窄内では、血液速度は最大１００〜５００ｃｍ／秒に達することができる。従って、典型的な血液速度で移動するヨウ素核によってＸ線光子が吸収されるためには、光子エネルギーのドップラシフトが実際に必要である。従って、ヨウ素１２７の５７．６ｋｅＶ遷移の励起に基づいて血液速度を決定することが可能である。更に、天然ヨウ素の唯一の安定な同位体であるヨウ素１２７は、通常のＸ線に基づく医用画像における造影剤としてすでに広く使用されている。従って、新しい造影剤を承認する必要はない。
【００４１】
同様に、適切なエネルギー範囲、すなわち、許容できない有害な影響を引き起こすことなく人体を照射することができるエネルギー範囲、及び適切に狭い線幅で核遷移を有する材料を含む別の造影剤が使用されることができる。
【００４２】
図２は、患者の血管の選択された部分における血液速度を決定するためのシステムの一実施形態のコンポーネントを概略的かつ例示的に示す。本実施形態では、本システムがＸ線源２１と、Ｘ線源２１によって放射されたＸ線光子がＸ線源２１からＸ線検出器２２へ向かう途中で吸収又は偏向されない場合に、かかるＸ線光子がＸ線検出器２２に位置合わせされるように互いに対向して配置されたＸ線検出器２２とを含む。Ｘ線源２１とＸ線検出器２２との間には、核共鳴吸収に基づいて患者の血管の一部を検査するために患者の身体２４が配置される測定領域２３がある。少なくとも測定中、Ｘ線源２１及びＸ線検出器２２は、図２に示す実施形態では患者の身体２４に対して固定位置に保持される。
【００４３】
従って、Ｘ線源２１はチューニング可能な単色Ｘ線源として構成され、Ｘ線源２１は本質的に規定されたエネルギーを有するＸ線光子を放出し、このエネルギーはＸ線源２１のチューニングを変化させることによって変化させることができ、ここで、チューニングは放出されたＸ線光子のエネルギーを決定するＸ線源２１の関連する動作パラメータによって特徴付けられる。好ましくは、特定の公称エネルギーのＸ線ビームにおける光子のエネルギー帯域幅は、造影剤の核の核共鳴遷移の自然線幅の約１０倍〜１００倍以下である。従って、Ｘ線源２１のエネルギー帯域幅は、サブμｅＶ範囲にあることが好ましい。
【００４４】
この範囲内でのエネルギー帯域幅が小さく、十分に高い強度を有するＸ線放射を発生させるために、Ｘ線源２１は、Ｘ線源２１の所望の出力光子エネルギーの周囲の周波数範囲内で高い強度を有するＸ線放射を生成するための一次Ｘ線生成器を備えることができ、Ｘ線源２１は更に、一次Ｘ線生成器によって生成されたＸ線光子のエネルギースペクトルの十分に小さな部分からＸ線光子を選択するためのＸ線モノクロメータを備えることができる。
【００４５】
例示的な一次Ｘ線発生装置は、当業者に公知の方法で必要なエネルギー範囲のＸ線放射を生成するシンクロトロン又は自由電子レーザーを有する。更なる例は、線形電子加速器によって生成される相対論的電子ビームからのレーザパルスのトムソン散乱（逆コンプトン散乱とも呼ばれる）基づくＸ線生成器である。このようなＸ線源は特に、Z. Chi et al., "Thomson scattering x-ray source: a novel tool for monochromatic computed tomography", Proc. SPIE 10391, Developments in X-Ray Tomography XI, 103910Z (19 September 2017), doi: 10.1117/12.2273136に記載されている。シンクロトロン又は自由電子レーザーを含むＸ線生成器と比較して、このＸ線生成器は、よりコンパクトで、コストも低い。
【００４６】
モノクロメータは例えば、Ｓｉ結晶モノクロメータとして構成することができる。このようなモノクロメータは、血流速度を決定するための所望の小さなエネルギー帯域幅を達成するのに充分な１０−９ＫｅＶのエネルギー分解能ΔＥ／Ｅ（ここで、ΔＥはエネルギー帯域幅であり、Ｅは光子エネルギーである）を有する単色Ｘ線放射を生成することを可能にする。このようなモノクロメータは例えば、M. Yabashi et al., "X-ray monochromator with an energy resolution of 8×10‐9 at 14.41 keV", Review of Scientific Instruments 72, 4080 (2001); https://doi.org/10.1063/1.1406925に記載されている。
【００４７】
一実施形態では、Ｘ線源２１は、発散するＸ線ビームでＸ線放射を放出する。別の実施形態において、Ｘ線源２１は、平行ビームの幾何学形状を有するＸ線放射ビームを放射する。Ｘ線放射を検出するために、Ｘ線検出器２２は、検出器素子に入射するＸ線放射を検出するための検出器素子、いわゆるピクセルを含む１次元又は２次元検出器アレイを有することができ、各検出器素子について、Ｘ線検出器２２は、入射放射線強度を示す測定信号を提供することができる。Ｘ線検出器２２は、当業者に公知の間接変換検出器として構成することができる。しかしながら、Ｘ線検出器２２は、例えば直接変換検出器のような別の態様で同様に構成されてもよい。検出器アレイは、Ｘ線検出器２２の位置においてＸ線源２１によって放射されるＸ線ビームの断面の少なくとも一部をカバーするように構成され配置される。また、Ｘ線検出器２２は、各検出器素子ごとに、Ｘ線源２１との接続線が分かるように、Ｘ線源２１に対して規定された位置を有している。これらの接続線は、検出器素子が測定領域２３を通って直線に進んだ後に検出器素子内で検出されるＸ線光子の軌道に対応する。
【００４８】
測定領域２３では、患者身体２４が、支持体２５上に位置付けられることができ、支持体２５は、検査される血管部分の長手方向とＸ線源によって放出されるＸ線光子の移動方向との間の角度が９０°と異なるように患者を位置付けるようにチューニング可能であってもよい。関連する一実施形態では、Ｘ線源２１及びＸ線検出器２２がＸ線源２１によって放射されたＸ線ビームが例えば下向き方向に本質的に垂直方向に進み、患者身体２４がＸ線源２１とＸ線検出器２２との間の測定領域２３内に適切に傾斜した縦軸を有するように配置される。これは、通常、Ｘ線ビームの進行方向と血管の長手方向との間で９０°とは異なる角度を実現することを可能にする。代替として、Ｘ線源２１及びＸ線検出器２２はＸ線源によって放出されたＸ線ビームが本質的に水平方向に進行し、Ｘ線ビームの進行方向と検査される血管の長手方向との間に９０°とは異なる角度を実現するために、患者身体２４がその長手方向軸線を水平軸線に対して傾斜させて配置され得るように配置される。
【００４９】
Ｘ線源２１は、Ｘ線源２１の関連する動作パラメータを制御することによってＸ線源２１のチューニングを制御する制御ユニット２６に結合されており、ここで、各チューニングは、Ｘ線源２１によって放射されたＸ線光子のある一定のエネルギーに対応する。また、制御ユニット２６は以下に説明するように、ゲーティングユニット２８によって提供されるゲーティング信号を受信することができ、ゲーティング信号に従ってＸ線源２１を制御することができる。また、Ｘ線検出器２２及び制御ユニット２６は、評価ユニット２７に結合されている。評価ユニット２７はＸ線検出器２２から、Ｘ線検出器２２で検出されたＸ線放射の強度に関する情報を含む検出信号を受け、好ましくは各検出器素子ごとに、この検出を評価する。評価ユニット２７は、制御ユニット２６から、Ｘ線源２１のチューニングを示す情報を受け取るので、評価ユニット２７は、ある時刻に測定された放射線強度と同時のＸ線源２１のチューニングとを関連付けることができる。加えて、評価ユニット２７は、Ｘ線源２１によって放射されるＸ線放射の強度に関する情報を受け取ることができる。また、評価ユニット２７はシステムの全体的な動作を制御することができ、その際、Ｘ線源２１に関連する制御ユニット２６の動作を制御することもできる。
【００５０】
制御ユニット２６及び評価ユニット２７は、それぞれが制御ユニット２６又は評価ユニット２７によって提供される機能を実行するようにプログラムされたマイクロプロセッサを備えるコンピュータデバイスとして構成されてもよい。この目的のために、対応するコンピュータプログラムを記憶し、コンピュータデバイス内で実行することができる。更に、少なくとも評価ユニット２７は、表示装置及び適切な入力手段を含むことができる、ユーザと対話するための適切なユーザインタフェースを備えることができる。ユーザインタフェースを介して、ユーザは例えば、システムに提供される測定ルーチンを開始するための制御コマンドを入力することができ、また、血液速度の決定の結果などの評価ユニット２７の出力を受け取ることができる。更に、制御ユニット２６と評価ユニット２７とを１つのコンピュータ装置に統合することも可能である。
【００５１】
前述のシステムを用いて、患者の血管の一部を流れる血液の速度を決定すること、及び／又は、以下により詳細に説明するように、石灰化プラークに含まれるカルシウムと造影剤とが区別される血管造影画像を取得することが可能である。
【００５２】
血流速度を求めるためには、検査対象となる血管部分の長手方向とＸ線光子の進行方向との間の角度を３次元的に考慮する必要がある。この角度を決定し、チューニングするために、血管部分を含む患者身体２４の領域の血管造影画像が取得されることができる。この画像は、当業者に知られている態様でＣＴ装置２９を使用して取得されることができる。ＣＴ装置２９では、患者身体２４は、血液速度決定のためにシステムの測定領域２３内に移動させることもできる可動支持体によって支持されることができる。従って、同じ支持体２５が、血管造影画像の取得時に患者を支持するために、及び、血液速度を決定するための測定値を行うために、使用されることができ、それにより、患者は、血管造影画像の取得と血液速度の測定値との間で位置を変える必要がない。これは、検査される血管部分の位置及び向きが、血管造影画像の取得と血液速度の決定との間で変化しないことを保証する。
【００５３】
血管造影画像を取得するために、適切な造影剤が検査されるべき部分を含む血管に注入されることができ、ここで、造影剤は、好ましくは血液速度を決定するために使用される造影剤に対応する。造影剤が投与されると、造影剤が血管を通って流れる間に、患者の身体２４の関連領域の通常のＣＴ画像が、ＣＴ装置２９によって取得されることができる。
【００５４】
得られるＣＴ画像では、検査対象部位を含む血管がはっきりと見えるため、この部位の位置及び長手方向を判別することができる。この目的のために、当業者に知られているように、血管セグメント化が実行されることができる。次いで、セグメント化された血管に基づいて、その関連部分の位置及び向きを適切なやり方で決定することができる。例えば、血管部分の向きを決定するために、血管部分の中間線を推定されることができる。また、血管部分における血流の方向が決定され、血管部分の向きとその中の血流の方向とに基づいて、血管部分の長手方向が決定される。血管が湾曲している場合、検査される血管部分は、それがほぼ真っ直ぐになるように選択されることができる。この場合、血管部分の長手方向は、その選択された部分の領域における血管に対する接線の方向によって近似されることができる。
【００５５】
患者身体２４は、検査される血管部分の位置及び長手方向を決定すると、この部分における血液速度を決定するために、システムの検査領域２３に位置付けられる。血管造影ＣＴ画像から導出された情報を使用して、Ｘ線源２１によって放出されたＸ線ビームが血管部分を通って進み、血管部分の長手方向とＸ線光子の進行方向との間の角度が９０°に等しくないように、患者の身体２４が特に位置付けられる。好ましくは角度が患者の身体２４を適切に位置付けることによって可能な限り小さく選択されるが、これは角度が小さいほど、核共鳴吸収を誘導するための光子エネルギーのドップラシフトが大きくなり、その結果、血液速度をより正確に決定することができるからである。
【００５６】
次に、制御ユニット２６の制御下で、Ｘ線源２１を作動させて、変化するエネルギーのＸ線ビームを血管部分に照射する。エネルギーは静止時の造影剤の核の遷移エネルギーを中心とする所定の範囲で変化させることができ、この範囲は、造影剤の核が典型的な血液速度に対応する速度で移動するときに核共鳴遷移を引き起こすに必要な可能なシフトされたエネルギーを含むことができる。この範囲でエネルギーを変化させるために、Ｘ線源２１の関連する動作パラメータを変化させることによって、Ｘ線源２１のチューニングが対応する範囲で変化される。この範囲内で、チューニングは所定のステップサイズに従って、例えば、エネルギー範囲内の最低エネルギー値に対応するチューニングから始めることによって、及び光子エネルギーが段階的に増加するようにチューニングをチューニングすることによって、変化させることができる。
【００５７】
Ｘ線源２１によって放出されたＸ線ビームは血管部分を通って進み、吸収又は減衰されなかったＸ線光子は、Ｘ線検出器２２に記録される。通常、Ｘ線検出器２２の幾つかの検出器素子は、血管部分を通過したＸ線放射を検出する。これらの検出器素子は、Ｘ線源２１及びＸ線検出器２２の既知の配置、Ｘ線ビームの既知の幾何学的形状、及び血管造影ＣＴ画像に基づいて決定される血管部分の位置及び向きに基づいて、決定されることができる。
【００５８】
Ｘ線源２１の各チューニング及び各関連する検出器素子（すなわち、検査される血管部分を通って移動したＸ線光子を記録する各検出器素子）ごとに、検出器素子に入射する放射線強度が、Ｘ線検出器２２において測定され、評価ユニット２７に転送される。次いで、評価ユニット２７は、各検出器素子ごとに、Ｘ線源２１のさまざまなチューニングに対する光子減衰量を決定し、最大光子減衰が生じたチューニングを決定する。このチューニングは、最大数の光子が造影剤の原子核によって吸収されたときのエネルギーに対応し、従って、核共鳴吸収が生じたときの光子エネルギーに対応する。
【００５９】
異なる検出器素子に対する決定されたチューニングに基づいて、血液速度が、評価ユニット２７において決定される。この目的のために、血管造影画像に基づいて決定される血管の関連部分の長手方向と、Ｘ線検出器２２に衝突するＸ線光子の進行方向との間の角度が、検出器素子について決定される。Ｘ線源２１が発散するＸ線ビームの場合、この角度は、個々の異なる検出器素子について異なる。従って、角度は、好ましくは各検出器素子ごとに個別に決定される。平行ビーム形状の場合、角度は、すべての検出器要素について本質的に同じである。この場合、すべての検出素子に対して１つの角度が決定されることができる。
【００６０】
各検出器素子に対して、評価ユニット２７は、次いで、血管部分の長手方向とＸ線光子の進行方向との間の角度に基づいて、及び検出器素子において最小強度が検出された光子エネルギーに基づいて、血液速度の値を決定することができる。この決定は、造影剤の原子核の核遷移の既知の遷移エネルギーを考慮に入れて、上記の式に基づいて行うことができる。更に、決定は、Ｘ線源２１のチューニングと放出されたＸ線光子のエネルギーとの間の既知の関係に基づいて行われることができる。この関係を決定するための１つの可能なプロシージャを以下に説明する。
【００６１】
検査されるべき血管の部分を通って進んだＸ線光子を受け取る検出器素子について決定された血液速度の値から、評価ユニット２６は、平均値を決定することができる。これは、少なくとも、値が閾値よりも大きい量までは異ならない場合に行われることができ、その結果、血管部分における血液の本質的に均一な速度が仮定されることができる。この平均値は、例えば血管部分の狭窄の診断及び狭窄の治療が必要であるかどうかの決定において、血管部分の更なる評価において血管部分の血管速度として考慮されることができる。
【００６２】
最大の光子減衰が生じるＸ線源２１のチューニングを決定するために、Ｘ線源２１は、Ｘ線源２１がチューニングされるすべての光子エネルギーに対して一定の強度のＸ線放射を放出するように動作されることができる。この実施形態において、最大の光子減衰が生じるチューニングは、各検出器素子において最小の光子強度が測定されるチューニングである。
【００６３】
代替実施形態において、放射された光子エネルギーは、Ｘ線源２１の各チューニングごとに、Ｘ線源２１によって放射された放射線強度とＸ線検出器２２で測定された放射線強度とを比較することによって、決定されることができる。これらの強度間の差に基づいて、評価ユニット２６は、チューニングごと及びＸ線検出器２２の各検出器要素ごとに、光子減衰を決定する。その後、評価２７は決定された光子減衰を比較して、最大光子減衰が生じたエネルギーを決定し、上述したように、このエネルギーに基づいて血液速度を推定することができる。この実施形態において、Ｘ線源２１は、すべての光子エネルギーに対して一定の強度を有する放射線を放射するように動作する必要はない。
【００６４】
放射される放射線強度は、Ｘ線源２１のモデルを用いて、Ｘ線源２１のそれぞれの動作パラメータに基づいて推定されることができる。代替として、放出された放射線強度は、患者の身体２４に到達する前にＸ線放射を検出するように構成された追加のＸ線検出器を使用して測定されてもよい。このＸ線検出器は、特にＸ線源２１に一体化されることができる。更に、Ｘ線源２１が扇形の放射線ビームを生成する場合、追加のＸ線検出器は、Ｘ線ビームの断面のわずかな部分の放射線のみを検出するように配置されることができる。この部分では追加のＸ線検出器がＸ線ビームを遮ることができるが、Ｘ線ビームの残りの部分は血液速度を測定するために患者の身体２４を十分に照射することができる。代替例として、追加のＸ線検出器は、Ｘ線放射ビームの内外に移動可能であってもよい。この実施形態において、付加的な放射線検出器は、Ｘ線源２１の各チューニングのために、Ｘ線ビームの断面の少なくとも一部において放射される放射線強度を測定するように放射線ビーム内に移動され、次いで、再び放射線ビームの外に移動さされることができる。患者身体２４は、この測定の前又は後に照射されることができる。
【００６５】
更に、Ｘ線源２１を特定のエネルギーに正確にチューニングさせ、Ｘ線源２１のチューニングを対応する光子エネルギーに関連付けるために、Ｘ線源２１の較正が必要となる場合がある。従って、対応する較正測定は血液速度の実際の測定が行われる前に、好ましくは、患者身体２４が測定領域２３内に位置付けられる前に行われることができる。特に、較正測定は、複数の患者の血流速度の測定のためにシステムを較正するために１回行われることができる。
【００６６】
較正測定を実行するために、造影剤（又は核共鳴吸収を示す含まれる同位体）を含む基準プローブが、まず固定位置に、すなわち静止位置に、測定領域２３内に位置付けられ、Ｘ線放射で照射されることができる。照射中、プローブを横切るＸ線放射は、Ｘ線検出器２２によって検出されることができ、Ｘ線光子のチューニングが、変化されることができる。このプロセスで取得された検出信号は、基準プローブがＸ線光子を最大程度まで減衰させるチューニングを決定するために、評価ユニット２７によって評価されることができ、ここで、この決定は、上述の実際の測定中と同じように行われることができる。このチューニングは、造影剤の原子核の遷移エネルギーに等しい光子エネルギーに対応する。
【００６７】
更に、基準プローブは、移動の方向とＸ線光子の進行方向との間に既知の角度が存在するように、１又は複数の既知の速度で所定の方向に測定領域内で移動されることができる（この角度は、発散するＸ線ビームの場合、異なる検出器素子に対して変化することができる）。各速度について、最大光子減衰が生じるＸ線源２１のチューニングが、上述したように決定されることができる。このチューニングのために、対応する光子エネルギーが、プローブの既知の速度、プローブの方向とＸ線光子の進行方向との間の既知の角度、及び既知の遷移エネルギーに基づいて、決定されることができる。
【００６８】
これらの測定値に基づいて、Ｘ線源１のチューニングと光子エネルギーとの間の関係が決定されることができ、この関係を使用して、上述したように血液速度が決定されることができる。代替として、Ｘ線源１のチューニングと量との間の関係が、当該造影剤について決定されることができ、血液速度が、この関係に基づいて決定されることができる。
【００６９】
チューニングからの光子エネルギーの実質的に線形の依存性がある場合、前述の測定は、静止基準プローブについて、及び１つの速度について行われることができ、Ｘ線源２１のチューニングとすべてのチューニングについての光子エネルギー又はその量との間の関係が、この速度についての決定に基づいて、及び静止プローブについての決定に基づいて、決定されることができる。チューニングからの光子エネルギーの依存性が非線形である場合に特に適用されることができる代替例として、決定は、好ましくは血液の可能な速度に対応する複数の速度に関して行われてもよく、Ｘ線源２１のチューニングと光子エネルギー又は量との間の全体的な関係は、当業者に知られたやり方で、例えば非線形フィッティングプロシージャに基づいて、これらの決定に基づいて決定されてもよい。
【００７０】
前述のアプローチの代替として、基準プローブは、既知の経路に沿った（すなわち、既知の方向を有する）既知の速度プロファイルに対応する変化する速度で、測定領域２３内を移動されることができる。同時に、Ｘ線源２１のチューニングは、Ｘ線光子の減衰が常に最大に留まるように、すなわち、共鳴吸収が移動中に絶えず生じるように、変化されることができる。チューニングの必要な変化は、適切な閉ループチューニングによって制御されることができる。更に、Ｘ線源２１のチューニングが追跡されることができ、Ｘ線源２１のチューニングと光子エネルギー又は量との関係は、追跡されたチューニング及び既知の速度プロファイル並びに基準プローブの運動の既知の経路に基づいて、決定されることができる。
【００７１】
更に、検査される血管部分を通って流れる血液の速度は、一定ではなく、心周期の最中に変化する。これに関して、心周期の１つの選択された部分における血液速度を決定することが所望されることがある。この目的のために、血液速度の測定は、心周期の選択された部分に対応する時間に実行されることができる。これを達成するために、Ｘ線源２１の動作をそれに応じてゲート制御することができる。これは、Ｘ線源２１が心周期の選択された部分の間にのみＸ線放射を放出することを意味する。このようなゲート動作を実現するために、システムは、心周期の所定の部分の発生を決定するように適応されたゲーテイングユニット２８を有することができる。例えば、この決定は、当業者に知られているように、心電図（ＥＫＧ）データに基づいて行われことができる。更に、ゲーティングユニット２８は、血液速度を決定するために選択された心周期の部分に対応する時間を示すゲーティング信号を出力し、このゲーティング信号に基づいて、Ｘ線源２１を動作させることができる。
【００７２】
いくつかの心周期における血液速度を決定することが望ましい場合、対応するゲート信号に基づいて、これらの心周期の各々において別々の測定が行われることができる。ここで、各ゲーティング信号は心周期の関連部分に対応する時間を示すことができ、心周期の各関連部分において、血液速度は、上述のように別々に測定されることができる。
【００７３】
同様に、血液速度は、心周期とは無関係に測定されることができる。この実施形態において、核共鳴吸収は、心周期の任意の部分において観察され、従って、任意の部分の心周期における血液速度が測定される。心周期の関連部分を決定するために、ＥＫＧデータは、測定中に取得されることができ、これらのデータに基づいて、測定中に核共鳴吸収が心周期のどの部分で生じたかが決定されることができる。ゲート制御された測定とは対照的に、このアプローチは、中断することなく血液速度を決定するための測定を実行することを可能にする。
【００７４】
図３は、更なる実施形態において、血液速度を決定するためのシステムのコンポーネントを概略的かつ例示的に示す。この実施形態は、Ｘ線源２１'及びＸ線検出器２２'が患者の身体２４に対して移動され、Ｘ線源２１'によって放出されたＸ線放射が異なる角度で身体２４を通って進むことができる点で、上述の実施形態とは異なる。これにより、血管部分の長手方向とＸ線光子の進行方向との間の角度が小さくなるように患者身体２４を位置付ける際の柔軟性が改善される。更に、この実施形態では、血液速度を決定するために使用されるのと同じＸ線源２１'及び同じＸ線検出器２２'を使用してＣＴ画像を取得することが可能である。
【００７５】
一実施形態では、Ｘ線源２１'及びＸ線検出器２２'が、ガントリ（図示せず）上に取り付けられることができ、ガントリは、患者の身体２４が配置される測定領域２３'の周りで回転されることができる。この実施例では、Ｘ線源２１'及びＸ線検出器２２'の配置が通常のＣＴ装置と同様である。患者身体２４は、本質的に水平な位置で測定領域２３'内に配置されることができる。しかしながら、患者身体２４を、その長手方向軸が水平方向に対して傾斜するように配置されることも可能である。更なる実施形態では、図３に概略的に示すように、ＣＴ画像を取得するために、Ｘ線源２１'及びＸ線検出器２２'の位置を固定し、患者の身体２４を測定領域２３'内で回転させることができる。この実施形態はまた、ガントリに取り付けるのに十分にコンパクトでないＸ線源２１'が使用される場合にＣＴ画像を取得することを可能にする。この実施態様では、患者の身体２４が測定領域内で本質的に直立した姿勢に位置付けられ、適切な支持体２５'によってそのような姿勢に固定されることができる。同様に、支持体２５'は、患者身体２４がその長手方向軸が垂直方向に対して傾斜した状態で位置付けられることができるように構成され得る。
【００７６】
両方の構成において、Ｘ線源２１'及びＸ線検出器２２'は、概して、図２に示される実施形態に関連して説明されるように構成されることができる。更に、Ｘ線源２１'は、すでに上述したようにＸ線源２１'のチューニングを変更するよう特に構成された制御ユニット２６'によって、同様に制御されることができる。更に、システムはゲート制御されたＸ線測定を可能にするため、及び／又は患者の心周期の部分に測定値を割り当てるために、ゲート制御ユニット２８'を備えることもできる。更に、システムは再び、Ｘ線検出器２２'を用いて取得された検出信号を評価するための評価ユニット２７'を有する。
【００７７】
上述の構成は、検査される血管部分の長手方向とＸ線光子の進行方向との間の角度が血液速度を決定するために所望されるように小さくなるように、患者身体２４を柔軟に位置付けることを可能にする。患者身体２４が測定領域２３'に配置される血管部分の位置及び向きは、上述のように、血管部分を含む患者身体２４の部分の３次元血管造影画像に基づいて再び決定されされることができる。画像は、血流速度の測定値を実行する前に取得されることができる。
【００７８】
これに関して、血液速度を決定するシステムのＸ線源２１'及びＸ線検出器２２'を使用して、３次元血管造影ＣＴ画像を取得することが可能である。画像を取得するために、Ｘ線源２１'及びＸ線検出器２２'は、患者の身体２４の周りで回転されるか、又は患者の身体２４が測定領域２３'内で回転され、その結果、身体２４は、Ｘ線源によって放出されたＸ線放射により、さまざまな異なる角度で照射される。各角度ごとに、Ｘ線検出器２２'は、患者の身体２４の照射された部分の投影値を記録し、これらの投影値に基づいて、身体部分の３次元画像が、当業者に知られているようなＣＴ再構成プロシージャによって生成される。
【００７９】
次に、血液速度の決定は、図２に示すシステムに関連して上述したのと同じやり方で実行されることができる。特に、この決定は、血管部分及びＸ線源２１'並びにＸ線検出器２２'の適切な相対的な位置付けを使用して行われことができる。決定のために、Ｘ線源２１'のチューニングは、制御ユニット２６'によって変更されることができ、Ｘ線検出器２２'によって取得された検出信号に基づいて、評価ユニット２７'は、最大光子減衰が生じるチューニングを決定することができ、上述したように、このチューニングに基づいて血液速度を推定することができる。ゲーティングユニット２８'によって提供されるゲーティング信号を使用して、患者の心周期の１つ又は複数の特定の部分に関する決定が、再び実行されることができる。更なる実施形態では、検査される血管部分における石灰化プラークの空間分布が決定されることができるように、異なるコントラストを有する造影剤及び石灰化プラークを示す血管造影画像が取得される。画像は、核共鳴吸収が生じるＸ線源２１、２１'のチューニングにおいて上述したようなシステムを用いて取得されることができる。この状況では、造影剤は、核共鳴吸収が生じない状況よりも高い程度にＸ線光子を減衰させる。従って、造影剤は、石灰化プラークに含まれるカルシウムよりも高い光子減衰を示し、かかる造影剤は、「通常」は（すなわち核共鳴吸収が生じない場合は）造影剤と同様の減衰特性を有する。
【００８０】
一実施形態では、血管造影画像は、検査される血管部分における血流速度の測定値中に取得される。本実施形態では、画像は、核共鳴吸収が生じるＸ線源２１のチューニングのために取得されるＸ線検出器２２、２２'の検出信号を使用して生成される。この検出信号を使用して、血管造影画像は、当業者に知られている通常のやり方で生成されることができる。
【００８１】
Ｘ線源２１、２１'が発散Ｘ線ビームを放出する場合、核共鳴吸収が生じる光子エネルギーは、検出器素子に記録されたＸ線光子の進行方向と血液又は造影剤の進行方向との間の角度が変化するため、Ｘ線検出器２２、２２'の個々の検出器素子について異なることがある。この場合、血管造影画像を構成するための検出信号の選択は、各検出器素子について個別に行われることができ、次いで、血管造影画像が、この選択された検出信号から構成されることができる。従って、画像は、個々の異なる時点で取得される個々の検出器素子の検出信号から生成されることができる。均一なコントラストを有する血管造影画像をなお生成するために、Ｘ線源２１、２１'は、すべての光子エネルギーについて一定の強度でＸ線放射を放出するように動作されることができ、又は強度差が、画像を再構成するプロセスにおいて補正されることができる。
【００８２】
平行ビーム形状の場合、検出器素子に記録されたＸ線光子の進行方向と血液又は造影剤の進行方向との間の角度は、検査される血管部分の長手方向に本質的に対応し、すべての検出器素子について本質的に同じである。従って、平行ビームジオメトリの場合、画像は、同一時点で同時に取得される検出器要素の検出信号から生成されることができる。
【００８３】
これは、血管の石灰化を見えるようにするために通常使用されている通常のデジタル化サブトラクション血管造影法に勝る利点を提供する。このアプローチでは、血管の第１の画像が、造影剤が血管に注入される前に取得され、この画像では石灰化したプラークが可視である。次いで、第１の画像が、血管の第２の画像から減算され、第２の画像は血管内に造影剤を注入したときに取得されるものである。これにより、造影剤のみを示す差分画像を生成することができる。しかしながら、２つの画像は、異なる時点で取得され、血管はこれらの時点の間で移動することがあるので、差分画像は動きアーチファクトを含むことがある。これは、心臓付近の血管に特に当てはまる。これらの動きアーチファクトは上述のように、単一の時点で測定される検出信号に基づいて石灰化プラークを示す画像を取得することによって回避することができる。
【００８４】
更なる変形例では、血管造影画像が、血液速度の同時決定なしに取得される。この実施態様では、血管造影画像を生成するための検出信号が同様に、核共鳴吸収が生じるＸ線源２１、２１'のチューニングで取得された検出信号に対応し、この検出信号は上述のように取得される。従って、検査される血管部分はＸ線放射で照射され、Ｘ線源２１、２１'のチューニングは、Ｘ線光子のエネルギーを変化させるために変化されることができる。次に、Ｘ線検出器２２、２２'の各検出器素子について、共鳴吸収が生じるチューニングが上述のように決定され、これらのチューニングで取得された検出器素子の検出信号が、血管造影画像を構成するために選択される。
【００８５】
しかしながら、患者身体２４は、検査される血管部分の長手方向軸とＸ線光子の進行方向との間の角度が血液速度を決定するために９０°と異なるように配置され、一方、このような配置は、血管造影画像の取得が相対論的ドップラー効果から独立しているので、血管造影画像を取得するために必要ではない。実際、血管造影画像を生成するために、検査される血管部分の長手方向軸とＸ線光子の進行方向との間の角度の知識は必要とされない。むしろ、Ｘ線源２１、２１'を、核共鳴吸収が生じるＸ線光子エネルギーにチューニングさせ、このチューニングで得られた検出信号に基づいて血管造影画像を構成するだけで十分である。
【００８６】
以上のようにして、検査される血管部分の２次元血管造影画像が生成されることができる。前述の実施態様の変形形態において、血管部分の３次元血管造影画像が取得されることも可能である。この目的のために、画像を生成するための検出信号は、血管部分のＣＴ画像を再構成するために、Ｘ線ビームと患者身体２４との間のいくつかの角度の下で、上述のやり方で取得されることができる。これは、図３に示すＸ線システムを使用して行われることができる。
【００８７】
上述の実施形態では、患者の血管の一部の特性が、核共鳴吸収に基づいて決定されることができる。上述したように、特性は、血管部分を流れる血液の速度でありうる。同様に、特徴は、血管部分の解剖学的構造及び／又はその中に含まれるカルシウムの空間分布でありうる。
【００８８】
図４は、血管部分の関連する特性を決定するために前述の実施形態によるシステムにおいて実行されるステップを系統的かつ例示的に示している。ステップ４０１において、使用されるシステムの測定領域２３、２３'内に患者身体２４を適切に位置付けると、血管部分の所望の特性を決定するためのＸ線測定を開始することができる。測定中、制御ユニット２６、２６'は、ステップ４０２において、検査される血管部分を照射するＸ線放射を放出するようにＸ線源２１、２１'を制御することができる。血管部分の照射中、制御ユニット２６、２６'は、Ｘ線源２１、２１'のチューニングを変化させ、それによってＸ線源２１、２１'によって放出されるＸ線放射のエネルギーを変化させる（ステップ４０３）。Ｘ線放射が血管部分を通過した後、Ｘ線放射は、システムのＸ線検出器２２、２２'によって検出される（ステップ４０４）。Ｘ線検出器２２、２２'の検出信号は、ステップ４０５においてシステムの評価ユニット２７、２７'に供給される。このステップで得られた検出信号に基づいて、評価ユニット２７、２７'は、血管の部分を通って進むＸ線放射の最大減衰が生じるＸ線源２１、２１'のチューニングを決定する（ステップ４０６）。決定されたチューニングに基づいて、評価ユニット２７、２７'は次に、上述したように、血管部分の所望の特性を決定する（ステップ４０７）。
【００８９】
開示された実施形態に対する変形は図面、開示、及び添付の特許請求の範囲の検討から、請求項に記載の発明を実施する際に当業者によって理解され達成されることができる。
【００９０】
請求項において、単語「有する、含む（comprising）」は、他の構成要素又はステップを排除せず、不定冠詞「a」又は「an」は複数性を排除しない。
【００９１】
コンピュータプログラムは他のハードウェアと一緒に、又はその一部として供給される、光記憶媒体又はソリッドステート媒体などの適切な媒体上に記憶され／配布されることができるが、インターネット又は他の有線もしくは無線電気通信システムなどを介して、他の形態で配布されることもできる。
【００９２】
請求項におけるいかなる参照符号も、その範囲を制限するものとして解釈されるべきではない。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【国際調査報告】
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