CN110914716A - 用于与辐射检测器一起使用的散射校正技术 - Google Patents

用于与辐射检测器一起使用的散射校正技术 Download PDF

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Abstract

本方法涉及逐像素地使用辐射检测器采集的信号的散射校正。在某些实施方式中，本文公开的系统和方法便于使用具有分段检测器元件的检测器生成的信号的散射校正，诸如可以存在于能量分辨光子计数CT成像系统中。

Description

用于与辐射检测器一起使用的散射校正技术
背景技术
本说明书的实施方案整体涉及辐射检测器，并且更具体地涉及用于与辐射检测器一起使用的散射技术方法。
在成像系统诸如计算机断层摄影(CT)成像系统中，扇形X射线束朝向对象诸如患者或一件行李发射，以对对象中的感兴趣的区域成像。束通常被对象衰减。随后，衰减的束入射在具有检测器元件阵列的CT检测器上。响应于衰减的束，该阵列的检测器元件生成表示对象的内部信息的相应电信号。这些电信号由数据处理单元处理以生成表示对象中的感兴趣的区域的图像。
从采集的数据重建图像通常是基于X射线光子已经在从X射线发射焦点到检测到相应光子的检测器元件的直线路径中行进的假设。然而，在到达它们生成信号的检测器元件之前，某个数量的X射线光子可能被偏转或以非线性路径行进(即，散射)。这种散射的光子在检测器元件处生成对衰减的异常指示，其可能表现为重建的图像中的噪声或其他图像不规则性(即，伪影)。因此，可能感兴趣的是找到用于解决在X射线图像采集中的散射相关信号的方法。
发明内容
下面概述与原始要求保护的主题的范围相当的某些实施方案。这些实施方案不旨在限制要求保护的主题的范围，而是这些实施方案仅旨在简要地概述可能实施方案。实际上，本发明可以涵盖可与下面阐述的实施方案类似或不同的各种形式。
在一个实施方式中，提供了用于减少包括X射线源和像素化检测器的计算机断层摄影(CT)系统中的散射信号的方法。根据本实施方式的各方面，对于包括多个段的检测器元件的每个相应段，采集相应响应信号。对于检测器元件，基于来自检测器元件的段中的一个或多个段的读出信号而估计基本上没有散射信号的原发信号。基于估计的原发信号，估计检测器元件的一个或多个段处的散射信号并在一个或多个段处进行校正以生成散射校正的读出信号。
在另外的实施方式中，提供了计算机断层摄影(CT)成像系统。根据本实施方式的各方面，该CT成像系统包括：辐射源，该辐射源被配置为发射辐射；和像素化检测器，该像素化检测器被配置为响应于发射的辐射而生成信号。像素化检测器包括多个检测器元件，每个检测器元件包括在辐射传播方向上偏移的多个段。检测器元件的至少一部分在至少一个维度上被辐射阻挡板隔开。该CT成像系统还包括处理部件，该处理部件被配置为接收从像素化检测器读出的信号，其中针对每个检测器元件的每个段读出信号。对于每个检测器元件，处理部件：基于来自检测器元件的段中的一个或多个段的读出信号而估计基本上没有散射信号的原发信号；基于估计的原发信号，估计检测器元件的一个或多个段处的散射信号；校正一个或多个段处所估计的散射信号以生成检测器元件的散射校正的读出信号；以及对于来自每个检测器元件的组合的散射校正的读出信号，使用散射校正的读出信号来重建图像。
在附加的实施方式中，提供了一个或多个非暂态计算机可读介质，该一个或多个非暂态计算机可读介质存储处理器可执行指令。根据本实施方式的各方面，指令在由一个或多个处理器执行时使一个或多个处理器执行包括以下操作的动作：对于包括多个段的检测器元件的每个相应段，采集相应响应信号；对于检测器元件，基于来自检测器元件的段中的一个或多个段的读出信号而估计基本上没有散射信号的原发信号；以及基于估计的原发信号，估计检测器元件的一个或多个段处的散射信号并校正一个或多个段处所估计的散射信号以生成散射校正的读出信号。
附图说明
参考附图阅读以下详细描述将更好地理解本发明的实施方案的这些及其他特征和方面，在附图中，相同字符表示在整个附图中的相同部分，在附图中：
图1是根据本公开的各方面的计算机断层摄影(CT)系统的框图表示；
图2描绘了根据本公开的各方面的分段像素化检测器的侧剖视图；
图3描绘了根据本公开的各方面的将图2的检测器的检测器元件隔开的板的准直效应；
图4描绘了根据本公开的各方面的分段检测器的组合的原发信号和散射信号；
图5描绘了根据本公开的各方面的分段检测器的组合的原发信号和散射信号；
图6描绘了根据本公开的各方面的关于分段检测器的散射的几何方面；
图7是根据本公开的各方面的用于散射校正的方法的流程图；
图8描绘了根据本公开的各方面的关于具有交替准直的分段检测器的散射的各方面；并且
图9描绘了根据本公开的各方面的二维准直网格。
具体实施方式
下面将描述一个或多个具体的实施方案。为了简明地描述这些实施方案，实际实施方式的所有特征都不会在本说明书中进行描述。应当理解，在对任何此类实际实施方式的开发中，就像在任何工程项目或设计项目中那样，必须作出许多特定于实施方式的决策才能实现开发员的具体目标，诸如遵守系统相关和业务相关约束，这可能因各个实施方式而变化。此外，应当理解，这种开发工作可能既复杂又耗时，但是对于受益于本公开的普通技术人员将仍是设计、制作和制造的例行工作。
在介绍本发明的各种实施方案的要素时，冠词“一”、“一个”、“该”、“所述”旨在表示存在要素中的一个或多个。术语“包含”、“包括”和“具有”旨在是包括性的，并且表示存在除所列出的要素之外的附加的要素。此外，在以下讨论中的任何数值示例旨在是非限制性的，并且因此附加的数值、范围和百分比在所公开的实施方案的范围内。
虽然可以在医学成像的上下文中提供以下讨论的各方面，但是应当理解，本技术不限于这样的医学上下文。实际上，在这样的医学上下文中提供示例和解释仅是为了通过提供实际实施方式和应用的实例来便于解释。然而，本方法也可以用于其他上下文中，诸如用于在制成件或制成品的非破坏性检查(即，质量控制或质量审核应用)和/或包裹、箱盒、行李等的非侵入性检查(即，安检或筛检应用)中使用的工业计算机断层摄影(CT)的断层摄影图像重建。一般来讲，本方法可以在任何成像或筛检上下文中或图像处理领域中是有用的，其中一组或一类采集到的数据经历重建过程以生成图像或体积。
本公开的实施方案涉及用于与由辐射检测器生成的信号一起使用的散射校正算法。特别地，本文公开的系统和方法便于使用具有竖直地分段的检测器元件的检测器生成的信号的散射校正，诸如可以存在于能量分辨光子计数CT成像系统中。
如本文所讨论，在某些实施方式中，辐射检测器是能量分辨光子计数CT成像系统，其包括具有竖直地分段的检测器元件(即，像素)的检测器，从中从在不同深度的相应段读出信号。竖直地分段的检测器元件通常采用屏蔽件，该屏蔽件在至少一个维度上将检测器元件彼此隔开，以有效地沿着检测器元件的长度提供一定程度的散射吸收。因此，在检测器元件内的不同的段处观察到的散射-原发(SPR)比(被定义为
Figure BDA0002242417160000041
)基于深度而变化，其中更高的段(即，更接近于X射线源的那些)比较低的那些段(即，远离X射线源的)经历更多的散射(即，具有更高的SPR)。本方法利用在检测器元件内的不同深度处的SPR的这种差异来校正每个检测器元件的不同的段内的散射。
考虑到这一点，如本文所用，术语“像素”和“分段检测器”等同地用于表示像素化检测器的检测器元件。如本文所用，术语“增益因子”是指应用于分段检测器的响应信号的增益值。此外，如本文所用，术语“散射信号”是指表示检测器信号的在X射线源与检测器之间的飞行中经历方向变化的X射线光子的分量。此外，术语“堆积”是指当X射线光子的密度增加超过阈值时呈现饱和响应的检测器响应。如本文所用，术语“通道”等同地和互换地使用以指代检测器的多个段和对应读出电子器件的组合，其中该组合被配置为生成响应信号。术语“响应”是指从分段检测器获得的响应信号。在分段检测器的情况下，响应信号包括对应于多个能量仓的多个光子计数，例如，对应于相应X射线光子的能量的不同离散能量范围。在多个光子计数中的光子计数值中的每个由与分段检测器的段相关联的光子计数器生成。
考虑到前述讨论，图1示出了根据本文讨论的结构和方法的成像系统10的实施方案，该成像系统10用于使用分段检测器元件来采集和处理图像数据并进行防散射校正。在所示的实施方案中，系统10是计算机断层摄影(CT)系统，其被设计为采集X射线投影数据并将投影数据重建为体积重建以显示和分析。CT成像系统10包括一个或多个X射线源12，诸如一个或多个X射线管或固态发射结构，其允许在成像期间在一个或多个能谱下生成X射线。
在某些实施方式中，源12可以定位在前患者准直器22附近，该前患者准直器22可以用于操纵X射线束20，以限定X射线束20的高强度区域的形状(诸如通过限制偏角发射)和/或范围来控制或限定X射线束20的能量分布和/或以其他方式限制患者24的不在X射线束20的区域内的那些部分上的X射线暴露。在实践中，滤波器组件或束整形器22可以结合在机架内，在源12与成像体积之间。
X射线束20进入其中定位有受检者(例如，患者24)或感兴趣的对象(例如，制成部件、行李、包裹等)的区域。受检者使X射线光子20的至少一部分衰减，从而造成衰减的X射线光子26撞击在由以m×n阵列布置的多个分段检测器元件(例如，像素)形成的像素化检测器阵列28上。检测器28可以是能量积分检测器、光子计数检测器、能量鉴别检测器或任何其他合适的辐射检测器。以举例的方式，检测器28可以是能量区分光子计数检测器，其响应于入射在检测器上的X射线而生成的输出信号传达关于在测量位置处和在对应于扫描或成像阶段的时间间隔上影响检测器的光子的数量和能量的信息。例如，检测器28的元件的输出信号可以构成多个能量仓(即，能量范围)中的每个在给定采集间隔内的光子计数。采集并处理电信号以生成一个或多个投影数据集。在所描绘的示例中，检测器28耦接到系统控制器30，该系统控制器命令采集由检测器28生成的数字信号。
系统控制器30命令成像系统10的操作以执行滤波、检查和/或校准方案，并且可以处理采集的数据。关于X射线源12，系统控制器30为X射线检查序列提供了功率、焦点位置、控制信号等。根据某些实施方案，系统控制器30可以控制滤波器组件22、CT机架(或X射线源12和检测器28所附接到的其他结构支撑件)和/或在检查过程中患者支撑件的平移和/或倾斜的操作。
另外，系统控制器30可以经由马达控制器36控制分别用于移动受检者24和/或成像系统10的部件的线性定位子系统32和/或旋转子系统34的操作。例如，在CT系统中，辐射源12和检测器28围绕对象(例如，患者24)旋转，以在一系列的角视图的范围内采集X射线透射数据。因此，在现实实施方式中，成像系统10被配置为生成对应于覆盖整个感兴趣的扫描区域的多个角位置(例如，360°、180°+扇形束角度(α)等)中的每个的X射线透射数据。
系统控制器30可以包括信号处理电路和相关联的存储器电路。在这样的实施方案中，存储器电路可以存储由系统控制器30执行的程序、例程和/或编码算法，以操作成像系统10(包括X射线源12和/或滤波器组件22)，并且处理根据本文讨论的步骤和过程由检测器28采集的数字测量。在一个实施方案中，系统控制器30可以实施为基于处理器的系统的全部或一部分。
源12可以由包含在系统控制器30内的X射线控制器38控制。X射线控制器38可以被配置为向源12提供功率、定时信号和/或焦点大小和斑点位置。另外，在一些实施方案中，X射线控制器38可以被配置为选择性地激活源12，使得系统10内的不同位置处的管或发射器可以彼此同步地操作或彼此独立地操作，或者在成像期间在不同的能量分布之间切换源。
系统控制器30可以包括数据采集系统(DAS)40。DAS 40接收由检测器28的读出电子器件收集的数据，诸如来自检测器28的数字信号。然后，DAS 40可以转换和/或处理数据，以供基于处理器的系统(诸如计算机42)进行后续处理。在本文讨论的某些实施方式中，检测器28内的电路可以在向数据采集系统40的传输之前将检测器的模拟信号转换为数字信号。计算机42可以包括一个或多个非暂时性存储器设备46或与之通信，非暂时性存储器设备46可以存储由计算机42处理的数据、要由计算机42处理的数据、或要由计算机42的图像处理电路44执行的指令。例如，计算机42的处理器可以执行存储在存储器46上的一组或多组指令，存储器46可以是计算机42的存储器、处理器的存储器、固件或类似的实例。以举例的方式，计算机42的图像处理电路44可以被配置为生成诊断图像。在一个实施方案中，诊断图像是使用应用于从多个像素102获得的多个散射校正的信号的图像重建技术获得的实时图像。在一个实施方案中，诊断图像是显示在显示设备50上以辅助执业医生的散射校正的CT图像。
计算机42还可以适于控制由系统控制器30启用的特征(即，扫描操作和数据采集)，诸如响应于操作员经由操作员工作站48提供的命令和扫描参数。系统10还可以包括耦接到操作员工作站48的显示器50，该显示器允许操作员查看相关系统数据、成像参数、原始成像数据、重建数据(例如，软组织图像、骨骼图像、分段的血管树等)、材料基础图像和/或材料分解结果等。另外，系统10可以包括打印机52，该打印机耦接到操作员工作站48并被配置为打印任何期望的测量结果。显示器50和打印机52也可以直接地连接到计算机42(如图1所示)或经由操作员工作站48连接。此外，操作员工作站48可以包括或耦接到图片存档和通信系统(PACS)54。PACS 54可以耦接到远程系统或客户端56、放射科信息系统(RIS)、医院信息系统(HIS)、或内部网络或外部网络，使得不同位置的其他人可以访问图像数据。
考虑到对整个成像系统10的前述讨论，并且转向图2，更详细地示出根据本方法使用的检测器28。特别地，在一个实施方案中，检测器28可以是直接转换型检测器(即，不采用闪烁体中间物的检测器)，诸如基于半导体材料(诸如碲化镉/碲化锌镉(CdTe/CZT)或硅)作为活性材料的检测器，该检测器在半导体传感器本身暴露于X射线光子下时生成可测量的信号。在本文讨论的某些实施方式中，描述了采用分段硅条带作为检测器元件(即，像素)的检测器28。
以举例的方式，并且简要地参照图2，多个像素102中的每个包括检测器元件(诸如硅条带)，该检测器元件具有相对于像素102的面向源12的表面设置在相对于发射的X射线26的路径的多个深度处的多个段106(例如，4、5、6、7、8或9个段)。需注意，为了简单起见，所描绘的硅条带被描绘为是连续的。然而，实际上，硅条带可以使用两个或更多个硅晶圆形成，以便允许在两个晶圆之间的空间以便于冷却和放置电路。然而，这种中断部分即使因实际制造或制作问题而存在也不会影响目前提出的概念。
如本文所用，X射线26相对于像素102的面向源的表面行进的方向(即，X射线传播方向)可以被表示为“竖直”的(其对应于图2中的Y维度)，和/或可以被解释为对应于深度尺寸，以便提供几何参考系，因此这种分段检测器元件可以被描述为竖直地分段的。然而，将理解，这种几何表征不一定表示绝对位置或取向信息，而仅旨在通过提供一致的上下文框架来进行简单地讨论。
可以理解，在用于CT的像素化检测器28的上下文中，对于在X射线入射在检测器28上的多个角位置中的每个角位置，检测器28在两个维度上包括多个这样的像素102。像素102内的多个竖直段106可以具有不同的高度和/或厚度，并且生成响应信号，该响应信号可以用于减小由像素化检测器28的像素102生成的信号中的伪影的影响。此外，如图2所示，像素102通过由X射线阻挡材料(例如，20μm的钨鞘)形成的防散射板160沿着X轴横向地分离。板160帮助防止检测器内的内部散射，如本文所讨论，并且有效地用于准直穿过检测器像素102的X射线，使得更靠近面向X射线源的表面的段106比更远离表面的那些更有可能经历散射事件。另外，在所描绘的示例中，防散射栅格或准直器18定位在检测器28的表面附近。可以理解，防散射栅格18和板160都可以由吸收或以其他方式阻挡X射线光子的一种或多种材料制成。因此，在被对象24反射或偏转之后撞击防散射准直器18或板160的中隔或以其他方式相对于防散射准直器18或板160的中隔以一定角度移动的X射线光子在其途中停止。相反地，在从X射线源12到检测器28的相对直的路径上行进的X射线光子不受抗散射准直器18和板160的阻碍。需注意，由于在检测器28的主体内存在用于准直X射线26的板160，在其他实施方式中，可以排除具有中隔162的防散射栅格18，或另选地，该防散射栅格因由内板160提供的准直而可能显著地小于常规防散射栅格。在省略单独防散射栅格18的一个这样的实施方案中，板160可以延伸到最上段106的表面上方(例如5mm至10mm)以去除散射信号。
虽然本示例将像素102描绘为在X维度上由板160横向地隔开，但是在一种实施方式中，像素102可以通过电偏压沿着Z维度隔开。以举例的方式，像素102的实施方式可以测量为在X维度上约0.4mm至0.5mm并在Z维度上0.5mm，并且具有在在Y维度上约20mm至约80mm之间的吸收长度(例如，30mm或60mm)，但是其他配置是可能的并落入本公开的范围内。
在所描绘的示例中，呈像素102形式的检测器元件被分段，使得在不同深度处的段106具有不同的厚度。例如，在所描绘的示例中，随着它们在Y方向上的深度的增加，段106的厚度也会增加。段106的在Y维度上的厚度可以基于沿着像素102的长度而获得均匀的计数率。
根据本方法，在不同深度处的段106各自对应于不同的读出通道。因此，在该示例中，对于任何给定像素102，存在四个段106(即，读出通道)。如下面更详细地讨论的，每个像素102的每个段106可以由给定读出通道读出到多个能量范围(即，能量仓)中，以按给定读出间隔或周期生成每个能量仓的光子计数。
考虑到由图1和图2提供的上下文，本方法利用如下观察情况：更靠近检测器元件102的面向X射线源12的表面的段106具有比检测器元件102中更低的那些段106具有更高的SPR率。这在图3中视觉上示出，其中竖直地分段的检测器元件与具有一定接近角范围的X射线26一起示出。可以看出，由于防散射中隔162和分隔板160的准直效应，相较于较低的段，较高的段106可以使入射X射线从较大的角范围(即，较大的接收角)接近。因此，可以从检测器的已知几何形状估计在像素102中竖直地布置的段106的SPR。考虑到这一点，本方法使用从检测器元件102内的段106采集的读出信号来估计整个检测器元件102上的散射。在一种这样的方法中，检测器元件内的相应段106的深度可以用作散射信号的建模中的参数，其中更深的段具有更少的散射信号。在一个实施方式中，可以假设来自具有最小散射污染或没有散射污染的最低(即，底部)段106A的读出信号是所有原发信号，并且该信号可以用于校正在相应检测器元件102内的较高段106(其随着深度的减小而具有成比例地更大的散射信号)的读出信号。然而，一般来讲，确定每个检测器元件106的原发信号和散射信号两者可以是使用来自给定检测器元件102内的一些或所有段106的读出信息的联合估计过程。根据这些方法，可以实施逐像素的散射校正，这为每个读出层提供对散射信号的准确估计。
以举例的方式，并且转向图4，在第一实施方式中，每个读出层i(即，结合对应的相关联的读出通道一起形成段106时所在的不同深度)的测量到的信号Ni由原发信号Pi和散射信号Si组成：
(1)Ni＝Pi+Si
已经设计了段厚度，使得原发信号对于不同的读出层是近似恒定的，但是每个读出层处的散射信号不同，散射信号越小，读出层越低。这在图4的图中图形地示出，其中线180对应于测量到的信号Ni，线182对应于原发信号Pi，并且线184对应于散射信号Si。
考虑到这一点，来自检测器28的底层(这里是层1)(与最底段106A相关联)的散射信号与散射的X射线光子很好地隔开。底层S1中的散射信号近似为零。因此，底层中的测量到的信号可以被估计为：
(2)P1＝N1
考虑到前述内容，并且转向图5，示出了考虑到光谱信息的示例性算法。对于Si条带光子计数检测器，如本文所讨论，针对每个读出层解析原发信号P(E)i的光谱。给定该光谱信息，可以使用来自下读出层(诸如对应于最底段106A的底读出层)的信号对上读出层执行散射估计。可以通过假设到达底读出层(或其他下读出层)的信号被在其上方的层衰减来估计剩余(即，非底)层中的原发信号。
例如，设μ(E)为能量E的X射线的硅检测器的X射线衰减系数。如果到达检测器表面的X射线光子通量表示为Ii，那么按照比尔定律，在由顶检测器层衰减之后的X射线光子通量是：
(3)
Figure BDA0002242417160000101
其中di是对应检测器层的厚度。在由第二顶检测器层衰减之后的X射线光子通量是：
(4)
Figure BDA0002242417160000102
类似地，在由底检测器层衰减之后的X射线光子通量是：
(5)
Figure BDA0002242417160000111
而且，在从底部由第二层衰减之后的X射线光子通量是：
(6)
Figure BDA0002242417160000112
因此，可以计算每个检测器层的原发信号P。底检测器层的原发信号是：
(7)
Figure BDA0002242417160000113
来自底检测器层的针对第二层的原发信号是：
(8)
Figure BDA0002242417160000114
针对顶层的原发信号是：
(9)
Figure BDA0002242417160000115
来自顶检测器层的针对第二层的原发信号是：
(10)
Figure BDA0002242417160000116
可以用这些方程计算每个检测器层与底检测器层相比的信号比率。例如：
(11)
Figure BDA0002242417160000117
(12)
Figure BDA0002242417160000118
可以执行最小平方拟合，以给出测量到的信号N以及原发信号之间的关系，以估计检测器28的每个读出层的原发信号P和散射信号S。由于散射信号是低频信号，因此还可以应用平滑内核以进一步平滑来自拟合运算的散射信号。在具有30mm高度的钨层的实施方式中，可以忽略底层的散射信号S1，因此，底层的信号可以仅被视为原发信号，以简化最小平方拟合。
在第二实施方式中，每个检测器读出层的散射信号Si对每个检测器读出层的信号收集角(即，接收或接受角)θ有依赖性，如图6所示，并且从该依赖性得到基于模型的散射校正算法。给定设计几何形状，可以计算每个检测器层的接收角θi。在给定读出层处的从顶读出层到底读出层减小的散射信号Si是θi的函数，并且可以被建模为(θi)。接收角θi取决于检测器读出层的深度，其可以表征为∈tan-1w/d，其中w是检测器像素102的宽度。
为了准确地模拟散射信号，还需要考虑对象24的大小和前患者准直器22的大小或尺寸。例如，如果对象24太小，那么远离对象的检测器单元可以接收更少的散射信号。如果前患者准直器22非常窄，那么来自对象的散射信号的量也小得多。
以举例的方式，如果对象24足够大以覆盖检测器平面的大部分，并且前患者准直器22是宽的，那么到达顶检测器读出层的散射信号被称为Sc。随着接收角减小，散射信号S将通常会成比例地减小：
(13)
Figure BDA0002242417160000121
因此，对于顶检测器层i：
(14)
Figure BDA0002242417160000122
对于从顶部起计的第二检测器层i-1：
(15)
Figure BDA0002242417160000123
类似地，对于底检测器层：
(16)
Figure BDA0002242417160000131
该散射信号关系也可以用在如上所述的最小平方拟合方案中，因为每个检测器读出层的测量到的信号可以用于求解原发信号P和散射信号S。还可以使用基于物理模型的散射估计而获得来自对象24的散射信号SC的量。另外，还可以应用第一遍重建以更好地估计散射信号S。该依赖性还可以用于对每个读出层的散射信号进行建模，并且与先前描述的算法组合以进一步提高散射信号的估计准确度。
转到图7，示出了描述用于对具有多个读出层的能量分辨检测器执行散射校正处理的步骤的示例性处理流程。在该示例性流程中，在步骤190处，从每个读出层(对应于多段检测器元件102的段106的不同深度)采集读出信号。在步骤192处执行每个读出层的初始散射校正。该步骤也是任选的。针对每个读出层估计光谱信息(步骤194)。基于初始散射校正和光谱估计，针对每个读出层估计散射信号(步骤196)，诸如使用基于来自给定像素102的底读出层的信号的最小平方估计。或者，可以采用基于给定像素的不同的读出层之间的散射信号的关系的散射校正模型。然后，从相应像素102的给定段106的测量到的信号中减去估计的散射信号(步骤198)。
可以理解，虽然前述示例提供了本概念的一般概述，但是本方法也适用于上述检测器配置的变型。例如，散射准直器板或反射器160不必设置在每行像素102之间，而是可替代地定位在交替的像素行102之间或根据其他交替方案(即，每隔二行像素，每隔三行像素、或每隔四行像素)定位，如图8所示。所提出的算法同等地适用于这些设计。
以举例的方式，并且转向图8，散射信号通常具有低的特殊频率，即，相邻像素接收类似的散射信号。因此，可以对一组板160之间的像素的读出值求平均以用于散射信号估计来根据以下方程改进统计值：
(17)Ni(E)＝(Nai(E)+Nbi(E))/2。
然后可以使用信号序列Ni(E)的先前描述的算法对求平均的信号执行散射估计。
在一个实施方式中，如本文所讨论，沿着X方向的深度1-D防散射准直器(板160)可以显著地减小散射信号。另外，沿着Z方向的另一个防散射准直器(板162)可以进一步减小散射信号，如图9中的自顶向下视图所示。特别地，在这种情况下，来自底读出层的对应于段106A的读出信号可以被视为原发信号。可以理解，考虑到原发信号的光谱，原发信号应当在适当对准的像素102的段106之间近似恒定，并且可以由此在给定光谱信息的情况下确定像素102的其他读出层的原发信号，如某些前述示例中所讨论。
本文描述用于估计和/或减少辐射检测器中的散射信号的各种系统和方法，诸如逐像素地。这种基于单独像素的散射校正算法可以显著地提高CT或其他成像系统的散射信号估计的准确度。通过改进的散射校正，可以预期通过减少伪影来相应地改进图像质量，这可能有益于诊断疾病。此外，本方法利用基于硅条带的光子计数检测器的检测器设计本身，并且可以通过减少或消除抗散射准直器来简化检测器设计。
应当理解，上述所有此类目标和优点不一定全都可以根据任何特定实施方案实现。因此，例如，本领域的技术人员将认识到，本文所述的系统和技术可以以实现或改进如本文教导的一个优点或一组优点而不一定实现如本文教导或建议的其他目的或优点的方式体现或进行。
虽然已经结合仅有限数量的实施方案详细地描述本技术，但是应当容易地理解，本技术不限于此类公开的实施方案。相反，本技术可以被修改以结合在此之前没有描述但与权利要求的精神和范围相称的任何数量的变化、更改、替换或等同布置。另外，虽然已经描述本技术的各个实施方案，但是应当理解，本说明书的各方面可以包括所述的实施方案中的仅一些。因此，本说明书不应视为受限于前述描述，而是仅受限于所附权利要求范围。

Claims (21)

1.一种用于减少包括X射线源和像素化检测器的计算机断层摄影(CT)系统中的散射信号的方法，所述方法包括：
对于包括多个段的检测器元件的每个相应段，采集相应响应信号；
对于所述检测器元件，基于来自所述检测器元件的所述段中的一个或多个段的读出信号而估计基本上没有散射信号的原发信号；以及
基于所估计的原发信号，估计所述检测器元件的一个或多个段处的散射信号并校正所述一个或多个段处所估计的散射信号以生成散射校正的读出信号。
2.根据权利要求1所述的方法，其中基于来自距所述X射线源最远的相应段的相应读出信号而估计所述原发信号。
3.根据权利要求1所述的方法，其中使用来自所述检测器元件的所有段的所述读出信号联合地估计所述原发信号和所述散射信号，其中来自距所述X射线源更远的段的读出信号在所述联合估计过程中接收较大的权重。
4.根据权利要求1所述的方法，其中估计所述散射信号的动作基于成像的对象的尺寸或所述X射线源和所述检测器的几何形状中的一者或两者。
5.根据权利要求1所述的方法，其中所述估计所述散射信号的动作基于针对所述检测器元件的每个段估计的相应X射线光谱。
6.根据权利要求1所述的方法，其中所述估计动作包括应用最小平方拟合运算。
7.根据权利要求1所述的方法，其中所述估计动作采用基于物理的散射模型来估计所述检测器元件的其他段处的所述散射信号。
8.根据权利要求7所述的方法，其中所述基于物理的散射模型包括关于所述检测器元件的所述段中的每个段的接收角度的参数。
9.根据权利要求1所述的方法，还包括平滑所估计的散射信号。
10.根据权利要求1所述的方法，其中对来自相邻检测器元件的对应段的平均测量信号执行所述估计动作。
11.一种计算机断层摄影(CT)成像系统，包括：
辐射源，所述辐射源被配置为发射辐射；
像素化检测器，所述像素化检测器被配置为响应于所发射的辐射而生成信号，其中所述像素化检测器包括多个检测器元件，每个检测器元件包括在辐射传播方向上偏移的多个段，其中所述检测器元件的至少一部分在至少一个维度上被辐射阻挡板隔开；
处理部件，所述处理部件被配置为接收从所述像素化检测器读出的信号，其中针对每个检测器元件的每个段读出信号，并且其中对于每个检测器元件，所述处理部件：
基于来自所述检测器元件的所述段中的一个或多个段的读出信号而估计基本上没有散射信号的原发信号；
基于所估计的原发信号，估计所述检测器元件的一个或多个段处的散射信号；
校正所述一个或多个段处所估计的散射信号以生成所述检测器元件的散射校正的读出信号；以及
对于来自每个检测器元件的所述组合的散射校正的读出信号，使用所述散射校正的读出信号来重建图像。
12.根据权利要求11所述的CT成像系统，其中使用来自所述检测器元件的所有段的所述读出信号联合地估计所述原发信号和所述散射信号。
13.根据权利要求12所述的CT成像系统，其中来自距所述X射线源更远的段的所述读出信号具有较少的散射信号，所述较少的散射信号可以使用所述段的深度作为一个参数来建模。
14.根据权利要求11所述的CT成像系统，其中基于来自距所述X射线源最远的相应段的相应读出信号而估计所述原发信号。
15.根据权利要求11所述的CT成像系统，其中所述检测器元件由辐射阻挡板以每一个像素、每两个像素、每三个像素、每四个像素或每五个像素的间隔隔开。
16.根据权利要求11所述的CT成像系统，其中所述处理部件还被配置为基于成像的对象的尺寸或所述X射线源和所述检测器的几何形状中的一者或两者而估计所述散射信号。
17.根据权利要求11所述的CT成像系统，其中所述处理部件还被配置为基于针对所述检测器元件的每个段估计的相应X射线光谱而估计所述散射信号。
18.根据权利要求11所述的CT成像系统，其中所述处理部件还被配置为使用来自相邻检测器元件的对应段的平均测量信号来估计所述散射信号。
19.一个或多个非暂态计算机可读介质，所述一个或多个非暂态计算机可读介质存储处理器可执行指令，所述处理器可执行指令在由一个或多个处理器执行时，使所述一个或多个处理器执行包括以下操作的动作：
对于包括多个段的检测器元件的每个相应段，采集相应响应信号；
对于所述检测器元件，基于来自所述检测器元件的所述段中的一个或多个段的读出信号而估计基本上没有散射信号的原发信号；以及
基于所估计的原发信号，估计所述检测器元件的一个或多个段处的散射信号并校正所述一个或多个段处所估计的散射信号以生成散射校正的读出信号。
20.根据权利要求19所述的一个或多个非暂态计算机可读介质，其中所述估计所述散射信号的动作基于成像的对象的尺寸或所述X射线源和所述检测器的几何形状中的一者或两者。
21.根据权利要求19所述的一个或多个非暂态计算机可读介质，其中所述估计所述散射信号的动作基于针对所述检测器元件的每个段估计的相应X射线光谱。
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Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB201703291D0 (en) * 2017-03-01 2017-04-12 Ibex Innovations Ltd Apparatus and method for the correction of scatter in a radiographic system
EP3691557B1 (en) * 2017-10-02 2023-06-28 Intuitive Surgical Operations, Inc. Radiation finder tool
US10722196B2 (en) * 2017-10-02 2020-07-28 Canon Medical Systems Corporation Radiographic diagnosis apparatus, radiation detector and collimator
GB2608900B (en) 2018-08-31 2023-05-31 Ibex Innovations Ltd X-ray imaging system
US10898159B2 (en) * 2019-01-11 2021-01-26 General Electric Company X-ray imaging system use and calibration
US11431417B2 (en) * 2019-09-26 2022-08-30 Raytheon Company Methods and apparatus for reception of low photon density optical signals
US11058369B2 (en) * 2019-11-15 2021-07-13 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for coherent scatter imaging using a segmented photon-counting detector for computed tomography
US11389124B2 (en) 2020-02-12 2022-07-19 General Electric Company X-ray phase contrast detector
US11779296B2 (en) * 2020-03-20 2023-10-10 Canon Medical Systems Corporation Photon counting detector based edge reference detector design and calibration method for small pixelated photon counting CT apparatus
CN114784026A (zh) * 2021-01-22 2022-07-22 京东方科技集团股份有限公司 X射线探测基板及x射线探测器
CN115330895A (zh) * 2022-08-16 2022-11-11 迈胜医疗设备有限公司 一种散射校正方法、装置、设备及存储介质
CN118593003A (zh) * 2024-07-31 2024-09-06 上海西门子医疗器械有限公司 医用x射线成像的散射校正方法及装置、存储介质

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20040021083A1 (en) * 2000-06-07 2004-02-05 Nelson Robert Sigurd Device and system for improved Compton scatter imaging in nuclear medicine {and mammography}
US20070114426A1 (en) * 2005-11-22 2007-05-24 Tkaczyk John E Multi-layered detector system for high resolution computed tomography
CN1985188A (zh) * 2004-04-29 2007-06-20 谢菲尔德大学 高分辨率成像
WO2010058309A2 (en) * 2008-11-18 2010-05-27 Koninklijke Philips Electronics N.V. Spectral imaging detector
US20110064190A1 (en) * 2008-05-08 2011-03-17 Arineta Ltd X ray imaging system with scatter radiation correction and method of using same
CN104161535A (zh) * 2013-06-03 2014-11-26 苏州波影医疗技术有限公司 多层x射线计算机断层扫描系统的探测系统的反散射准直器
US20170090039A1 (en) * 2015-09-30 2017-03-30 General Electric Company Layered radiation detector

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10047720A1 (de) 2000-09-27 2002-04-11 Philips Corp Intellectual Pty Vorrichtung und Verfahren zur Erzeugung eines Röntgen-Computertomogramms mit einer Streustrahlungskorrektur
US6618466B1 (en) 2002-02-21 2003-09-09 University Of Rochester Apparatus and method for x-ray scatter reduction and correction for fan beam CT and cone beam volume CT
CN1973213B (zh) * 2004-06-25 2010-09-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有散射辐射校正的x射线探测器
US7463712B2 (en) 2006-05-18 2008-12-09 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Scatter correction for x-ray imaging using modulation of primary x-ray spatial spectrum
US8238521B2 (en) 2008-03-06 2012-08-07 United Technologies Corp. X-ray collimators, and related systems and methods involving such collimators
US9575189B2 (en) * 2010-10-28 2017-02-21 Schlumberger Technology Corporation Segmented radiation detector and apparatus and method for using same
US8705827B2 (en) 2011-04-15 2014-04-22 Georgia Tech Research Corporation Scatter correction methods
US8831180B2 (en) 2011-08-04 2014-09-09 General Electric Company Apparatus for scatter reduction for CT imaging and method of fabricating same
CN107710020B (zh) * 2015-06-26 2020-03-27 棱镜传感器公司 X射线成像的散射估计和/或校正

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20040021083A1 (en) * 2000-06-07 2004-02-05 Nelson Robert Sigurd Device and system for improved Compton scatter imaging in nuclear medicine {and mammography}
CN1985188A (zh) * 2004-04-29 2007-06-20 谢菲尔德大学 高分辨率成像
US20070114426A1 (en) * 2005-11-22 2007-05-24 Tkaczyk John E Multi-layered detector system for high resolution computed tomography
US20110064190A1 (en) * 2008-05-08 2011-03-17 Arineta Ltd X ray imaging system with scatter radiation correction and method of using same
WO2010058309A2 (en) * 2008-11-18 2010-05-27 Koninklijke Philips Electronics N.V. Spectral imaging detector
CN104161535A (zh) * 2013-06-03 2014-11-26 苏州波影医疗技术有限公司 多层x射线计算机断层扫描系统的探测系统的反散射准直器
US20170090039A1 (en) * 2015-09-30 2017-03-30 General Electric Company Layered radiation detector

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US10631815B2 (en) 2020-04-28
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