具体实施方式

本发明提出基于被引入血管中的造影剂的原子核的激发来确定在患者身体的血管的部分中流动的血液的速度。此外，在测量血液速度的过程中，能够采集示出在被检查的血管的部分中的斑块(包括钙化斑块)的X射线图像。因此，如果需要，能够在一次测量中确定血管的部分的两个特征：血液速度和钙化斑块的分布。类似地，能够确定血液速度或者产生示出钙化斑块的分布的血管造影图像。

血管可以是患者的心脏的区域中的冠状动脉。然而，类似地，可能确定患者的身体的其他部位的血管中的血液速度。要被检查的血管的部分可以是事先(例如在血管造影图像中)已经被识别的，并且可以包括要被进一步检查的狭窄。

造影剂被选择为使得其中包含的原子核在限定的能量下呈现X射线光子的核共振吸收。吸收导致原子核从非激发态跃迁到激发态，其中非激发态和激发态具有能量差，在本文中也被称为跃迁能量。有时，这种能量也被称为Moessbauer能量或Moessbauer线。本发明提出利用核共振吸收的存在来测量血液速度和/或采集示出血管中的钙化斑块的血管造影图像。如果不能在“正常”血管造影图像中将钙与造影剂区分开来(通常是这种情况)，后者也是具体可能的，因为当X射线辐射诱发核共振吸收时，通过造影剂的X射线辐射的衰减发生变化，而钙的衰减特征(不呈现出核跃迁)则不发生变化。因此，在造影剂中出现核共振吸收的光子能量处采集的图像中，能够将造影剂与钙化斑块区分开。

为了出现核共振吸收，原子核的静止帧中的X射线光子的能量必须与跃迁能量相对应，以便诱发状态跃迁。如果发射X射线光子的源和造影剂的原子核相对于彼此移动，由于相对论多普勒效应，在源的静止帧中所需的光子能量将根据X射线光子的源与原子核之间的相对速度而位移。

在此基础上并且基于造影剂的原子核的速度基本上对应于血液的速度的观察，能够通过确定出现共振吸收处的光子能量来估计血液的速度。为了确定该光子能量，能够通过改变可调谐单色X射线源的调谐以可变能量的X射线辐射照射要被检查的血管的部分，并且能够确定与造影剂中的最高光子吸收率相关联的调谐。这种调谐对应于在造影剂中出现共振吸收处的能量，并且基于这种调谐，能够确定血管部分中的血液速度。

如果核以速度v以角度θ在核的运动方向与X射线光子的行进方向之间移动，则由下式给出由核看到的光子能量E：

其中，E₀是在X射线源的参考帧中由X射线源发射的光子的能量，并且c是光速。角度θ在图1中示出，其中，核被提供有附图标记1，X射线源被提供有附图标记2，核的运动方向被提供有附图标记3，并且X射线光子的行进方向具有附图标记4。如果速度v显著小于光速，例如对于血液的速度正是如此，则上述公式在所谓的非相对论极限中简化为：

E＝E₀·(1-v/c·cosθ)

为了诱发核跃迁，能量E必须等于静止时核跃迁的跃迁能量E_Trans。在这种情况下，对于给定的角度θ，原子核的速度在非相对论极限中由下式给出：

其中，E_Res表示X射线源的参考帧中出现共振吸收的光子能量。

因此，能够基于在出现共振吸收处的X射线源的静止帧中所测量的X射线辐射的能量并且基于核跃迁的跃迁能量来具体地确定与血液的速度相对应的造影剂的原子核的速度。

当出现核共振吸收时，入射到血液上的X射线辐射被衰减到特别高的程度，具体地，其高于由于X射线辐射与材料的“正常”相互作用(即，X射线辐射与材料的原子的电子壳之间的相互作用)导致的衰减。因此，作为X射线光子的能量的函数的X射线衰减在出现核共振吸收处的能量处具有最大值。

为了利用这种效应来确定血液速度，提出使用单色X射线源照射血液，并改变X射线源的调谐以改变由X射线源发射的X射线光子的能量。然后，使用探测穿过血液的X射线辐射的X射线探测器，可以确定出现X射线辐射的最大衰减处的X射线源的调谐。一旦X射线辐射已经穿过血液，这种调谐对应于在X射线辐射的强度被减小到最大程度处的调谐。基于这种调谐，并且基于造影剂的原子核的已知跃迁能量，可以确定血液速度，具体地根据上述公式。为此，X射线源的调谐可以与X射线光子的相应能量有关，从而能够根据上述公式来确定血液速度。

此外，在确定血液速度时，优选考虑造影剂的原子核的运动方向之间的角度。此外，该角度优选地被调节为不等于90°的值，因为如果角度θ恰好是90°，则在非相对论极限中不会出现多普勒位移。

造影剂的原子核的运动方向基本上对应于血液流动的方向，所述血液流动的方向起因于空间中要被检查的血管的部分的取向和在该血管部分内的血液流动的方向。为了确定血液速度，可以假设造影剂的原子核的运动方向对应于血管部分的纵向方向，其中该方向平行于血管部分和在血液流动的主方向中的点的纵向延伸。血管部分的该纵向方向可以基于三维血管造影图像来确定。因此，可以与确定血液速度相结合类似地执行血管造影成像，以获得关于血液流动的方向的信息，并且该信息可以在确定血液速度中使用。

造影剂可以具体地包括碘-127。该物质呈现出跃迁能量为57.6keV的核跃迁。跃迁具有1.5x10-9keV的自然线宽。因此，在激发X射线光子的行进方向上具有1cm/s的速度的核的运动导致光子能量在自然线宽范围内的多普勒位移。在健康血管的情况下，人血管中的血液速度通常在几十cm/s的范围内。在狭窄内，血液速度能够达到100-500cm/s。因此，确实需要光子能量的多普勒位移，以使X射线光子被以典型血液速度运动的碘核吸收。因此，可能基于碘-127的57.6keV跃迁的激发来确定血液速度。此外，碘-127(它是天然碘的唯一稳定同位素)已经广泛用作常规基于X射线的医学成像中的造影剂。因此，不需要认可新的造影剂。

同样，可以使用另一种造影剂，其包括具有在适当的能量范围内(即在能够照射人体而不会导致不可接受的有害影响的能量范围内)的核跃迁并且具有适当的窄线宽的材料。

图2示意性地且范例性地示出了用于确定患者的血管的选定部分中的血液速度的系统的一个实施例的组件。在该实施例中，系统包括X射线源21和X射线探测器22，它们彼此相对布置为使得如果由X射线源21发射的X射线光子在从X射线源21到X射线探测器22的途中没有被吸收或偏转，则在X射线探测器22中进行配准。在X射线源21与X射线探测器22之间存在测量区域23，在所述测量区域中，患者的身体24被定位为基于核共振吸收来检查患者的血管的部分。至少在测量期间，在图2所示的实施例中，X射线源21和X射线探测器22相对于患者的身体24保持在固定位置。

X射线源21被配置为可调谐单色X射线源。因此，X射线源21发射基本上具有限定能量的X射线光子，并且该能量能够通过改变X射线源21的调谐来改变，其中调谐的特征在于确定所发射的X射线光子的能量的X射线源21的相关操作参数。优选地，在一定标称能量的X射线射束中的光子的能量带宽不大于造影剂的核的核共振跃迁的自然线宽的大约10倍至100倍。因此，X射线源21的能量带宽优选地在亚-μeV范围内。

为了生成具有在该范围内的小能量带宽并且具有足够高的强度的X射线辐射，X射线源21可以包括初级X射线发生器，其用于产生在围绕X射线源21的所需输出光子能量的频率范围内具有高强度的X射线辐射，并且X射线源21可以附加地包括X射线单色仪，其用于从由初级X射线发生器生成的X射线光子的能量谱的足够小的部分中选择X射线光子。

范例性的初级X射线发生器包括以本领域普通技术人员已知的方式在所需能量范围内生成X射线辐射的同步加速器或自由电子激光器。另一个范例是基于借由线性电子加速器生成的相对电子射束的激光脉冲的Thomson散射(也称为逆康普顿散射)的X射线发生器。这种X射线源在Z.Chi等人的“Thomson scattering x-ray source：a novel tool formonochromatic computed tomography”(Proc.SPIE 10391，Developments in X-RayTomogrpahy XI，103910Z(2017年9月，第19期)，doi：10.1117/12.2273136)中具体进行了描述。与包括同步加速器或自由电子激光器的X射线发生器相比，该X射线发生器更紧凑且成本更低。

例如，单色仪可以配置为Si晶体单色仪。这种单色仪允许产生在10-9keV范围内的具有能量分辨率为ΔE/E(其中ΔE为能量带宽，E为光子能量)的单色X射线辐射，其足以获得用于确定血液速度所需的小能量带宽。这样的单色仪的范例在M.Yabashi等人的出版物“X-ray monochromator with an energy resolution of 8×10-9at 14.41keV”(Reviewof Scientific Instruments72，4080(2001)；https://doi.org/10.1063/1.1406925)中进行了描述。

在一种实施方式中，X射线源21以发散的X射线射束发射X射线辐射。在另一种实施方式中，X射线源21发射具有平行射束几何形状的X射线辐射射束。为了探测X射线辐射，X射线探测器22可以包括一维或二维探测器阵列，其包括探测器元件(所谓的像素)以探测入射到探测器元件中的X射线辐射，并且对于每个探测器元件，X射线探测器22可以提供指示入射辐射强度的测量信号。X射线探测器22可以被配置为本领域普通技术人员已知的间接转换探测器。然而，X射线探测器22类似地可以以另一种方式配置，例如作为直接转换探测器。探测器阵列被配置和布置为使得其在X射线探测器22的位置处覆盖由X射线源21发射的X射线射束的横截面的至少一部分。此外，X射线探测器22具有相对于X射线源21的已限定的位置，从而对于每个探测器元件，到X射线源21的连接线是已知的。这些连接线对应于在探测器元件中探测到的X射线光子在已经沿直线通过测量区域23行进之后的轨迹。

在测量区域23中，患者身体24能够定位在支撑件25上，并且支撑件25可以是可调节的，以便以这样的方式定位患者：在要被检查的血管部分的纵向方向与由X射线源发射的X射线光子的行进方向之间的角度不同于90°。在一个相关实施例中，X射线源21和X射线探测器22被布置成使得由X射线源21发射的X射线射束沿基本竖直的方向行进，例如沿向下的方向行进，并且患者身体24以适当倾斜的纵轴定位在X射线源21与X射线探测器22之间的测量区域23中。这通常允许实现在X射线射束的行进方向与血管的纵向方向之间不同于90°的角度。备选地，X射线源21和X射线探测器22被布置成使得由X射线源发射的X射线射束在基本上水平的方向行进并且患者身体24可以以其相对于水平轴倾斜的纵轴被定位，以便实现在X射线射束的行进方向与要被检查血管的纵向方向之间的不同于90°的角度。

X射线源21被耦合到控制单元26，控制单元26通过控制X射线源21的相关操作参数来控制X射线源21的调谐，其中，每次调谐对应于由X射线源21发射的X射线光子的特定能量。控制单元26还可以接收由选通单元28提供的选通信号，如将在下文中说明的，并且可以根据选通信号来控制X射线源21。此外，X射线探测器22和控制单元26被耦合到评估单元27。评估单元27从X射线探测器22优选地针对每个探测器元件单独地接收探测信号，探测信号包括关于在X射线探测器22中探测到的X射线辐射的强度的信息，并且评估该探测。评估单元27从控制单元26接收指示X射线源21的调谐的信息，使得评估单元27能够将在特定时间处测量的辐射强度与在相同时间处的X射线源21的调谐相关联。另外，评估单元27可以接收关于由X射线源21发射的X射线辐射的强度的信息。此外，评估单元27可以控制系统的整体操作，并且这样做还可以控制与X射线源21相关联的控制单元26的操作。

控制单元26和评估单元27可以被配置为计算机设备，每个计算机设备包括被编程为用于执行由控制单元26或评估单元27提供的功能的微处理器。为此目的，可以在计算机设备中存储和执行相应的计算机程序。此外，至少评估单元27可以包括用于与用户交互的适当的用户接口，其可以包括显示设备和适当的输入装置。经由用户接口，用户可以输入控制命令，例如，启动系统提供的测量程序，并且可以接收评估单元27的输出，诸如血液速度的确定的结果。此外，还能够将控制单元26和评估单元27集成在一个计算机设备中。

使用上述系统，能够确定流动通过患者的血管的部分的血液的速度和/或采集在其中将造影剂与包括钙化斑块的钙区分开的血管造影图像，如现在将详细说明的：

为了确定血液速度，考虑要被检查的血管部分的纵向方向与三个维度的X射线光子的行进方向之间的角度。为了确定和调节该角度，可以采集包括血管部分的患者身体24的区域的血管造影图像。可以使用CT设备29以本领域普通技术人员已知的方式采集该图像。在CT设备29中，患者身体24可以由可移动的支撑件支撑，所述可移动支撑件还能够移动到用于血液速度确定的系统的测量区域23中。因此，同一支撑件25可以用于在采集血管造影图像期间支撑患者以及执行用于确定血液速度的测量，使得患者不必在采集血管造影图像与测量血液速度之间重新定位。这确保要被检查的血管部分的位置和取向在采集血管造影图像和确定血液速度之间不会改变。

为了采集血管造影图像，可以将合适的造影剂注射到包括要被检查的部分的血管中，其中造影剂优选对应于用于确定血液速度的造影剂。在已经施用了造影剂之后，当造影剂流动通过血管时，可以由CT设备29采集患者身体24的相关区域的常规CT图像。

在得到的CT图像中，包括要被检查部分的血管清晰可见，因此能够确定该部分的位置和纵向方向。为此目的，可以如本领域普通技术人员已知的那样进行血管分段。然后，基于分段后的血管，可以以适当的方式确定其相关部分的位置和取向。例如，可以估计血管部分的中线以便确定血管部分的取向。另外，确定血管部分中的血液流动的方向，并且基于血管部分的取向和其中的血液流动的方向，确定血管部分的纵向方向。如果血管是弯曲的，则可以选择其要被检查的部分，使得它大致上是直的。在这种情况下，血管部分的纵向方向能够近似于在其选定部分的区域中的到血管的切线的方向。

在确定了要被检查的血管部分的位置和纵向方向之后，将患者身体24定位在系统的检查区域23中，以便确定该部分中的血液速度。使用从血管造影CT图像导出的信息，具体地以如下方式定位患者的身体24：由X射线源21发射的X射线射束穿过血管的部分并且血管的部分的纵向方向与X射线光子的行进方向之间的角度不等于90°。优选地，通过适当地定位患者身体24将角度选择为尽可能小，因为较小的角度导致用于诱发核共振吸收的光子能量的多普勒位移较大，从而能够更准确地确定血液速度。

在控制单元26的控制下，随后操作X射线源21以变化能量的X射线射束照射血管部分。能量可以在静止时的造影剂的核的跃迁能量附近的预定范围内变化，其中，范围可以包括必要的可能位移能量，以便当造影剂的核以对应于典型血液速度的速度移动时诱发核共振跃迁。为了在该范围内改变能量，通过改变X射线源21的相关操作参数，在相应的范围内改变X射线源21的调谐。在该范围内，可以根据预定步长来改变调谐，例如，通过从对应于能量范围内的最低能量值的调谐开始，并且通过调节调谐使得光子能量逐步增加。

由X射线源21发射的X射线射束行进通过血管部分，并且尚未被吸收或衰减的X射线光子在X射线探测器22中进行配准。通常，X射线探测器22的几个探测器元件探测已经行进通过血管部分的X射线辐射。这些探测器元件可以基于X射线源21和X射线探测器22的已知布置、X射线射束的已知几何形状以及如基于血管造影CT图像所确定的血管部分的位置和取向来确定。

对于X射线源21的每次调谐以及对于每个相关的探测器元件(即，每个探测器元件配准已经行进通过要被检查的血管部分的X射线光子)，入射到探测器元件的辐射强度在X射线探测器22中被测量并被转发至评估单元27。对于每个探测器元件，评估单元27随后针对X射线源21的各种调谐确定光子衰减量，并确定出现最大光子衰减处的调谐。该调谐对应于在已经由造影剂的原子核吸收的最大数量的光子处的能量，因此对应于已经出现核共振吸收处的光子能量。

基于针对不同探测器元件的所确定的调谐，随后在评估单元27中确定血液速度。为此目的，针对探测器元件确定如基于血管造影图像所确定的血管的相关部分的纵向方向与撞击在X射线探测器22上的X射线光子的行进方向之间的角度。在X射线源21发射发散的X射线射束的情况下，该角度针对不同的探测器元件而变化。因此，优选针对每个探测器元件单独确定角度。在平行射束几何形状的情况下，对于所有探测器元件的角度基本上是相同的。在这种情况下，能够针对所有探测器元件确定一个角度。

对于每个探测器元件，评估单元27随后可以基于血管部分的纵向方向与X射线光子的行进方向之间的角度并且基于已经在探测器元件中探测到最小强度的光子能量来确定血液速度的值。可以考虑到造影剂的原子核的核跃迁的已知跃迁能量，基于上面给出的公式做出确定。此外，可以基于X射线源21的调谐与所发射的X射线光子的能量之间的已知关系来做出确定。下面在此说明用于确定这种关系的一种可能的过程。

根据针对接收已经行进通过要被检查的血管的部分的X射线光子的探测器元件所确定的血液速度的值，评估单元26可以确定平均值。至少在所述值与阈值相差不大于一个数量的情况下可以这样做，从而可以假设血管部分中的血液的基本均匀速度。可以随后在其进一步评估中，例如，在血管部分中的狭窄的诊断中，以及在决定是否必须进行狭窄的处置中，将该平均值考虑为血管部分中的血液速度。

为了确定出现最大光子衰减处的X射线源21的调谐，可以将X射线源21操作为针对X射线源21被调谐的所有光子能量而发射具有恒定强度的X射线辐射。在该实施方式中，在出现最大光子衰减处的调谐是在每个探测器元件中测量到最小光子强度处的调谐。

在备选的实施方式中，可以通过针对X射线源21的每次调谐比较由X射线源21发射的辐射强度与在X射线探测器22中测量的辐射强度来确定所发射的光子能量。基于这些强度之间的差异，评估单元26针对每次调谐以及X射线探测器22的每个探测器元件来确定光子衰减。于是，评估27可以比较所确定的光子衰减，以确定出现最大光子衰减处的能量，并基于该能量来估计血液速度，如上所述。在该实施方式中，X射线源21没有被操作为对于所有光子能量而发射具有恒定强度的辐射。

可以使用X射线源21的模型基于X射线源21的各个操作参数来估计所发射的辐射强度。备选地，可以使用额外的X射线探测器来测量所发射的辐射强度，所述额外的X射线探测器被布置为在X射线辐射到达患者身体24之前对其进行探测。该X射线探测器可以具体地被集成到X射线源21中。此外，如果X射线源21产生扇形的辐射射束，额外的X射线探测器可以被布置为使得其仅在X射线射束的横截面的一小部分中探测辐射。在该部分中，额外的X射线探测器可以阻挡X射线射束，但是X射线射束的其余部分可以充分照射患者身体24以测量血液速度。作为替代方案，额外的X射线探测器可以移入和移出X射线辐射射束。在该实施方式中，额外的辐射探测器可以被移入辐射射束中，以便针对X射线源21的每次调谐来测量X射线射束的横截面的至少一部分中的所发射的辐射强度，然后再次移出辐射射束。可以在该测量之前或之后照射患者身体24。

此外，可能需要对X射线源21进行校准，以便将X射线源21精确地调谐到特定能量，并使X射线源21的调谐与相应的光子能量相关。因此，可以在执行血液速度的实际测量之前，并且优选地还在将患者身体24定位在测量区域23中之前进行相应的校准测量。具体地，可以一次做出校准测量，以便校准用于针对多个患者的血液速度的测量的系统。

为了进行校准测量，包括造影剂(或所包括的呈现核共振吸收的同位素)的参考探针可以在测量区域23中首先定位在固定位置上(即静止)，并用X射线辐射进行照射。在照射期间，可以借助于X射线探测器22来探测穿过探针的X射线辐射，并且可以改变X射线光子的调谐。可以通过评估单元27评估在该过程中采集的探测信号，以便确定在参考探针将X射线光子衰减到最大程度处的调谐，其中，可以在上述实际测量期间相同地做出这种确定。这种调谐对应于等于造影剂的原子核的跃迁能量的光子能量。

此外，参考探针可以在预定方向上以一个或多个已知速度在测量区域中移动，从而存在移动方向与X射线光子的行进方向之间的已知角度(其中该角度可以在X射线束发散的情况下针对不同的探测器元件而变化)。对于每个速度，可以如上所述确定出现最大光子衰减处的X射线源21的调谐。为了该调谐，可以随后基于探针的已知速度、探针的方向与X射线光子的行进方向之间的已知角度和已知的跃迁能量来确定相应的光子能量。

基于这些测量，可以确定X射线源1的调谐与光子能量之间的关系，并且可以如上所述使用该关系来确定血液速度。备选地，可以针对相关的造影剂确定X射线源1的调谐与量v·cos(θ)之间的关系，并且可以基于该关系来确定血液速度。

在存在光子能量与调谐的基本上线性依赖性的情况下，可以针对静止的参考探针以及针对一个速度做出上述测量，并且可以基于针对该速度的确定并且基于针对静止探头的确定来确定X射线源21的调谐与针对所有调谐的光子能量或量v·cos(θ)之间的关系。作为可选择方案，其可以具体地应用在光子能量与调谐的依赖性是非线性的情况下，可以针对多个速度做出确定，所述多个速度优选地对应于血液的可能速度，并且可以基于这些确定以本领域普通技术人员已知的方式(例如基于非线性拟合程序)来确定X射线源21的调谐与光子能量或量v·cos(θ)之间的总体关系。

作为前述方法的可选择方案，参考探针可以沿着已知路径(即沿着已知方向)以对应于的已知速度分布的变化速度在测量区域23中移动。同时，可以改变X射线源21的调谐，使得X射线光子的衰减恒定地保持在其最大值，即，使得在移动期间出现恒定的共振吸收。可以借助于合适的闭环调制来控制所需的调谐的改变。此外，可以跟踪X射线源21的调谐，并且可以基于所跟踪的调谐和已知的速度分布以及已知的参考探针的移动路径来确定X射线源21的调谐与光子能量或量v·cos(θ)之间的关系。

此外，流动通过要被检查的血管部分的血液的速度不是恒定的，而是在心动周期期间发生改变。在这方面，需要确定心动周期的一个选定部分中的血液速度。为此目的，可以在与心动周期的选定部分相对应的时间处进行血液速度的测量。为了实现这一点，可以相应地选通X射线源21的操作。这意味着X射线源21仅在心动周期的选定部分期间发射X射线辐射。为了实现这种选通操作，系统可以包括选通单元28，其适于确定心动周期的预定部分的出现。例如，可以基于本领域普通技术人员已知的心电图(EKG)数据做出这种确定。此外，选通单元28输出选通信号，选通信号指示与心动周期中用于确定血液速度的选定部分相对应的时间，并且可以基于该选通信号操作X射线源21。

如果需要确定几个心动周期中的血液速度，则可以基于对应的选通信号在每个心动周期中做出单独的测量。在此，每个选通信号可以指示对应于心动周期的相关联部分的时间，并且在心动周期的每个相关联部分中，可以如上所述单独测量血液速度。

同样，可以独立于心动周期来测量血液速度。在该实施方式中，将在心动周期的任意部分中观察到核共振吸收，并且因此测量任意部分心动周期中的血液速度。为了确定心动周期的相关部分，可以在测量期间采集EKG数据，并且基于这些数据，可以确定在测量期间核共振吸收出现在心动周期的哪个部分。与选通测量相反，该方法允许执行测量以确定血液速度而没有中断。

图3示意性地且范例性地示出了在另一实施例中的用于确定血液速度的系统的组件。该实施例与上述实施例的不同之处在于，X射线源21’和X射线探测器22’能够相对于患者的身体24移动，使得由X射线源21’发射的X射线辐射以不同的角度穿过身体24。这在定位患者身体24中提供了改进的灵活性，使得血管部分的纵向方向与X射线光子的行进方向之间的角度较小。此外，在该实施例中，能够使用与用于确定血液速度相同的X射线源21’和相同的X射线探测器22’来采集CT图像。

在一种实施方式中，X射线源21’和X射线探测器22’可以安装在机架(图中未示出)上，所述机架能够围绕在其中布置患者的身体24的测量区域23’旋转。在该实施方式中，X射线源21’和X射线探测器22’的布置与常规CT设备中的相似。患者身体24可以以基本上水平的位置定位在测量区域23’中。然而，也可能将患者身体24定位成使得其纵轴相对于水平方向倾斜。在其他实施方式中，X射线源21’和X射线探测器22’的位置可以是固定的，并且患者的身体24可以在测量区域23’中旋转以便采集CT图像，如在图3中示意性示出的。该实施方式还允许在使用对于安装在机架上而言不够紧凑的X射线源21’的情况下也能够采集CT图像。在该实施方式中，患者的身体24可以以基本上直立的姿势定位在测量区域中，并且借助于合适的支撑件25’固定在这种姿势上。同样，支撑件25’可以被配置为使得患者身体24能够以其相对于竖直方向倾斜的纵轴定位。

在两种配置中，X射线源21’和X射线探测器22’总体上可以如结合图2所示的实施例所描述的那样来配置。此外，X射线源21’可以再次由控制单元26’控制，如上文已经描述的，所述控制单元26’具体地构造为改变X射线源21’的调谐。另外，系统还可以包括选通单元28’，以便允许选通的X射线测量和/或允许将测量配准到患者的心动周期的部分。此外，系统同样包括评估单元27’，用于评估使用X射线探测器22’采集的探测信号。

前述配置允许灵活地定位患者身体24，使得要被检查的血管部分的纵向方向与X射线光子的行进方向之间的角度如确定血液速度所需要的那样小。可以基于包括如上所述的血管部分的患者身体24的部分的三维血管造影图像再次确定血管部分的位置和取向，基于所述血管部分的位置和取向，将患者身体24定位在测量区域23’中。可以在进行血液速度的测量之前采集图像。

在这方面，能够使用用于确定血液速度的系统的X射线源21’和X射线探测器22’来采集三维血管造影CT图像。为了采集图像，使X射线源21’和X射线探测器22’围绕患者的身体24旋转，或者使患者的身体24在测量区域23’中旋转，从而由X射线源发射的X射线辐射在不同角度下照射身体24。对于每个角度，X射线探测器22’配准患者的身体24的被照射部分的投影值，并且基于这些投影值，借助于CT重建过程生成身体部分的三维图像，如本领域普通技术人员所已知的。

随后可以以与上述与图2所示的系统相结合描述的相同的方式来执行血液速度的确定。具体地，可以使用血管部分与X射线源21’以及X射线探测器22’的适当的相对定位来做出确定。为了进行确定，可以通过控制单元26并且基于借助于X射线探测器22’采集的探测信号来改变X射线源21’的调谐，评估单元27’可以确定出现最大光子衰减处的调谐，并且可以基于该调谐来估计血液速度，如上所述。使用由选通单元28’提供的选通信号，可以再次相对于患者的心动周期的一个或多个特定部分来执行确定。

在其他实施例中，采集血管造影图像，其示出造影剂和具有不同对比度的钙化斑块，从而能够确定被检查的血管部分中钙化斑块的空间分布。可以使用如上所述的系统在出现核共振吸收的X射线源21、21’的调谐处采集图像。在这种情况下，与不出现核共振吸收的情况相比，造影剂对X射线光子的衰减程度更高。因此，造影剂呈现出比钙化斑块中包含的钙更高的光子衰减，其“正常地”(即，当不出现核共振吸收时)具有与造影剂相似的衰减特性。

在一种实施方式中，在被检查的血管部分中的血液速度的测量期间采集血管造影图像。在该实施例中，使用针对在出现核共振吸收处的X射线源21的调谐而采集的X射线探测器22、22’的探测信号来产生图像。使用这种探测信号，能够以本领域普通技术人员已知的常规方式产生血管造影图像。

如果X射线源21、21’发射发散的X射线射束，则由于在探测器元件中配准的X射线光子的行进方向与血液或造影剂的行进方向之间的变化的角度，对于X射线探测器22、22’的各个探测器元件，出现核共振吸收处的光子能量可以是不同的。在这种情况下，可以分别针对每个探测器元件做出对用于构造血管造影图像的探测信号的选定，然后可以根据这种选定的探测信号构造血管造影图像。因此，可以根据在不同的时间点处采集的个体探测器元件的探测信号来生成图像。为了仍然生成具有均匀对比度的血管造影图像，可以操作X射线源21、21’针对所有光子能量以恒定强度发射X射线辐射，或者可以在重建图像的过程中校正强度差。

在平行射束几何形状的情况下，在探测器元件中配准的X射线光子的行进方向与基本上对应于被检查的血管部分的纵向方向的血液或造影剂的行进方向之间的角度对于所有探测器元件基本上是相同的。因此，在平行射束几何形状的情况下，可以根据在相同的时间点同时采集的探测器元件的探测信号来生成图像。

这提供的优势超过常规数字化减影血管造影，常规数字化减影血管造影通常用于使血管的钙化可见。在这种方法中，在将造影剂注射到血管之前采集血管的第一图像，其中在该图像中钙化斑块是可见的。然后从在已经将造影剂注射到血管中之后采集的血管的第二图像中减去第一图像。由此，能够产生仅示出造影剂的差分图像。然而，由于两个图像是在不同的时间点采集的，并且血管可以在这些时间点之间移动，因此差分图像可以包括运动伪影。对于心脏附近的血管尤其如此。通过基于在单个时间点处测量的探测信号来采集示出钙化斑块的图像能够避免这些运动伪影，如上所述。

在其他变型中，采集血管造影图像，而不同时确定血液速度。在该实施方式中，用于生成血管造影图像的探测信号同样对应于出现核共振吸收处的X射线源21、21’的调谐处采集的探测信号，并且如上所述地采集该探测信号。因此，要被检查的血管部分利用X射线辐射来照射，并且可以改变X射线源21、21’的调谐，以改变X射线光子的能量。然后，如上所述，针对X射线探测器22、22’的每个探测器元件确定出现共振吸收处的调谐，并且选择在这些调谐处采集的探测器元件的探测信号用于构造血管造影图像。

然而，当将患者身体24被定位为使得被检查血管部分的纵轴与X射线光子的行进方向之间的角度不同于90°以便确定血液速度时，这样的定位不是为了采集血管造影图像所必需的，因为该图像的采集独立于相对论多普勒效应。实际上，为了生成血管造影图像不需要知道被检查的血管部分的纵轴与X射线光子的行进方向之间的角度。相反，其足以将X射线源21、21’调谐到在出现核共振吸收处的X射线光子能量，并足以基于在该调谐处采集的探测信号来构造血管造影图像。

以上述方式中，能够生成被检查的血管部分的二维血管造影图像。在前述实施方式的变型中，还能够采集血管部分的三维血管造影图像。为此目的，可以以上述方式在X射线射束与患者身体24之间的几个角度下采集用于生成图像的探测信号，以便重建血管部分的CT图像。这可以使用图3所示的X射线系统来完成。

在上述实施方式中，能够基于核共振吸收来确定患者的血管的部分的特征。如所说明的，特征可以是流动通过血管部分的血液的速度。同样，特征可以是血管的部分解剖结构和/或其中包含的钙的空间分布。

图4系统地且范例性地示出了在根据前述实施例的系统中执行的确定血管部分的相关特征的步骤：已经在步骤401中将患者身体24正确地定位在所使用的系统的测量区域23、23’中之后，可以开始用于确定血管部分的期望特征的X射线测量。在测量期间，在步骤402中，控制单元26、26’可以控制X射线源21、21’发射照射要被检查的血管部分的X射线辐射。在对血管部分的照射期间，控制单元26、26’改变X射线源21、21’的调谐，从而改变由X射线源21、21’发射的X射线辐射的能量(步骤403)。在X射线辐射已经穿过血管部分之后，借助于系统的X射线探测器22、22’对其进行探测(步骤404)。在步骤405中，将X射线探测器22、22'的探测信号提供给系统的评估单元27、27’。基于在该步骤中获得的探测信号，评估单元27、27’确定出现穿过血管的部分行进的X射线辐射的最大衰减处的X射线源21、21’的调谐(步骤406)。基于所确定的调谐，评估单元27、27’随后如上所述确定血管部分的期望特征(步骤407)。

通过研究附图、公开内容和所附权利要求，本领域普通技术人员在实践所要求保护的发明时能够理解和实现所公开的实施例的变型。

在权利要求中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且不定冠词“一”或“一个”不排除多个。

计算机程序可以与其他硬件一起提供或作为其他硬件的一部分存储/分布在适当的介质(例如光学存储介质或固态介质)上，但也可以以其他形式分布，例如经由互联网或其他有线或无线电信系统。

权利要求中的任何附图标记都不应被解释为限制保护范围。