ДЕТЕКТОР РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ
X-RAY DETECTOR

Область техники, к которой относится изобретение
Настоящее изобретение относится к детектору рентгеновского излучения и к соответствующему способу определения рентгеновского излучения. Настоящее изобретение дополнительно относится к рентгеновскому устройству, содержащему детектор рентгеновского излучения, к процессору и способу обработки для использования в рентгеновском устройстве, имеющем детектор рентгеновского излучения, и к компьютерной программе для реализации упомянутого способа обработки.
Уровень техники
Спектральные CT-системы на основе подсчета фотонов для исследования объекта, например, пациента, или материала, такого как шина или литая деталь, требуют наличия детекторов, которые могут поддерживать высокую скорость подсчета, сформированную в современных CT-системах с интегрированием по энергии. Обычно используемый материал для прямого преобразования не является достаточно быстрым для того, чтобы поддерживать высокие скорости подсчета, которые могут достигаться в таких системах. В частности, пикселы детектора сзади объекта близко к прямому пучку ("поверхностным пучкам") или непосредственно наблюдающие прямой пучок, обычно наблюдают такую высокую скорость подсчета, что они являются насыщенными, т.е. они не предоставляют применимый счетный сигнал, в частности, не с достаточной информацией энергии; для простоты, термин "поверхностные пучки" здесь также содержит пучки, которые ослабляются настолько недостаточно, что они заставляют пикселы наблюдать слишком высокую скорость подсчета, хотя геометрически эти пучки не находятся близко к поверхности объекта. Это может означать, с одной стороны, что вследствие очень высокой скорости подсчета импульсы более не могут отличаться друг от друга, т.е. пикселы, в дальнейшем также называемые "сенсорными элементами" датчика, включенного в детектор, являются насыщенными (такой пиксел или сенсорный элемент в дальнейшем также называется "накопленным пикселом"). С другой стороны, это может означать, что вследствие обширного захвата заряда часть или весь объем пикселов детектора становится поляризованными, т.е. внутреннее электрическое поле пробивается, так что электронно-дырочные пары, сформированные в кристалле вследствие взаимодействия с фотонами рентгеновского излучения, более не разделяются эффективно.
Во втором случае, трудно или даже невозможно получать корректную информацию из данных измерений ни с помощью детектора на основе подсчета фотонов, ни с помощью детектора с интегрированием по энергии, поскольку вследствие ослабленного электрического поля большинство электронно-дырочных пар, сформированных в рентгеновском взаимодействии, не собирается, так что информация энергии непрогнозируемым образом искажается. Тем не менее, в первом случае (т.е. в случае "насыщенного" либо "накопленного" пиксела или сенсорного элемента), представляется возможным решение, которое обеспечивается посредством настоящего изобретения.
US 2006/0208195 A1 раскрывает системы, способы и устройство, посредством которых твердотельный детектор рентгеновского излучения электронным образом очищается и съемка рентгеновского излучения при равномерной освещенности поля твердотельного детектора рентгеновского излучения имитируется с опорой на скорректированное смещение твердотельного детектора рентгеновского излучения. Имитация выдает усиленное изображение твердотельного детектора рентгеновского излучения, которое в свою очередь является подходящим для калибровки твердотельного детектора рентгеновского излучения без проецирования луча рентгеновского излучения на твердотельный детектор рентгеновского излучения.
US 7433443 B1 раскрывает систему CT-визуализации, включающую в себя вращающийся гентри, имеющий раскрытие, чтобы принимать объект, который должен быть просканирован, первый источник рентгеновского излучения, прикрепленный к вращающемуся гентри и сконфигурированный с возможностью излучать рентгеновское излучение в направлении объекта, второй источник рентгеновского излучения, прикрепленный к вращающемуся гентри и сконфигурированный с возможностью излучать рентгеновское излучение в направлении объекта. Первый детектор сконфигурирован с возможностью принимать рентгеновское излучение, которое излучается из первого источника рентгеновского излучения, а второй детектор сконфигурирован с возможностью принимать рентгеновское излучение, которое излучается из второго источника рентгеновского излучения. Первая часть первого детектора сконфигурирована с возможностью функционировать в суммирующем режиме, а первая часть второго детектора сконфигурирована с возможностью функционировать, по меньшей мере, в режиме подсчета фотонов.
Сущность изобретения
Цель настоящего изобретения заключается в том, чтобы предоставлять детектор рентгеновского излучения и соответствующий способ определения, которые обеспечивают предоставление точных и надежных данных измерений даже в случае, если счетные каналы некоторых сенсорных элементов насыщены и в силу этого не могут непосредственно предоставлять надежный счетный сигнал.
Дополнительная цель настоящего изобретения заключается в том, чтобы предоставлять рентгеновское устройство, процессор и способ обработки для использования в рентгеновском устройстве, имеющем детектор рентгеновского излучения, и компьютерную программу для реализации упомянутого способа обработки.
В первом аспекте настоящего изобретения, представляется детектор рентгеновского излучения, который содержит:
- блок датчиков для определения падающего рентгеновского излучения, содержащий определенное число сенсорных элементов,
- счетный канал в расчете на сенсорный элемент для получения счетного сигнала посредством подсчета (рентгеновских) фотонов или импульсов заряда, сформированных в ответ на падающее рентгеновское излучение с начала интервала измерений,
- суммирующий канал в расчете на сенсорный элемент для получения просуммированного сигнала, представляющего полную энергию излучения, определенного с начала интервала измерений, и
- блок обработки для оценки, из просуммированных сигналов сенсорных элементов, счетных сигналов сенсорных элементов, счетный канал которых насыщен в течение интервала измерений,
при этом упомянутый блок обработки сконфигурирован с возможностью:
- определения модели объекта из полученных просуммированных сигналов сенсорных элементов, и
- определения счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов из упомянутой модели объекта.
В дополнительном аспекте настоящего изобретения, представляется рентгеновское устройство, содержащее источник рентгеновского излучения для испускания рентгеновского излучения, детектор рентгеновского излучения согласно настоящему изобретению и блок восстановления для восстановления изображения из оцененных счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов и полученных счетных сигналов ненасыщенных сенсорных элементов.
В еще одном дополнительном аспекте настоящего изобретения представляется процессор для использования в рентгеновском устройстве, имеющем детектор рентгеновского излучения, содержащий блок датчиков для определения падающего рентгеновского излучения, содержащий определенное число сенсорных элементов, счетный канал в расчете на сенсорный элемент для получения счетного сигнала посредством подсчета (рентгеновских) фотонов или импульсов заряда, сформированных в ответ на падающее рентгеновское излучение с начала интервала измерений, и суммирующий канал в расчете на сенсорный элемент для получения просуммированного сигнала, представляющего полную энергию излучения, определенного с начала интервала измерений, причем упомянутый процессор содержит:
- блок обработки для оценки, из просуммированных сигналов сенсорных элементов, счетных сигналов сенсорных элементов, счетный канал которых насыщен в течение интервала измерений, и
- блок восстановления для восстановления изображения из оцененных счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов и полученных счетных сигналов ненасыщенных сенсорных элементов,
при этом упомянутый блок обработки сконфигурирован с возможностью:
- определения модели объекта из полученных просуммированных сигналов сенсорных элементов, и
- определения счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов из упомянутой модели объекта.
В еще одном другом аспектах настоящего изобретения, предусмотрены способ определения рентгеновского излучения, способ обработки и компьютерная программа, которая содержит средство программного кода для инструктирования компьютеру выполнять этапы способа обработки, когда упомянутая компьютерная программа выполняется на компьютере.
Предпочтительные варианты осуществления изобретения определяются в зависимых пунктах формулы изобретения. Следует понимать, что заявленные способы, процессор и компьютерная программа имеют аналогичные и/или идентичные предпочтительные варианты осуществления, как и заявленный детектор, и определяются в зависимых пунктах формулы изобретения.
Таким образом, настоящее изобретение предлагает использовать детектор рентгеновского излучения, имеющий датчик с сенсорными элементами (пикселами), которые предоставляют подсчитанное число выше одного или более энергетических пороговых значений и одновременно результат суммирующих измерений (предпочтительно в каждом пикселе). Результаты суммирующих измерений предоставляют информацию полного заряда, принимаемого посредством отдельных сенсорных элементов детектора в течение интервала измерений, которая, например, может быть полезной в случае больших квантовых потоков. Тем не менее, результаты суммирующих измерений дополнительно используются для того, чтобы достаточно точно оценивать счетные сигналы с информацией энергии сенсорных элементов, счетный канал которых насыщен в течение интервала измерений (причем эти сенсорные элементы обычно упоминаются как "насыщенные сенсорные элементы" или "накопленные пикселы").
Для этого модифицированного набора результатов измерений из счетного канала (некоторые из них получены из оценки для насыщенных сенсорных элементов, другие получены в реальных измерениях), могут применяться обычные процессы оценки данных, такие как восстановление изображения, например, расширенное разложение Альвареса-Маковски для визуализации K-краев или восстановление по элементам выборки для каждого элемента выборки.
Согласно настоящему изобретению, модель объекта может быть получена посредством восстановления сигналов суммирующего канала в каждом пикселе, причем эта модель объекта предоставляет некоторую оценку состава материала объекта, а также длин трактов пучков рентгеновских лучей специально для поверхностных пучков. Хотя в дополнение могут использоваться счетные сигналы ненасыщенных сенсорных элементов, они, в общем, являются обязательными для того, чтобы определять модель объекта, и/или для того, чтобы определять счетные сигналы насыщенных сенсорных элементов.
При доступности модели объекта в дополнительном варианте осуществления упомянутый блок обработки сконфигурирован с возможностью определения счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов посредством:
- моделирования пучков рентгеновских лучей, падающих на упомянутые насыщенные сенсорные элементы, из модели объекта и спектра пучков рентгеновских лучей перед объектом, и
- определения счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов из моделированных пучков рентгеновских лучей соответствующих насыщенных сенсорных элементов.
Здесь, "перед объектом" означает сторону объекта, обращенную к источнику рентгеновского излучения, т.е. до того, как пучки рентгеновских лучей ударяют объект. Согласно этому варианту осуществления, рассматривается (известный или измеренный) спектр пучков рентгеновских лучей перед объектом, причем эти пучки рентгеновских лучей завершаются в насыщенных пикселах. Эти (определенные) пучки рентгеновских лучей затем ослабляются посредством использования коэффициента ослабления для отдельных пучков рентгеновских лучей (или группы пучков рентгеновских лучей), полученного из модели объекта. Это предоставляет спектр пучка, падающего на насыщенный пиксел детектора. Таким образом, может получаться довольно точная оценка счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов.
Другими словами, согласно этому варианту осуществления, модель объекта используется для того, чтобы имитировать (с точки зрения энергетического спектра) эти пучки рентгеновских лучей сзади объекта (т.е. на стороне объекта, обращенной к детектору). Такие пучки рентгеновских лучей проходят по очень слабо поглощающим трактам через объект, так что скорость подсчета падающих пучков является настолько высокой, что накопление увеличивает уровень, который может корректироваться, причем эти пучки приводят к насыщению счетных каналов пикселов для определения. Моделированный пучок рентгеновских лучей для определенного пиксела затем используется для того, чтобы определять моделированный результат измерений для счетного канала рассматриваемого пиксела.
Предпочтительно, сигналы прямого пучка получают в каждом пикселе из воздушных сканирований (т.е. результатов измерений) с ограниченным потоком, так что ни один из пикселов не является насыщенным. Эти сигналы прямого пучка затем масштабируются с повышением до значений потока, используемых при измерениях с объектом. При этом подходе нет необходимости в предварительном сканировании (т.е. сканировании при малых дозах объекта, чтобы получать оценку свойств объектов, например, точной геометрии, обычно используемой для оптимизации дозы), чтобы определять модель объекта. Модель объекта получается из сбора данных одного сканирования, которое также предоставляет предусматриваемое изображение или изображения (например, в случае визуализации K-краев).
Предпочтительно, упомянутый счетный канал содержит, по меньшей мере, один дискриминатор, в частности, по меньшей мере, два дискриминатора, для подсчета фотонов или импульсов заряда на различных энергетических уровнях с начала интервала измерений и получения зависимых от энергии счетных сигналов с начала интервала измерений. В общем, используются, по меньшей мере, два дискриминатора, но также можно получать спектральную информацию из счетного канала с одним пороговым значением только в сочетании с суммирующим каналом. Например, два различных измерения предоставляют возможность выполнения комптоновского фоторазложения или разложения на два материала, которое представляет собой простой случай разложения Альвареса-Маковски, как, например, описано в WO 2007/010448 A2. Из зависимых от энергии счетных сигналов могут восстанавливаться различные виды информации изображений, например, информация изображений в отношении коронарных сосудов, включающая в себя толщину контрастного вещества, содержащегося в этих сосудах, так что может количественно определяться размер просвета, а также толщина кальцинированных областей сосуда, предоставляя возможность оценки кальцинозов.
Блок датчиков может быть реализован с использованием различных технологий. В одном варианте осуществления, упомянутый блок датчиков содержит считывающий слой с прямым преобразованием для прямого преобразования падающего рентгеновского излучения в сигналы электрического заряда, формирующие импульсы заряда. Предпочтительно, упомянутый блок датчиков дополнительно содержит суммирующий слой, представляющий упомянутый суммирующий канал, причем упомянутый суммирующий слой размещается на стороне считывающего слоя с прямым преобразованием, обращенной в направлении от падающего рентгеновского излучения, для преобразования рентгеновского излучения, достигающего упомянутого суммирующего слоя, в упомянутые просуммированные сигналы.
Детекторы, имеющие такой считывающий слой с преобразованием направления и/или суммирующий слой, и технология для их формирования являются общеизвестными в данной области техники. Например, WO 2009/072056 A2 раскрывает монолитно интегрированный кристаллический полупроводниковый детектор с прямым преобразованием для определения рентгеновского излучения,падающего на поверхность детектора, подвергаемую воздействию облучения рентгеновскими лучами, а также способ для изготовления такого полупроводникового детектора с прямым преобразованием. Во вводной части этого документа, описываются различные типы и технологии детекторов, которые могут, в общем, использоваться в блоке датчиков настоящего изобретения.
Дополнительно, WO 2007/010448 A2 описывает детектор рентгеновского излучения, который имеет датчик, поглощающий кванты рентгеновских лучей полихроматических спектров и формирующий электрический сигнал датчика, соответствующий поглощенным квантам рентгеновских лучей. Предусмотрен, по меньшей мере, один счетный канал, включающий в себя множество дискриминаторов, каждый из которых подсчитывает число сигналов заряда, определенных при различном соответствующем пороговом значении с начала интервала измерений, и суммирующий канал, который измеряет полный заряд сигналов заряда, определенных с начала интервала измерений.
Содержимое этих документов, в частности, описание детекторов, настоящим включено посредством ссылки в данный документ.
Предпочтительно, в варианте осуществления, упомянутый блок обработки сконфигурирован с возможностью оценки просуммированного сигнала сенсорного элемента, в котором недостаточное рентгеновское излучение достигается в суммирующем слое, посредством интерполяции просуммированных сигналов соседних сенсорных элементов или посредством экстраполяции счетного сигнала упомянутого сенсорного элемента. Таким образом, получаются достаточные данные измерений для восстановления изображения с достаточной детальностью.
В другом варианте осуществления, упомянутый блок датчиков содержит косвенный считывающий механизм для первоначального преобразования падающего рентгеновского излучения в (оптические) фотоны и последующего преобразования упомянутых (оптических) фотонов в сигналы электрического заряда. Такой косвенный считывающий механизм также является общеизвестным в данной области техники. Например, FDXD-детектор, включающий в себя сцинтилляционный слой для преобразования рентгеновских лучей в свет и фотодиоды для преобразования света в электрические заряды, описан в US 2001/0048080 A1. Содержимое этого документа, в частности, описание детектора, также включено посредством ссылки в данный документ.
Еще дополнительно, в варианте осуществления, упомянутый блок датчиков содержит считывающий механизм с прямым преобразованием для прямого преобразования падающего рентгеновского излучения в сигналы электрического заряда, формирующие импульсы заряда, и косвенный считывающий механизм для первоначального преобразования падающего рентгеновского излучения в фотоны и последующего преобразования упомянутых фотонов в упомянутые просуммированные сигналы.
Хотя, в общем, просуммированные сигналы сенсорных элементов являются достаточными для определения, например, посредством использования вышеописанной объектной модели, счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов, в варианте осуществления, блок обработки выполнен с возможностью оценки счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов из счетных сигналов ненасыщенных сенсорных элементов и просуммированных сигналов сенсорных элементов. Например, предусмотрен принцип усеченного восстановления, когда измерительные сигналы определенных пучков пропущены, причем этот принцип не использует просуммированные сигналы, но при этом также счетные сигналы ненасыщенных сенсорных элементов используются для оценки счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов.
Рентгеновское устройство может представлять собой (медицинское или промышленное) рентгеновское устройство, например, имеющее стационарный механизм из источника рентгеновского излучения и детектора рентгеновского излучения, либо C-образный комплекс, на котором монтируются источник рентгеновского излучения и детектор рентгеновского излучения, либо CT-устройство, например, CT-устройство (для людей) с разрешением по энергии на основе подсчета фотонов. В варианте осуществления рентгеновского устройства предоставляются, по меньшей мере, два источника рентгеновского излучения и, по меньшей мере, два детектора рентгеновского излучения, каждый из которых сконфигурирован с возможностью определения излучения, испускаемого посредством одного из, по меньшей мере, двух источников рентгеновского излучения, при этом, по меньшей мере, один детектор сконфигурирован с возможностью выполнения измерений с подсчетом, чтобы предоставлять счетные сигналы, и, по меньшей мере, один другой детектор сконфигурирован с возможностью выполнения интегрированных измерений, чтобы предоставлять просуммированные сигналы.
Краткое описание чертежей
Эти и другие аспекты изобретения должны становиться очевидными и истолковываться со ссылкой на варианты осуществления, описанные ниже в данном документе. На следующих чертежах:
Фиг. 1 показывает первый вариант осуществления рентгеновского устройства согласно настоящему изобретению,
Фиг. 2 показывает первый вариант осуществления детектора рентгеновского излучения согласно настоящему изобретению,
Фиг. 3 показывает дополнительные сведения по детектору рентгеновского излучения, показанному на фиг. 2,
Фиг. 4 показывает схему, иллюстрирующую наблюдаемую скорость подсчета в зависимости от скорости подсчета падающих пучков согласно другому варианту осуществления,
Фиг. 5 показывает второй вариант осуществления детектора рентгеновского излучения согласно настоящему изобретению,
Фиг. 6 показывает второй вариант осуществления рентгеновского устройства согласно настоящему изобретению, и
Фиг. 7 показывает третий вариант осуществления рентгеновского устройства согласно настоящему изобретению.
Осуществление изобретения
Фиг. 1 показывает первый вариант осуществления рентгеновского устройства согласно настоящему изобретению, в частности, сканера 10 на базе CT (компьютерной томографии), сконструированного как рентгеновское устройство с C-образным штативом. CT-сканер 10 (который также может выглядеть по-другому, например, в форме трубки, имеющей кольцеобразную опору) включает в себя опору 12 и стол 14 для поддержки пациента 16. Опора 12 включает в себя узел 20 источника рентгеновского излучения, который проецирует пучок рентгеновских лучей, к примеру, веерный пучок или конический пучок, на детектор 24 рентгеновского излучения на противоположной стороне опоры 12 в то время, когда часть пациента 16 позиционируется между узлом 20 источника рентгеновского излучения и детектором 24 рентгеновского излучения.
Узел 20 источника рентгеновского излучения может быть сконфигурирован с возможностью доставлять излучение на множестве энергетических уровней, и детектор 24 рентгеновского излучения может быть сконфигурирован с возможностью формировать данные изображений в ответ на излучение на различных энергетических уровнях. Узел 20 источника рентгеновского излучения может включать в себя коллиматор 21 для регулирования формы пучка рентгеновских лучей. Коллиматор 21 может включать в себя один или более фильтров (не показаны) для создания излучения с определенными предписанными характеристиками. Детектор 24 рентгеновского излучения имеет множество сенсорных элементов (221; см. фиг. 2), сконфигурированных с возможностью считывания рентгеновских лучей, которые проходят через пациента 16. Каждый сенсорный элемент формирует электрический сигнал, представляющий интенсивность пучка рентгеновских лучей, по мере того, как он проходит через пациента 16.
Опора 12 может быть сконфигурирована с возможностью поворачиваться вокруг пациента 16. В другом варианте осуществления, опора 12 может быть сконфигурирована с возможностью поворачиваться вокруг пациента 16 в то время, когда он стоит (или сидит) в вертикальной позиции. Позиционирование опоры 12 и пациента 16 не ограничивается примерами, проиллюстрированными в данном документе, и опора 12 может иметь другие конфигурации (например, позиции или ориентации оси вращения), в зависимости от позиции и ориентации части тела, для которой требуется визуализация.
В проиллюстрированном варианте осуществления, CT-сканер 10 также включает в себя процессор 40, монитор 50 для отображения данных и устройство 52 ввода, такое как клавиатура или мышь, для ввода данных. Процессор 40 соединяется с контроллером 30. Вращение опоры 12 и работа узла 20 источника рентгеновского излучения управляются посредством контроллера 30, который предоставляет сигналы питания и синхронизирующие сигналы в узел 20 источника рентгеновского излучения и управляет скоростью вращения и позицией опоры 12 на основе сигналов, принимаемых из процессора 40. Контроллер 30 также управляет работой детектора 24 рентгеновского излучения. Например, контроллер 30 может управлять временем, когда сигналы/данные изображений считываются из детектора 24 рентгеновского излучения, и/или способом (например, по строкам или столбцам), которым сигналы/данные изображений считываются из детектора 24 рентгеновского излучения. Хотя контроллер 30 показан как отдельный компонент относительно опоры 12 и процессора 40, в альтернативных вариантах осуществления контроллер 30 может быть частью опоры 12 или процессора 40. Процессор 40 дополнительно может содержать блок восстановления для восстановления одного или более изображений из определенного рентгеновского излучения.
Во время сканирования, чтобы получать данные проекции рентгеновских лучей (т.е. данные CT-изображений), узел 20 источника рентгеновского излучения проецирует пучок рентгеновских лучей в направлении детектора 24 рентгеновского излучения на противоположной стороне опоры 12 в то время, когда опора 12 поворачивается вокруг пациента 16. В одном варианте осуществления, опора 12 выполняет вращение на 360 градусов вокруг пациента 16 в ходе получения данных изображений. Альтернативно, если используется полноконусный детектор, CT-сканер 10 может получать данные в то время, когда опора 12 вращается на 180 градусов плюс угол веерного пучка. Также могут использоваться другие углы поворота, в зависимости от конкретной используемой системы. В одном варианте осуществления, детектор 24 рентгеновского излучения сконфигурирован с возможностью формировать, по меньшей мере, 900 кадров изображений менее чем за 1 секунду. В таком случае, опора 12 должна вращаться вокруг пациента 18 только один раз, чтобы собирать достаточный объем данных изображений для восстановления компьютерных томографических изображений. В других вариантах осуществления, детектор 24 рентгеновского излучения может быть сконфигурирован с возможностью формировать кадры на других скоростях.
Пациент 16 позиционируется таким образом, что позиция располагается между узлом 20 источника рентгеновского излучения и детектором 24 рентгеновского излучения. После того, как истекло предписанное время (например, 150 секунд), измеренное с момента инъекции контрастного средства, опора 12 далее поворачивается вокруг пациента 16, чтобы формировать два набора данных изображений. Два набора данных изображений могут быть сформированы непосредственно друг за другом (например, в пределах 5-20 миллисекунд) с использованием излучения на разных уровнях либо в пределах любого периода времени при условии, что первый и второй наборы данных изображений захватываются достаточно быстро для того, чтобы обеспечивать то, что визуализируемый объект выглядит неподвижным. По мере того, как опора 12 поворачивается вокруг пациента 16, узел 20 источника рентгеновского излучения испускает излучение. В одном варианте осуществления, излучение испускается на одном энергетическом уровне или в широком энергетическом диапазоне. В другом варианте осуществления, излучение испускается попеременно на первом и втором (или даже большем) энергетическом уровне, в частности, имеющем первый энергетический уровень, который находится ниже края K-полосы поглощения (K-края) контрастного средства, и второй энергетический уровень, который находится выше K-края контрастного средства. Испускаемое излучение ослабляется пациентом 16 и падает на детектор 24 рентгеновского излучения.
Детектор 24 рентгеновского излучения формирует сигналы/данные изображений в ответ на падение излучения на него. Дополнительные наборы данных изображений для различных углов расположения опоры могут быть сформированы по мере того, как опора 12 поворачивается вокруг пациента. После того, как сформирован требуемый объем данных изображений (например, достаточный для восстановления объемного изображения), данные изображений могут быть сохранены на машиночитаемом носителе для последующей обработки, например, на жестком диске.
Детектор 24 рентгеновского излучения может быть сконструирован различными способами. Фиг. 2 показывает примерный детектор 24a рентгеновского излучения, содержащий устройство 200 визуализации (также называемое блоком датчиков), которое включает в себя слой 210 преобразования рентгеновских лучей, изготовленный из сцинтилляционного элемента, такого как йодид цезия (CsI), и фотодетекторную решетку 220 (например, фотодиодный слой), связанную со слоем 210 преобразования рентгеновских лучей. Слой 210 преобразования рентгеновских лучей формирует световые фотоны в ответ на рентгеновское излучение, и фотодетекторная решетка 220, которая включает в себя множество детекторных элементов 221, сконфигурирована с возможностью формировать электрический сигнал в ответ на световые фотоны из слоя 210 преобразования рентгеновских лучей. Слой 210 преобразования рентгеновских лучей и фотодетекторная решетка 220 могут быть пиксельными, в силу этого формируя множество элементов 230 визуализации, либо слой 210 преобразования рентгеновских лучей может быть непиксельным. Устройство 200 визуализации может иметь криволинейную поверхность (например, неполную дугу окружности). Такая конфигурация поверхности является полезной в том, что каждый из элементов 230 визуализации устройства 200 визуализации расположен практически на идентичном расстоянии от узла источника рентгеновского излучения. Устройство 200 визуализации альтернативно может иметь прямолинейную поверхность или поверхность, имеющую другие профили. Каждый элемент 230 визуализации (или пиксел) может иметь размер в поперечном сечении, который составляет приблизительно 200 микронов и более, а более предпочтительно, составляет приблизительно 400 микронов и более, хотя также могут использоваться элементы визуализации, имеющие другие размеры. Предпочтительный размер пиксела может быть определен посредством предписанного пространственного разрешения. Элементы 230 визуализации, имеющие 200-400 микронов в размере в поперечном сечении, оптимально подходят для общей анатомической визуализации, тогда как другие размеры в поперечном сечении могут быть предпочтительными для конкретных частей тела. Устройство 200 визуализации может изготавливаться из аморфного кремния, кристаллических и кремниевых пластин, кристаллической и кремниевой подложки или гибкой подложки (например, пластиковой) и может быть сконструирован с использованием технологий на основе плоских панелей (например, технологий на основе плоских панелей с активной матрицей) или других технологий, известных в области техники создания устройства визуализации.
Каждый из элементов 230 визуализации может содержать фотодиод (представляющий собой часть детекторного элемента 221), который формирует электрический сигнал в ответ на входной световой сигнал. Фотодиод принимает входной световой сигнал из слоя 210 преобразования рентгеновских лучей, который формирует свет в ответ на рентгеновские лучи 60. Фотодиоды соединяются с напряжением смещения решетки, чтобы подавать напряжение обратного смещения для элементов визуализации. Транзистор (к примеру, тонкопленочный FET с каналом n-типа) выступает в качестве переключающего элемента для элемента 230 визуализации. Когда требуется захватывать данные изображений из элементов 230 визуализации, управляющие сигналы отправляются в формирователь сигналов управления затвором, чтобы "выбирать" затвор(ы) транзисторов. Электрические сигналы из фотодиодов, "выбранных" посредством формирователя сигналов управления затвором, затем отправляются в усилители заряда, которые выводят сигналы/данные изображений для дополнительной обработки/отображения изображений.
В одном варианте осуществления, данные изображений дискретизируются из элементов 230 визуализации по одной линии за один раз. Альтернативно, данные изображений из множества линий элементов 230 визуализации могут быть дискретизированы одновременно. Такой механизм уменьшает время, которое требуется для считывания сигналов из всех линий элементов 230 визуализации в устройстве 200 визуализации. Это, в свою очередь, повышает частоту кадров (т.е. число кадров, которые могут быть сформированы посредством устройства 200 визуализации в секунду) устройства 200 визуализации.
Во время использования, излучение падает на детектор 24a рентгеновского излучения, который затем формирует сигналы/данные изображений в ответ на излучение. Например, излучение на первом энергетическом уровне падает на детектор 24a рентгеновского излучения, который затем формирует сигналы/данные изображений в ответ на излучение на первом энергетическом уровне. После того, как сигналы/данные изображений считываются из фотодетекторной решетки 220, излучение на втором энергетическом уровне направлено на узел 24a детектора. Узел 24a затем формирует сигналы/данные изображений в ответ на излучение на втором энергетическом уровне.
В одном варианте осуществления, один или более фильтров могут быть размещены между узлом 20 источника рентгеновского излучения и детектором 24 рентгеновского излучения (например, поверх слоя преобразования 210) до того, как излучение направляется на детектор 24a рентгеновского излучения. Фильтр(ы) изменяет(ют) излучение, выходящее от пациента 16, так что излучение, имеющее требуемую характеристику, должно приниматься посредством детектора 24a рентгеновского излучения. В одном варианте осуществления, первый(е) фильтр(ы) может(гут) быть использован(ы), чтобы максимизировать или оптимизировать определимый квантовый выход детектора 24a рентгеновского излучения для излучения на первом энергетическом уровне, тогда как второй(ые) фильтр(ы) может(гут) быть использован(ы), чтобы максимизировать или оптимизировать определимый квантовый выход детектора 24a рентгеновского излучения для излучения на втором энергетическом уровне. Например, детектор 24a рентгеновского излучения может иметь равномерную чувствительность ко всей энергии фотона в спектре, может иметь чувствительность, которая является пропорциональной энергии фотона, либо может иметь "дырки", в которых фотоны определенных энергетических диапазонов поглощаются неэффективно. Для каждого этих различных типов детектора 24a рентгеновского излучения один или более фильтров могут быть выбраны, чтобы максимизировать эффективность системы 10 (например, максимизировать реакцию системы 10 при измерении впрыскиваемого контрастного средства и/или минимизировать дозировку и время). Размещение фильтра(ов) может осуществляться вручную или механически. В некоторых вариантах осуществления, фильтры могут быть частями детектора 24 рентгеновского излучения.
Такой детектор 24a рентгеновского излучения является общеизвестным в данной области техники и описывается подробнее, например, в WO 2007/010448 A2 или US 2001/0048080 A1.
В альтернативных вариантах осуществления, детектор рентгеновского излучения может использовать другие схемы определения. Например, в альтернативных вариантах осуществления, вместо наличия слоя преобразования рентгеновских лучей, детектор рентгеновского излучения может включать в себя устройство визуализации, имеющий фотопроводник (материал для прямого преобразования), который формирует электронно-дырочные пары или заряды в ответ на рентгеновские лучи, так что фотодиод не требуется.
Большинство квантов рентгеновских лучей поглощается в узле датчика таким образом, что они преобразуются, после поглощения, в сигнал электрического заряда, абсолютная величина которого является приблизительно пропорциональной поглощенной энергии. В настоящем контексте, неважно, осуществляется преобразование квантов рентгеновских лучей в сигналы заряда непосредственно (посредством так называемых материалов для прямого преобразования, например, газов, таких как Xe, полупроводников, таких как GaAs, CdTe, CdZnTe, или фотопроводников, таких как Se, PbI.sub.2 или PbO) или косвенно (например, посредством преобразования в световые кванты низкой энергии посредством сцинтилляционного материала и последующего определения посредством фотодиода кристаллического или аморфного кремния).
Детектор рентгеновского излучения согласно настоящему изобретению дополнительно содержит счетный канал 240 в расчете на сенсорный элемент для получения счетного сигнала 241 с информацией энергии посредством подсчета фотонов или импульсов заряда, сформированных в ответ на падающее рентгеновское излучение с начала интервала измерений, и суммирующий канал 250 в расчете на сенсорный элемент для получения просуммированного сигнала 251, представляющего полную энергию излучения, определенного с начала интервала измерений. Дополнительно, предоставляется блок 260 обработки для оценки счетных сигналов сенсорных элементов, счетный канал которых насыщен в течение интервала измерений, из просуммированных сигналов сенсорных элементов. Эти данные затем предоставляются в блок восстановления (например, в отдельный блок, к примеру, процессор, или в процессор 40, включающий в себя средство для выполнения восстановления) для восстановления изображения из оцененных счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов и полученных счетных сигналов ненасыщенных сенсорных элементов. Это подробнее описывается ниже.
Фиг. 3 показывает вариант осуществления схемной архитектуры компонентов счетного канала 240a и суммирующего канала 250a предложенного детектора рентгеновского излучения в каждом пикселе датчика. Схема может быть реализована в качестве интегральной схемы, например, в качестве CMOS-схемы. В этом варианте осуществления электрические сигналы 201, сформированные посредством блока 200 датчиков, применяются к входному предусилителю 410 счетного канала 240a. Входной предусилитель 410 преобразует сигналы 201 датчиков в другой сигнал (например, сигнал напряжения). Он может представлять собой зарядово-чувствительный усилитель (CSA), т.е. типично интегральную схему, которая включает в себя стабилизирующий нагрузочный резистор. Для каждого кратковременного импульса заряда на входе предусилителя 410 экспоненциально снижающееся напряжение формируется на выводе, причем площадь поверхности под этой экспоненциальной кривой является пропорциональным заряду в импульсе.
Чтобы иметь функциональность подсчета на основе нескольких пороговых значений, один или более (здесь множество) дискриминаторов 420-1-420-n соединяются с выходом предусилителя 410. Каждый из дискриминаторов может состоять из усилителя-формирователя сигналов и блока сравнения с регулируемым пороговым значением и формирует цифровой выходной сигнал (счетный импульс) для каждого импульса заряда из датчика, который превышает предварительно определенную величину заряда.
Наименьшее пороговое значение (которое может быть реализовано посредством дискриминатора 420-1) отличает подсчитанное число, сформированное посредством фотонов с минимальной энергией, от подсчитанного числа, сформированного посредством шума (например, электронного шума). Более высокие пороговые значения могут использоваться для визуализации K-краев. Например, при двух дискриминаторах, дискриминатор 420-2 может представлять пороговое значение, которое соответствует размерам импульсов, сформированным посредством предусилителя 410, в ответ на сигналы датчиков, которые сформированы посредством фотонов выше энергии (энергии K-краев), при которой обнаруживается K-край используемого контрастного вещества.
Чтобы определять фотоны с энергией ниже энергии K-краев, вычисляется разность между значениями счетчика 430-2 событий и счетчика 430-1 событий, тогда как фотоны с энергией выше энергии K-краев задаются посредством значения счетчика 430-2 событий. Счетчики 430-1-430-n могут представлять собой электронные цифровые счетчики с глубиной подсчета в n битов. Сдвиговые регистры с линейной обратной связью могут быть использованы для того, чтобы экономить пространство.
В этом варианте осуществления блок 440 управления суммирующими каналами для суммирующего канала 250a принимает сигнал 415 из контура обратной связи предусилителя 410 и может представлять собой "общую схему получения сигналов", которая определяет общую величину заряда, указываемую посредством сигнала датчика в течение периода суммирования. Эта схема может быть реализована посредством схемы блока суммирования с аналоговым выводом и преобразователем напряжения/частоты, либо она может быть реализована некоторым другим способом.
Использование дополнительного блока 440 управления суммирующими каналами, а не только ряда различных счетных каналов (что должно приводить к счетчику импульсов с разрешением по энергии) может наблюдаться в том факте, что суммирование выполняется по всему энергетическому диапазону, так что оценка не является квантово-ограниченной, при том, что это может зачастую возникать для некоторых элементов выборки счетчика импульсов с разрешением по энергии, в частности, если размер элемента выборки по энергии является небольшим, т.е. очень небольшое число фотонов подсчитывается в расчете на элемент выборки по энергии в среднем.
Необязательные счетчик 450 зарядовых пакетов и счетчик 460 времени определяют оптимизированную оценку для электрического заряда, сформированного в течение интервала измерений, помеченного посредством временной защелки 470, причем этот заряд является пропорциональным энергии, вносимой посредством рентгеновских лучей в течение интервала измерений. Значения счетчиков 430-1-430-n и результат суммирования в суммирующем канале 440 предоставляются в блок 260 обработки данных (см. фиг. 2). Таким образом, блок 260 обработки данных может оценивать результаты счетного канала, а также суммирующего канала.
В первом варианте осуществления предложенного детектора согласно настоящему изобретению, используется такой принцип, как пояснено выше относительно фиг. 2 и 3, при котором в каждом пикселе предусмотрен счетный канал с одним или более (в частности, n) пороговых значений и суммирующий канал, которые оценивают идентичный сигнал, поступающий из пиксела датчика с прямым преобразованием.
Вследствие такого допущения, что ни один из пикселов датчика не является поляризованным, и тем не менее, некоторые пикселы наблюдают слишком существенное накопление ("накопленные пикселы"), так что подсчет с достаточной информацией энергии более не является возможным, каждый пиксел по-прежнему имеет возможность предоставлять результат суммирующих измерений. При суммирующих измерениях "традиционное" суммирующее срезовое изображение объекта может быть восстановлено в блоке 260 обработке, что уже обеспечивает приблизительную оценку разложения материала объекта (например, чтобы указывать, где находятся кости, где находится мягкая ткань, возможно также, в каких сосудах находится контрастное средство). Из этих фрагментов информации может быть получена приблизительная оценка коэффициента затухания в каждом пикселе и даже оценка энергетического разрешения (например, некоторые априорные сведения по материалу могут быть доступными, к примеру, сосуд, заполненный известным контрастным средством, может моделироваться посредством контрастного средства с некоторым допущением по принципу "обоснованного предположения" относительно концентрации контрастного средства), а также геометрическая информация, в частности, длины трактов, какой каждый пучок рентгеновских лучей проходит через объект для каждого вида. Если приблизительная модель объекта получена, то оцененные результаты счетных измерений могут извлекаться для всех "накопленных" пикселов детектора из симуляции с использованием известного рентгеновского спектра перед объектом, длин трактов через объект и приблизительной информации относительно состава объекта в этих трактах через объект.
Для этих моделированных результатов счетных измерений нескольких "накопленных" пикселов вместе с измеренными результатами подсчета с разрешением по энергии многих других пикселов, которые не являются насыщенными, могут применяться обычные процессы оценки данных, например, расширенное разложение Альвареса-Маковски для визуализации K-краев, как описано в WO 2007/010448 A2, или восстановление по элементам выборки в блоке 40 восстановления (см. фиг. 1).
В другом варианте осуществления, можно по-прежнему восстанавливать приблизительно корректное изображение с использованием счетных сигналов "накопленного пиксела" (т.е. наименьшего порогового значения, так что информация энергии недоступна), тогда как просуммированный сигнал пиксела предоставляет индикатор накопления в этом пикселе, так что счетные сигналы (без информации энергии) накопленных пикселов корректируются, например, на основе схемы коррекции с использованием парализующей модели на основе мертвого времени детектора согласно работе "Glenn Knoll, Radiation detection and measurement, 3 издание (Нью-Йорк: Wiley) стр. 119-122". Это проиллюстрировано посредством схемы, показанной на фиг. 4, иллюстрирующей наблюдаемую скорость подсчета в зависимости от скорости подсчета падающих пучков для пуассоновских (кривая P) и равноотстоящих времен между поступлениями (I) смежных импульсов для примера мертвого времени в 37,6 нс. Y указывает максимальную наблюдаемую скорость подсчета, и X указывает соответствующую скорость подсчета падающих пучков, при которой достигается максимальная наблюдаемая скорость подсчета. Суммирующее измерение предоставляет возможность определения того, больше или меньше скорость подсчета падающих пучков скорости подсчета падающих пучков, соответствующей максимальной наблюдаемой скорости подсчета из парализующей кривой скорости подсчета фотонов рентгеновского излучения, причем этот стохастический процесс подсчета подчиняется пуассоновскому распределению, иногда называемому "пуассоновскими потоками".
Изображение подсчета, восстановленное только из счетных сигналов без информации энергии в каждом пикселе, затем используется для того, чтобы моделировать объект в слабо поглощающих областях, чтобы имитировать спектр падающего рентгеновского излучения накопленных пикселов.
Если имеется очень незначительное число поляризованных пикселов, может быть возможным получать модель объекта посредством простой интерполяции пропущенных результатов суммирующих измерений для этих пикселов из соседних пикселов.
Для областей в объекте, которые находятся близко к поверхности объекта, в общем, предусмотрено множество других пучков, которые проходят через эту область с довольно сильным ослаблением, так что для восстановления этой области, "модельные сигналы" представляют только небольшой поднабор всех сигналов, которые доступны при восстановлении этих областей.
В пикселах, в которых работают как суммирующий, так и счетный канал, даже оба измеренных сигнала могут быть использованы, например, для выполнения расширенного разложения Альвареса-Маковски, как описано в WO 2007/010448 A2.
Известная проблема демонстрации материалами Cd[Zn]Te для прямого преобразования высокого послесвечения в суммирующем режиме может быть разрешена посредством использования сеточной лампы-переключателя, так что послесвечение может быть измерено и компенсировано.
В общем, можно реализовывать подход, описанный выше со ссылкой на фиг. 3, также для быстро высвечивающегося сцинтиллятора. В этом случае, совершенно идентичный подход, как описано выше, является возможным и необходимым, поскольку по-прежнему предусмотрены "накопленные" пикселы, т.е. пикселы, в которых только просуммированный сигнал может быть получен с достаточно небольшой ошибкой.
Другой вариант осуществления предложенного детектора 24b показывается на фиг. 5. Этот детектор 24b содержит блок 300 датчиков, имеющий, по меньшей мере, счетный слой 310 (на основе материала для прямого преобразования) (например, с n пороговых значений) и завершающий суммирующий слой 320, который может быть использован аналогично описанному выше. С другой стороны, предоставляются счетный канал 240b и суммирующий канал 250b в расчете на сенсорный элемент с возможностью предоставлять счетные сигналы 241 и просуммированные сигналы 251. Как указано в счетном слое 310, некоторые сенсорные элементы 311, 312 (пикселы) являются насыщенными ("накопленными"), т.е. в то время как другие сенсорные элементы 313, 314 не являются насыщенными. Если точнее, счетные каналы помеченных сенсорных элементов 311, 312 являются насыщенными в этом примере, тогда как счетные каналы других сенсорных элементов счетного слоя 310 не являются насыщенными.
Поскольку суммирующий слой 320 может изготавливаться из сцинтиллятора, не возникает проблема пикселов детектора, которые не предоставляют просуммированного сигнала вследствие поляризации, поскольку сцинтиллятор работает при гораздо более интенсивных потоках рентгеновских лучей, чем материал для прямого преобразования, и сцинтиллятор не демонстрирует явления поляризации (отсутствует внутреннее электрическое поле, которое может ослабляться посредством захваченных электронов или дырок).
Пикселы 311, 312 ударяются пучками 60 рентгеновских лучей, которые наблюдают только слабо поглощающий тракт через объект (обычно поверхностных пучков) и за счет этого демонстрируют накопление (или даже поляризацию) в счетном слое 310. Вследствие интенсивного потока, по-прежнему существует достаточно фотонов, которые поглощаются в завершающем суммирующем слое 320, так что все сенсорные элементы 321 могут предоставлять просуммированные сигналы. Другие пикселы, ударяемые пучками 60 рентгеновских лучей, которые наблюдают более сильно поглощающий тракт через объект, могут как подсчитываться в счетном слое 310, так и суммироваться в завершающем суммирующем слое 320. Следовательно, модель объекта снова может быть определена посредством суммирующих измерений, полученных в каждом пикселе.
Могут быть предусмотрены пикселы, в которых просуммированный сигнал 251 является очень слабым, поскольку поглощение в тракте через объект является очень высоким. В этом случае, по-прежнему можно вести подсчет в счетном слое 310 и посредством экстраполяции счетного сигнала 241 в просуммированный сигнал 251 (например, посредством умножения подсчитанного числа на оцененную среднюю энергию, чтобы получать оценку того, на что похож просуммированный сигнал), с тем чтобы также получать достаточные результаты измерений для восстановления срезового изображения с интегрированием по энергии. Альтернативно, просуммированный сигнал 251 может быть интерполирован для таких пикселов (в которых просуммированный сигнал 251 является слишком слабым) из соседних пикселов с просуммированным сигналом с достаточно высоким уровнем.
В другом варианте осуществления блока датчиков, слой 310 представляет собой считывающий механизм с прямым преобразованием для прямого преобразования падающего рентгеновского излучения в сигналы электрического заряда, формирующие импульсы заряда, и слой 320 представляет собой косвенный считывающий механизм для первоначального преобразования падающего рентгеновского излучения в фотоны и последующего преобразования упомянутых фотонов в упомянутые просуммированные сигналы.
Фиг. 6 показывает второй вариант осуществления рентгеновского устройства 10' согласно настоящему изобретению, которое реализовано как система CT-визуализации для медицинских вариантов применения и обследования пациента. Система CT-визуализации, показанная на фиг. 1, включает в себя раму 62, которая допускает вращение вокруг оси R вращения, которая идет параллельно направлению по оси Z. Источник 20c излучения, в частности (традиционная) полихроматическая рентгеновская трубка для испускания широкого энергетического спектра рентгеновских лучей, монтируется на раме 62. Рентгеновская трубка 20c содержит коллиматорное устройство 64, которое формирует конический пучок 60 излучения из излучения, сформированного посредством рентгеновской трубки 20c. Излучение проходит по объекту, к примеру, пациенту 16, в исследуемой области в цилиндрической зоне обследования (области визуализации). После прохождения по зоне обследования, (ослабленный) пучок 60 рентгеновских лучей падает на блок 24c детекторов рентгеновского излучения, в этом варианте осуществления двумерный детектор, имеющий множество ячеек детектора, которые монтируется на раме 6 и которые преобразуют падающее рентгеновское излучение в сигналы определения.
Рама 62 приводится в действие предпочтительно на постоянной, но регулируемой угловой скорости посредством электромотора 66. Дополнительный электромотор 68 предоставляется для смещения объекта, например, пациента 16, который размещается на столе для пациента в зоне обследования, параллельно направлению оси R вращения или оси Z. Эти электромоторы 66, 68 управляются посредством устройства 30a управления, например, таким образом, что источник 20c излучения и зона обследования перемещаются относительно друг друга по спиральной траектории. Тем не менее, также возможно то, что объект или зона обследования не перемещается, а только источник 20c рентгеновского излучения вращается. Предпочтительно, для управления источником 20c рентгеновского излучения, в частности, для модуляции потока рентгеновских лучей, который предоставляется посредством упомянутого источника 20c рентгеновского излучения, предусмотрено устройство 30b управления источником.
Сигналы определения предоставляются в устройство 40 обработки сигналов для восстановления рентгеновского изображения на основе сигналов определения. Восстановленное изображение затем выдается посредством устройства 40 обработки сигналов, например, на дисплей 50 для отображения полученного изображения.
Для общего управления обследованием предпочтительно, чтобы не только электромоторы 66, 68, но также и устройство 30b управления источником, устройство 40 обработки сигналов и сам детектор 24c управлялись посредством устройства 30a управления.
2
Как пояснено выше, детектор 24c рентгеновского излучения может формироваться в качестве блока датчиков, включающего в себя слой преобразования рентгеновских лучей, изготовленный из сцинтилляционного элемента, такого как GOS (оксисульфид гадолиния), и фотодетекторную решетку (например, фотодиодный слой), связанную со слоем преобразования рентгеновских лучей. Тем не менее, другие технологии на основе детектора также могут использоваться для реализации детектора 24c. Элемент визуализации (пикселы) детектора 24c обычно имеет размеры пиксела детектора приблизительно в 1-1,5 мм.
За исключением этих общих отличий рентгеновского устройства 10' по сравнению с рентгеновским устройством 10, показанным на фиг. 1 устройство 40 обработки и обработка сигналов определения являются практически идентичными способу, описанному выше, т.е. пояснения, предоставленные в этом отношении для рентгеновского устройства 10, применяются аналогичным образом.
Фиг. 7 показывает еще один другой вариант осуществления рентгеновского устройства 10'' согласно настоящему изобретению. В этом варианте осуществления, используется система с двумя источниками, содержащая два источника 20-1, 20-2 рентгеновского излучения и два детектора 24-1, 24-2 рентгеновского излучения, при этом один из детекторов 20-1 представляет собой детектор с интегрированием по энергии, а другой детектор 20-2 представляет собой детектор на основе подсчета фотонов. Как пояснено выше, просуммированные сигналы детектора 20-1 с интегрированием по энергии используются для того, чтобы получать модель пациента специально для поверхностных пучков, чтобы оценивать счетные сигналы с разрешением по энергии насыщенных пикселов детектора 20-2 на основе подсчета фотонов.
Альтернативно или дополнительно, в других вариантах осуществления может быть возможным использовать устаревшее срезовое изображение пациента, например, полученное с помощью CT-системы с интегрированием по энергии для получения модели пациента специально для поверхностного пучка.
Таким образом, в общих словах, предложенные детекторы и рентгеновские устройства предоставляют как счетное измерение, так и суммирующее измерение в каждом пикселе, обеспечивая возможность восстановления срезового изображения объекта с использованием только суммирующего измерения. Это срезовое изображение может быть использовано в качестве модели для получения в "накопленных пикселах", в которых подсчет более не является возможным вследствие накопления (обычно случай для пикселов, которые наблюдают "поверхностные пучки"), оцененного (моделированного) результата из счетного канала, так что наряду с результатами измерений из счетного канала всех других пикселов (не накопленных), возможна известная обработка (например, расширенное разложение Альвареса-Маковски плюс восстановление базисных изображений, восстановление по элементам выборки результата измерений из счетного канала). Таким образом, динамический формирователь пучка более может не требоваться. Для поляризованных пикселов, может быть необходимым интерполировать их сигнал из соседних пикселов, которые не поляризуются.
Хотя изобретение подробно проиллюстрировано и описано на чертежах и в вышеприведенном описании, такое иллюстрирование и описание должны считаться иллюстративными или примерными, а не ограничивающими; изобретение не ограничено раскрытыми вариантами осуществления. Другие вариации в раскрытых вариантах осуществления могут пониматься и выполняться специалистами в данной области техники при применении на практике заявленного изобретения, из изучения чертежей, раскрытия сущности и прилагаемой формулы изобретения.
В формуле изобретения, слово "содержащий" не исключает другие элементы или этапы, и форма единственного числа не исключает множество. Один элемент или другой блок может выполнять функции нескольких элементов, изложенных в формуле изобретения. Простой факт того, что определенные меры упомянуты в различных зависимых пунктах формулы изобретения, не означает того, что комбинация этих мер не может быть использована с выгодой.
Компьютерная программа может сохраняться/распространяться на подходящем энергонезависимом носителе, таком как оптический носитель хранения данных или полупроводниковый носитель, поставляемом вместе или в качестве части других аппаратных средств, но также может распространяться в других формах, к примеру, через Интернет либо другие системы проводной или беспроводной связи.
Все ссылочные позиции в формуле изобретения не должны рассматриваться как ограничивающие объем.