УСТРОЙСТВО И СПОСОБ РЕНТГЕНОВСКОГО ОБСЛЕДОВАНИЯ
X-RAY ANALYSIS APPARATUS AND METHOD

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Настоящее изобретение относится к устройству для рентгеновского обследования и соответствующему способу, а также к компьютерной программе для управления упомянутым устройством.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Цветная (или спектральная) рентгенография признана наиболее перспективным направлением будущего развития КТ (компьютерной томографии) всеми производителями медицинских КТ-сканеров. Однако производители КТ (компьютерных томографов) применяют заметно различающиеся подходы к работе в спектральной области. Упомянутые различия обусловлены, главным образом, тем, что программная реализация спектрального КТ-сканера является нетривиальной задачей.
В новой конструкции системы КТ с «обратной» геометрией (IGCT), которая описана, например, в работе DeMan, B. et al., «Inverse geometry CT: The next-generation CT architecture?», IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record, 2007, M07-2, p. 2715-2716, применяются большой распределенный рентгеновский источник с матрицей электронных эмиттеров и фокальных точек и рентгеновский плоскопанельный детектор с высокой частотой кадров. С появлением углеродных нанотрубок (CNT), описанных, например, в работе Liu, Z. et al., «Carbon nanotube based microfocus field emission x-ray source for microcomputed tomography», Applied Physics Letters 89, 103111 (2006), в качестве «электронных пушек» с холодным катодом, можно создавать рентгеновские генераторы с высокой скоростью переключения. Данные рентгеновские источники на основе CNT можно располагать в виде матрицы в упомянутой обратной КТ-системе, в которой упомянутые источники включаются и выключаются по времени, в соответствии с предварительно заданной схемой модуляции.
Известные спектральные КТ-системы должны решать нижеприведенные технические проблемы или характеризуются нижеприведенными недостатками:
КТ-системы с двумя источниками излучения с различными параметрами настройки kVp (пикового напряжения в киловольтах): возможность однозначного разделения только двух составляющих материалов; высокая стоимость аппаратуры из-за того, что требуется устанавливать два источника и два детектора.
Двухслойный детектор: возможность однозначного разделения только двух составляющих материалов; сложная технология изготовления детектора.
Высокая скорость переключения между двумя kVp: возможность однозначного разделения только двух составляющих материалов; незначительное спектральное разнесение из-за сложности реализации большого переходного напряжения в киловольтах.
Спектральная КТ счета фотонов: регистрация требует большой загрузки аппаратного обеспечения.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Целью настоящего изобретения является создание устройства для рентгеновского обследования, в частности, с обратной геометрией КТ, и соответствующего способа, а также компьютерной программы для управления упомянутым устройством, с помощью которого можно решить и устранить вышеупомянутые проблемы и недостатки.
В соответствии с первым аспектом настоящего изобретения предлагается устройство для рентгеновского обследования, содержащее:
- блок рентгеновских источников, содержащий множество рентгеновских источников для испускания рентгеновского излучения из множества мест,
- блок регистрации рентгеновского излучения для регистрации рентгеновского излучения, испускаемого, по меньшей мере, одним из упомянутых рентгеновских источников, после прохождения зоны обследования между упомянутым блоком рентгеновских источников и упомянутым блоком регистрации рентгеновского излучения, и для формирования регистрируемых сигналов,
- блок обработки для обработки сформированных регистрируемых сигналов, и
- блок управления для управления испусканием упомянутыми рентгеновскими источниками рентгеновского излучения, последовательно, по одному или группами, с, по меньшей мере, двумя разными энергетическими спектрами таким образом, что в интервале времени, в течение которого конкретный рентгеновский источник или упомянутая группа рентгеновских источников переключается для испускания рентгеновского излучения с отличающимся энергетическим спектром, упомянутый конкретный рентгеновский источник или упомянутая группа рентгеновских источников выключается, и, по меньшей мере, один другой рентгеновский источник или группа рентгеновских источников последовательно, по одному или группами, включаются для испускания рентгеновского излучения.
В соответствии с дополнительным аспектом настоящего изобретения предлагается соответствующий способ.
В соответствии с еще одним дополнительным аспектом настоящего изобретения предлагается компьютерная программа, содержащая управляющее программное средство для предписания компьютеру осуществлять управление устройством для рентгеновского обследования, в соответствии с вышеприведенным описанием, чтобы выполнять этапы вышеупомянутого заявленного способа, при исполнении упомянутой компьютерной программы на компьютере.
Предпочтительные варианты осуществления изобретения описаны в зависимых пунктах формулы изобретения. Следует понимать, что заявленный способ и заявленная компьютерная программа имеют предпочтительные варианты осуществления, подобные и/или идентичные тем, которые относятся к заявленному устройству и описаны в зависимых пунктах формулы изобретения.
Настоящее изобретение основано на идее использования схемы системы КТ с обратной геометрией, в которой, предпочтительно, только один рентгеновский источник или одна группа (но не все) рентгеновских источников работает в данный момент времени, в частности, для применений в области спектральной КТ. Для переключения конкретного рентгеновского источника или упомянутой группы рентгеновских источников, чтобы обеспечить испускание упомянутым источником или упомянутой группой рентгеновского излучения с энергетическим спектром, отличающимся от прежнего, что необходимо для применений в области спектральной КТ, требуется некоторое время. Данное время переключения конкретного рентгеновского источника или упомянутой группы рентгеновских источников используется, в соответствии с настоящим изобретением, для выключения данного конкретного рентгеновского источника или упомянутой группы рентгеновских источников (так что упомянутый источник или упомянутая группа не испускает никакого рентгеновского излучения) и для включения, по меньшей мере, одного рентгеновского источника или группы рентгеновских источников, последовательно и, предпочтительно, только одного или одной группы в данный момент времени, для испускания, тем временем, рентгеновского излучения. Таким образом, в течение упомянутого времени также получают регистрируемые сигналы, что экономит много времени. Следовательно, в соответствии с настоящим изобретением, схема модуляции источника в КТ с обратной геометрией дополняется возможностями полезной схемы модуляции переменным напряжением в киловольтах.
Дополнительными преимуществами являются сокращение времени сбора данных, что, в свою очередь, приводит к уменьшению количества артефактов движения, а также к повышению разрешающей способности по времени. При рассмотрении реальных эффектов, переключение можно описать поведением в переходном режиме. Например, с учетом «замедленного» термоэмиттера в источнике или «послесвечения» в детекторе, существующее перекрытие разных энергетических спектров оказывается меньше, если сигнал от предыдущего кадра частично попадает в кадр текущего сбора данных.
В соответствии с вариантом обеспечения, упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления упомянутыми рентгеновскими источниками таким образом, что конкретный рентгеновский источник или упомянутая группа рентгеновских источников переключается для испускания рентгеновского излучения с упомянутым отличающимся энергетическим спектром насколько возможно быстрее. Следовательно, другие рентгеновские источники включаются только в течение минимальной длительности. Как только процесс переключения первого (конкретного) рентгеновского источника или упомянутой первой группы рентгеновских источников заканчивается, данный рентгеновский источник (или группа рентгеновских источников) включается снова для испускания рентгеновского излучения с новым энергетическим спектром. В предпочтительном варианте, упомянутая длительность определяется заранее для надлежащего управления синхронизацией переключения рентгеновских источников. Однако длительность и распределение временных интервалов включения можно также определять в течение самого процесса переключения.
В соответствии с другим вариантом осуществления, упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления упомянутыми рентгеновскими источниками таким образом, что, упомянутый, по меньшей мере, один другой рентгеновский источник или упомянутая группа рентгеновских источников, которые последовательно включаются для испускания рентгеновского излучения в течение упомянутого интервала времени, в продолжение которого упомянутый конкретный рентгеновский источник или упомянутая группа рентгеновских источников переключается, испускают рентгеновское излучение с энергетическим спектром, с которым упомянутый конкретный рентгеновский источник или упомянутая группа рентгеновских источников испускал(а) рентгеновское излучение прежде или будет испускать рентгеновское излучение после того, как будет переключен(а). Таким образом, все регистрируемые сигналы в течение некоторого периода времени (и из некоторого диапазона углов проекций) получают с одним и тем же энергетическим спектром рентгеновского излучения, что может быть полезно при обработке и реконструкции данных. Кроме того, часть данных можно собирать с одним фиксированным спектром, а другие части можно собирать в двух- или мультиэнергетическом режиме, в зависимости от области интереса, что приводит к повышению эксплуатационной гибкости.
В дополнительном предпочтительном варианте, упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления испусканием упомянутыми рентгеновскими источниками рентгеновского излучения группами таким образом, что рентгеновские источники первой группы рентгеновских источников испускают по одному, отдельно и последовательно рентгеновское излучение с, по меньшей мере, двумя разными энергетическими спектрами, и что, затем, рентгеновские источники другой группы рентгеновских источников испускают по одному, отдельно и последовательно рентгеновское излучение с, по меньшей мере, двумя разными энергетическими спектрами. Преимущество заключается в разном размере групп, что допускает оптимизацию в отношении минимизации числа операций переключения спектра, но также с достаточно высокой разрешающей способностью по времени.
Существуют различные возможные варианты переключения рентгеновского источника для испускания рентгеновского излучения с отличающимся энергетическим спектром. В предпочтительном варианте, упомянутый блок управления выполнен с возможностью переключения упомянутых рентгеновских источников на испускание рентгеновского излучения с отличающимся энергетическим спектром посредством изменения напряжения рентгеновского источника, в частности напряжения, подаваемого на анод рентгеновского источника. Данное решение обеспечивает возможность простого управления рентгеновскими источниками и процессом переключения.
С упомянутой целью, устройство, предпочтительно, дополнительно содержит блок источника высокого напряжения, содержащий несколько питающих линий высокого напряжения, при этом, упомянутый блок управления содержит мультиплексор для динамического подключения упомянутых рентгеновских источников к соответствующим питающим линиям в соответствии со схемой переключения.
В соответствии с предпочтительным вариантом осуществления, упомянутые рентгеновские источники являются распределенными рентгеновскими источниками, в частности, такими рентгеновскими источниками на основе автоэлектронных эмиттеров, как (например, микрофокусный) рентгеновский источник с автоэлектронным эмиттером на основе углеродных нанотрубок. Данные распределенные рентгеновские источники экономят пространство и допускают простое управление. Далее, сбор данных можно производить быстрее, если применить CNT (углеродные нанотрубки), которые можно расположить в виде матрицы на плоской подложке. Кроме того, для создания распределенных рентгеновских источников также можно применять обычную технологию термоэмиттеров. Далее, минимизируются артефакты, обусловленные рассеянием. Более того, распределенные рентгеновские источники позволяют обследовать объект под разными углами наблюдения, без механического перемещения. Набор изображений проекций под разными углами наблюдения допускает ограниченную реконструкцию 3-мерного изображения (например, томосинтез). Данная схема томографической визуализации упрощает конструирование и эксплуатацию визуализирующего устройства.
В предпочтительном варианте, устройство дополнительно содержит гентри, на котором установлены упомянутый блок рентгеновских источников и упомянутый блок регистрации рентгеновского излучения, и который выполнен с возможностью поворота вокруг упомянутой зоны обследования. В частности, гентри может быть расположен так, что, по меньшей мере, один или каждый из упомянутых блоков может поворачиваться вокруг упомянутой зоны обследования. Преимущество использования распределенных рентгеновских источников состоит в том, что данное устройство не нуждается в механическом перемещении/повороте. В других вариантах осуществления, гентри обеспечен, в частности, для перемещения/поворота рентгеновских источников и/или детектора. На данном гентри также можно применить блок распределенных рентгеновских источников.
В предпочтительном варианте осуществления, упомянутый блок регистрации рентгеновского излучения содержит многослойный детектор, в частности двухслойный детектор, в котором каждый слой выполнен с возможностью регистрации рентгеновского излучения с предварительно заданным рентгеновским спектром. Следовательно, стоимость аппаратного обеспечения сокращается, так как детекторы в схеме с обратной геометрией охватывают меньшую площадь рентгеночувствительной поверхности. Подобный двухслойный детектор описан по существу, например, в публикации WO 2007/039840 A2.
В соответствии с другим вариантом осуществления, упомянутый блок регистрации рентгеновского излучения содержит детектор с дискриминацией по энергии, работающий в режиме счета фотонов. При использовании данного варианта осуществления также обеспечивается снижение стоимости аппаратного обеспечения благодаря уменьшению площади чувствительной поверхности детектора в сравнении с размерами традиционного детектора для КТ. Данный детектор с дискриминацией по энергии, работающий в режиме счета фотонов описан, например, в работе Iwanczyk, J., S. et al., «Photon Counting Energy Dispersive Detector Arrays for X-ray Imaging», IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record, 2007, M09-4, p. 2741-2748.
Кроме того, в соответствии с одним вариантом осуществления, устройство содержит средство обнаружения переполнения для обнаружения, имеет ли место переполнение в каком-либо пикселе рентгеновского детектора во время регистрации рентгеновского излучения, и упомянутый блок управления выполнен с возможностью уменьшения тока, обеспечиваемого в работающий рентгеновский источник.
Возможен также вариант, в котором блок управления предназначен для, например, адаптивного определения оптимизированной схемы переключения, с учетом аппаратного обеспечения, в частности, генератора высокого напряжения, значений времени переключения (источников, например, CNT (углеродных нанотрубок)), области интереса и требуемой пространственной разрешающей способности.
В одном варианте осуществления, упомянутый блок управления выполнен с возможностью управления испускания упомянутыми рентгеновскими источниками по группам рентгеновского излучения таким образом, что первая группа рентгеновских источников испускает рентгеновское излучение с перекрывающимися энергетическими спектрами, и что, затем, другие группы рентгеновских источников, по отдельности и последовательно, испускают рентгеновское излучение с именно таким же энергетическим спектром. Данный вариант осуществления обеспечивает преимущество в том, что, при использовании детектора с разрешением по энергии, источник можно идентифицировать, что приводит к сокращению времени сбора данных и повышению точности.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
Приведенные и другие аспекты настоящего изобретения подробно поясняются на примере нижеописанных вариантов осуществления. На нижеприведенных чертежах:
Фиг. 1 - схема варианта осуществления устройства для обследования в соответствии с настоящим изобретением,
Фиг. 2 - исполнение упомянутого варианта осуществления, показанного на фиг. 1, в виде установки КТ,
Фиг. 3 - трехмерное перспективное изображение системы IGCT (компьютерной томографии с обратной геометрией),
Фиг. 4 - вариант осуществления рентгеновского источника с автоэлектронной эмиссией на основе углеродных нанотрубок,
Фиг. 5 - вариант осуществления схемы переключения энергетических профилей,
Фиг. 6 - схема переключения рентгеновских источников в соответствии с настоящим изобретением,
Фиг. 7 - блок-схема - вариант осуществления замкнутого контура управления для устройства для обследования в соответствии с настоящим изобретением, и
Фиг. 8 - другая схема переключения рентгеновских источников в соответствии с настоящим изобретением.
Одинаковые позиции на фигурах относятся к идентичным или подобным компонентам.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Настоящий метод, в общем, относится к методу визуализации, например визуализации методом томосинтеза, для формирования полезных изображений для медицинского и немедицинского применения. Как будет ясно специалистам со средним уровнем компетенции в данной области техники, настоящие методы применимы в различных медицинских и немедицинских областях, например, при скрининге пассажиров и/или багажа, для обеспечения полезных трехмерных данных и окружения. Однако, для облегчения пояснения настоящих методов, в настоящей заявке будет рассмотрен, в основном, медицинский вариант исполнения, хотя, следует понимать, что немедицинские исполнения также находятся в пределах настоящих методов.
На фиг. 1 представлена схема примерного варианта осуществления мультиэнергетического устройства 10 для обследования в соответствии с настоящим изобретением. Устройство 10 содержит механизм позиционирования или опору 12, на которой установлен блок 14 рентгеновских источников. Опора 12 может содержать, по меньшей мере, один рентгеновский фильтр 16, который, при желании, может быть установлен между блоком 14 рентгеновских источников и визуализируемым объемом. Цифровой детектор 18, например плоскопанельный детектор, обычно расположен за визуализируемым объемом от блока 14 рентгеновских источников и может быть стационарным или может перемещаться скоординировано с блоком 14 рентгеновских источников и/или опорой 12 или независимо от них. Между цифровым детектором 18 и визуализируемым объемом может также находиться противорассеивающая сетка 20. В случае присутствия, противорассеивающая сетка 20 обычно смонтирована вблизи цифрового детектора 18 для ослабления рассеянного рентгеновского излучения, падающего на цифровой детектор 18. В одном варианте осуществления, противорассеивающая сетка может допускать регулировку ориентации. В другом варианте осуществления, можно не устанавливать никакой противорассеивающей сетки, но, вместо нее, возможно выполнение алгоритмической коррекции рассеяния для получения количественных изображений проекций.
Блок 14 рентгеновских источников выполнен с возможностью испускания рентгеновского излучения из нескольких мест, в пределах ограниченного углового диапазона, в сторону всего или части пациента 22, находящегося в пределах визуализируемого объема, который заключает в себе представляющую интерес область пациента 22. Блок 14 рентгеновских источников может допускать перемещение в одном, двух или трех измерениях в другие места, с помощью либо ручного, либо автоматического средства, таким образом, что блок 14 рентгеновских источников может изменять положение относительно пациента 22 и/или цифрового детектора 18.
В предпочтительном варианте, в установке КТ, показанной на фиг. 2, блок 14 рентгеновских источников (содержащий несколько распределенных рентгеновских источников 15) и рентгеновский детектор 18 установлены на гентри 17, чтобы поворачиваться вокруг зоны 19 обследования. Опора 21, например, стол, поддерживает пациента или другой объект в зоне 19 обследования. В предпочтительном варианте, опору 21 для пациента можно перемещать в продольном или z-направлении. Однако, в другом варианте осуществления, блок 14 рентгеновских источников и рентгеновский детектор 18 являются стационарными и не установлены на гентри.
Блок 14 рентгеновских источников, обычно, выполнен с возможностью испускания рентгеновского излучения с, по меньшей мере, одним спектром, пригодном для визуализации искомого объекта или пациента 22. Например, для медицинского применения, рентгеновский источник может испускать спектр рентгеновского излучения с высокоэнергетическими фотонами, например спектр 140-kVp (пиковое напряжение в киловольтах) после фильтрации медным фильтром, который можно использовать для визуализации пациента, или может испускать рентгеновское излучение с одним или более низкоэнергетическими спектрами (например, нефильтрованный спектр 90 kVp), каждый из которых полезен для визуализации пациента, с учетом требуемых характеристик пропускания рентгеновского излучения. Рентгеновское излучение может испускаться блоком 14 рентгеновских источников в нескольких местах несколькими генераторами, расположенными в требуемых местах испускания рентгеновского излучения или перемещаемыми в упомянутые места (т.е. рентгеновской трубкой, расположенной в каждом требуемом месте испускания излучения), или комбинацией стационарных и подвижных рентгеновских трубок 15, расположенных в требуемых местах испускания излучения в пределах требуемого углового диапазона или допускающих перемещение в упомянутые места.
Вышеописанный рентгеновский источник 14 испускает рентгеновское излучение 24 (смотри фиг. 1) сквозь пациента 22 в направлении цифрового детектора 18. Цифровой детектор 18 обычно содержит решетку детекторных элементов, выполненных с возможностью формирования цифровых сигналов в ответ на рентгеновское излучение 24. В одном варианте осуществления настоящего изобретения, цифровой детектор 18 не различает энергий разных фотонов, попадающих в пиксель, т.е. каждый пиксель накапливает и представляет информацию о заряде для множества разных рентгеновских спектров. В данном варианте осуществления, можно применить рентгеновский фильтр 16, чтобы обеспечить возможность различения энергий рентгеновского излучения посредством ограничения или модификации пропускаемых спектров в разные периоды времени, например, для изменения испускаемых рентгеновских излучений. Рентгеновский фильтр 16 может быть выполнен из меди, алюминия, железа, молибдена, олова, бария, гадолиния, вольфрама, свинца или другого подходящего материала. В качестве альтернативы, в другом варианте осуществления настоящего изобретения, рентгеновский источник 14 может быть выполнен с возможностью испускания рентгеновского излучения с, по меньшей мере, двумя спектрами, чтобы рентгеновское излучение, имеющее сдвинутые спектры или энергетические профили, можно было пропускать в разные периоды времени, без применения фильтра 16.
В качестве альтернативы, в еще одном варианте осуществления, блок 14 рентгеновских источников не снабжен фильтрами или не выполнен (или только частично подвергается фильтрации или только в специальных положениях) с возможностью испускания, по меньшей мере, двух спектров, однако цифровой детектор 18 может быть детектором с селективностью по энергии, который, сам по себе, способен различать рентгеновское излучение 24, имеющее разные энергетические профили или уровни. Например, в одном варианте осуществления, детектор с селективностью по энергии применяют для сбора изображений как в высокоэнергетическом, так и в низкоэнергетическом спектре, при конкретном положении рентгеновского источника, за одну экспозицию. Аналогично, в другом варианте осуществления, цифровой детектор 18 может содержать многоуровневую решетку сцинтилляторов и фотодиодов, в которой каждый уровень выполнен с возможностью регистрации рентгеновского излучения, имеющего разные спектры или энергетические профили. В данном варианте осуществления, цифровой детектор 18 можно применять для одновременного сбора изображений в высокоэнергетическом и низкоэнергетическом спектрах.
Работа блока 14 рентгеновских источников может осуществляться под управлением системного контроллера 26. Например, системный контроллер 26 управляет включением и работой, в том числе, коллимацией и синхронизацией, блока 14 рентгеновских источников посредством контроллера 30 рентгеновского излучения. Кроме того, в вариантах осуществления, в которых блок 14 рентгеновских источников выполнен с возможностью испускания рентгеновского излучения с, по меньшей мере, двумя энергетическими профилями, системный контроллер 26 может быть выполнен с возможностью управления или выбора энергетического профиля испускаемого рентгеновского излучения посредством схем 28 переключения энергетических профилей.
Перемещение блока 14 рентгеновских источников и/или цифрового детектора 18 может происходить также под управлением системного контроллера 26, например контроллера 32 электродвигателя, для взаимно независимого перемещения или синхронного перемещения. Например, в одном варианте осуществления, контроллер 32 электродвигателя может управлять работой механизма 12 позиционирования, например, C-образной консолью, на которой физически закреплены блок 14 рентгеновских источников и/или цифровой детектор 18. В целом, механизм 12 позиционирования обеспечивает физическое перемещение блока 14 рентгеновских источников и/или цифрового детектора 18 в соответствии с предварительно заданной или назначенной оператором траекторией визуализации. Следовательно, с помощью механизма 12 позиционирования, системный контроллер 26 может облегчать получение радиографических проекций под различными углами к пациенту. В качестве альтернативы, в вариантах осуществления, в которых блок 14 рентгеновских источников и цифровой детектор 18 являются стационарными, то есть, когда блок 14 рентгеновских источников содержит несколько рентгеновских трубок или твердотельных эмиттеров, зафиксированных под разными углами относительно детектора 18, механизм 12 позиционирования отсутствует. Возможны также альтернативные и гибридные конфигурации, например, в одном варианте осуществления возможно использование нескольких рентгеновских источников, которые перемещаются в виде одного набора (т.е. не по отдельности). Кроме того, в некоторых вариантах осуществления возможно перемещение визуализируемого пациента или объекта относительно рентгеновского(их) источника(ов) и/или детектора для формирования углов проекций с разных ракурсов в пределах ограниченного углового диапазона.
Системный контроллер 26 может также управлять работой и считыванием цифрового детектора 18, например, посредством схем 34 получения данных из детектора. В одном варианте осуществления, цифровой детектор 18 преобразует аналоговые сигналы, полученные в ответ на рентгеновское излучение, в цифровые сигналы и обеспечивает подачу последних в схемы 34 получения данных из детектора для дальнейшей обработки. Схемы 36 обработки обычно служат для обработки и реконструкции данных, считанных из цифрового детектора 18 посредством схем 34 получения данных из детектора. В частности, данные проекций или изображения проекций, обычно, формируются схемами 34 получения данных из детектора в ответ на рентгеновское излучение, испускаемое блоком 14 рентгеновских источников. В вариантах осуществления, в которых рентгеновское излучение генерируется или фильтруется так, чтобы получать разные спектры или энергетические профили в разные периоды времени, изображения проекций можно получать с конкретным энергетическим профилем во всех заданных местах, и процедуру можно повторять для других энергетических профилей. В альтернативном варианте, изображения проекций также можно получать для всех энергетических профилей в конкретном месте, и процедуру можно повторять для всех заданных мест. Возможны также другие последовательности получения данных. Однако, в вариантах осуществления, использующих детектор с энергетической селективностью в качестве цифрового детектора 18, в каждом месте, обычно, получают только одно изображение проекции, так как каждое изображение проекции содержит требуемую энергетическую информацию. Данные проекций, собранные детектором 18, могут подвергаться предварительной обработке в схемах 34 получения данных из детектора и/или схемах 36 обработки. Кроме того, схемы 36 обработки могут реконструировать данные проекций для формирования, по меньшей мере, одного трехмерного изображения для отображения.
Схемы 36 обработки могут выполнять декомпозицию изображений проекций по энергетическим характеристикам, чтобы ставить разные энергетические характеристики в соответствие материалам разных типов. Схемы 36 обработки могут дополнительно реконструировать изображения проекций для формирования трехмерных изображений, например, изображений томосинтеза. Этапы реконструкции и декомпозиции могут выполняться в любом порядке, но, в общем, когда выполняются оба этапа, можно сформировать составные трехмерные изображения томосинтеза, которые представляют материалы или ткани разных типов. Например, составные изображения томосинтеза могут содержать изображения томосинтеза мягких тканей, изображения томосинтеза костей и/или контрастное изображение. И, наоборот, если схемы обработки реконструируют полученные данные проекций, без дополнительной декомпозиции данных проекций, то можно сформировать энергетические изображения томосинтеза, например, низкоэнергетическое изображение томосинтеза, изображение в промежуточном энергетическом спектре и высокоэнергетическое изображение томосинтеза. Данные энергетические изображения томосинтеза характеризуют ослабление рентгеновского излучения с соответствующим энергетическим профилем пациентом 22 или объектом в визуализируемом объеме. В случае медицинского применения, внутренняя область интереса пациента 22 может быть показана различными изображениями томосинтеза, которые могут служить для дальнейшей диагностики. Схемы 36 обработки могут также содержать схемы памяти для хранения обработанных и подлежащих обработке данных. Схемы памяти могут также хранить параметры обработки и/или компьютерные программы.
Схемы 36 обработки могут быть связаны с рабочей станции 40 оператора. Изображения, сформированные схемами 36 обработки, могут передаваться в рабочую станцию 40 оператора для отображения, например, на дисплее 42. Схемы 36 обработки могут быть сконфигурированы с возможностью получения команд или параметров обработки, относящихся к обработке изображений или данных изображений, из рабочей станции 40 оператора, которая может содержать устройства ввода, например, клавиатуру, мышь и другие устройства (не показанные) для взаимодействия с пользователем. Рабочая станция 40 оператора может быть также подсоединена к системному контроллеру 26, чтобы предоставлять оператору возможность обеспечивать подачу команд и параметров сканирования, относящихся к работе блока 14 рентгеновских источников и/или детектора 18, в системный контроллер 26. Следовательно, оператор может управлять работой всей или части системы 10 с рабочей станции 40 оператора.
Рабочая станция 40 оператора обычно соединена с дисплеем 42 и/или принтером 44, способными представлять изображения, сформированные схемами 36 обработки. Схемы дисплея и/или принтера внутри рабочей станции 40 оператора, обычно, обеспечивают подачу изображений в соответствующий дисплей 42 или принтер 44 для представления. Кроме того, рабочая станция 40 оператора может быть также подсоединена к системе 46 архивирования изображений (PACS), которая может быть, в свою очередь, подсоединена к внутренней рабочей станции 48 и/или внешней рабочей станции 50 по сети таким образом, что лица, находящиеся в разных местах, могут получать доступ к изображениям и/или данным изображений. Аналогично, рабочая станция 40 оператора может вызывать доступные изображения или данные изображений с помощью PACS 46 для обработки в схемах 36 обработки и/или визуализации на дисплее 42 или принтере 44.
На фиг. 3 показано трехмерное перспективное изображение системы 10 компьютерной томографии с обратной геометрией (IGCT) с несколькими источниками, в которой применяется небольшой детектор 18 в комбинации с большим блоком 14 распределенных источников, в котором несколько точечных рентгеновских источников 15 расположены трансаксиально (в плоскости xy) и продольно (вдоль оси z). Каждый точечный рентгеновский источник 15 испускает веерный пучок (или конусный пучок) 60 в разные периоды времени, и данные 61 проекций (например, синограммы) собираются детектором 18. Кроме того, детектор 18, блок 14 распределенных источников и веерные пучки (или конусные пучки) 60 можно аксиально поворачивать вокруг оси 62 поворота. Данные 61 проекций, собираемые детектором 18, обрабатываются для реконструкции объекта интереса в поле 19 обзора (зоны обследования). Чтобы преобразовать данные проекций в проекции параллельных лучей можно применить известный алгоритм трансформации элементов разрешения.
Многочисленные точечные рентгеновские источники 15 располагаются в трансаксиальном направлении, предпочтительно на изоцентрической дуге таким образом, что все соответствующие веерные пучки (или конусные пучки) 60 можно поворачивать для встраивания в традиционную систему третьего поколения с изофокусным детектором. Подобное решение обеспечивает возможность точного преобразования в полные конусные пучки, а также помогает получить равномерный профиль пучка. Полученный набор данных можно перегруппировать или преобразовать в несколько продольно сдвинутых наборов данных третьего поколения. Алгоритм, разработанный для нескольких точечных рентгеновских источников 15, распределенных по оси z, можно также применить к нескольким продольно сдвинутым аксиальным томограммам, полученным с использованием традиционного КТ третьего поколения, и наоборот. Хотя, по указанным причинам, желательно размещение источников на изоцентрических дугах, можно также применить другие схемы размещения, например, на дугах с центром на детекторе и в виде плоских решеток.
Рентгеновские трубки представляют одну возможность для генерации рентгеновского излучения блоком 14 рентгеновских источников, однако, в других вариантах осуществления, в блоке 14 рентгеновских источников можно использовать другие методы генерации и испускания рентгеновского излучения. Например, в вышеописанных вариантах реализации, в блоке 14 рентгеновских источников можно использовать твердотельные эмиттеры рентгеновского излучения вместо рентгеновских трубок. Несмотря на то что рентгеновские трубки и твердотельные эмиттеры рентгеновского излучения являются двумя примерами методов генерации и испускания рентгеновского излучения, которыми можно воспользоваться, в сочетании с настоящими методами можно также применить другие методы или устройства генерации рентгеновского излучения, способные генерировать рентгеновское излучение со спектрами, подходящими для медицинского (или промышленного) применения.
В одном варианте осуществления, для генерации рентгеновского излучения применяется, например, матрица рентгеновских источников 15 с автоэлектронной эмиссией на основе углеродных трубок (CNT). Каждый источник 15 матрицы 14 содержит, как показано на фиг. 4, катод 151 из CNT, управляющий электрод 152, один или два фокусирующих электрода 153, 154 и анод 155, на котором происходит преобразование электронного пучка 156 в рентгеновское излучение 157. Включение и выключение отдельных источников выполняется, предпочтительно, приложением соответствующих напряжений к управляющему электроду 152.
В соответствии с настоящим изобретением, системный контроллер 26, в частности, схемы 28 переключения энергетических профилей и/или контроллер 30 рентгеновского излучения, выполнен с возможностью управления упомянутыми рентгеновскими источниками 15 для раздельного или последовательного испускания рентгеновского излучения с, по меньшей мере, двумя разными энергетическими спектрами таким образом, что в интервале времени, в течение которого конкретный рентгеновский источник переключается для испускания рентгеновского излучения с другим энергетическим спектром, упомянутый конкретный рентгеновский источник выключается, и, по меньшей мере, один другой рентгеновский источник раздельно и последовательно включается для испускания рентгеновского излучения. Следовательно, в соответствии с настоящим изобретением, применяется схема модуляции переменным напряжением в киловольтах.
Подходящий вариант исполнения схем 28 переключения энергетических профилей для индивидуального управления и переключения нескольких рентгеновских источников 15a, 15b, …, 15x показан на фиг. 5.
1
1
2
3
2
2
3
1
2
На фиг. 6 представлена схема переключения рентгеновских источников в соответствии с настоящим изобретением. Для примера рассматривается конкретный источник 15a, который включается в момент времени t на высокое напряжение U и выключается в момент времени t. После этого выполняется сканирование с другими источниками 15b, 15c рентгеновского генератора. В момент времени t, источник 15a включается снова на высокое напряжение U. В течение интервала времени между t и t, источник высокого напряжения для источника 15a переключается с U на U. Изменение высокого напряжения занимает некоторое время, которое, обычно, задается постоянной времени RC питающих линий высокого напряжения.
1
1
2
2
2
3
1
2
Следовательно, описанный метод использует преимущество высокоскоростного переключения трубок (например, углеродных нанотрубок (CNT)) в текущей области, что снижает нагрузку на аппаратное обеспечение для блока переключения высокого напряжения. В частности, на анод источников 15a, 15b, 15c может подаваться напряжение U в течение интервала времени от t до t. В момент времени t, анод источника 15a уже может переключаться на напряжение U, однако включается только в момент времени t напряжением управления. Такое включение выполняется с высокой скоростью, если в качестве источников применяются CNT (углеродные нанотрубки), тогда как переключение высокого напряжения с U на U с помощью переключателя высокого напряжения может выполняться с меньшей скоростью. Посредством описанной развязки переключения высокого напряжения анодного напряжения с включением посредством напряжения управления достигается вышеописанное преимущество использования последовательностей переключения.
В предпочтительном варианте, устройство для обследования, в частности, система КТ с обратной геометрией, предложенное в соответствии с настоящим изобретением, оборудовано многослойным детектором. Преимущество по сравнению с многослойным детектором и традиционной геометрией КТ состоит в том, что уменьшается стоимость аппаратного обеспечения, так как детекторы в обратной геометрии охватывают меньшую площадь рентгеночувствительной поверхности. Следовательно, в одном варианте осуществления, схема переключения источников с двумя параметрами настройки высокого напряжения, показанная на фиг. 6, и двухслойный детектор формируют вариант исполнения «четырехэнергетической КТ» с обратной геометрией.
В альтернативном варианте осуществления, устройство для обследования, в частности, система КТ с обратной геометрией, предложенное в соответствии с настоящим изобретением, оборудовано детектором с энергетической селективностью, работающим в режиме счета фотонов. И вновь, преимуществом является снижение стоимости аппаратного обеспечения благодаря меньшей площади чувствительной поверхности детектора. Детекторы, работающие в режиме счета фотонов, охватывают ограниченный динамический диапазон интенсивностей рентгеновского излучения. Чтобы лучше справиться с данной особенностью, можно организовать замкнутый контур управления, который содержит пиксели детектора и рентгеновские источники, для регулирования интенсивности рентгеновского излучения. При этом, система визуализации содержит детектор, способный воспринимать действующую дозу в сочетании с рентгеновским источником, который содержит эффективный фильтр-бабочку. Один вариант исполнения замкнутого контура управления выполняет, например, уменьшение тока рентгеновского источника, если появляется показание, что, по меньшей мере, один из пикселей детектора насыщается по скорости счета.
В предпочтительных вариантах осуществления существует множество линий 73 высокого напряжения, как показано на фиг. 5, обычно, до 150 кВ, напряжение в которые подается блоком 72a генератора высокого напряжения, содержащим, по меньшей мере, один генератор высокого напряжения. Например, возможно наличие двух генераторов высокого напряжения для подачи двух уровней энергии или трех генераторов высокого напряжения для подачи трех уровней энергии, с фиксированными напряжениями. В альтернативном варианте, возможно наличие двух генераторов высокого напряжения, при этом один из генераторов подает напряжения в работающий(ие) рентгеновский(ие) источник(и), и другой генератор переключается на следующее (более высокое или низкое) напряжение, необходимое в дальнейшем.
Данный вариант можно реализовать установкой наименьшего высокого напряжения как опорного и добавлением электрического напряжения некоторой величины для других уставок. Аноды 155 отдельных источников 15a, 15b, …, 15x динамически подключаются к отдельным линиям 73 высокого напряжения. Соответствующие фокусирующие электроды 153, 154 и управляющий электрод 152 каждого источника подключаются к дополнительным источникам 72b напряжения и настроены на постоянные доли от анодного напряжения. Управляемый во времени мультиплексор 74 динамически подключает наборы анодов 154 (и, в соответствии с альтернативными вариантами осуществления, фокусирующих электродов 153, 154 и управляющих электродов 152) к соответствующим питающим линиям 73 высокого напряжения (для анодов), 75 (для фокусирующих электродов 153, 154 и управляющих электродов 152), согласно схеме переключения источников. Мультиплексор 74 работает, например, с управлением от микропроцессора или FPGA (программируемой вентильной матрицы) 71, который(ая) соединен(а) также с системой сбора данных (позиция 34 на фиг. 1) для синхронизации по времени рентгеновского генератора и детектора.
В одном варианте осуществления применяется пиксельный детектор, содержащий верхний слой из оксисульфида гадолиния (GOS) и нижний слой из GOS, с фотодиодным считыванием сбоку.
В соответствии с другим вариантом осуществления применяется пиксельный полупроводниковый датчик, например, выполненный из Cd(Zn)Te, и соответствующие счетные электронные устройства, которые, например, содержат формирующий усилитель, дискриминаторы и соответствующие счетчики в каждом пикселе. Блок-схема замкнутого контура управления для данного варианта осуществления устройства для обследования показана на фиг. 7. Упомянутый замкнутый контур управления не допускает насыщение скорости счета в детектирующих пикселях детектора 18. В каждом электронном пикселе 80 имеется блок 81 обнаружения переполнения, который выдает признаки 82 переполнения (OF). Обнаружение переполнения выполняется в течение предварительно заданного интервала времени («подцикла»), который короче, чем длительность цикла считывания счетчика 83. Интервал времени подцикла задается разрешающим цифровым сигналом OF (признака переполнения). После каждого подцикла, OF (признаки переполнения) всех пикселей объединяются схемами или 84, что может выполняться достаточно быстро. Если, по меньшей мере, один пиксель показал переполнение, то ток трубки уменьшается блоком 85 управления током, и счетчики 83 насыщенных пикселей сбрасываются в исходное состояние. Замкнутый контур, содержащий функции обнаружения переполнения и уменьшения тока, выключается, если ни в одном из пикселей не выявляется переполнения. Показания счетчиков 83 за цикл, предпочтительно, собирают данные о числе сбросов в исходное состояние в канале в течение заданного интервала времени получения данных. Тем самым, не происходит потерь никаких актов регистрации фотонов для пикселей, которые не испытывают переполнения, и пиксели с переполнением в течение подцикла(ов), по-прежнему, располагают приемлемыми статистическими данными. Признак переполнения (OF) можно получать из данных, вводимых в счетчик 83, информации, относящейся к времени выше порога, или накопленному заряду за подцикл, который измеряется, например, электронными устройствами типа ClX (одновременного счета и интегрирования при поддержке соответствующих электронных устройств, на основе дублировании сигналов).
Геометрия устройства для обследования выбирается в зависимости от применения. Как упоминалось выше, по одному сценарию, матрица источников и детектор установлены на гентри КТ и поворачиваются вокруг объекта в течение сбора данных. По другому сценарию, детектор и матрица источников остаются неподвижными, и отсчеты с объекта снимаются под углами наблюдения из ограниченно набора.
Реконструкция изображения выполняется в соответствии с различными методами. Один из применимых методов является томосинтезом, описанным, например, в работе Dobbins J., «Digital x-ray tomosynthesis: current state of the art and clinical potential», Phys. Med. Biol. 48 (2003) R65-R106. Однако применимы также другие методы, например алгоритмы фильтрованных обратных проекций (Feldkamp) или итерационные алгоритмы, которые, по сути, широко известны в данной области техники. В таком режиме, заданное время цикла можно динамически адаптировать в соответствии с окончательной интенсивностью пучка, устанавливаемой замкнутым контуром управления.
Возможен также вариант, в котором один анод выполняет функцию общего анода для пары эмиттеров, или в котором существует пара анодов, обеспеченная для одного эмиттера. Например, можно обеспечить аноды из разных материалов, т.е. для испускания разных или перекрывающихся энергетических спектров.
1
1
2
3
2
2
3
1
2
На фиг. 8 представлена другая схема переключения рентгеновских источников в соответствии с настоящим изобретением. В соответствии с данным вариантом осуществления, рентгеновские источники переключаются не по одному в данный момент времени, а переключаются группами. Например, первая группа источников 15a, 15d, 15g включается в момент времени t на высокое напряжение U и выключается в момент времени t. После этого выполняется сканирование с другой группой источников 15b, 15e, 15h и, затем, с группой источников 15c, 15f, 15i рентгеновского генератора. В момент времени t, первая группа источников 15a, 15d, 15g включается снова на высокое напряжение U. В течение интервала времени между t и t, источник высокого напряжения для группы источников 15a, 15d, 15g переключается с U на U.
В предпочтительном варианте, рентгеновские источники, распределенные в конкретную группу, имеют энергетические спектры, которые не перекрываются или перекрываются лишь немного. Применяется детектор с энергетическим разрешением, который настроен таким образом, чтобы регистрируемые фотоны можно было с высокой степенью вероятности относить к одному из работающих источников. При этом, погрешность Пуассона совсем мала, в противоположность традиционному подходу, при котором требуется вычитать два (больших) числа, с высоким получаемым квантовым шумом. И вновь, преимущество состоит в повышении скорости, при уменьшении артефактов движения.
Основным применением изобретения является компьютерная томография с разрешением по энергии или визуализации проекций с разрешением по энергии, или любое другое применение, при котором может быть полезен счет рентгеновских фотонов с энергетическим разрешением.
Хотя настоящее изобретение подробно представлено на чертежах и охарактеризовано в вышеприведенном описании, упомянутые чертежи и описание следует считать наглядными или примерными, а не ограничивающими; изобретение не ограничено приведенными вариантами осуществления. При практическом исполнении заявленного изобретения, специалистами в данной области техники, в результате изучения чертежей, описания и прилагаемой формулы изобретения, могут быть разработаны и внесены другие изменения в представленные варианты осуществления.
Выражение «содержащий» в формуле изобретения не исключает других элементов или этапов, и единственное число не исключает множественного числа. Единственный элемент или другой блок может выполнять функции нескольких элементов, приведенных в формуле изобретения. Очевидное обстоятельство, что некоторые признаки упомянуты в разных взаимозависимых пунктах формулы изобретения, не означает, что, в подходящих случаях, нельзя использовать сочетание упомянутых признаков.
Компьютерная программа может храниться/распределяться на подходящем носителе информации, например оптическом носителе данных или твердотельном носителе информации, поставляемом вместе с другим аппаратным обеспечением или в его составе, но может быть также поставлена в других формах, например, по сети Internet или с использованием других кабельных или беспроводных телекоммуникационных систем.
Никакие позиции в формуле изобретения нельзя интерпретировать в смысле ограничения объема притязаний.