RU2505268C2 - Спектральная компьютерная томография - Google Patents

Спектральная компьютерная томография Download PDF

Info

Publication number
RU2505268C2
RU2505268C2 RU2011103153/14A RU2011103153A RU2505268C2 RU 2505268 C2 RU2505268 C2 RU 2505268C2 RU 2011103153/14 A RU2011103153/14 A RU 2011103153/14A RU 2011103153 A RU2011103153 A RU 2011103153A RU 2505268 C2 RU2505268 C2 RU 2505268C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
energy
radiation
emission
detector
different
Prior art date
Application number
RU2011103153/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2011103153A (ru
Inventor
Петер ФОРТМАНН
СТЕВЕНДАЛ Удо ВАН
Эвальд РЕССЛЬ
Михель ГРАСС
Роланд ПРОКСА
Йенс-Петер ШЛОМКА
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 RU2011103153A publication Critical patent/RU2011103153A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2505268C2 publication Critical patent/RU2505268C2/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
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/405—Source units specially adapted to modify characteristics of the beam during the data acquisition process
    • 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
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4007—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of source units
    • A61B6/4014—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of source units arranged in multiple source-detector units
    • 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
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
    • 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
    • A61B6/40—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4035—Arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis the source being combined with a filter or grating
    • A61B6/4042—K-edge filters
    • 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
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging

Landscapes

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

Abstract

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к спектральной компьютерной визуализации. Система визуализации содержит стационарный гентри, поворотный гентри, установленный на стационарном гентри, рентгеновскую трубку, закрепленную на поворотном гентри, которая поворачивается и испускает полихроматическое излучение, пересекающее область исследования. Излучение имеет среднее напряжение испускания, которое поочередно переключается между, по меньшей мере, двумя разными средними напряжениями испускания в течение процедуры визуализации. Двухслойная детекторная матрица с энергетическим разрешением в режиме счета фотонов регистрирует излучение, пересекающее область исследования., и регистрирует излучение в, по меньшей мере, двух разных диапазонах напряжений. Детекторная матрица выполнена с возможностью формирования выходных сигналов с энергетическим разрешением, в зависимости как от напряжения испускания, так и от диапазона напряжений. Блок реконструкции выполняет спектральную реконструкцию выходных сигналов с энергетическим разрешением. Способ оперирования системой содержит этапы, на которых переключают спектр испускания излучения, в течение процедуры визуализации, устанавливают набор энергетических порогов согласованно с переключением спектра испускания, регистрируют испускаемое излучение и идентифицируют энергию зарегистрированного излучения по набору энергетических порогов. Использование изобретения позволяет расширить арсенал средств компьютерной визуализации. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 11 ил.

Description

Настоящее изобретение относится, в общем, к спектральной визуализации и, в частности, находит применение в спектральной компьютерной томографии (CT).
Обычный компьютерный томографический (CT) сканер содержит рентгеновскую трубку, смонтированную на поворотном гентри противоположно, по меньшей мере, одному интегрирующему детектору. Рентгеновская трубка поворачивается вокруг области исследования, расположенной между рентгеновской трубкой и, по меньшей мере, одним детектором, и испускает полихроматическое излучение, которое пересекает область исследования и субъекта и/или объекта в области исследования. По меньшей мере, один детектор регистрирует излучение, которое пересекает область исследования, и формирует сигнал или данные проекций, характеризующие область исследования и субъекта и/или объекта в области исследования.
Данные проекций служат для реконструкции по ним объемных данных изображения, и объемные данные можно использовать для формирования, по меньшей мере, одного изображения субъекта и/или объекта. Полученное(ные) изображение(ия) содержит(ат) пиксели, которые обычно представлены в виде значений уровня серого, соответствующих относительной рентгеноконтрастности. Упомянутая информация отражает характеристики ослабления сканируемого субъекта и/или объекта и, в общем, показывает структуру, например, анатомические структуры внутри пациента, физические структуры внутри неживого объекта и т.п.
Зарегистрированное излучение содержит также спектральную информацию, так как поглощение излучения субъектом и/или объектом зависят от энергии пролетающих сквозь них фотонов. Упомянутая спектральная информация обеспечивает дополнительную информацию, например, информацию, характеризующую химический состав или состав материала (например, атомный номер) ткани и/или материала субъекта и/или объекта обследования. Однако, в обычной CT, данные проекций не отражают спектральных характеристик, так как сигнал на выходе, по меньшей мере, одного детектора пропорционален флюенсу потока энергии, интегрированный по энергетическому спектру.
В спектральной CT, спектральные характеристики используют для обеспечения дополнительной информации, например, информации, характеризующей химический состав. К сожалению, обычные методы спектральной CT могут быть сложными и/или чувствительными к шумам, которые оказывают влияние на способность различения материалов. Следовательно, существует неудовлетворенная потребность в других спектральных методах.
В соответствии с аспектами настоящей заявки, предлагается новый усовершенствованный метод спектральной CT, который устраняет вышеупомянутые и другие проблемы.
В соответствии с одним аспектом, система визуализации содержит источник излучения, который поворачивается вокруг области исследования и испускает излучение, которое пересекает область исследования. Источник излучения испускает излучение, обладающее энергетическим спектром, который селективно поочередно переключается между, по меньшей мере, двумя разными энергетическими спектрами в течение процедуры визуализации. Система дополнительно содержит детекторную матрицу с энергетическим разрешением, которая регистрирует излучение, пересекающее область исследования. Детекторная матрица с энергетическим разрешением разрешает зарегистрированное излучение в, по меньшей мере, двух разных энергетических диапазонах и формирует выходные сигналы с энергетическим разрешением, в зависимости как от энергетического спектра испускания, так и от энергетического диапазона. Система дополнительно содержит блок реконструкции, который выполняет спектральную реконструкцию выходных сигналов с энергетическим разрешением.
В соответствии с другим аспектом, способ содержит этап генерации излучения, селективно поочередно обладающего, по меньшей мере, первым и вторым спектрами испускания, этап регистрации и фильтрации сгенерированного излучения, по меньшей мере, двумя материалами, обладающими разными характеристиками спектрального поглощения, этап разрешения по энергии фильтрованного излучения в, по меньшей мере, двух энергетических диапазонах и этап реконструкции излучения с энергетическим разрешением.
В соответствии с другим аспектом, система визуализации содержит первый источник излучения, который испускает первое излучение, обладающее первым энергетическим спектром, который селективно поочередно переключается между, по меньшей мере, двумя разными энергетическими спектрами в течение процедуры визуализации, и второй источник излучения, который испускает второе излучение, обладающее вторым энергетическим спектром, который селективно поочередно переключается между, по меньшей мере, двумя разными энергетическими спектрами в течение процедуры визуализации, при этом, первый и второй источники излучения сдвинуты один от другого на ненулевой угол. Система визуализации дополнительно содержит первую детекторную матрицу с энергетическим разрешением, которая регистрирует и разрешает первое излучение в, по меньшей мере, первом наборе из двух разных энергетических диапазонов и формирует первые выходные сигналы с энергетическим разрешением, в зависимости как от первого энергетического спектра, так и от первого набора энергетических диапазонов, и вторую детекторную матрицу с энергетическим разрешением, которая регистрирует и разрешает второе излучение в, по меньшей мере, втором наборе из двух разных энергетических диапазонов и формирует вторые выходные сигналы с энергетическим разрешением, в зависимости как от второго энергетического спектра, так и от второго набора энергетических диапазонов. Система визуализации дополнительно содержит блок реконструкции, который выполняет спектральную реконструкцию по первого и второго выходных сигналов с энергетическим разрешением.
В соответствии с другим аспектом, система визуализации содержит первый источник излучения, который испускает фотоны. Система визуализации содержит также первый блок установки напряжения источника излучения, выполненный с возможностью селективного поочередного переключения напряжения первого источника излучения в источнике излучения в течение процедуры визуализации. Детекторная матрица, работающая в режиме счета фотонов, регистрирует первый(ые) фотон(ы), испущенный(ые) первым источником излучения, в течение процедуры визуализации и формирует первый сигнал, имеющий амплитуду, характеризующую энергию зарегистрированного первого фотона. Электронная система обработки сигналов ставит зарегистрированный первый фотон в соответствие первому энергетическому диапазону, который соответствует энергии зарегистрированного первого фотона, на основании первого сигнала.
В соответствии с другим аспектом, способ содержит этап переключения спектра испускания излучения, испускаемого в течение процедуры визуализации, этап установки набора энергетических порогов согласованно с переключением спектра испускания, этап регистрации испускаемого излучения и этап идентификации энергии зарегистрированного излучения на основании набора энергетических порогов.
Изобретение может быть реализовано в форме различных компонентов и схем расположения компонентов и в форме различных этапов и схем расположения этапов. Чертежи приведены только в целях пояснения предпочтительных вариантов осуществления и не подлежат истолкованию как ограничивающие изобретение.
Фигура 1 - пример системы визуализации с детекторной матрицей с энергетическим разрешением.
Фигура 2 - пример детектора с энергетическим разрешением.
Фигура 3 - другой пример детектора с энергетическим разрешением.
Фигура 4 - пример системы визуализации с двумя трубками.
Фигура 5 - пример системы визуализации с тремя трубками.
Фигура 6 - пример способа.
Фигура 7 - пример системы визуализации с детекторной матрицей, работающей в режиме счета фотонов.
Фигура 8 - пример компаратора дискриминатора по энергии.
Фигура 9 - пример системы визуализации с детекторной матрицей, работающей в режиме счета фотонов, и блоком установки порога.
Фигура 10 - пример блока установки порога для компаратора дискриминатора по энергии.
Фигура 11 - другой пример блока установки порога для компаратора дискриминатора по энергии.
Как показано на фигуре 1, компьютерный томографический (CT) сканер 100 содержит, в основном, стационарный участок 102 гентри и поворотный участок 104 гентри. Поворотный участок 104 гентри установлен с возможностью поворота в, в основном, стационарном участке 102 гентри на подшипниках или подобным образом.
Источник 106 излучения, например, рентгеновская трубка, установлена на поворотном участке 104 гентри и поворачивается вместе с ним вокруг области 108 исследования относительно продольной или z-оси 110. Коллиматор 114 источника или подобное устройство коллимирует излучение, испускаемое источником 106 излучения, и, тем самым, формирует, в основном, конический, веерный, клиновидный или иной по форме пучок излучения, который пересекает область 108 исследования.
Блок 112 установки напряжения источника излучения селективно задает (среднее) напряжение испускания. В одном примере, блок 112 установки напряжения источника излучения переключает или изменяет напряжение испускания между последовательными сканированиями одного субъекта и/или объекта. В качестве альтернативы, блок 112 установки напряжения источника излучения переключает напряжение испускания в течение одного сканирования, например, между проекциями, в пределах одной проекции и/или иным способом. В результате, для сканирования субъекта и/или объекта можно использовать пучки излучения с разными энергетическими спектрами. Поскольку поглощение фотонов материалом зависит от энергии фотонов, то данные двух сканирований можно использовать для определения информации, характеризующей химический состав, например, атомный номер, ткани/материала в сканируемом субъекте и/или объекте.
В неограничивающем примере, блок 112 установки напряжения источника излучения может переключать напряжение испускания между значениями приблизительно 80 кВ и приблизительно 140 кВ между сканированиями, между проекциями, в пределах одной проекции и/или иным способом. Для фильтрации низкоэнергетических фотонов при более высоком напряжении испускания можно применить фильтр, что может повысить спектральную чувствительность системы. Вследствие переключения напряжений испускания, источник 106 излучения создает пучок первого излучения с первым энергетическим спектром и пучок второго излучения со вторым отличающимся энергетическим спектром. Разумеется, предполагаются другие напряжения испускания, и блок 112 установки напряжения источника излучения может переключаться между, по меньшей мере, тремя разными напряжениями испускания.
Детекторная матрица 116 с энергетическим разрешением расположена по дуге угла области 108 исследования относительно источника 106 излучения, противоположно последнему, и регистрирует излучение, которое проходит через область 108 исследования. Показанная детекторная матрица 116 с энергетическим разрешением содержит матрицу 118 фотоприемников, с такими фотоприемниками, как фотодиоды или подобные фотоприемники, и матрицу 120 сцинтилляторов, которые оптически связаны с матрицей 118 фотоприемников, на светочувствительной стороне матрицы 118 фотоприемников. Детекторная матрица 116 с энергетическим разрешением расположена в сканере 100 таким образом, что сцинтиллятор 120 принимает падающее излучение. Хотя показана только однорядная детекторная матрица 116 с энергетическим разрешением, настоящее изобретение предполагает также применение двумерной детекторной матрицы с энергетическим разрешением, с рядами, продолжающимися в направлении z-оси и столбцами, продолжающимися в поперечном направлении.
Показанная матрица 120 сцинтилляторов содержит, по меньшей мере, две области 122, 124, обладающие разными спектральными чувствительностями. Как подробно поясняется ниже, спектральные чувствительности могут зависеть от толщины областей (в направлении падения фотонов) и/или типа сцинтилляционного материала и соответствуют диапазону энергий. В общем, толщина сцинтилляционного материала, расположенного ближе всего к источнику излучения, задана такой, чтобы оптимизировать спектральные характеристики, поскольку поглощение энергии зависит от глубины. Спектральные чувствительности фотоприемников в матрице 118 фотоприемников согласованы со спектрами испускания областей 122, 124 сцинтилляции. Например, некоторые из фотоприемников в матрице 118 фотоприемников регистрируют свет, испускаемый областью 122 сцинтилляции и другие фотоприемники в матрице 118 фотоприемников регистрируют свет, испускаемый областью 124 сцинтилляции. В общем, фотоны с меньшей энергией поглощаются в области 122 сцинтилляции, а фотоны, которые проходят сквозь область 122 сцинтилляции, поглощаются в области 124 сцинтилляции.
Детекторная матрица 116 с энергетическим разрешением выдает сигнал или данные проекций, характеризующие регистрируемое излучение. Матрица 116 может быть двухслойной детекторной матрицей, как детекторная матрица, работающая в режиме счета фотонов, или другая детекторная матрица с энергетическим разрешением. Так как напряжение испускания может изменяться в течение сканирования, и детекторная матрица 116 с энергетическим разрешением обладает чувствительностью к энергии фотонов, то детекторная матрица 116 с энергетическим разрешением генерирует данные dn проекций с энергетическим разрешением, где n означает данные, имеющие разрешение по энергии для n-го энергетического диапазона. Например, в случае, когда напряжение испускания переключается между двумя разными напряжениями испускания в течение сканирования, и детекторная матрица 116 содержит два набора фотоприемников с двумя разными спектральными чувствительностями, получаемые данные проекций содержат четыре (4) независимых результата измерений с энергетическим разрешением, отражающие разные комбинации двух напряжений испускания и двух спектральных чувствительностей фотоприемников.
Блок 126 реконструкции реконструирует данные проекций из детекторной матрицы и формирует объемные данные изображения, характеризующие область 108 исследования. Как отмечено выше, блок 126 реконструкции получает зарегистрированные сигналы dn с энергетическим разрешением, характеризующие энергию, зарегистрированную в n энергетических диапазонах. Блок 126 реконструкции использует, по меньшей мере, один алгоритм 128 спектральной декомпозиции и/или, по меньшей мере, один алгоритм 130 спектральной реконструкции, например, алгоритм реконструкции методом максимального правдоподобия (ML), который реконструирует спектральные данные, который учитывает зарегистрированную спектральную информацию.
В одном варианте осуществления, алгоритм 128 декомпозиции содержит алгоритм, который моделирует данные как комбинацию фотоэлектрического эффекта со спектром P(E) ослабления и комптоновского эффекта со спектром C(E) ослабления. Произведение плотность-длина для данных составляющих, а именно, составляющей p фотоэлектрического эффекта и составляющей c комптоновского эффекта, в каждом зарегистрированном сигнале dn можно моделировать в виде нелинейной системы в соответствии со следующей зависимостью:
Уравнение 1:
Figure 00000001
 ,
где T(E) означает спектр испускания источника 106 излучения, и Dn(E) означает спектральную чувствительность n-го измерения.
Когда в наличии имеются, по меньшей мере, два зарегистрированных сигнала d1, d2 для, по меньшей мере, двух энергетических диапазонов, то формируется система из, по меньшей мере, двух уравнений, содержащих два неизвестных, и данную систему решить известными численными методами. Результаты, p и c, можно использовать по отдельности или в комбинации для реконструкции изображений искомой составляющей, с использованием обычных способов реконструкции.
В случае регистрации вблизи K-края поглощения, учитывается также спектр ослабления K(E) K-края поглощения представляющего интерес материала (например, контрастной среды), и произведение плотность-длина для составляющей p фотоэлектрического эффекта, составляющей c комптоновского эффекта и составляющей k K-края поглощения в каждом зарегистрированном сигнале dn моделируется в виде дискретной нелинейной системы в соответствии со следующей зависимостью:
Уравнение 2:
Figure 00000002
 .
В данном случае, по меньшей мере, три зарегистрированных сигнала d1, d2, d3 необходимы для формирования системы из, по меньшей мере, трех уравнений с тремя неизвестными. Результаты p, c и k можно использовать по одиночке или в комбинации для реконструкции изображений искомой составляющей, с использованием обычных способов реконструкции.
При использовании как уравнения 1, так и уравнения 2, можно, как правило, получить повышенную чувствительность и устойчивость к шумам посредством повышения энергетического разрешения входного сигнала, например, повышением числа диапазонов. В вышеописанном примере, который содержал переключение между двумя напряжениями испускания и регистрацию излучения для двух разных энергетических диапазонов, в наличии имеется четыре (4) зарегистрированных сигнала d1, d2, d3 и d4 для четырех (4) различных результатов спектральных измерений. По существу, характеристики шумов можно усовершенствовать, что может способствовать распознаванию материалов.
В другом варианте осуществления, алгоритм декомпозиции содержит реконструкцию отдельных изображений по зарегистрированным данным dn с энергетическим разрешением и использование методов анализа, основанных на изображениях для получения значимой клинической информации. Один неограничивающий подход состоит в выполнении N-мерного кластерного анализа для декомпозиции изображений на такие компоненты, как мягкая ткань, материалы, содержащие кальций, йод или другие материалы, где N означает номер для результатов отличающихся спектральных измерений, выполняемых для каждого геометрического луча.
Сканер 100 дополнительно содержит стол или опору 132 для пациента, который(ая) поддерживает человека или объект внутри области 108 исследования. Опора 132 является подвижной, что дает возможность оператору или системе надлежащим образом позиционировать субъект в области 108 исследования до, во время и/или после сканирования. Вычислительная система, например, операторский пульт 134 облегчает взаимодействие пользователя со сканером 100. Прикладные программы пакета программного обеспечения, исполняемые операторским пультом 134, позволяют пользователю настраивать конфигурацию сканера 100 и/или управлять его работой. Например, пользователь может взаимодействовать с операторским пультом 134 для выбора протокола, который содержит переключение напряжения испускания, регистрацию с разрешением по энергии и/или спектральную реконструкцию.
При комбинированном подходе с переключением напряжения испускания и детекторной матрицы 116 с энергетическим разрешением, можно получить не только информацию о плотности, как в случае обычной CT, но можно определить химический состав или состав материала, метаболическую и/или другую информацию. Например, при сердечной процедуре, возможно применение контрастного вещества. При использовании традиционной реконструкции по проекциям, установление отличия контрастного вещества от бляшки коронарной артерии может вызывать осложнения. Однако, при сборе спектральной информации, контрастное вещество и бляшку коронарной артерии можно различить по их химическому составу, даже несмотря на то, что они могут иметь одинаковые характеристики рентгеноконтрастности. Кроме того, представляемая здесь система повышает качество результатов благодаря учету как спектра испускания, так и спектральной чувствительности детектора.
На фигуре 2 представлен пример подходящей детекторной матрицы 116 с энергетическим разрешением. В приведенном примере, первая область 122 является первым слоем первого сцинтилляционного материала, имеющим первую толщину T1, и вторая область 124 является вторым слоем второго сцинтилляционного материала, имеющим вторую толщину T2. Первый и второй сцинтилляционные слои 122, 124 соединены в двухъярусной конфигурации, в которой первый слой 122 находится на первой стороне 202 сцинтиллятора 120 и второй слой находится на второй стороне 204 сцинтиллятора 120.
Матрица 118 фотоприемников присоединена ко второй стороне 204, при этом фотодиоды 206, 208 расположены на подложке 210 и обращены к светоприемной стороне фотоприемника 118, которая является стороной, прилегающей ко второй стороне 204 сцинтиллятора 120. По существу, второй слой 124 расположен или вложен между первым слоем 122 и фотоприемником 118. Детекторная матрица 116 расположена так, что первая сторона 202 обращена к падающим фотонам.
Как кратко изложено выше, поглощение энергии зависит от толщины первого и второго слоев 122, 124 и материала(ов), использованного(ных) для их формирования. В приведенном примере, толщина T1 первого слоя 122 меньше толщины T2 второго слоя 124. В других вариантах осуществления, толщины могут быть, по существу, равными, или толщина T2 может быть меньше толщины T1. Толщины слоев T1 и T2 выбирают в соответствии со спектральными чувствительностями. Как правило, более толстый слой материала поглощает фотоны с более высокими энергиями, чем менее толстый слой того же материала.
Сцинтилляционный материал также подбирают в соответствии с требуемыми спектральными чувствительностями. В настоящем варианте осуществления, первый и второй сцинтилляционные материалы содержат оксисульфид гадолиния («GOS»), который характеризуется K-краем поглощения около, приблизительно, пятидесяти (50) килоэлектрон-вольт (кэВ). В других вариантах осуществления, можно применить другие материалы со сцинтилляционными свойствами, например, селенид цинка (ZnSe), вольфрамат кадмия (CdWO4) или другой сцинтилляционный материал. Кроме того, первый и второй сцинтилляционные материалы могут содержать разные материалы, обладающие разными спектральными чувствительностями.
Как кратко изложено выше, фотодиоды 206, 208 обладают спектрами испускания, которые согласуются со спектральными чувствительностями соответствующих сцинтилляционных слоев 122, 124. Например, фотодиод 206 может обладать спектральной чувствительностью, которая согласуется со спектральной чувствительностью или длинами волн испускания первого сцинтилляционного слоя 122, и фотодиод 208 может обладать спектральной чувствительностью, которая согласуется со спектральной чувствительностью или длинами волн испускания второго сцинтилляционного слоя 124. В результате, первым фотодиодом 206 поглощается только свет, испускаемый первым сцинтилляционным слоем 122, и вторым фотодиодом 208 поглощается только свет, испускаемый вторым сцинтилляционным слоем 124.
Фотоны, пересекающие область 108 исследования, попадают на первый сцинтилляционный слой 122, который превращает так называемые, мягкие фотоны или фотоны с наименьшей энергией, которые прошли сквозь область исследования, в свет первой длины волны или энергии. Фотоны, которые проходят первый сцинтилляционный слой 122, падают на второй сцинтилляционный слой 124, который превращает так называемые, более жесткие фотоны или фотоны с более высокой энергией, которые прошли сквозь область 108 исследования, в свет второй, более короткой длины волны или более высокой энергии. В соответствии с неограничивающим примером, толщина T1 и/или материал первого сцинтилляционного 122 могут быть такими, что первый слой 122 превращает, по существу, все фотоны с энергиями 50 кэВ или ниже в свет и пропускает, по существу, все фотоны с энергиями 90 кэВ или выше второй сцинтилляционный слой 124, который имеет такие толщину T2 и/или материал, что упомянутый второй слой превращает, по существу, все фотоны с энергиями до 90 кэВ в свет. Фотодиоды 206 и 208, соответственно, отражают свет, генерируемый первым и вторым слоями 122 и 124.
На фигуре 3 представлена альтернативная детекторная матрица 116 с энергетическим разрешением, в котором матрица 118 фотоприемников соединена со стороной сцинтиллятора 120 в направлении, перпендикулярном направлению падения фотонов. В данном варианте осуществления, на поверхности первого и второго слоев 122 и 124 могут быть нанесены светоотражательные покрытия 302, чтобы соответственно направлять свет к фотодиодам 206 и 208. В настоящем изобретении предполагаются также другие схемы расположения детекторов. Например, детекторы, описанные в заявке на патент № PCT/IB2006/051091, опубликованной под № WO2006114716 A2, поданной 10 апреля, 2006 г. под названием «DOUBLE DECKER DETECTOR FOR SPECTRAL CT», которая полностью включена в настоящее описание посредством ссылки.
На фигурах 4 и 5, соответственно, представлены альтернативные варианты осуществления, применяющие систему с двумя трубками и тремя трубками. Разумеется, в настоящем изобретении предполагаются также варианты осуществления с, по меньшей мере, четырьмя трубками.
Как видно из фигуры 4, система 400 с двумя трубками содержит первый источник T1 излучения и соответствующую первую детекторную матрицу D1, содержащую первый и второй сцинтилляционные слои 402 и 404, и второй источник T2 излучения и соответствующую вторую детекторную матрицу D2, содержащую первый и второй сцинтилляционные слои 406 и 408. В данном примере, источники T1 и T2 излучения сдвинуты один от другого, приблизительно, на девяносто (90) градусов. В других вариантах осуществления, источники T1 и T2 могут быть сдвинуты между собой на менее или более, чем девяносто (90) градусов. Следует отметить, что толщины сцинтилляционных слоев 402, 404, 406 и 408 различаются. Как здесь пояснялось, толщины сцинтилляционных слоев 402, 404, 406 и 408 могут быть установлены в соответствии с требуемыми спектральными чувствительностями и в зависимости от, например, напряжения трубок. Матрица 118 фотоприемников не показана для ясности.
На фигуре 5, система 500 содержит первый источник T1 излучения и соответствующую первую детекторную матрицу D1, содержащую первый и второй сцинтилляционные слои 502 и 504, второй источник T2 излучения и соответствующую вторую детекторную матрицу D2, содержащую первый и второй сцинтилляционные слои 506 и 508, и третий источник T3 излучения и соответствующую третью детекторную матрицу D3, содержащую первый и второй сцинтилляционные слои 510 и 512. В данном примере, источники T1, T2 и T3 излучения сдвинуты один от другого на, приблизительно, сто двадцать (120) градусов. В других вариантах осуществления, источники T1-T3 излучения могут быть сдвинуты один от другого меньше или больше, чем на сто двадцать (120) градусов. Аналогичным образом, толщины сцинтилляционных слоев 502, 504, 506, 508, 510, и 512 различны и установлены в соответствии с требуемыми спектральными чувствительностями и в зависимости от, например, напряжения трубки. И, вновь, матрица 118 фотоприемников не показана для ясности.
При использовании каждой из систем 400 и 500, переключение напряжения в кВ, обычно, можно применять для всех источников излучения в соответствующей системе или независимо применять для каждого источника излучения. По существу, система 400 может формировать восемь (8) независимых результатов измерений с энергетическим разрешением, по четыре (4) для каждой пары источника излучения/детекторной матрицы, и система 500 может формировать двенадцать (12) независимых результатов измерений с энергетическим разрешением, по четыре (4) для каждой пары источника излучения/детекторной матрицы.
В одном примере, упомянутые системы 400 и 500 допускают получение идентичных лучей с разными спектральными характеристиками посредством разных источников излучения. Кроме того, системы 400 и 500 допускают селективное распределение дозы между сбором данных в «высокоэнергетической» области и сбором данных в «низкоэнергетической» области посредством независимых настроек токов трубок для различных трубок. Кроме того, смягчаются трудности, связанные с переключением фильтров (параллельно переключению напряжения в кВ).
Хотя, в целях пояснения, вышеприведенные примеры описаны в контексте двух слоев, следует понимать, что в настоящем изобретении предполагается использование детектора, содержащего один слой или, по меньшей мере, три слоя. Например, один слой можно применять с тремя разными материалами фильтра, системой с двумя трубками с переключением напряжения (кВпик), системой с тремя трубками и/или в других конфигурациях.
На фигуре 6 представлен способ 600. На этапе 602 генерируется излучение, которое селективно поочередно содержит, по меньшей мере, первый и второй спектры испускания. Как изложено выше, излучение пересекает область исследования и падает на детекторную матрицу 116 с энергетическим разрешением, содержащую сцинтиллятор 120 и матрицу 118 фотоприемников. На этапе 604, детекторная матрица 116 поочередно регистрирует излучение с каждым энергетическим спектром. На этапе 606, сцинтиллятор 120 детекторной матрицы 116 фильтрует генерируемое излучение, по меньшей мере, двумя материалами, обладающими разными характеристиками спектрального поглощения, и генерирует оптические сигналы, характеризующие энергию регистрируемого излучения.
На этапе 608, по меньшей мере, два фотоприемника 206, 208 детекторной матрицы 116, обладающие, каждый, спектральной чувствительностью, согласованной с разным из двух материалов, принимают оптические сигналы и формируют выходные сигналы с энергетическим разрешением на основе спектра испускания и спектральных свойств материала. В случае, когда пучок излучения переключается между двумя спектрами испускания, и фильтр содержит два материала с разными характеристиками поглощения по энергии, выходные сигналы с разрешением по энергии будут содержать четыре независимых сигнала с разрешением по энергии. На этапе 610, выходные сигналы с разрешением по энергии реконструируются с использованием алгоритма спектральной реконструкции.
Примеры областей возможного применения систем и способов, описанных в настоящей заявке, содержат, но без ограничения, контроль багажа, медицинские задачи, визуализация животных, сканирование сердца, контроль материалов, неразрушающую визуализацию, техническое зрение и материаловедение. Кроме того, области применения относятся к рентгеновским CT-системам, использующим несколько трубок (и нескольким детекторам) на одном CT-гентри. Другие подходящие области применения содержат такие области применения, в которых требуется различение тканей благодаря более высоким спектральным характеристикам, плюс возможность осуществления визуализации вблизи K-края поглощения в CT-системе на основе детекторов с интегрированием тока.
На фигуре 7 представлен другой вариант осуществления системы 100. В данном варианте осуществления, детекторная матрица 116 является детекторной матрицей, работающей в режиме счета фотонов.
Как пояснялось в настоящей заявке, источник 106 излучения испускает излучение, которое пересекает область 108 исследования, и блок 112 установки напряжения источника излучения селективно задает спектр испускания излучения, испускаемого источником 106 излучения, переключением напряжения источника в ходе процедуры, например, в течение сканирования (например, в пределах одной проекции, между проекциями и т.п.), между сканированиями и/или иным способом, на основании информации о сканировании с пульта 134.
Детекторная матрица 116 регистрирует фотоны, которые проходят сквозь область 108 исследования. В настоящем примере, детекторная матрица 116 формирует сигнал, например, электрические сигналы тока или напряжения, имеющие максимальную амплитуду, которая характеризует энергию зарегистрированного фотона. Электронная система обработки сигналов идентифицирует и/или ставит зарегистрированный фотон в соответствие энергетическому диапазону, соответствующему энергии зарегистрированного фотона, на основании сигнала.
Электронная система обработки сигналов содержит формирователь 702 импульсов, который обрабатывает сигнал и формирует импульс, например, напряжения, или другой импульс, характеризующий энергию зарегистрированного фотона. Следует понимать, что сигнал может усиливаться и/или подвергаться другой обработке перед обработкой в формирователе 702 импульсов.
Дискриминатор 704 по энергии выполняет селекцию импульса по энергии. В показанном примере, дискриминатор 704 по энергии содержит компаратор 706, который сравнивает амплитуду импульса с, по меньшей мере, двумя разными энергетическими порогами, которые соответствуют разным представляющим интерес энергиям. Компаратор 706 вырабатывает выходной сигнал, характеризующий энергию фотона на основании сравнения.
На фигуре 8 представлен пример компаратора 706. В данном примере, компаратор 706 содержит N составляющих компараторов 7061, …, 706N, где N означает целое число. Каждый из составляющих компараторов 7061, …, 706N содержит первый вход, который получает выходной сигнал формирователя 702 импульсов. Каждый из составляющих компараторов 7061, …, 706N содержит также второй вход, который получает пороговое значение TH1, …, THN.
В данном примере применяется статический набор порогов в том смысле, что один и тот же набор порогов доступен для каждого спектра испускания. В одном примере, одинаковые пороги служат для дискриминации энергий фотонов для разных спектров испускания. В другом примере, разные поднаборы порогов можно использовать для разных спектров испускания.
Каждый из составляющих компараторов 7061, …, 706N формирует выходной сигнал, указывающий, превышает ли амплитуда поступающего импульса соответствующий порог. Например, выходной сигнал составляющего компаратора 706J может переходить между такими состояниями, как высокий и низкий, 0 и 1 и т.п. на основании сравнения между максимальной амплитудой поступающего импульса и порогом THJ. Пульт 134 обеспечивает информацию, которую можно использовать для установки спектра испускания в соответствие выходному сигналу составляющих компараторов 7061, …, 706N в целях реконструкции.
Как показано на фигуре 7, счетчик 708 наращивает сосчитанное значение для каждого порога на основании выходного сигнала дискриминатора 704 по энергии. Например, когда выходной сигнал компаратора 706 для конкретного порога указывает, что амплитуда импульса превышает соответствующий порог, сосчитанное значение для данного порога наращивается.
Блок 710 сортировки по выбранным диапазонам значений сортирует сигналы по выбранным диапазонам значений энергии и, следовательно, фотоны, по меньшей мере, двум диапазонам значений энергии на основании сосчитанных значений. Диапазон значений энергии может охватывать энергетический диапазон или окно. Например, диапазон значений энергии может быть задан для энергетического диапазона между двумя порогами, в котором фотон, приводящий к отсчету для нижнего порога, но не для верхнего порога, назначенного упомянутому выбранному диапазону значений.
Блок 126 реконструкции селективно реконструирует сигналы, сформированные детектором 116, на основе спектральных характеристик сигналов.
На фигуре 9, система 100 содержит также блок 902 установки порогов, который облегчает установку подходящего набора порогов для компаратора 706. Блок 112 установки напряжения источника излучения устанавливает напряжение источника и, синхронно или согласованно с установкой напряжения, блок 902 установки порогов облегчает установку соответствующего набора порогов так, чтобы подходящий набор порогов был в наличии для каждого напряжения источника. В показанном примере, пульт 134 передает запускающие сигналы переключения напряжения источника и порога в блок 112 установки напряжения источника излучения и дискриминатор 704.
В другом примере, блок 112 установки напряжения источника излучения передает запускающий сигнал переключения порога в дискриминатор 704, когда он переключает напряжение источника. В еще одном примере, другой компонент передает запускающий сигнал переключения порога в дискриминатор 704. В еще одном примере, блок 112 установки напряжения источника излучения и/или блок 902 установки порогов, соответственно, переключают напряжение источника и/или пороги на основании алгоритма синхронизации, углового положения источника 106 излучения и/или других условий.
На фигуре 10 представлен пример блока 902 установки порогов. В данном примере, блок 902 установки порогов содержит N модулей порогов 1002, …, 1004. Каждый модуль порогов содержит набор порогов, основанных на соответствующем напряжении источника. Коммутатор 1006 блока 902 установки порогов получает сигнал переключения с пульта 134 и устанавливает пороги по сигналу. Следует понимать, что для отдельного напряжения источника можно использовать, по меньшей мере, один из наборов порогов. Следует также понимать, что для разных напряжений источника можно использовать единственный набор из наборов порогов.
На фигуре 11 представлен другой пример блока 902 установки порогов. В данном примере, блок 902 установки порогов динамически генерирует пороги в процессе обработки. Данный блок может содержать использование алгоритма, таблицы преобразования или другого метода для генерации набора порогов на основании напряжения источника. Данный блок может также содержать использование определяемого пользователем, предварительно программируемого набора команд для определения и установки порогов.
Следует понимать, что варианты осуществления с одним источником излучения, показанные на фигурах 7 и 9, могут содержать, по меньшей мере, два источника излучения (и, по меньшей мере, один соответствующий блок 112 установки напряжения источника излучения), например, M источников излучения (где M является целым числом), и аналогичное положение, но без ограничения, относится к вариантам осуществления с несколькими источниками, показанным на фигурах 4 и 5.
В приведенном примере, каждый источник 106 излучения содержит соответствующую детекторную матрицу 116, работающую в режиме счета фотонов, и соответствующую электронную систему обработки сигналов, содержащую формирователь 702 импульсов, дискриминатор 704 и компаратор 706, содержащий одну из конфигураций компаратора, показанных на фигурах 8, 10 и 11 и/или другую конфигурацию компаратора. Каждая из электронных систем обработки сигналов может также содержать соответствующий счетчик 708 и блок 710 сортировки по выбранным диапазонам значений, или в связи с, по меньшей мере, двумя из нескольких источников излучения можно применять совместно используемый счетчик 708 и/или блок 710 сортировки по выбранным диапазонам значений.
По существу, порогами для напряжений источника и компараторов можно управлять, как описано в настоящей заявке. Например, пороги для напряжений источника и компараторов для, по меньшей мере, двух источников 106 излучения и соответствующих детекторных матриц 116 можно устанавливать синхронно, в том числе, устанавливать независимо между собой.
Число порогов можно определять различным образом, в том числе, можно задавать предварительно, устанавливать в соответствии с энергетическим разрешением детекторов детекторной матрицы 116 и/или определять иным способом. В промежуточном случае, разрешение, по меньшей мере, одного детекторного элемента детекторной матрицы 116 можно определять эмпирически, теоретически и/или иным способом. На основании данной информации можно определить подходящее число порогов.
Например, при спектральном диапазоне от 10 кэВ до 100 кэВ, энергетическом разрешении 20 кэВ детекторной матрицы 116 и конфигурируемом числе порогов, подходящее число порогов может быть равным четырем (4) или целому числу от [(100-10)/20]. Данное число порогов учитывает энергетическое разрешение детекторной матрицы. Разумеется, можно использовать большее или меньшее число порогов.
Пороговые значения также можно определять различным образом. Например, в случае, когда единственный набор порогов используют для каждого спектра излучения, набор порогов можно устанавливать так, чтобы ни один порог не был выше максимальной установки напряжения (кВпик). Например, когда источник излучения переключают между 80 и 120 кВпик, самый высокий порог можно устанавливать равным или меньше, чем 80 кэВ. Установка порогов соответствующим образом может повысить эффективность по сравнению с порогом, установленным выше, чем 80 кэВ, так как данный порог выше, чем нижнее напряжение 80 кВпик источника. Однако, пороговые значения не ограничены, и, при переключении между 80 и 120 кВпик или иными уровнями, пороговое значение можно устанавливать выше, чем 80 кэВ. Как отмечалось выше, по меньшей мере, один из порогов можно также отключать.
В другом примере, по меньшей мере, один из порогов может быть установлен в соответствии с K-краем поглощения контрастного материала, в контрастном веществе, вводимом в сканируемый объект или сканируемого субъекта обследования. Когда контрастное вещество содержит, по меньшей мере, два упомянутых материала, то, по меньшей мере, два порога могут быть установлены в соответствии с K-краями поглощения, по меньшей мере, двух материалов. В одном примере, установка порога по K-краю поглощения содержит установку порога в значение энергии K-края поглощение или немного ниже. Например, когда контрастное вещество содержит гадолиний (K-край ~50 кэВ), то порог можно установить на 50 кэВ или немного ниже. Разумеется, можно использовать пороги, соответствующие материалам с другими K-краями поглощения в контрастном веществе.
Выше изобретение описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. Другими специалистами, после прочтения и изучения вышеприведенного подробного описания, могут быть внесены модификации и изменения. Предполагается, что изобретение следует интерпретировать как включающее в себя все упомянутые модификации и изменения в той степени, в которой они находятся в пределах объема притязаний прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.

Claims (15)

1. Компьютерная томографическая система визуализации, содержащая: стационарный гентри;
поворотный гентри, установленный с возможностью поворота на стационарном гентри;
рентгеновскую трубку (106, T1, T2, T3), закрепленную на поворотном гентри, которая поворачивается с поворотным гентри вокруг области исследования и испускает излучение, которое пересекает область исследования, при этом трубка (106, T1, T2, T3) выполнена с возможностью испускания полихроматического излучения, имеющего среднее напряжение испускания, которое селективно поочередно переключается между, по меньшей мере, двумя разными средними напряжениями испускания в течение процедуры визуализации;
двухслойную детекторную матрицу (116, D1, D2, D3) с энергетическим разрешением, работающую в режиме счета фотонов, которая регистрирует излучение, пересекающее область исследования, причем детекторная матрица (116, D1, D2, D3) с энергетическим разрешением выполнена с возможностью энергетического разрешения зарегистрированного излучения в, по меньшей мере, двух разных диапазонах напряжений, и детекторная матрица (116, D1, D2, D3) с энергетическим разрешением выполнена с возможностью формирования выходных сигналов с энергетическим разрешением, в зависимости как от напряжения испускания, так и от диапазона напряжений; и
блок (126) реконструкции, который выполняет спектральную реконструкцию выходных сигналов с энергетическим разрешением.
2. Система по п.1, в которой выходные сигналы с энергетическим разрешением содержат первый сигнал, который зависит от первого энергетического спектра источника (106, T1, T2, T3) излучения и первого энергетического диапазона детекторной матрицы (116, D1, D2, D3), второй сигнал, который зависит от первого энергетического спектра источника (106, T1, T2, T3) излучения и второго энергетического диапазона детекторной матрицы (116, D1, D2, D3), третий сигнал, который зависит от второго энергетического спектра источника (106, T1, T2, T3) излучения и первого энергетического диапазона детекторной матрицы (116, D1, D2, D3), четвертый сигнал, который зависит от второго энергетического спектра источника (106, T1, T2, T3) излучения и второго энергетического диапазона детекторной матрицы (116, D1, D2, D3).
3. Система по любому из пп.1 или 2, в которой блок (126) реконструкции выполняет спектральную декомпозицию выходных сигналов с энергетическим разрешением на разные составляющие с энергозависимым ослаблением.
4. Система по п.3, в которой составляющие с энергозависимым ослаблением содержат составляющую фотоэлектрического эффекта и составляющую комптоновского эффекта.
5. Система по п.3, в которой составляющие с энергозависимым ослаблением содержат составляющую K-края поглощения.
6. Система по п.1 или 2, в которой блок (126) реконструкции выполняет спектральную декомпозицию изображений, формируемых по выходным сигналам, на материалы разных типов на основании характеристик спектрального поглощения.
7. Система по п.1, в которой источник (106, T1, T2, T3) излучения и детекторная матрица (116, D1, D2, D3) с энергетическим разрешением формируют первую измерительную пару источник/детектор (106/116, T1/D1, T2/D2, T3/D3), при этом система дополнительно содержит вторую измерительную пару источник/детектор (106/116, T1/D1, T2/D2, T3/D3).
8. Система по п.7, дополнительно содержащая, по меньшей мере, третью измерительную пару источник/детектор (106/116, T1/D1, T2/D2, T3/D3).
9. Система по п.7 или 8, в которой, по меньшей мере, две из измерительных пар источник/детектор (106/116, T1/D1, T2/D2, T3/D3) содержат разные наборы энергетических спектров источника излучения и разные наборы энергетических диапазонов детекторных матриц.
10. Система по п.1 или 2, дополнительно содержащая блок (112) установки напряжения источника, который селективно переключает энергетический спектр между, по меньшей мере, двумя разными энергетическими спектрами между сканированиями, между проекциями сканирования и в пределах проекции сканирования.
11. Система по п.1 или 2, в которой детекторная матрица (116, D1, D2, D3) с энергетическим разрешением содержит:
первый сцинтилляционный слой (122), спектрально чувствительный к регистрируемым фотонам с энергиями в первом энергетическом диапазоне, который генерирует первый оптический сигнал, характеризующий первую энергию первого фотона, поглощенного первым сцинтилляционным слоем (122);
второй сцинтилляционный слой (124), спектрально чувствительный к регистрируемым фотонам с энергиями во втором другом энергетическом диапазоне, который генерирует второй оптический сигнал, характеризующий вторую энергию второго фотона, поглощенного вторым сцинтилляционным слоем (124);
первый фотоприемник (206), который регистрирует первый оптический сигнал; и
второй фотоприемник (208), который регистрирует второй оптический сигнал;
при этом первый и второй фотоприемники (206, 208), соответственно, генерируют первый и второй сигналы с энергетическим разрешением на основании энергетического спектра испускаемого излучения и спектральной чувствительности соответствующего сцинтилляционного слоя (122, 124).
12. Способ оперирования компьютерной томографической системой визуализации по п.1, содержащий этапы, на которых:
переключают спектр испускания излучения, испускаемого рентгеновской трубкой, выполненной с возможностью излучения полихроматического излучения, в течение процедуры визуализации;
устанавливают набор энергетических порогов согласованно с переключением спектра испускания;
регистрируют испускаемое излучение с помощью двухслойной детекторной матрицы с энергетическим разрешением в, по меньшей мере, двух разных диапазонах напряжений; и
идентифицируют энергию зарегистрированного излучения по набору энергетических порогов.
13. Способ по п.12, в котором первый набор энергетических порогов соответствует первому спектру испускания, и второй набор энергетических порогов соответствует второму спектру испускания.
14. Способ по п.12, в котором набор энергетических порогов является одинаковым для, по меньшей мере, двух разных спектров испускания.
15. Способ по п.12, в котором набор энергетических порогов различается для, по меньшей мере, двух разных спектров испускания.
RU2011103153/14A 2008-06-30 2009-06-01 Спектральная компьютерная томография RU2505268C2 (ru)

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US7673008P 2008-06-30 2008-06-30
US61/076,730 2008-06-30
US10624608P 2008-10-17 2008-10-17
US61/106,246 2008-10-17
PCT/IB2009/052300 WO2010001281A1 (en) 2008-06-30 2009-06-01 Spectral ct

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2011103153A RU2011103153A (ru) 2012-08-10
RU2505268C2 true RU2505268C2 (ru) 2014-01-27

Family

ID=41020918

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2011103153/14A RU2505268C2 (ru) 2008-06-30 2009-06-01 Спектральная компьютерная томография

Country Status (7)

Country Link
US (1) US8442184B2 (ru)
EP (1) EP2296551B1 (ru)
JP (1) JP5715052B2 (ru)
CN (1) CN102076263B (ru)
BR (1) BRPI0910206A2 (ru)
RU (1) RU2505268C2 (ru)
WO (1) WO2010001281A1 (ru)

Families Citing this family (70)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8729478B2 (en) * 2010-06-09 2014-05-20 Carestream Health, Inc. Dual screen radiographic detector with improved spatial sampling
DE102011076351A1 (de) * 2011-05-24 2012-08-09 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Computertomographiesystem zur Erzeugung tomographischer Bilddatensätze
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
CN103959097B (zh) * 2011-12-02 2017-05-10 皇家飞利浦有限公司 包括用于探测x射线辐射的两个闪烁体的探测装置
JP5920770B2 (ja) * 2012-01-23 2016-05-18 国立研究開発法人日本原子力研究開発機構 Ｘ線コンピュータ断層撮影方法及びｘ線コンピュータ断層撮影システム
CN103308535B (zh) * 2012-03-09 2016-04-13 同方威视技术股份有限公司 用于射线扫描成像的设备和方法
EP2664280A3 (en) * 2012-05-14 2013-12-04 Samsung Electronics Co., Ltd X-ray imaging apparatus and control method therefor
DE102012216269A1 (de) * 2012-09-13 2014-03-13 Siemens Aktiengesellschaft Röntgensystem und Verfahren zur Erzeugung von Bilddaten
DE102013200400A1 (de) * 2012-09-24 2014-05-28 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung der durch das zu untersuchende Objekt verursachten Abschwächung der Röntgenstrahlung
DE102012217301B4 (de) * 2012-09-25 2021-10-14 Bayer Pharma Aktiengesellschaft Kombination aus Kontrastmittel und Mammographie-CT-System mit vorgegebenem Energiebereich und Verfahren zur Erzeugung tomographischer Mammographie-CT-Aufnahmen durch diese Kombination
CN103720482B (zh) 2012-10-11 2016-01-20 财团法人工业技术研究院 影像重建方法与***及影像建构方法与***
JP6026215B2 (ja) * 2012-10-17 2016-11-16 東芝メディカルシステムズ株式会社 光子計数型のｘ線コンピュータ断層撮影装置およびそのデータ転送方法
TWI531233B (zh) * 2012-12-13 2016-04-21 財團法人工業技術研究院 感測裝置及其像素結構
CN103913472B (zh) * 2012-12-31 2016-04-20 同方威视技术股份有限公司 Ct成像***和方法
JP6289223B2 (ja) * 2013-04-04 2018-03-07 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
JP6257916B2 (ja) * 2013-04-26 2018-01-10 東芝メディカルシステムズ株式会社 光検出装置、放射線検出装置、放射線分析装置及び光検出方法
JP6305692B2 (ja) * 2013-05-28 2018-04-04 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線診断装置
US9980686B2 (en) 2013-07-23 2018-05-29 Koninklijke Philips N.V. Hybrid (spectral/non-spectral) imaging detector array and corresponding processing electronics
DE102013218692B4 (de) 2013-09-18 2022-09-08 Siemens Healthcare Gmbh Detektion von Röntgenstrahlung
CN105122085B (zh) * 2013-10-09 2019-01-11 皇家飞利浦有限公司 利用调整的能量阈值用于生成能量分辨x射线图像的方法和设备
US9274066B2 (en) 2013-10-25 2016-03-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Method for spectral CT local tomography
EP2871496B1 (en) * 2013-11-12 2020-01-01 Samsung Electronics Co., Ltd Radiation detector and computed tomography apparatus using the same
US20150178957A1 (en) * 2013-12-20 2015-06-25 Toshiba Medical Systems Corporation Iterative reconstruction for spectral ct based upon combined data of full views of intensity data and sparse views of spectral data
JP2015180859A (ja) * 2014-03-05 2015-10-15 株式会社東芝 フォトンカウンティングｃｔ装置
EP3155594B1 (en) 2014-06-12 2021-08-18 Koninklijke Philips N.V. Contrast agent dose simulation
CN106687825B (zh) * 2014-09-02 2020-06-23 皇家飞利浦有限公司 谱ct探测器中的基于窗口的谱测量
US10959688B2 (en) * 2014-11-20 2021-03-30 Koninklijke Philips N.V. X-ray flux reducer for a photon counting detector
CN104391316B (zh) * 2014-12-08 2017-03-29 上海太弘威视安防设备有限公司 三维空间曲面多能量闪烁探测器的探测方法
CN104545960B (zh) 2014-12-18 2017-05-31 沈阳东软医疗***有限公司 一种双能ct的扫描电压的选择方法及设备
EP3262612B1 (en) * 2015-02-25 2019-01-30 Koninklijke Philips N.V. A method for the reconstruction of quantitative iodine maps using energy resolved tomography
WO2016147844A1 (ja) * 2015-03-19 2016-09-22 株式会社日立製作所 Ｘ線ｃｔ装置及びマルチエネルギー像作成方法
US10646176B2 (en) * 2015-09-30 2020-05-12 General Electric Company Layered radiation detector
DE102015226489B4 (de) 2015-12-22 2024-05-16 Siemens Healthineers Ag Röntgensystem und Verfahren zur Bildrekonstruktion
CN107280700B (zh) * 2016-03-31 2023-06-20 通用电气公司 Ct成像设备及方法、用于ct成像设备的x射线收发组件
CN106153648A (zh) * 2016-06-22 2016-11-23 深圳先进技术研究院 一种静态高分辨显微ct成像***及应用其的成像方法
JP7258744B2 (ja) 2016-07-13 2023-04-17 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ スペクトルコンピュータ断層撮影フィンガープリンティング
US10721082B2 (en) * 2016-07-18 2020-07-21 International Business Machines Corporation Screen printed phosphors for intrinsic chip identifiers
CN109688908B (zh) * 2016-09-16 2023-01-03 皇家飞利浦有限公司 用于确定血流储备分数的装置和方法
DE102016223831B3 (de) * 2016-11-30 2017-11-16 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren zum Bereitstellen von mittels eines Dual-Source CT-Geräts aus einem Messfeld erfassten quantitativen CT-Bilddaten, sowie Recheneinheit, Dual-Source CT-Gerät und Computerprogrammprodukt
US20190353802A1 (en) * 2017-01-02 2019-11-21 Koninklijke Philips N.V. X-ray detector and x-ray imaging apparatus
US10398394B2 (en) * 2017-01-06 2019-09-03 General Electric Company Energy-discriminating photon-counting detector and the use thereof
GB2560552B (en) * 2017-03-15 2020-09-09 Smiths Heimann Sas Method and apparatus
KR101947479B1 (ko) * 2017-03-31 2019-02-13 오스템임플란트 주식회사 엑스선 촬영 장치 및 방법
CN106841248B (zh) * 2017-04-07 2023-10-31 北京华力兴科技发展有限责任公司 车辆或集装箱的安全检查***
US11000701B2 (en) * 2017-08-01 2021-05-11 Varex Imaging Corporation Dual-layer detector for soft tissue motion tracking
DE102017213479A1 (de) * 2017-08-03 2019-02-07 Siemens Healthcare Gmbh Computertomographische Aufnahme mit verschiedenen Energieschwellensätzen
JP2020533082A (ja) 2017-09-08 2020-11-19 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． スペクトル（マルチエネルギー）イメージング視覚化
US20200406061A1 (en) 2017-09-12 2020-12-31 Koninklijke Philips N.V. Employing spectral (mutli-energy) image data with image guided applications
US20190083053A1 (en) * 2017-09-21 2019-03-21 General Electric Company Energy separation in multi-energy computed tomography
CN111201452B (zh) 2017-10-09 2023-09-12 皇家飞利浦有限公司 体积图像数据的材料选择性自适应混合
EP3711026A1 (en) 2017-11-14 2020-09-23 Koninklijke Philips N.V. Single ct backprojector with one geometry calculation per voxel for multiple different types of projection data
JP7239592B2 (ja) 2018-01-19 2023-03-14 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ コントラスト強調スキャン中のスキャンパラメータ適応
WO2019149762A1 (en) 2018-01-31 2019-08-08 Koninklijke Philips N.V. Non-spectral computed tomography (ct) scanner configured to generate spectral volumetric image data
US11813101B2 (en) 2018-01-31 2023-11-14 Koninklijke Philips N.V. Image quality improved virtual non-contrast images generated by a spectral computed tomography (CT) scanner
EP3553568A1 (en) * 2018-04-12 2019-10-16 Koninklijke Philips N.V. X-ray detector with focused scintillator structure for uniform imaging
CN110836901B (zh) * 2018-08-17 2020-09-04 同方威视技术股份有限公司 基于k边缘成像的优化阈值方法、装置、设备和介质
EP3632325A1 (en) * 2018-10-04 2020-04-08 Koninklijke Philips N.V. System for providing a spectral image
WO2020086958A1 (en) * 2018-10-25 2020-04-30 The Johns Hopkins University Spatial-spectral filters for multi-material decomposition in computed tomography
US11071514B2 (en) * 2018-11-16 2021-07-27 Varex Imaging Corporation Imaging system with energy sensing and method for operation
JP7489387B2 (ja) 2018-12-06 2024-05-23 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ ３ｄ仮想内視鏡レンダリング
JP2021013489A (ja) * 2019-07-11 2021-02-12 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔシステム及び医用処理装置
EP3795082B1 (de) * 2019-09-23 2022-06-29 Siemens Healthcare GmbH Verfahren und vorrichtung zur erzeugung eines spektralen computertomographie-bilddatensatzes
JP2021076393A (ja) * 2019-11-05 2021-05-20 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び放射線撮像システム
DE102019218589A1 (de) * 2019-11-29 2021-06-02 Bayer Aktiengesellschaft Simultane Bilddarstellung von zwei unterschiedlichen funktionellen Bereichen
EP3835829A1 (en) * 2019-12-09 2021-06-16 Koninklijke Philips N.V. X-ray detector
US11832979B2 (en) * 2020-06-08 2023-12-05 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for a stationary CT imaging system
CN112964738B (zh) * 2021-01-29 2022-11-22 山东大学 一种工业ct快速扫描***及方法
CN113520434B (zh) * 2021-06-03 2024-02-13 苏州动影信息科技有限公司 一种适用于小动物的能谱快速成像锥束ct***及设计方法
CN114113158A (zh) * 2021-11-08 2022-03-01 上海物影科技有限公司 目标物体识别装置及***
CN114916950B (zh) * 2022-07-21 2022-11-01 中国科学院深圳先进技术研究院 基于多层平板探测器的高空间分辨能谱ct图像重建方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2145485C1 (ru) * 1998-03-12 2000-02-20 Кванта Вижн, Инк. Ультрамалоугловая рентгеновская томография
US20050084060A1 (en) * 2003-10-15 2005-04-21 Seppi Edward J. Systems and methods for functional imaging using contrast-enhanced multiple-energy computed tomography
US20050147199A1 (en) * 2003-12-29 2005-07-07 Dunham Bruce M. Systems and methods for generating images by using monochromatic x-rays
US20070147574A1 (en) * 2005-12-22 2007-06-28 Bernard De Man Bruno K Method for performing image reconstruction using hybrid computed tomography detectors

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4686695A (en) 1979-02-05 1987-08-11 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Scanned x-ray selective imaging system
US4626688A (en) * 1982-11-26 1986-12-02 Barnes Gary T Split energy level radiation detection
US5287546A (en) * 1992-09-14 1994-02-15 Lunar Corporation Patient positioning apparatus for bone scanning
US5745544A (en) 1991-02-13 1998-04-28 Lunar Corporation Bone densitometer with film cassette
JP3405760B2 (ja) * 1992-05-27 2003-05-12 株式会社東芝 Ｃｔ装置
JPH06277208A (ja) * 1993-03-30 1994-10-04 Toshiba Corp Ｘ線ｃｔ装置
JP3449561B2 (ja) * 1993-04-19 2003-09-22 東芝医用システムエンジニアリング株式会社 Ｘ線ｃｔ装置
US5661774A (en) * 1996-06-27 1997-08-26 Analogic Corporation Dual energy power supply
JP3977624B2 (ja) * 2001-10-18 2007-09-19 株式会社東芝 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
US8106170B2 (en) 2004-11-11 2012-01-31 Crucell Holland B.V. Compositions against SARS-coronavirus and uses thereof
US7968853B2 (en) * 2005-04-26 2011-06-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Double decker detector for spectral CT
JP5042465B2 (ja) * 2005-05-18 2012-10-03 株式会社日立メディコ 放射線撮影装置、画像処理方法
WO2007049168A2 (en) * 2005-10-28 2007-05-03 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Method and apparatus for spectral computed tomography
JP5180181B2 (ja) * 2006-03-16 2013-04-10 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ コンピュータ断層撮影データ収集装置及び方法
WO2007110795A2 (en) * 2006-03-29 2007-10-04 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Effective dual-energy x-ray attenuation measurement
DE102006056884A1 (de) * 2006-12-01 2008-06-05 Siemens Ag Verfahren und CT-System zur Durchführung einer Cardio-CT-Untersuchung eines Patienten

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2145485C1 (ru) * 1998-03-12 2000-02-20 Кванта Вижн, Инк. Ультрамалоугловая рентгеновская томография
US20050084060A1 (en) * 2003-10-15 2005-04-21 Seppi Edward J. Systems and methods for functional imaging using contrast-enhanced multiple-energy computed tomography
US20050147199A1 (en) * 2003-12-29 2005-07-07 Dunham Bruce M. Systems and methods for generating images by using monochromatic x-rays
US20070147574A1 (en) * 2005-12-22 2007-06-28 Bernard De Man Bruno K Method for performing image reconstruction using hybrid computed tomography detectors

Also Published As

Publication number Publication date
US20110096892A1 (en) 2011-04-28
WO2010001281A1 (en) 2010-01-07
EP2296551A1 (en) 2011-03-23
BRPI0910206A2 (pt) 2015-09-29
EP2296551B1 (en) 2016-04-20
CN102076263B (zh) 2013-06-19
CN102076263A (zh) 2011-05-25
JP2011526521A (ja) 2011-10-13
US8442184B2 (en) 2013-05-14
JP5715052B2 (ja) 2015-05-07
RU2011103153A (ru) 2012-08-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2505268C2 (ru) Спектральная компьютерная томография
CN102395901B (zh) 光谱成像
JP5647293B2 (ja) スペクトルコンピュータ断層撮影のための装置及び方法
EP2370836B1 (en) Spectral imaging
US7968853B2 (en) Double decker detector for spectral CT
JP5485692B2 (ja) エネルギースペクトル再構成
JP5763916B2 (ja) 多重エネルギｃｔ撮像データを取得するシステム及び方法
US10827992B2 (en) Energy-discriminating photon-counting detector and the use thereof
US8488854B2 (en) System and apparatus for classifying x-ray energy into discrete levels
US20120001084A1 (en) Spectral imaging
US9482630B2 (en) Multiple-layered energy-integrating detector in a hybrid computed tomography scanner
JP2015504521A (ja) 放射線を検出する検出装置
JP2016131884A (ja) Ｘ線ｃｔ装置、光子計数型検出装置及び二重積層光子計数型検出器
EP3819675B1 (en) Imaging of photon-counting ct system

Legal Events

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

Effective date: 20170602