RU2414724C2 - Способ и устройство для спектральной компьютерной томографии - Google Patents

Способ и устройство для спектральной компьютерной томографии Download PDF

Info

Publication number
RU2414724C2
RU2414724C2 RU2008121236/28A RU2008121236A RU2414724C2 RU 2414724 C2 RU2414724 C2 RU 2414724C2 RU 2008121236/28 A RU2008121236/28 A RU 2008121236/28A RU 2008121236 A RU2008121236 A RU 2008121236A RU 2414724 C2 RU2414724 C2 RU 2414724C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
output signal
detector
integrator
range
characterizing
Prior art date
Application number
RU2008121236/28A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2008121236A (ru
Inventor
Раз КАРМИ (IL)
Раз КАРМИ
Original Assignee
Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В.
Publication of RU2008121236A publication Critical patent/RU2008121236A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2414724C2 publication Critical patent/RU2414724C2/ru

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/032—Transmission computed tomography [CT]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • G01T1/171—Compensation of dead-time counting losses
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4275—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis using a detector unit almost surrounding the patient, e.g. more than 180°

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)

Abstract

Изобретение относится к области спектральной компьютерной томографии (СТ). Технический результат - увеличение скорости счета фотонов. Устройство получает сигналы, формируемые детектором (100), чувствительным к ионизирующему излучению, например, рентгеновскому излучению. Дифференцирующий блок (204) формирует выходной сигнал, характеризующий скорость изменения сигнала детектора. Дискриминатор (206) сортирует амплитуду выходного сигнала дифференцирующего блока (204). Интегратор (208), запускаемый выходным сигналом дискриминатора (206), формирует выходные сигналы, характеризующие детектируемые фотоны. По меньшей мере, один корректор (24а, 24b) производит коррекцию с учетом наложений импульсов, и объединитель (25) использует выходные сигналы корректоров (24а, 24b) для формирования выходного сигнала, характеризующего число и энергетический спектр детектируемых фотонов. 3 н. и 15 з.п. ф-лы, 8 ил., 1 табл.

Description

Настоящее изобретение относится к области спектральной компьютерной томографии (CT). Настоящее изобретение относится также к детектированию рентгеновского и другого излучения в случаях, когда желательно получение информации, относящейся к энергии или энергетическому спектру детектированного излучения. В частности, настоящее изобретение находит применение для медицинской визуализации, а также применимо для неразрушающих испытаний и анализа, обеспечения безопасности и других решений других задач, в которых полезны возможности разрешения по энергии.
CT-сканеры обеспечивают полезную информацию о структуре исследуемого объекта. Поэтому CT-сканеры получили, например, широкое распространение в области медицинской визуализации, в которой упомянутые сканеры повседневно служат для обеспечения ценной информации о физиологии пациентов. Хотя уже доказано, что CT-сканеры очень полезны в клинической практике, ценность CT-сканеров можно дополнительно повысить обеспечением дополнительной информации о составе материалов исследуемого объекта, особенно когда разные материалы обладают одинаковыми характеристиками ослабления излучения.
Один из способов получения информации о составе материала заключается в измерении ослабления рентгеновского излучения объектом при разных энергиях или энергетических диапазонах рентгеновского излучения. Упомянутую информацию можно использовать для обеспечения ценной информации, относящейся к составу материалов исследуемого объекта.
Детекторы, работающие в режиме счета фотонов, нашли применение в области ядерной медицины, например, в однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) и позитронной эмиссионной томографии (PET). Подобные детекторы содержали сцинтилляционные детекторы, например, детекторы на основе ортосиликата лютеция (Lu2SiO5 или LSO), германата висмута (BGO) и йодида натрия (Nal), вместе с фотоприемниками, например, фотоумножителями (PMT). Известны также другие сцинтилляционные материалы, например, Gd2SiO5 (GSO), LuAlO3 (LuAP) и YAlO3 (YAP). Кроме того, применялись детекторы с прямым преобразованием, например, теллурид кадмия цинка (CZT). Как правило, детекторы, работающие в режиме счета фотонов, обладают сравнительно большей чувствительностью, чем традиционные CT детекторы. Кроме того, детекторы, работающие в режиме счета фотонов, в общем, обеспечивают информацию об энергетическом спектре детектируемого излучения, что применялось в системах SPECT и PET с практическими целями, например, для коррекции эффектов рассеяния.
В частности, подобные детекторы обычно выдают выходной импульс в ответ на фотон ионизирующего излучения. Типичный импульс содержит участок быстро нарастающего сигнала, за которым следует участок постепенного затухания. Относительно замедленное затухание, которое преобладает в сцинтилляторах или материалах с прямым преобразованием, составляет главное ограничение при быстром счете фотонов, даже когда применяют устройство высокоскоростной обработки сигналов. Когда скорость счета фотонов повышается, возрастает вероятность того, что, по меньшей мере, два события совместятся, либо частично, либо полностью. Данное явление известно как наложение импульсов.
Хотя детекторы, работающие в режиме счета фотонов, оказались полезными в SPECT и PET, для CT требуется относительно более высокая скорость счета фотонов и более широкий динамический диапазон. При таких относительно более высоких скоростях счета наложение импульсов становится еще более существенной проблемой. Соответственно, было бы желательно обеспечить более эффективное использование информации, обеспечиваемой детекторами, работающими в режиме счета фотонов, в спектральной CT и других областях, в которых сталкиваются с относительно более высокими скоростями счета.
Аспекты настоящего изобретения относятся к упомянутым и другим проблемам. В соответствии с первым аспектом настоящего изобретения устройство содержит детектор, чувствительный к излучению, который вырабатывает выходной сигнал в ответ на ионизирующее излучение, дискриминатор, который вырабатывает первый и второй выходные сигналы на основании скорости изменения выходного сигнала детектора, первый интегратор, включаемый первым выходным сигналом дискриминатора, который формирует первый выходной сигнал интегратора, второй интегратор, включаемый вторым выходным сигналом дискриминатора, который формирует второй выходной сигнал интегратора, и первый корректор, который использует первый и второй выходные сигналы интегратора для формирования первого выходного сигнала, характеризующего детектированное излучение в первом энергетическом диапазоне, и второго выходного сигнала, характеризующего детектированное излучение во втором энергетическом диапазоне. Первый корректор производит коррекцию с учетом наложения импульсов в выходном сигнале детектора.
В соответствии с другим аспектом изобретения способ содержит этапы, заключающиеся в том, что измеряют скорость изменения выходного сигнала, вырабатываемого детектором, чувствительным к излучению, в ответ на фотон ионизирующего излучения, обновляют первое значение, если скорость изменения находится в первом диапазоне, обновляют второе значение, если скорость изменения находится во втором диапазоне, повторяют этапы измерения, обновления первого значения и обновления второго значения для множества фотонов, формируют первый выходной сигнал, характеризующий фотоны, детектированные в первом энергетическом диапазоне, и формируют второй выходной сигнал, характеризующий фотоны, детектированные во втором энергетическом диапазоне. Первый и второй выходные сигналы являются функцией первого и второго значений.
В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения способ содержит этапы, заключающиеся в том, что оценивают энергию фотона ионизирующего излучения, детектированного детектором, чувствительным к излучению, обновляют одно из, по меньшей мере, первого и второго значений в зависимости от оценки энергии, повторяют этапы оценки и обновления для фотонов, детектированных во время предварительно выбранного периода времени, используют первое и второе значения для формирования первого выходного значения, характеризующего детектированные фотоны с энергиями в первом диапазоне, и второго выходного сигнала, характеризующего детектированные фотоны с энергиями во втором диапазоне. Первый и второй выходные сигналы скорректированы с учетом наложения импульсов детектора.
Специалистам в данной области техники станут очевидными другие аспекты настоящего изобретения после прочтения и изучения прилагаемых фигур и описания.
Настоящее изобретение поясняется на примере и не ограничено фигурами и прилагаемыми чертежами, на которых сходные позиции обозначают одинаковые элементы, и где:
На фиг.1 представлено изображение CT-сканера.
На фиг.2 представлена блок-схема участка системы сбора данных вместе с интегратором и объединителем.
На фиг.3 представлено исполнение дифференцирующего блока.
На фиг.4a, 4b и 4c представлены соответствующие исполнения интегратора.
На фиг.5 представлен смоделированный сигнал, получаемый в результате детектирования излучения детекторным элементом.
На фиг.6 представлен смоделированный выходной сигнал дифференцирующего блока.
На фиг.7 представлен энергетический спектр, используемый при моделировании.
На фиг.8 представлены фактическая и измеренная скорости счета фотонов, полученные в результате при моделировании.
Как показано на фиг.1, CT-сканер содержит поворотное гентри 18, которое поворачивается вокруг зоны 14 обследования. Гентри 18 служит опорой для рентгеновского источника 12, например, рентгеновской трубки. Гентри 18 служит также опорой для детектора 20, чувствительного к рентгеновскому излучению, который образует дугу на противоположной стороне зоны 14 обследования. Рентгеновские лучи, создаваемые рентгеновским источником 12, пересекают зону 14 обследования и детектируются детектором 20. Соответственно, сканер 10 генерирует сканированные данные, характеризующие ослабление излучения вдоль множества проекций или лучей сквозь объект, расположенный в зоне 14 обследования.
Опора 16, например стол, поддерживает пациента или другой объект в зоне 14 обследования. Опора 16 является предпочтительно подвижной в продольном направлении или z-направлении. При спиральном сканировании перемещение опоры 16 и гентри 18 скоординированы так, что рентгеновский источник 12 и детекторы 20 перемещаются, в общем, по спиральной траектории относительно пациента.
Детектор 20 содержит множество детекторных элементов 100, расположенных в виде дугообразной решетки, продолжающейся в поперечном и продольном направлениях. В случае однослойного детектора детекторные элементы 100 расположены в виде дугообразной решетки, продолжающейся в поперечном направлении. В CT аппаратах детекторные элементы 100 являются предпочтительно детекторами, работающими в режиме счета фотонов и построенными на основе относительно быстродействующих сцинтилляторов, например, Lu2SiO5 (LSO), Gd2SiO5 (GSO), LuAlO3 (LuAP) или YAlO3 (YAP), в сочетании с фотоприемниками, например, фотоумножителем или фотодиодом. Упомянутые сцинтилляторы характеризуются постоянной времени затухания около 40 нс, 40 нс, 18 нс и 24 нс, соответственно, и постоянной времени нарастания порядка 1 нс. Детекторные элементы 100 могут быть также выполнены на основе материала с прямым преобразованием, например, CdZnTe (CZT). Возможно также создание других сцинтилляционных материалов, материалов с прямым преобразованием и технологий детекторов счета фотонов. Каждый детекторный элемент 100 снимает множество показаний, когда детектор 20 поворачивается вокруг зоны обследования. Период времени, в течение которого снимается показание, является функцией нескольких расчетных параметров, например, чувствительности детекторов, требуемого поперечного разрешения, скорости поворота гентри и т.п.
Подходящий период снятия показания может быть порядка 0,2-0,3 миллисекунд, хотя можно применить другие периоды снятия показания.
В зависимости от конфигурации сканера 10 и детектора 20 рентгеновский источник 12 формирует пучок излучения, в общем, веерной, клиновидной или конической формы, пространственная протяженность которого приблизительно равна зоне охвата детектора 20. Кроме того, возможно также применение сканеров, так называемого, четвертого поколения, в конфигурации которых детектор 20 охватывает дугу 360 градусов и остается неподвижным, в то время как рентгеновский источник 12 поворачивается, а также возможно размещение детекторов в виде плоской решетки. Кроме того, в случае многомерной решетки различные детекторные элементы 100 можно сфокусировать на фокальной точке рентгеновского источника 12 и, следовательно, сформировать сегмент сферы.
Система 23 сбора данных, расположенная предпочтительно на или вблизи поворотного гентри 18, получает сигналы, исходящие от различных детекторных элементов 100, и обеспечивает необходимые аналого-цифровое преобразование, уплотнение, сопряжение, передачу данных и аналогичные функции. Как описано ниже, система сбора данных обеспечивает выходные сигналы, характеризующие число и энергетический спектр рентгеновских фотонов, детектированных каждым из детекторных элементов 100 в каждом из нескольких периодов снятия показаний.
Как также описано ниже, первый 24a и второй 24b корректоры и объединитель 25 производят коррекцию с учетом отклонений в информации, касающейся счета и энергетического спектра и выдаваемой системой сбора данных. В одном исполнении корректоры 24 и объединитель 25 реализованы компьютерно читаемыми командами, которые хранятся на диске, в памяти или на другом носителе информации и исполняются, по меньшей мере, одним компьютерным процессором, связанным с блоком 22 реконструкции, после сбора сканированных данных.
Блок 22 реконструкции реконструирует данные от корректора для формирования объемных данных, характеризующих внутреннее строение пациента. Кроме того, данные из разных энергетических диапазонов обрабатываются (перед реконструкцией, после реконструкции или как до, так и после реконструкции) для обеспечения информации о составе материала исследуемого объекта.
Контроллер 28 координирует различные параметры сканирования при необходимости для исполнения требуемого протокола сканирования, включая параметры рентгеновского источника 12, перемещение стола 16 пациента и работу системы 23 сбора данных.
Универсальный компьютер служит операторским пультом 44. Пульт 44 содержит удобочитаемое пользователем устройство вывода, например, монитор или дисплей и устройство ввода, например, клавиатуру и мышь. Программное обеспечение, присутствующее в пульте, позволяет оператору управлять работой сканера путем создания требуемых протоколов сканирования, запуска и прекращения сканирования, просмотра и другого манипулирования данными объемного изображения и другого взаимодействия со сканером.
Как показано на фигуре 2, система 23 сбора данных содержит формирователь 202 сигнала, дифференцирующий блок 204, дискриминатор 206 и интегратор 208, соответствующие каждому детекторному элементу 100. Показаны также первый 24a и второй 24b корректоры и объединитель 25. Хотя в явном виде и не показано, специалистам в данной области техники должно быть очевидно, что между интеграторами 208 и корректорами 24 находится, по меньшей мере, один мультиплексор.
Формирователь 202 сигнала усиливает и фильтрует сигналы, сформированные соответствующим им детекторным элементом 100. Характеристики фильтра предпочтительно выбирают так, чтобы отфильтровывать относительно высокочастотный электрический и другой шум при пропускании относительно низкочастотных составляющих, соответствующих нарастанию и спаду сигналов, сформированных детекторным элементом 100 в ответ на фотоны ионизирующего излучения. В зависимости от характеристик детекторных элементов 100 и расположенных далее схем обработки можно обеспечить другие или отличающиеся функции формирования сигнала или можно исключить некоторые или все функции формирования сигнала.
Дифференцирующий блок 204 обеспечивает выходной сигнал, характеризующий скорость изменения сигналов, вырабатываемых детекторным элементом 100 в ответ на детектируемое рентгеновское излучение. Возрастание сигналов (т.е. сигналов, вырабатываемых в ответ на детектируемый фотон) порождает выходной сигнал дифференцирующего блока, имеющий первую полярность, а снижение сигналов (т.е. сигналов, обусловленных затуханием выходного сигнала детекторного элемента 100 после детектирования фотона) будет порождать выходной сигнал, имеющий вторую полярность. Амплитуда выходного сигнала дифференцирующего блока 204 зависит от скорости изменения сигнала, выработанного детекторным элементом 100 и, следовательно, характеризует энергию детектируемых фотонов.
Дифференцирующий блок 204 может быть исполнен с применением традиционной дифференцирующей схемы, например, операционного усилителя, основанного на дифференцирующей схеме. Как показано на фигуре 3, другое примерное исполнение содержит блок 302 задержки и вычитающий блок 304. Блок задержки 302 обеспечивает задержку, приблизительно равную общему времени нарастания сигнала детектора, например, на уровне приблизительно 3-10 наносекунд (нс) в случае вышеупомянутых быстродействующих детекторов.
Дискриминатор 206 группирует детектированные фотоны, по меньшей мере, по двум энергетическим диапазонам или окнам. Хотя на фиг.2 показан трехуровневый дискриминатор 206, число уровней выбирают на основе требуемого динамического диапазона и энергетической селективности устройства. Например, дискриминатор 206 может быть выполнен в виде двухуровневого дискриминатора, в частности, в системах, в которых не предполагается относительно высоких скоростей счета. Возможно также выполнение с, по меньшей мере, четырьмя уровнями.
В случае трехуровневого дискриминатора дискриминатор 206 обеспечивает первый 214, второй 216 и третий 218 выходные сигналы следующим образом:
Входной сигнал Первый выходной сигнал 214 Первый выходной сигнал 216 Первый выходной сигнал 218
Сигнал>порог 3 ложный ложный истинный
Порог 3>сигнал>порог 2 ложный истинный ложный
Порог 2>сигнал>порог 1 истинный ложный ложный
Следовательно, первый выходной сигнал инициируется, если сигнал, обеспеченный дифференцирующим блоком 204, выше, чем первый порог, и ниже, чем второй порог. В качестве пояснения назначение разных порогов можно описать следующим образом. Первый порог предпочтительно выбирают так, чтобы препятствовать прохождению шумов, при пропускании сигналов, характеризующих излучение, детектируемое детекторным элементом 100. Второй порог выбирают так, чтобы обеспечивать различие между первым и вторым энергетическими диапазонами или окнами фотонов. Третий порог выбирают так, чтобы учитывать относительно высокие скорости счета и наложения. На практике упомянутые наложения могут вносить отклонения в каждый из пороговых диапазонов и могут быть скорректированы нижеописанным способом.
В примерном исполнении дискриминатор 206 содержит, по меньшей мере, один компаратор. Для конкретного сканера можно устанавливать различные пороги. Упомянутые пороги можно также регулировать с учетом требований конкретного сканирования, например, когда желательно определять различие между разными энергетическими диапазонами.
Выходные сигналы 214, 216, 218 дискриминатора включают интегратор 208, который вырабатывает первый 220, второй 222 и третий 224 выходные сигналы, характеризующие число и энергию детектированных рентгеновских фотонов. Счет или интегрирование предпочтительно выполняют в течение времени снятия показания и возврата в исходное состояние перед началом снятия нового показания.
В одном исполнении интегратор 208 интегрирует или считает число выходных импульсов, выдаваемых разными выходами дискриминатора 206. Как показано на фиг.4a, интегратор 208 содержит множество счетчиков 402, 404, 406, число которых предпочтительно соответствует числу уровней, определяемых дискриминатором 206. Каждый счетчик 402, 404, 406 наращивает значение, когда соответствующий выходной сигнал 214, 216, 218 из дискриминатора 206 проходит как истинный.
В другом исполнении интегратор 208 обеспечивает указание общего времени, в течение которого различные выходные сигналы, формируемые дискриминатором 206, являются истинными. Как показано на фиг.4b, интегратор 208 содержит множество интеграторов 420, 422, 424, число которых предпочтительно соответствует числу уровней, определяемых дискриминатором 206. Источник 426 опорного сигнала, например, источник напряжения или тока, обеспечивает опорный сигнал в каждый интегратор 420, 422, 424. Каждый интегратор 420, 422, 424 интегрирует опорное значение в период времени, в течение которого соответствующий выходной сигнал 214, 216, 218 дискриминатора является истинным. Интеграторы 420, 422, 444 могут быть реализованы счетчиками, в которые подаются тактовые импульсы в период времени, в течение которого соответствующий выходной сигнал 214, 216, 218 дискриминатора является истинным.
В другом исполнении интегратор 208 интегрирует значение выходного сигнала дифференцирующего блока 204 в периоды времени, в течение которых соответствующие выходные сигналы дискриминатора 206 являются истинными. Как показано на фиг.4c, каждый интегратор 420, 422, 424 получает соответствующий выходной сигнал дифференцирующего блока и интегрирует его значение в период времени, в течение которого соответствующий выходной сигнал 214, 216, 218 дискриминатора является истинным.
Как показано на фиг.2, первый корректор 24a корректирует первый 220 и второй 222 выходные сигналы, сформированные интегратором, чтобы сформировать скорректированные выходные сигналы 230, 232, характеризующие фотоны, детектированные в первом и втором энергетических диапазонах. В ситуациях с относительно низкой скоростью счета рентгеновских фотонов, когда вероятность наложений является относительно низкой, отдельные фотоны или события можно детектировать относительно точно и измеренные значения 220, 222 являются приблизительно линейными функциями истинных количеств фотонов. Однако, когда скорость счета возрастает, степень линейности измерения стремится к снижению. Например, вероятность наложений повышается с ростом скорости счета, и поэтому, по меньшей мере, два события могут быть классифицированы как одно событие или единица счета. Кроме того, дискриминатор 206 может распределить налагающиеся события в окно более высоких энергий. Поскольку взаимосвязь между истинными численными количествами фотонов и измеренными значениями является относительно прогнозируемой (в пределах статистических погрешностей), влияние упомянутых отклонений можно ослабить. Когда скорость счета выше, точность коррекции, с одной стороны, снижается из-за дополнительных наложений, но, с другой стороны, имеет тенденцию повышаться благодаря уменьшению статистической погрешности при увеличении числа фотонов. Соответственно, коррекция остается относительно точной в некотором диапазоне скоростей счета, в частности, при применении в CT и других случаях, когда требования к разрешающей способности по энергии являются относительно менее строгими.
Первый корректор 24a обеспечивает первое и второе скорректированные выходные значения 230, 232 в соответствии с зависимостями:
Уравнение 1 N1=f1(L1,L2)
N2=f2(L1,L2),
где Nx означает скорректированное подсчитанное значение в энергетическом окне x, fx означает функцию коррекции в энергетическом окне x, L1 означает первый выходной сигнал 220 интегратора и L2 означает второй выходной сигнал 222 интегратора.
Второй корректор 24b, применяемый при относительно более высоких скоростях счета, корректирует второй 222 и третий 224 выходные сигналы интегратора для формирования дополнительных первого и второго скорректированных выходных сигналов 234, 236, характеризующих фотоны, детектированные в первом и втором энергетическом диапазонах. Когда скорость счета продолжает возрастать, значительная часть сигналов, вырабатываемых детекторными элементами 100, проявляет склонность к более полному наложению, и выходной сигнал дифференцирующего блока 204 будет иметь относительно более высокое среднее значение. Первый выходной сигнал 214 дискриминатора будет относительно ниже, чем истинное показание, тогда как третий выходной сигнал 218 дискриминатора 206 будет относительно выше. Поскольку взаимосвязь между истинными численными количествами фотонов и измеренными значениями является относительно прогнозируемой (в пределах статистических погрешностей), то влияние упомянутых отклонений можно ослабить.
Второй корректор 24b обеспечивает скорректированные выходные значения 234, 236 в соответствии с зависимостями:
Уравнение 2 P1=g1(L2,L3)
P2=g2(L3,L3),
где Px означает скорректированное подсчитанное значение в энергетическом окне x, gx означает функцию коррекции в энергетическом окне x, L2 означает второй выходной сигнал 222 интегратора и L3 означает третий выходной сигнал 224 интегратора.
В общем, первый корректор 24a обеспечивает коррекцию для первого диапазона относительно низких скоростей счета, тогда как второй корректор 24b обеспечивает коррекцию для более высоких скоростей счета.
Дополнительный объединитель 25 объединяет выходные сигналы первого 24a и второго 24b корректоров в виде функции от скорости счета, с формированием выходных сигналов 240, 242, характеризующих фотоны, детектируемые в первом и втором энергетических диапазонах. В одном исполнении первые выходные сигналы 230, 234 первого и второго корректоров умножаются на весовые коэффициенты, зависящие от скорости счета фотонов, для формирования первого выходного сигнала 240, тогда как вторые выходные сигналы 232, 236 первого и второго корректоров умножаются на весовые коэффициенты, зависящие от скорости счета фотонов, для формирования второго выходного сигнала 242. Например, при относительно низких скоростях счета можно использовать выходные сигналы 230, 232 исключительно для формирования первого и второго выходных сигналов 240, тогда как при относительно высоких скоростях счета можно использовать исключительно выходные сигналы 234, 236. При промежуточных скоростях счета выходные сигналы первого 24a и второго 24b корректоров объединяются с использованием линейной или другой подходящей весовой функции. Можно также реализовать другие подходящие функции объединения.
Как отмечено выше, можно отказаться от третьего уровня дискриминатора 206, третьего интегратора 406, второго корректора 24b и объединителя 25 в зависимости от характеристик детекторных элементов 100 и предполагаемых скоростей счета.
Функции fx и gx коррекции можно установить методом моделирования или сканированием, по меньшей мере, одного фантома, обладающего различающимися известными ослаблениями излучения и составами при разных скоростях счета.
Ниже приведено описание определения функций fx и gx коррекции в соответствии с моделированием. Выходной сигнал детекторного элемента 100 можно смоделировать уравнением:
Figure 00000001
где A означает амплитуду, соответствующую энергии фотона, Td означает постоянную времени затухания детектора и Tr означает постоянную времени нарастания детектора.
На фиг.5 изображена последовательность импульсов, формируемых как выходной сигнал 502 на смоделированные рентгеновские фотоны при примерной средней скорости счета 20 миллионов единиц счета/сек. В примере, показанном на фиг.5, Td установлено равным 30 нс, Tr установлено равным 4 нс и временная характеристика или время запаздывания системы 26 сбора данных установлена равной 9 нс. Смоделированные падающие фотоны обладали случайными энергиями, соответствующими спектру типичной рентгеновской трубки, и временное распределение падающих фотонов следует статистике Пуассона при средней скорости счета. Вышеприведенные параметры моделирования являются примерными, и предполагается возможность использования других параметров с учетом характеристик конкретных детектора и системы сбора данных.
Как можно видеть на фиг.5, многие из событий перекрываются в результате наложения импульсов. Чтобы понятнее показать эффект наложения, моделирование проводили без шума. Однако при реальном моделировании требуется также учитывать эффекты шума сигнала детектора, в частности, шума, обусловленного статистикой Пуассона оптических фотонов, генерируемых сцинтиллятором детектора (или электронно-дырочных пар в случае детектора с прямым преобразованием).
Как очевидно, наложение, показанное на фиг.5, осложняет определение энергии детектированных фотонов интегрированием площади под кривой. На фиг.6 показан моделированный выходной сигнал 602, сформированный дифференцирующим блоком 204, при этом дифференцирующий блок содержит блок 302 задержки на 10 нс и вычитающий блок 304, как показано на фиг.3. Нарастающие сигналы, характеризующие детектируемые сигналы, представляются как положительные сигналы, тогда как соответствующие фрагменты затухания представляются как отрицательные сигналы. Амплитуда положительных сигналов обеспечивает оценку энергии детектированных рентгеновских фотонов.
Для определения функций коррекции определяют фактические количества фотонов, сформированных при моделировании в период времени отбора показания в каждом из энергетических окон, для данной скорости счета фотонов на входе. Определяют также соответствующие значения выходных сигналов 220, 222, 224, сформированных интегратором 208. Описанную процедуру повторяют для требуемого числа различных скоростей считывания и энергетических спектров.
После прохождения сквозь сканируемый объект энергетический спектр детектированных фотонов изменяется соответственно составу материала объекта. Как показано на фиг.7, спектр 702 моделирует первый относительно более мягкий или низкоэнергетический спектр, обусловленный прохождением сквозь объект с относительно низкой характеристикой ослабления излучения. Спектр 704 моделирует сравнительно относительно более жесткий спектр, обусловленный прохождением сквозь объект с относительно высокой характеристикой ослабления излучения. Спектр 706 изображает смешанный спектр, который является средним из первого 702 и второго 704 спектров и применяется на последующем этапе моделирования. Вертикальная ось представляет нормированную интенсивность как функцию энергии; общее число фотонов может существенно различаться. Два пика в спектрах 702, 704, 706 моделируют пики в выходном сигнале типичной рентгеновской трубки с вольфрамовым анодом.
Результаты примерного моделирования с использованием интегратора 208, представленного на фиг.4a, изображены на фиг.8. Фактические скорости счета фотонов в зависимости от скорости счета на входе в первом и втором энергетических окнах для первого энергетического спектра 702 обозначены позициями 802 и 804, соответственно. Фактические скорости счета в первом и втором энергетических окнах для второго энергетического спектра 704 аналогичным образом обозначены позициями 806 и 808, соответственно. Поскольку кривые 802, 804, 806, 808 представляют фактические скорости счета, то следует понимать, что каждая кривая является прямой линией. Измеренные скорости счета фотонов, найденные с использованием первого 220 и второго 222 выходных сигналов интегратора 208 в первом и втором энергетических окнах для первого энергетического спектра 702, обозначены позициями 810 и 812 соответственно. Измеренные скорости счета фотонов в первом и втором энергетических окнах для второго энергетического спектра 704 обозначены позициями 814 и 816, соответственно. Как можно видеть, наклон измеренных скоростей счета 810, 812, 814, 816 начинает уменьшаться, когда скорость счета возрастает.
Взаимосвязи между соответствующими измеренными и фактическими скоростями счета используют для вычисления функций коррекции f1 и f2. Следует отметить, что в целях моделирования сформированы отдельные промежуточные функции коррекции f1 и f2 для каждого энергетического спектра 702, 704.
Как также должно быть очевидно, функции коррекции f1 и f2 обеспечивают однозначные результаты по всей области скоростей счета, в которой наклон измеренных кривых 810, 812, 814, 816 остается положительным, что в примерной ситуации справедливо для скоростей счета до приблизительно 4·107 единиц счета в секунду. При превышении упомянутой скорости целесообразно применение функций коррекции g1 и g2 для высоких скоростей счета.
Окончательные функции f1 и f2 коррекции получают выполнением билинейной интерполяции соответствующих результатов из первого 702 и второго 704 спектров, чтобы охватить промежуточный спектр 706, который в примере на фиг.7 является средним от первого 702 и второго 704 спектров. Окончательные функции f1, f2 коррекции можно эффективно реализовать в виде первой и второй просмотровых таблиц. Структура каждой просмотровой таблицы содержит две независимых переменных и одну зависимую переменную, при этом независимые переменные являются первым 220 и вторым 222 выходными сигналами интегратора, и зависимая переменная является скорректированным сосчитанным значением для соответствующего энергетического окна (например, N1 для первой просмотровой таблицы и N2 для второй просмотровой таблицы). В альтернативном варианте окончательные функции f1 и f2 коррекции можно реализовать в виде единственной просмотровой таблицы, в которой соответствующие выходные значения N1, N2 выбираются как функция первого 220 и второго 222 выходных сигналов интегратора. Разумеется, функции коррекции можно реализовать с использованием других подходящих способов, например, путем непосредственных математических вычислений. Следует также отметить, что коррекции можно производить в виде составной части реконструкции данных сканирования.
Точность коррекции можно оценить выполнением дополнительного моделирования с использованием третьего энергетического спектра 706 и ранее вычисленных функций коррекции. Затем фактические выходные сигналы ряда модельных экспериментов сравнивают с фактическими входными значениями.
Для определения функций g1 и g2 коррекции при относительно высоких скоростях счета выполняют аналогичное моделирование.
Разрешение по энергии описанных методик может быть намного ниже, чем разрешение по энергии, которое можно получить интегрированием всего импульса. Тем не менее, можно распознавать два энергетических диапазона, при их некотором взаимном перекрытии.
В процессе работы обследуемый объект сканируют. Когда детектор 20 поворачивается вокруг области обследования, каждый детекторный элемент 100 вырабатывает выходной сигнал, характеризующий детектированные рентгеновские фотоны. После любого необходимого преобразования сигнала дифференцирующий блок 204 выдает выходной сигнал, характеризующий скорость изменения сигнала детекторного элемента 100. Дифференцирующий блок 206 распределяет детектированные события по, по меньшей мере, одному или более энергетическим уровням или окнам. Выходной сигнал дискриминатора 206 запускает интегратор 208, который выдает выходные сигналы, характеризующие рентгеновские фотоны, детектируемые в каждом энергетическом окне. Аналогичные выходные сигналы формируются для каждого детекторного элемента 100 и для каждого из множества периодов взятия показаний.
Для сигналов, получаемых при сравнительно низких скоростях счета, первый корректор 24a использует первый 220 и второй 222 выходные сигналы дискриминатора 206 для формирования скорректированных выходных сигналов, характеризующих число и энергетический спектр детектированных фотонов. При относительно высоких скоростях счета второй корректор 24b использует второй 222 и третий 224 выходные сигналы дискриминатора для формирования скорректированных выходных сигналов. Можно применить объединитель 25 для объединения выходных сигналов первого 24a и второго 24b корректоров, чтобы сформировать окончательные выходные значения, характеризующие число и энергетический спектр детектированных рентгеновских фотонов.
Информация дополнительно обрабатывается блоком 22 реконструкции и предоставляется оператору на пульте 44.
Само собой разумеется, при прочтении и изучении вышеприведенного описания станут очевидны модификации и изменения. Предполагается, что изобретение следует толковать как включающее все такого рода модификации и изменения, в той мере, в которой они находятся в пределах объема притязаний прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.

Claims (18)

1. Устройство для спектральной компьютерной томографии, содержащее:
детектор (100), чувствительный к излучению, который вырабатывает выходной сигнал в ответ на ионизирующее излучение;
дискриминатор (206), который вырабатывает первый (214) и второй (216) выходные сигналы на основании скорости изменения выходного сигнала детектора;
первый интегратор (402), запускаемый первым выходным сигналом (214) дискриминатора, и который формирует первый выходной сигнал (220) интегратора, при этом первый интегратор (402) интегрирует значение, характеризующее скорость изменения выходного сигнала детектора, при запуске первым выходным сигналом (214) дискриминатора;
второй интегратор (404), запускаемый вторым выходным сигналом (216) дискриминатора, и который формирует второй выходной сигнал (222) интегратора;
первый корректор (24а), который использует первый (220) и второй (222) выходные сигналы интегратора для формирования первого выходного сигнала (230), характеризующего детектированное излучение в первом энергетическом диапазоне, и второго выходного сигнала (232), характеризующего детектированное излучение во втором энергетическом диапазоне, при этом первый корректор производит коррекцию с учетом наложения импульсов в выходном сигнале детектора.
2. Устройство по п.1, в котором дискриминатор (206) вырабатывает третий (218) выходной сигнал, характеризующий скорость изменения выходного сигнала детектора, при этом устройство дополнительно содержит третий интегратор (406), запускаемый третьим выходным сигналом (218) дискриминатора, и который формирует третий выходной сигнал (224) интегратора, и при этом устройство дополнительно содержит второй корректор (24b), который использует второй (222) и третий (224) выходные сигналы интегратора для формирования первого выходного сигнала (234), характеризующего детектированное излучение, имеющее первый энергетический диапазон, и второго выходного сигнала (236), характеризующего детектированное излучение, имеющее второй энергетический диапазон.
3. Устройство по п.2, в котором первый корректор (24а) производит коррекцию с учетом наложений импульсов в первом диапазоне скоростей счета фотонов излучения, и второй корректор (24b) производит коррекцию с учетом наложений импульсов во втором диапазоне скоростей счета фотонов излучения, который выше, чем первый диапазон скоростей счета фотонов излучения.
4. Устройство по п.3, дополнительно содержащее средство для умножения на весовые коэффициенты первого выходного сигнала (230) первого корректора и первого выходного сигнала (234) второго корректора в зависимости от скорости счета фотонов излучения для формирования первого взвешенного выходного сигнала (240), и для умножения на весовые коэффициенты второго выходного сигнала (232) первого корректора и второго выходного сигнала (236) второго корректора в зависимости от скорости счета фотонов излучения для формирования второго взвешенного выходного сигнала (242).
5. Устройство по п.1, в котором первый интегратор (402) считает число раз, когда первый интегратор был запущен первым выходным сигналом (214) дискриминатора.
6. Устройство по п.1, в котором первый интегратор (402) формирует выходной сигнал (220), характеризующий промежуток времени, в течение которого первый интегратор запущен первым выходным сигналом (214) дискриминатора.
7. Устройство по п.1, содержащее дифференцирующий блок (204), который вычитает смещенный во времени выходной сигнал детектора из выходного сигнала детектора для формирования сигнала, характеризующего скорость изменения выходного сигнала детектора.
8. Устройство по п.1, содержащее рентгеновскую трубку (12), выполненную с возможностью поворота вокруг зоны (14) обследования, и при этом детектор (100) формирует выходной сигнал, характеризующий рентгеновское излучение, испускаемое рентгеновским источником, которое пересекло область обследования.
9. Способ спектральной компьютерной томографии, содержащий следующие этапы:
измеряют скорость изменения выходного сигнала, вырабатываемого детектором (100), чувствительным к излучению, в ответ на фотон ионизирующего излучения;
обновляют первое значение, если скорость изменения находится в первом диапазоне;
обновляют второе значение, если скорость изменения находится во втором диапазоне;
повторяют этапы измерения, обновления первого значения и обновления второго значения для множества фотонов в течение периода времени считывания показаний;
формируют первый выходной сигнал, характеризующий фотоны, детектированные в первом энергетическом диапазоне, при этом первый выходной сигнал является функцией первого и второго значений;
формируют второй выходной сигнал, характеризующий фотоны, детектированные во втором энергетическом диапазоне, причем второй выходной сигнал является функцией первого и второго значений.
10. Способ по п.9, в котором этап формирования содержит этап, заключающийся в том, что производят коррекцию выходного сигнала детектора с учетом наложений импульсов.
11. Способ по п.9, в котором этап обновления первого значения содержит этап, заключающийся в том, что считают число раз, когда скорость изменения выходного сигнала детектора находится в первом диапазоне.
12. Способ по п.9, в котором этап обновления первого значения содержит этап, заключающийся в том, что обновляют первое значение в зависимости от периода времени, в течение которого скорость изменения выходного сигнала детектора находится в первом диапазоне.
13. Способ по п.9, в котором этап формирования первого выходного сигнала содержит этап, заключающийся в том, что используют первое и второе значения для выборки из просмотровой таблицы.
14. Способ по п.9, дополнительно содержащий этап, заключающийся в обновлении третьего значения, если скорость изменения выходного сигнала детектора находится в третьем диапазоне.
15. Способ по п.9, в котором первый выходной сигнал является функцией второго и третьего значений, а второй выходной сигнал является функцией второго и третьего значений.
16. Способ спектральной компьютерной томографии, содержащий следующие этапы:
оценивают энергию фотона ионизирующего излучения, детектированного детектором (100), чувствительным к излучению;
обновляют одно из, по меньшей мере, первого и второго значений в зависимости от оценки энергии и в зависимости от периода времени, в течение которого скорость изменения выходного детектора находится в первом диапазоне;
повторяют этапы оценки и обновления для фотонов, детектированных во время предварительно выбранного периода времени;
используют первое и второе значения для формирования первого выходного значения (240), характеризующего детектированные фотоны, имеющие энергию в первом диапазоне, и второго выходного сигнала (242), характеризующего детектированные фотоны, имеющие энергию во втором диапазоне, при этом первый и второй выходные сигналы содержат поправки на наложения импульсов детектора.
17. Способ по п.16, в котором этап обновления содержит этап, заключающийся в том, что обновляют какое-то одно из, по меньшей мере, первого, второго и третьего значений в зависимости от оценки энергии, и при этом этап использования содержит этап, заключающийся в том, что используют, в зависимости от скорости счета фотонов, по меньшей мере, какое-то одно из (i) первого и второго значений и (ii) второго и третьего значений для формирования первого выходного сигнала (240), и, по меньшей мере, какое-то одно из (i) первого и второго значений и (ii) второго и третьего значений для формирования второго выходного сигнала (242).
18. Способ по п.16, в котором этап обновления содержит этап, заключающийся в том, что обновляют подсчет.
RU2008121236/28A 2005-10-28 2006-10-03 Способ и устройство для спектральной компьютерной томографии RU2414724C2 (ru)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US59689405P 2005-10-28 2005-10-28
US60/596,894 2005-10-28

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2008121236A RU2008121236A (ru) 2009-12-10
RU2414724C2 true RU2414724C2 (ru) 2011-03-20

Family

ID=37968202

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2008121236/28A RU2414724C2 (ru) 2005-10-28 2006-10-03 Способ и устройство для спектральной компьютерной томографии

Country Status (6)

Country Link
US (1) US7480362B2 (ru)
EP (1) EP1943545A2 (ru)
JP (1) JP2009513220A (ru)
CN (1) CN101297221B (ru)
RU (1) RU2414724C2 (ru)
WO (1) WO2007049168A2 (ru)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014052812A1 (en) * 2012-09-27 2014-04-03 Schlumberger Canada Limited Scintillator with tapered geometry for radiation detectors
RU2529447C2 (ru) * 2012-12-18 2014-09-27 Российская Федерация, от имени которой выступает Государственная корпорация по атомной энергии "Росатом" Способ регистрации характеристик ионизирующего излучения и устройство для его осуществления
RU2564956C1 (ru) * 2014-05-08 2015-10-10 федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Национальный исследовательский ядерный университет "МИФИ" НИЯУ МИФИ Формирователь сигналов амплитудного спектрометра ионизирующего излучения
RU2566470C1 (ru) * 2014-04-09 2015-10-27 Общество с ограниченной ответственностью "Лаборатория Скантроник" Детекторный узел для сбора данных сканирования в системе интроскопии
CN105301627A (zh) * 2015-11-23 2016-02-03 重庆大学 一种能谱分析方法、能谱分析***及伽马射线探测***

Families Citing this family (73)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5022902B2 (ja) 2004-09-16 2012-09-12 サザン イノヴェーション インターナショナル プロプライアトリー リミテッド 検出器出力データ内の個別信号分離装置および方法
RU2437118C2 (ru) 2006-08-09 2011-12-20 Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. Устройство и способ для спектральной компьютерной томографии
WO2008146230A2 (en) * 2007-05-29 2008-12-04 Koninklijke Philips Electronics N.V. Photon counting with detection of local maxima
CN101983331A (zh) 2008-03-31 2011-03-02 南方创新国际股份有限公司 具有单个信号分辨率的辐射成像方法
CN101983332A (zh) 2008-03-31 2011-03-02 南方创新国际股份有限公司 筛选方法和装置
US9310513B2 (en) 2008-03-31 2016-04-12 Southern Innovation International Pty Ltd. Method and apparatus for borehole logging
US8664616B2 (en) * 2008-06-18 2014-03-04 Ev Products, Inc. Count correction in a photon counting imaging system
JP5715052B2 (ja) * 2008-06-30 2015-05-07 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 画像化システム及び画像化方法
WO2010061307A2 (en) * 2008-11-25 2010-06-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Spectral imaging
CN102549566B (zh) 2008-12-18 2015-11-25 南方创新国际股份有限公司 用于通过使用数学变换来求解堆积脉冲的方法和设备
CN101561507B (zh) * 2009-05-21 2012-07-04 清华大学 射线探测器的射线能量检测方法
US9084542B2 (en) 2009-11-10 2015-07-21 General Electric Company Apparatus and methods for computed tomography imaging
US9000385B2 (en) * 2009-12-30 2015-04-07 General Electric Company Method and apparatus for acquiring radiation data
US9031299B2 (en) * 2010-10-27 2015-05-12 Koninklijke Philips N.V. Low dose CT denoising
US8761479B2 (en) * 2010-11-08 2014-06-24 General Electric Company System and method for analyzing and visualizing spectral CT data
JP5897262B2 (ja) * 2011-03-08 2016-03-30 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
DE102011006393A1 (de) * 2011-03-30 2012-10-04 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Gewinnen einer Röntgenspektrumsinformation zu Bildpunkten in einem Rasterbild
JP5875786B2 (ja) * 2011-06-14 2016-03-02 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び放射線検出器
JP5875790B2 (ja) * 2011-07-07 2016-03-02 株式会社東芝 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置
JP5823208B2 (ja) * 2011-08-19 2015-11-25 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
EP3290959B1 (en) * 2011-10-19 2020-05-27 Koninklijke Philips N.V. Photon counting detector
JP5942099B2 (ja) * 2011-12-08 2016-06-29 タカラテレシステムズ株式会社 物質同定装置及び撮像システムの作動方法
WO2013093726A1 (en) * 2011-12-21 2013-06-27 Koninklijke Philips Electronics N.V. Detection apparatus for detecting photons taking pile -up events into account
EP2831629A2 (en) * 2012-03-27 2015-02-04 Koninklijke Philips N.V. High flux photon counting detector electronics
JP2015516832A (ja) * 2012-03-27 2015-06-18 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 光子計数検出器を備える撮像システムによる従来型のイメージング
US20130301799A1 (en) * 2012-05-14 2013-11-14 Samsung Electronics Co., Ltd. X-ray imaging apparatus and control method therefor
CN104471441B (zh) * 2012-06-27 2017-07-18 皇家飞利浦有限公司 谱光子计数探测器
WO2014091278A1 (en) * 2012-12-12 2014-06-19 Koninklijke Philips N.V. Adaptive persistent current compensation for photon counting detectors
US9952164B2 (en) * 2012-12-21 2018-04-24 General Electric Company Photon-counting CT-system with reduced detector counting-rate requirements
JP6073675B2 (ja) * 2012-12-28 2017-02-01 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置及び制御プログラム
US9155516B2 (en) 2013-02-19 2015-10-13 Kabushiki Kaisha Toshiba Apparatus and method for count loss calibration of photon-counting detectors in spectral computed tomography imaging
WO2014163187A1 (ja) * 2013-04-04 2014-10-09 株式会社 東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
US9128194B2 (en) * 2013-04-19 2015-09-08 Kabushiki Kaisha Toshiba Pileup correction method for a photon-counting detector
JP6386997B2 (ja) * 2013-04-19 2018-09-05 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び補正方法
WO2014189048A1 (ja) * 2013-05-22 2014-11-27 株式会社 東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置、天板制御装置、および天板制御方法
JP6415867B2 (ja) 2013-06-20 2018-10-31 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置及び医用画像診断装置
CN103454671B (zh) * 2013-08-21 2016-01-06 中国人民解放军第二炮兵工程大学 一种基于高速数字采样的核辐射脉冲堆积判断与校正方法
CN104569002B (zh) * 2013-10-23 2018-04-27 北京纳米维景科技有限公司 基于光子计数的x射线相衬成像***、方法及其设备
TWI460459B (zh) * 2013-10-28 2014-11-11 Iner Aec Executive Yuan 一種放射偵檢信號之處理方法
EP2871496B1 (en) 2013-11-12 2020-01-01 Samsung Electronics Co., Ltd Radiation detector and computed tomography apparatus using the same
US9220469B2 (en) 2013-12-31 2015-12-29 General Electric Company Systems and methods for correcting detector errors in computed tomography imaging
EP3143431B1 (en) * 2014-05-11 2020-01-08 Target Systemelektronik GmbH & Co. KG Gain stabilization of detector systems utilizing photomultipliers with single photo electrons
JP6352084B2 (ja) * 2014-07-08 2018-07-04 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 フォトンカウンティングｃｔ装置
JP2016032635A (ja) * 2014-07-30 2016-03-10 株式会社東芝 フォトンカウンティング型ｘ線ｃｔ装置
US9801595B2 (en) * 2014-09-08 2017-10-31 Toshiba Medical Systems Corporation Count-weighted least squares parameter estimation for a photon-counting detector
CN106574978B (zh) * 2014-09-17 2018-11-23 株式会社日立制作所 X射线拍摄装置
US10159450B2 (en) * 2014-10-01 2018-12-25 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus including a photon-counting detector, and an image processing apparatus and an image processing method for correcting detection signals detected by the photon-counting detector
CN104586414B (zh) * 2014-12-29 2017-03-29 沈阳东软医疗***有限公司 一种堆积脉冲信号的处理方法和装置
JP2016180625A (ja) * 2015-03-23 2016-10-13 株式会社東芝 放射線検出装置、入出力較正方法、及び入出力較正プログラム
US9915741B2 (en) 2015-04-07 2018-03-13 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Method of making semiconductor X-ray detectors
CN107533146B (zh) 2015-04-07 2019-06-18 深圳帧观德芯科技有限公司 半导体x射线检测器
EP3281039B1 (en) 2015-04-07 2020-03-11 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Semiconductor x-ray detector
WO2016197338A1 (en) 2015-06-10 2016-12-15 Shenzhen Xpectvision Technology Co.,Ltd. A detector for x-ray fluorescence
CN107710021B (zh) 2015-07-09 2019-09-27 深圳帧观德芯科技有限公司 制作半导体x射线检测器的方法
EP3341756A4 (en) * 2015-08-27 2019-05-22 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. X-RAY IMAGING WITH A DETECTOR LIKELY TO RESOLVE PHOTONIC ENERGY
CN107923987B (zh) 2015-09-08 2020-05-15 深圳帧观德芯科技有限公司 用于制作x射线检测器的方法
CN105125231B (zh) * 2015-09-18 2018-02-16 沈阳东软医疗***有限公司 一种pet图像环状伪影的去除方法和装置
US10117626B2 (en) * 2015-09-29 2018-11-06 General Electric Company Apparatus and method for pile-up correction in photon-counting detector
JP6985004B2 (ja) * 2015-11-02 2021-12-22 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 光子計数型ｘ線ｃｔ装置及び画像処理装置
JP6700737B2 (ja) * 2015-11-20 2020-05-27 キヤノン株式会社 放射線撮像システム、信号処理装置、及び、放射線画像の信号処理方法
JP6564330B2 (ja) * 2016-01-22 2019-08-21 株式会社日立製作所 フォトンカウンティングｃｔ装置
WO2018002226A1 (en) 2016-06-29 2018-01-04 Koninklijke Philips N.V. Photon-counting computed tomography
CN106405616B (zh) * 2016-09-06 2019-05-21 中国核动力研究设计院 一种脉冲测量方法
US20190154852A1 (en) * 2017-11-16 2019-05-23 NueVue Solutions, Inc. Analog Direct Digital X-Ray Photon Counting Detector For Resolving Photon Energy In Spectral X-Ray CT
US10426424B2 (en) 2017-11-21 2019-10-01 General Electric Company System and method for generating and performing imaging protocol simulations
US11071514B2 (en) * 2018-11-16 2021-07-27 Varex Imaging Corporation Imaging system with energy sensing and method for operation
CN110537930A (zh) * 2019-09-06 2019-12-06 上海联影医疗科技有限公司 图像重建方法及装置、设备、存储介质
US11344266B2 (en) * 2019-09-16 2022-05-31 Redlen Technologies, Inc. Calibration methods for improving uniformity in X-ray photon counting detectors
CN110632639A (zh) * 2019-09-18 2019-12-31 北京格物时代科技发展有限公司 探头、探测器及多像素光子计数器总计数修正方法
CN112929021B (zh) * 2019-12-05 2024-06-14 同方威视技术股份有限公司 探测器模块及其信号计数校正方法
CN114488264A (zh) * 2022-01-28 2022-05-13 广东省环境辐射监测中心 一种90Sr-90Y核素混合β能谱的解谱方法
EP4273587A1 (en) * 2022-05-04 2023-11-08 Koninklijke Philips N.V. Photon counting detector and photon counting method
CN117148416B (zh) * 2023-10-31 2024-01-19 深圳翱翔锐影科技有限公司 一种CdZnTe光子计数探测器像素计数率校正方法

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SE401733B (sv) 1976-12-06 1978-05-22 Atomenergi Ab Forfarande och apparat vid metning av plattjocklek
AT368291B (de) * 1980-09-01 1982-09-27 Westphal Georg Peter Dr Verfahren und vorrichtung zur gewinnung der verarbeitungswahrscheinlichkeit von detektorimpulsen bei der impulshoehenanalyse von kern- und roentgenstrahlen
JPS60153848A (ja) * 1984-01-25 1985-08-13 株式会社日立メデイコ Ｘ線検査装置の検出回路
US4835703A (en) * 1987-02-25 1989-05-30 Westinghouse Electric Corp. Method of compensating for noise and pulse pile-up in the counting of random pulse data
JPH01190338A (ja) * 1988-01-27 1989-07-31 Hitachi Ltd コンピュータ断層撮影装置
US5218533A (en) * 1990-08-06 1993-06-08 General Electric Company Stable interruptible filter for dual beam computed tomography
US5349193A (en) 1993-05-20 1994-09-20 Princeton Gamma Tech, Inc. Highly sensitive nuclear spectrometer apparatus and method
DE19502574C2 (de) * 1995-01-27 1999-09-23 Siemens Ag Röntgen-Computertomograph
AU766378B2 (en) 1999-05-27 2003-10-16 Analyser Systems Sa Method and apparatus for multi-parameter digital pulse pile-up rejection
ATE248416T1 (de) 1999-11-01 2003-09-15 Bekaert Sa Nv Verfahren zum unterscheiden zwischen halbweichem und weichem magnetischem material
US6246747B1 (en) * 1999-11-01 2001-06-12 Ge Lunar Corporation Multi-energy x-ray machine with reduced tube loading
JP4160275B2 (ja) 2001-05-28 2008-10-01 浜松ホトニクス株式会社 エネルギー測定方法及び測定装置
US20020195565A1 (en) * 2001-06-26 2002-12-26 European Organization For Nuclear Research PET scanner
JP4114717B2 (ja) * 2002-08-09 2008-07-09 浜松ホトニクス株式会社 Ｃｔ装置
US6898263B2 (en) * 2002-11-27 2005-05-24 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method and apparatus for soft-tissue volume visualization
US6901336B2 (en) * 2003-03-31 2005-05-31 Agilent Technologies, Inc. Method and apparatus for supplying power, and channeling analog measurement and communication signals over single pair of wires

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014052812A1 (en) * 2012-09-27 2014-04-03 Schlumberger Canada Limited Scintillator with tapered geometry for radiation detectors
US9310491B2 (en) 2012-09-27 2016-04-12 Schlumberger Technology Corporation Scintillator with tapered geometry for radiation detectors
RU2529447C2 (ru) * 2012-12-18 2014-09-27 Российская Федерация, от имени которой выступает Государственная корпорация по атомной энергии "Росатом" Способ регистрации характеристик ионизирующего излучения и устройство для его осуществления
RU2566470C1 (ru) * 2014-04-09 2015-10-27 Общество с ограниченной ответственностью "Лаборатория Скантроник" Детекторный узел для сбора данных сканирования в системе интроскопии
RU2564956C1 (ru) * 2014-05-08 2015-10-10 федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Национальный исследовательский ядерный университет "МИФИ" НИЯУ МИФИ Формирователь сигналов амплитудного спектрометра ионизирующего излучения
CN105301627A (zh) * 2015-11-23 2016-02-03 重庆大学 一种能谱分析方法、能谱分析***及伽马射线探测***
CN105301627B (zh) * 2015-11-23 2018-10-09 重庆大学 一种能谱分析方法、能谱分析***及伽马射线探测***

Also Published As

Publication number Publication date
US7480362B2 (en) 2009-01-20
RU2008121236A (ru) 2009-12-10
WO2007049168A3 (en) 2008-03-13
US20080260094A1 (en) 2008-10-23
JP2009513220A (ja) 2009-04-02
EP1943545A2 (en) 2008-07-16
CN101297221B (zh) 2012-01-11
CN101297221A (zh) 2008-10-29
WO2007049168A2 (en) 2007-05-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2414724C2 (ru) Способ и устройство для спектральной компьютерной томографии
RU2437118C2 (ru) Устройство и способ для спектральной компьютерной томографии
JP6495450B2 (ja) 光子計数マルチビンｘ線検知器からの画像データに基づくｘ線撮像
JP7179009B2 (ja) 光子計数に基づくｘ線検出システム
EP2867701B1 (en) Digital positron emission tomography (dpet) energy calibration method
JP4160275B2 (ja) エネルギー測定方法及び測定装置
KR102330564B1 (ko) 통계적 반복 재구성 및 물질 분해용 시스템 및 방법
WO2016042981A1 (ja) Ｘ線撮影装置
RU2593783C2 (ru) Радиографическое устройство для обнаружения фотонов с коррекцией смещения
JP2010511169A (ja) 相関付けられた光子数及びエネルギー測定値を用いるスペクトルコンピュータ断層撮影
JP2020507753A (ja) 一致を可能にする光子計数検出器
JP7317586B2 (ja) 医用画像処理装置、方法及びプログラム
CN111788499A (zh) 在对各种对象和放射性分布的定量正电子发射断层摄影（pet）重建中的死时间校正方法
JP6912304B2 (ja) 波高頻度分布取得装置、波高頻度分布取得方法、波高頻度分布取得プログラム及び放射線撮像装置
CN112562025A (zh) X射线成像中的数据校正
US5227968A (en) Method for eliminating scattered γ-rays and reconstructing image, and gamma camera apparatus
JP2022113115A (ja) ビームハードニング補正方法、ｘ線ｃｔ装置及びビームハードニング補正プログラム
JP2022111990A (ja) 光子計数型ｘ線ｃｔ装置及び方法
JPH11352233A (ja) 核医学診断装置
US9921320B2 (en) Radiation detecting apparatus, input-output calibration method, and computer program product
EP3819675A1 (en) Imaging of photon-counting ct system
JP2021511129A (ja) 対象物の関心領域のスペクトル画像を再構成するための装置、システム、方法及びコンピュータプログラム
JPH09318750A (ja) Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20111004