УСТРОЙСТВО И СПОСОБ ДЛЯ СПЕКТРАЛЬНОЙ КОМПЬЮТЕРНОЙ ТОМОГРАФИИ
APPARATUS AND METHOD FOR SPECTRAL COMPUTER TOMOGRAPHY

Область техники
Настоящее изобретение относится к области спектральной компьютерной томографии (CT). Оно также относится к детектированию рентгеновского излучения и другого излучения, где желательно получить информацию относительно интенсивности или энергетического спектра обнаруженного излучения. Оно находит конкретное применение в медицинской визуализации и также может быть использовано для неразрушающего контроля и анализа в средствах безопасности и в других применениях, где полезно использовать возможности различения энергии.
Предшествующий уровень техники
Хотя традиционные CT системы обеспечивают получение видеоданных, представляющих затухание рентгеновского излучения исследуемого объекта, такие системы были ограничены в возможности предоставлять информацию о составе материала исследуемого объекта, особенно в тех случаях, когда различные вещества имеют аналогичные затухания излучения. Повышение способности разделения веществ CT системой может быть полезным в ряде различных применений. В медицинских применениях желательно выявить различие между различными типами тканей, отличить ткань от контрастного вещества и т.п. В качестве другого примера, информация о композиции образца может упростить задачу обследования при использовании систем в средствах безопасности.
Другим фактором, который влияет на работу CT системы, является эффективность детектора, поскольку качество полученных изображений является обычно функцией эффективности, которая обеспечивает детектирование и использование доступного потока рентгеновских лучей. С другой точки зрения улучшение эффективности детектора помогает уменьшить дозу, которая необходима, чтобы получить изображение требуемого качества.
Один из способов получения информации о составе вещества - это измерение затухания рентгеновского излучения объекта при различных энергиях рентгеновского излучения или диапазонах энергии, например, путем использования детекторов, имеющих спектральные возможности. В одной из таких реализаций детекторы имеют множественные уровни сцинтилляторов (или уровни прямого преобразования), с выбором соответствующего уровня для получения различных энергетических ответов. К сожалению, этот способ имеет относительно ограниченное энергетическое разрешение и часто имеет частично перекрывающиеся спектральные характеристики, что ограничивает энергетическое разрешение выходных сигналов детектора.
2
5
2
5
3
3
Другой способ получения спектральной информации заключается в использовании детекторов подсчета фотонов. Детекторы подсчета фотонов, которые используются в ядерной медицине, т.е. в гамма-томографии (SPECT) и позитрон-эммисионной томографии (PET), включают детекторы на основе сцинтиллятора, например на основе ортосиликата лютеция (LuSiO или LSO), германата висмута (BGO) и иодида натрия (NaI), вместе с фотодетекторами, такими как фотоэлектронные умножители (PMTs). Тем не менее также известны сцинтилляторные вещества, такие как GdSiO (GSO), LuAlO (LuAP) и YAlO (YAP). Также используются детекторы прямого преобразования, такие как кадмий теллурид цинка (CZT).
Как правило, детекторы подсчета фотонов имеют сравнительно бóльшую чувствительность, чем традиционные CT детекторы. Кроме того, детекторы подсчета фотонов могут быть также использованы, чтобы получить информацию о распределении энергии обнаруженного излучения, что используется в SPECT и PET с полезной целью исправления эффекта рассеяния. К сожалению, детекторы подсчета фотонов, типично встречающиеся в CT применениях, не очень подходят для скорости счета. В частности, относительно высокие скорости счета могут привести к накоплению импульсов и другим эффектам, которые приводят, среди прочего, к ограничению разрешения энергии детектора.
Следовательно, остается поле для улучшения.
Краткое изложение существа изобретения
В частности, желательно использовать спектральную информацию, поступающую из чувствительного к излучению детектора, для обеспечения улучшенной разрешающей способности по энергии.
Настоящее изобретение направлено на решение поставленной задачи.
В соответствии с одним аспектом настоящего изобретения предложен аппарат для рентгеновской компьютерной томографии, содержащий различающую рентгеновскую измерительную систему, которая использует первую и вторую различные методики измерения энергии для измерения энергии рентгеновского излучения, принимаемого детектором. Аппарат также включает сумматор, который объединяет измерения генерируемой энергии, используя первую и вторую методики, чтобы получить выходную информацию, показывающую энергию полученного рентгеновского излучения.
Согласно другому аспекту способ компьютерной томографии включает использование второй методики классификации энергии для подклассификации излучения, классифицированного согласно первой методике классификации энергии, объединение подклассифицируемого излучения для генерирования выходного сигнала, показывающего энергию излучения, принимаемого чувствительным к излучению детектором, и повторение шагов использования второй методики и объединения для каждого из множества считываний. Первая и вторая методики классификации энергии различны.
Согласно еще одному аспекту аппарат включает первый различитель энергии, использующий первую методику измерения для измерения энергии ионизационного излучения, принимаемого чувствительным к излучению детектором, и сумматор, использующий первое измерение энергии и второе измерение энергии, полученное использованием второй, иной, методики измерения энергии, для формирования для каждого из множества считываний первого выходного сигнала, показывающего полученную дозу излучения, имеющего первый относительно более низкий уровень энергии, и второго выходного сигнала, показывающего полученную дозу излучения, имеющего второй относительно более высокий уровень энергии.
Согласно еще одному аспекту аппарат включает первый чувствительный к излучению детектор ионизирующего излучения, имеющего первую энергию, второй чувствительный к излучению детектор ионизирующего излучения, имеющего вторую энергию, первый счетчик фотонов энергии распада, оперативно связанный с первым детектором излучения, второй счетчик фотонов энергии распада, оперативно связанный со вторым детектором излучения, и сумматор, объединяющий сигналы первого и второго счетчиков фотонов энергии распада для генерирования первого выходного сигнала, индикативного для излучения, имеющего первую относительно более низкую энергию, и второго выходного сигнала, индикативного для излучения, имеющего вторую относительно более высокую энергию.
Дополнительные аспекты настоящего изобретения будут понятны специалистам в данной области техники из нижеследующего подробного описания.
Краткое описание чертежей
В дальнейшем изобретение поясняется описанием предпочтительных вариантов осуществления со ссылками на сопровождающие чертежи, которые не могут истолковываться как ограничивающие изобретение, на которых:
фиг.1 изображает CT систему согласно изобретению;
фиг.2 - блок-схему аппарата различения энергии согласно изобретению;
фиг.3 изображает счетчик энергии распада согласно изобретению;
фиг.4 - блок-схему аппарата различения энергии согласно изобретению;
фиг.5 изображает способ визуализации согласно изобретению.
Описание предпочтительных вариантов воплощения изобретения
CT сканер содержит вращающуюся раму 18 (фиг.1), которая вращается вокруг исследуемой области 14. Рама 18 поддерживает рентгеновский источник 12, например рентгеновскую трубку. Рама 18 также поддерживает чувствительный к рентгеновскому излучению детектор 20, который образует дугу на противоположной стороне исследуемой области 14. Рентгеновское излучение формируется рентгеновским источником 12, пересекающим исследуемую область 14, и распознается детектором 20. Соответственно сканер 10 генерирует проекционные данные, отражающие затухание излучения вдоль множества проекций лучей, через объект, размещенный в исследуемой области 14.
Детектор 20 содержит множество детекторных элементов 100, размещенных в аркообразном массиве, проходящем в поперечном и продольном направлении. Как будет описано более подробно ниже, детекторные элементы 100 и связанная с ними цепь обработки сигнала взаимодействуют, чтобы измерить энергию принимаемого излучения, используя, по меньшей мере, два различных механизма или методики измерения излучения. В одной реализации детекторы включают, по меньшей мере, первый и второй сцинтилляторные уровни с соответствующими детекторами подсчета фотонов, оптически соединенные с каждым из них.
В зависимости от конфигурации сканера 10 и детектора 20 рентгеновский источник 12 генерирует пучок излучения обычно в форме веера, клина или конуса, который приблизительно совпадает с рабочей зоной детектора 20. Кроме того, могут быть использованы так называемая конфигурация сканера четвертого поколения, в котором детектор 20 перекрывает дугу 360 градусов и остается неподвижным, в то время как рентгеновский источник 12 вращается вокруг исследуемой области, плоскопанельные детекторы и однослойные детекторы. В случае многоразмерного массива, различные детекторные элементы 100 могут быть сфокусированы на фокусном пятне рентгеновского источника 12 и, следовательно, образуют сегмент сферы.
Опора 16 для объекта, например медицинская кушетка или другой предмет, размещена в исследуемой области 14. Опора 16 предпочтительно подвижна в координации со сканером, чтобы обеспечить винтовую, осевую, круговую и линейную или другую желательную траекторию сканирования.
L
H
Система 23 измерения данных, предпочтительно размещенная на или вблизи вращающейся рамы 18, принимает сигналы от различных детекторных элементов 100 и обеспечивает необходимое аналого-цифровое преобразование, мультиплексирование, интерфейс, передачу данных и подобные функции. Как подробно описано ниже, система также включает множество счетчиков 26a, 26b, …, 26n фотонов энергии распада, соответствующее множество необязательных корректоров 24a, 24b, …, 24n и сумматор 30, который обеспечивает выходную информацию E, E, указывающую обнаруженное излучение в соответствующем первом и втором диапазонах энергии или окнах.
L
H
Выходы E, E преимущественно получены для каждого из множества периодов считывания, корреспондирующих с различными углами проекций вокруг исследуемой области. Как понятно специалистам в данной области техники, период времени, в течение которого имеет место считывание, является функцией конструктивных разработок, таких как чувствительность детекторов, желательного поперечного разрешения, скорости вращения рамы и т.п. Подходящий период считывания может быть порядка от 0,1 до 0,5 миллисекунд (мс), хотя возможны и другие периоды считывания.
Хотя показан один набор счетчиков 26, корректоров 24 и сумматоров 30, ясно, что счетчики 26, корректоры 24 и сумматоры 30 преимущественно предусмотрены и для других детекторных элементов 100, для которых желательны аналогичные возможности различения энергии.
Восстановитель 22 восстанавливает проекционные данные, чтобы генерировать объемные данные, указывающие внутреннюю анатомию пациента. Кроме того, данные различных диапазонов энергии обрабатываются (перед восстановлением, после восстановления или и в том и другом случае), предоставляя информацию о составе вещества обследуемого объекта.
Контроллер 28 координирует параметры рентгеновского источника 12, такие как напряжение и ток трубки, перемещение медицинской кушетки 16, работу системы 23 измерения данных и/или другие эксплуатационные параметры как необходимо, чтобы выполнить требуемый протокол сторнирования.
Компьютер общего назначения обслуживает консоль 44 оператора. Консоль 44 содержит удобное для восприятия человеком устройство вывода, например монитор или дисплей, и устройство ввода, например клавиатуру и/или мышь. Резидентная часть программного обеспечения на консоли позволяет оператору управлять работой сканера путем установления требуемых протоколов сканирования, инициирования и прекращения сканирования, просматривания и другого манипулирования данными объемного изображения и другим взаимодействием со сканером.
Счетчики 26a, 26b фотонов, определяющих энергию, корректоры 24a, 24b и сумматор 30 будут описаны подробнее (фиг.2) для детекторного элемента 100, имеющего первый 202a и второй 202b сцинтилляторные уровни и соответствующие первый 204a и второй 204b оптические детекторы фотонов, подходящие для подсчета фотонов.
Double Decker Detector for Spectral CT
Первый сцинтилляторный уровень 202a, который ближе к поверхности принимающего излучение детектора 100 и к рентгеновскому источнику 12, изготовлен из такого вещества и такой толщины, которое поглощает более мягкую или более низкую энергию рентгеновского излучения 206. Второй сцинтилляторный уровень 202b расположен позади первого сцинтиллятора 202a относительно дальше от рентгеновского источника 12 и изготовлен из такого вещества и такой толщины, которое поглощает излучение, проходящее через первый сцинтиллятор 202a, излучение которого имеет тенденцию быть более жестким или более высокой энергии. Один из примеров такой структуры раскрыт в публикации Altman и др., , патентная заявка US 60/674900 от 26 апреля 2005 года, и PCT/IB2006/051061 от 10 апреля 2006 года, находящихся в процессе одновременного рассмотрения.
L
H
Первый оптический детектор 204a фотонов получает световые сигналы от первого сцинтиллятора 202a, генерирует детекторный сигнал D, показывающий первый относительно более низкий диапазон энергии. Второй оптический детектор 204b фотонов получает световые сигналы от второго сцинтиллятора 202b и генерирует детекторный сигнал D, показывающий второй относительно более высокий диапазон энергии. Первый и второй уровни энергии являются функциями вещества и толщины, выбранными для сцинтилляторов 202, и типично характеризуются ограниченным энергетическим разрешением.
2
5
1,8
0,2
5
2
5
3
3
В CT применениях сцинтилляторы 202 преимущественно изготовлены из относительно быстрых сцинтилляторных материалов, таких как LuSiO (LSO), LuYSiO (LYSO), GdSiO (GSO), LuAlO (LuAP) или YAlO (YAP). Эти сцинтилляторы имеют постоянные времени возбуждения порядка 1 наносекунды (нс) и соответствующие постоянные времени затухания приблизительно 40 нс, 40 нс, 40 нс, 18 нс и 24 нс. Детекторы фотонов преимущественно выполнены с использованием фотосенсоров, таких как фотоэлектронные умножители, фотодиоды, Geiger mode avalanche photodiodes (GM-APDs), кремниевые фотоэлектронные умножители (SiPM) и т.п.
L
LL
LH
H
HL
HH
Счетчики 26 фотонов энергии распада применяют методику подсчета, чтобы использовать информацию об энергии, предоставленную детекторами 204. Первый счетчик 26a энергии дополнительно классифицирует относительно более низкий сигнал энергии от детектора D в первом и втором окнах энергии, генерируя первый выходной сигнал R, показывающий относительно более низкий диапазон энергии, и второй выходной сигнал R, показывающий более высокий диапазон энергии. Второй счетчик 26b энергии распада также дополнительно классифицирует относительно более высокий сигнал D детектора энергии в первое и второе окна энергии, генерируя первый выходной сигнал R, показывающий относительно более низкий диапазон энергии, и второй выходной сигнал R, показывающий относительно более высокий диапазон энергии. Таким образом, аппарат использует два различных механизма разделения энергии: первый механизм, который использует уровни энергии соответствующего сцинтиллятора, и второй механизм, который использует способности определения энергии детекторов подсчета фотонов.
X
X
XL
XH
Одна методика для реализации разделяющих счетчиков 26 фотонов (фиг.3) основывается на скорости изменения сигналов D детектора, чтобы оценить энергию детектируемого излучения. Более конкретно, разделяющие счетчики фотонов 26 включают восстановитель 302 сигнала, который фильтрует или иным образом приводит в нужное состояние сигналы D от детектора, дифференциатор 304, выходное значение которого изменяется как функция времени возбуждения и амплитуды приведенного в нужное состояние сигнала, различитель 306, который классифицирует обнаруженные фотоны на два или более уровня или окна энергии, и счетчик или интегратор 308, который формирует выходные сигналы R и R, показывающие количество и энергию обнаруженных рентгеновских фотонов.
XL
XH
XL
XH
X
Возвращаясь к фиг.2, необязательные корректоры 24 верны для эффектов нагона на сигналах R и R от счетчика 26. Более конкретно, корректоры 24 взвешивают сигналы R и R как функцию скорости подсчета для подсчета в ситуациях высокой скорости подсчета, в которых счетчик 26 относительно более вероятно некорректно классифицирует детекторные сигналы D в более высоком окне энергии.
Dual Energy Window X-ray CT with Photon Counting Detectors
Такие счетчики 26 фотонов энергии распада и корректоры 24 описаны более подробно в публикации Carmi, , патентная заявка US 60/596894 от 28 октября 2005 года. Одно преимущество описанной методики подсчета фотонов заключается в том, что она хорошо подходит для CT и других применений с относительно высокой скоростью подсчета.
LL
LH
HL
HH
L
Н
Сумматор 30 объединяет сигналы C, C, C, C из корректоров 24a, 24b, чтобы генерировать выходные сигналы E, Е, показывающие количество фотонов, обнаруженных в соответствующем более высоком или более низком диапазонах или окнах энергии. Сумматор имеет четыре входа A, B, C и D, как описано в таблице 1:
Таблица 1
Вход
Описание
A
Оба, первый (например, сцинтиллятор) и второй (например, подсчет фотонов), механизма различения энергии классифицируют событие как принадлежащее к более низкому окну энергии.
B
Первый механизм различения энергии классифицирует событие как принадлежащее к более низкому окну энергии, тогда как второй механизм различения энергии классифицирует событие как принадлежащее к более высокому окну энергии.
C
Первый механизм различения энергии классифицирует событие как принадлежащее к более высокому окну энергии, тогда как второй механизм различения энергии классифицирует событие как принадлежащее к более низкому окну энергии.
D
Оба, первый (например, сцинтиллятор) и второй (например, подсчет фотонов), механизма различения энергии классифицируют событие как принадлежащее к более высокому окну энергии.
В случае A, может быть достаточно ожидаемо, что результат попадает в более низкое выходное окно энергии. В случае D, может быть также достаточно ожидаемо, что результат попадает в более высокое выходное окно энергии. В случае B и C, однако, ситуация менее очевидна.
L
H
Следовательно, сумматор 30 объединяет входные сигналы A, B, C и D, чтобы выработать выходные сигналы E и E, показывающие обнаруженное излучение соответствующих более высоких и более низких окон энергии. В одной реализации входные сигналы являются линейно взвешенными, чтобы сформировать выходные сигналы согласно весовым функциям:
L
1
2
E=A+(1-W)·B+W·C(1)
и
H
2
1
E=D+(1-W)·C+W·B(2).
Как сохранение, общее количество подсчетов облегчает восстановление стандартного CT изображения полного рентгеновского спектра, общее количество подсчетов сохраняется, так что:
L
H
A+B+C+D=E+E(3).
Эти вышеперечисленные комбинационные функции представлены в таблице 2:
Таблица 2
Выход E<sub>L</sub>
Выход E<sub>H</sub>
Вход A
1
0
Вход B
1-W<sub>1</sub>
W<sub>1</sub>
Вход C
W<sub>2</sub>
1-W<sub>2</sub>
Вход D
0
1
Поправочная функция может быть эмпирически выведена на основании операционных характеристик данной системы. Поскольку первый и второй механизмы различения имеют равновозможные события точного классифицирования события, весовой коэффициент обычно установливается как
1
2
W=W=0,5(4)
(полагая, что весовые функции эквивалентны).
1
2
L
H
L
H
Когда первый и второй механизмы различения имеют неравные вероятности точного классифицирования события, оптимальный весовой коэффициент имеет тенденцию быть на стороне способа различения с более высокой точностью. Чтобы проиллюстрировать вышеупомянутый принцип, можно предположить, что это определяется через тестирование, что первый механизм различения имеет корректную классификационную вероятность, равную 0,7, и второй механизм различения имеет корректную классификационную вероятность, равную 0,75. В такой системе весовые параметры W и W преимущественно установлены больше чем 0,5 (например, 0,58), где точное значение может быть определено эмпирически, например, через калибровочный процесс (снова полагая равные значения). В этом случае вход B будет вносить вклад в E меньше, чем вклад в E. Вход C будет вносить вклад в E более, чем вклад в E.
Возможны также другие комбинационные функции, которые не сохраняют общее количество подсчетов, а также кусочно-нелинейные и основанные на аналитике взвешенные функции. Комбинационные функции могут также быть осуществлены использованием таблицы соответствия или иным образом.
Возможны другие варианты. Например, описанные выше методики могут также быть использованы для детекторов 100, имеющих три (3) или более выхода энергии. Такая система показана на фиг.4, для типичного случая детектор 100 имеет три (3) уровня энергии. Подходящая комбинационная функция представлена в таблице 3:
Таблица 3
Выход E<sub>L</sub>
Выход E<sub>H</sub>
Вход A
1
0
Вход B
1-W<sub>1</sub>
W<sub>1</sub>
Вход G
W<sub>3</sub>
1-W<sub>3</sub>
Вход H
1-W<sub>4</sub>
W<sub>4</sub>
Вход C
W<sub>2</sub>
1-W<sub>2</sub>
Вход D
0
1
Вышеприведенные принципы также могут быть расширены к системам, которые предоставляют выходы, показывающие три или более окна энергии.
Возможны другие конфигурации детектора 100. Например, сцинтиллятор необязательно скомпонован по отношению к рентгеновскому источнику 12 так, как показано на фиг.2 и 4, и может детектировать излучение, которое прошло другими путями. Кроме того, фотодетекторы 204 не должны быть расположены по направлению рентгеновского излучения 206. Полупроводник или другие детекторы прямого преобразования, которые формируют требуемую информацию, также могут быть использованы.
X
Хотя одно преимущество уровней 202 многократного определения излучения (являются ли они сцинтилляторами или веществами прямого преобразования) в том, что скорость подсчета различных сигналов D относительно уменьшается, могут также быть использованы другие методики различения энергии. Таким образом, возможны другие механизмы различения энергии, чем использование уровней многократного определения и подсчета импульсов, например известный способ разрешения энергии одиночного относительно тонкого уровня сцинтиллятора (или вещества прямого преобразования) с дополнительным аппаратом, который может измерять глубину взаимодействия каждого события внутри вещества и таким образом оценивать энергию рентгеновских фотонов. Описанные методики также подходят для измерения рентгеновского излучения в отличных от CT применениях и также для измерения излучения, отличного от рентгеновского излучения.
Счетчики 26 фотонов, корректоры 24 и сумматор 30 могут быть реализованы в аппаратных или программных средствах. Корректоры 24 и сумматор 30 могут также быть реализованы в виде восстановителя 22 как часть системы 23 измерения данных или иным образом. Тогда как различные функции реализованы через программные средства, инструкции, которые заставляют компьютерный процессор выполнять описанные методики, преимущественно сохраняются на машиночитаемом носителе хранения данных, доступном для процессора.
Работа будет описана со ссылкой на фиг.5 для типичного варианта осуществления аппарата на фиг.1 и 2.
Сканирование инициируется на шаге 502.
Излучение, которое пересекает исследуемую область 14, определяется на шаге 504.
На шаге 506 используется первый механизм различения энергии, чтобы определить энергию детектируемого излучения. Первый 202a и второй 202b сцинтилляторы формируют выходные сигналы, показывающие детектируемое излучение на первом и втором диапазонах энергии. В зависимости от выбора сцинтилляторов диапазоны энергии могут, по меньшей мере, частично перекрываться.
На шаге 508 второй механизм различения энергии используется, чтобы определять энергию обнаруженного излучения. Методика подсчета фотонов используется, чтобы дополнительно классифицировать излучение в два или более энергетических диапазона.
На шаге 510 результаты первого и второго различения энергии объединяются, чтобы сформировать выходные сигналы, показывающие излучение, определенное на первом окне энергии или окнах энергии, используя требуемую функцию соединения. Такие выходные результаты предоставляются для каждого из множества периодов считывания, показывающих различные углы проекций вокруг исследуемой области 14. Следует отметить, что разделение энергии механизмов объединения является обычно лучшим, которое могло бы быть получено каким-либо другим механизмом, работающим независимо.
Хотя вышеизложенные этапы были обсуждены для детекторного элемента 100, разумеется, понятно, что подобные этапы выполняются для других детекторных элементов 100, которые имеют подобные возможности различения энергии.
На шаге 512 излучаемая информация получается на множестве проекционных углов, восстанавливаемых, чтобы генерировать данные изображения, показывающие излучение, определенное в одном или более диапазонах излучения. Сигналы от двух или более диапазонов энергии могут быть также объединены, чтобы генерировать данные изображения, показывающие объединенные диапазоны энергии.
На шаге 514 данные изображения представляются в удобочитаемой для пользователя форме, например на мониторе, установленном на консоли 44 оператора.
Изобретение было описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. Модификации и изменения могут осуществляться при прочтении и понимании предшествующего подробного описания. Изобретение включает все модификации и изменения, заявленные в прилагаемой формуле изобретения.