JP2020501760A - 自己較正ct検出器、自己較正を行うためのシステムおよび方法 - Google Patents

自己較正ct検出器、自己較正を行うためのシステムおよび方法 Download PDF

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Abstract

本手法は、検出器とX線源の検出された位置ずれに基づくCT検出器の自己較正に関する。本手法は、温度および焦点移動に対する変化に対して検出器をより堅牢にする。エネルギー分解較正応答信号によって生成された診断画像は、従来のCTベースの診断画像と比較して向上した特徴を提示することができる。【選択図】図1A、図1B

Description

関連出願の相互参照
本出願は、「SELF-CALIBRATING CT DETECTORS, SYSTEMS AND METHODS FOR SELF-CALIBRATION」と題する2016年12月23日出願の仮出願62/438,494の優先権を主張し、当該仮出願の利益を主張する。当該仮出願は、その全体が参照により本明細書に援用される。
本明細書の実施形態は、一般に、コンピュータ断層撮影(CT)に関し、より具体的には、自己較正CT検出器、自己較正を行うためのシステムおよび方法に関する。
コンピュータ断層撮影(CT)撮像システムなどの撮像システムでは、扇形のX線ビームが患者または荷物の一部などの物体に向けて放出され、物体の関心領域を撮像する。ビームは、典型的には、物体によって減衰される。続いて、減衰されたビームは、検出器素子のアレイを有するCT検出器に入射する。減衰されたビームに応じて、アレイの検出器素子は、物体の内部情報を表すそれぞれの電気信号を生成する。これらの電気信号は、データ処理ユニットによって処理され、物体の関心領域を表す画像を生成する。
典型的には、検出器素子のアレイは、すべての検出器素子に対して標準的な応答を有するように構成されている。しかしながら、検出器素子の応答にはばらつきがあり得る。限定はしないが、撮像システムの幾何学的パラメータ、検出器利得、散乱防止グリッドまたはコリメータなどの検出器の補助成分のシェーディング効果などの多数の他の要因は、異なる方法で検出器素子からの応答に影響を及ぼす可能性がある。特に、使用中、および/または経時的に、検出器応答は、温度、管スペクトル、およびガントリの移動の変動により変化する場合がある。CT検出器を較正し、検出器応答の変動によって生じる画像品質の劣化を少なくとも部分的に補償することが望ましい。
典型的には、較正は、装置の出荷前、エンドユーザ(例えば、病院の放射線科の職員)による撮像システムの設置時、またはシステム製造業者によって採用された現場技術者によって行われる。検出器素子のいくつかまたはすべてに対する較正値は、較正から算出される。続いて、較正値は、撮像装置の操作中に検出器素子によって生成された電気信号に適用される。較正は、較正値を再生成するために定期的におよび/または撮像システムの修正または保守イベント中に繰り返すことができる。
米国特許出願公開第2016/206255A1号明細書
しかしながら、現在のシステムでは、操作「中」に発生する変動を検出して補正するためのメカニズムは存在しない。これにより、(既存の較正技術の時間のかかる性質のために)較正が必要とされるほど頻繁には行われないことが多いという事実と相まって、有効性が低い較正値が望ましくないより長い期間にわたって使用され続けることになる。
当初に特許請求されている主題の範囲に相応する特定の実施形態を、以下に要約する。これらの実施形態は特許請求する主題の範囲を限定しようとするものではなく、むしろ、これらの実施形態は、実現可能な実施形態の概要を提供しようとするものに過ぎない。実際、本発明は、以下に記載する実施形態に類似している可能性があり、あるいは異なっている可能性がある様々な形態を包含していてもよい。
一実施態様では、X線源と、画素化検出器とを備えるエネルギー分解コンピュータ断層撮影(CT)システムを較正するための方法が提供される。この実施態様の態様によれば、複数のセグメントを備える検出器素子の各それぞれのセグメントに対して、それぞれの応答信号が取得される。各応答信号は、各々がそれぞれのセグメントの異なるエネルギービンに対応する複数の光子カウントを含む。検出器素子に対して、第1のセグメントのエネルギービンに対する第1の光子カウント、および第2のセグメントの同じエネルギービンに対する第2の光子カウントが決定される。第1のセグメントと第2のセグメントは、それぞれの検出器素子内で垂直方向にオフセットされている。光子カウント比は、第1の光子カウントおよび第2の光子カウントに基づいて決定される。X線源を基準とした検出器素子の位置ずれ角度は、光子カウント比に基づいて決定される。検出器素子の複数のセグメントに対する複数の利得係数は、光子カウント比および位置ずれ角度に基づいて決定される。検出器素子に対する補正されたスペクトルは、複数の利得係数および応答信号を使用して決定される。
さらなる実施態様では、コンピュータ断層撮影(CT)撮像システムが提供される。この実施態様の態様によれば、CT撮像システムは、放射線を放出するように構成された放射線源と、放出された放射線に応じて信号を生成するように構成された画素化検出器とを含む。画素化検出器は、複数の検出器素子を備え、各検出器素子は、放射線伝播の方向にオフセットした複数のセグメントを備える。CT撮像システムは、各検出器素子の各セグメントに対する読み出しチャネルをさらに含む。各読み出しチャネルは、操作中、複数のエネルギービンの各ビンに対する光子カウントを生成する。CT撮像システムは、それぞれの検出器素子の第1のセグメントおよび第2のセグメントに対する光子カウントに基づいて、第1のセグメントのエネルギービンに対する第1の光子カウント、および第2のセグメントの同じエネルギービンに対する第2の光子カウントを決定し、第1のセグメントと第2のセグメントは、それぞれの検出器素子内で垂直方向にオフセットされており、第1の光子カウントおよび第2の光子カウントに基づいて光子カウント比を決定し、光子カウント比に基づいて放射線源を基準とした検出器素子の位置ずれ角度を決定し、光子カウント比および位置ずれ角度に基づいて検出器素子の複数のセグメントに対する複数の利得係数を決定し、かつ複数の利得係数および応答信号を使用して検出器素子に対する補正されたスペクトルを決定するように構成された較正サブシステムをさらに含む。CT撮像システムは、検出器素子のいくつかまたはすべてのそれぞれの補正されたスペクトルを使用して出力画像を生成するように構成された画像再構成ユニットをさらに含む。
追加の実施態様では、プロセッサ実行可能命令を記憶する1つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体が提供される。この実施態様の態様によれば、命令は、1つまたは複数のプロセッサによって実行されると、1つまたは複数のプロセッサに、複数のセグメントを備える検出器素子の各それぞれのセグメントに対して、それぞれの応答信号を取得することであって、各応答信号は、各々がそれぞれのセグメントの異なるエネルギービンに対応する複数の光子カウントを含むことと、検出器素子に対して、第1のセグメントのエネルギービンに対する第1の光子カウント、および第2のセグメントの同じエネルギービンに対する第2の光子カウントを決定することであって、第1のセグメントと第2のセグメントは、それぞれの検出器素子内で垂直方向にオフセットされていることと、第1の光子カウントおよび第2の光子カウントに基づいて光子カウント比を決定することと、光子カウント比に基づいてX線源を基準とした検出器素子の位置ずれ角度を決定することと、光子カウント比および位置ずれ角度に基づいて検出器素子の複数のセグメントに対する複数の利得係数を決定することと、複数の利得係数および応答信号を使用して検出器素子に対する補正されたスペクトルを決定することとを含む動作を行わせる。
本発明の実施形態のこれらおよび他の特徴および態様が、以下の詳細な説明を添付の図面を参照して検討することでさらによく理解されると考えられ、添付の図面において、類似の符号は、図面の全体を通して類似の部分を表している。
本開示の態様による、位置合わせされた幾何学的形状を示す自己較正コンピュータ断層撮影(CT)システムを表すブロック図である。 本開示の態様による、位置ずれした幾何学的形状を示す自己較正コンピュータ断層撮影(CT)システムを表すブロック図である。 本開示の態様による、セグメント化された画素化検出器の側断面図である。 本開示の態様による、検出器の読み出しチェーンを示す図である。 本開示の態様による、検出器素子のセグメントの読み出しチャネルを示す図である。 本開示の態様による、位置合わせされた検出器素子を示す図である。 本開示の態様による、位置ずれした検出器素子を示す図である。 本開示の態様による、オフセットセグメントでサンプリングされた検出器素子および各セグメントの対応するスペクトルを示す図である。 本開示の態様による、位置ずれした検出器素子を示す図である。 本開示の態様による、検出器素子の傾斜角度を考慮した利得のグラフ図である。 本開示の態様による、位置合わせされた検出器素子および位置ずれした検出器素子をそれぞれ示す図である。 本開示の態様による、コンピュータ断層撮影(CT)画像の自己較正を行うための方法のフローチャートである。
1つまたは複数の具体的な実施形態を以下に記載する。これらの実施形態の簡潔な説明を提供することを目的として、実際の実施態様のすべての特徴は、本明細書には記載されないことがある。あらゆるエンジニアリングまたは設計プロジェクトなどの実際の実施態様の開発においては、開発者の特定の目的を達成するために、例えばシステム関連および事業関連の制約条件への対応など実施態様に特有の決定を数多くしなければならないし、また、これらの制約条件は実施ごとに異なる可能性があることを理解されたい。さらに、このような開発努力は、複雑で時間がかかるが、それでもなお本開示の利益を有する当業者にとっては、設計、製作、および製造の日常的な仕事であることを理解されたい。
本発明の様々な実施形態の要素を導入する場合、冠詞「1つの(a)、(an)」、「この(the)」、および「前記(said)」は、その要素が1つまたは複数存在することを意味するものとする。「備える(comprising)」、「含む(including)」および「有する(having)」という用語は包括的なものであって、列挙した要素以外の追加の要素が存在し得ることを意味するものとする。さらに、以下の説明におけるあらゆる数値例は非限定的なものであり、したがって追加の数値、範囲および百分率は開示している実施形態の範囲内にあるものとする。
以下の説明の態様は医用撮像の場面で提供され得るが、本技術は、そのような医療の場面に限定されないことを理解されたい。実際に、そのような医療の場面における例および説明の提供は、現実の実施態様および用途の事例を提供することによって説明を容易にすることに過ぎない。しかしながら、本手法は、製造された部品または商品の非破壊検査(すなわち、品質管理または品質検討用途)、および/または包装、箱、荷物の非侵襲的検査など(すなわち、セキュリティまたはスクリーニング用途)で使用される産業用コンピュータ断層撮影(CT)のための断層画像再構成など、他の場面でも利用することができる。一般に、本手法は、取得されたデータのセットまたは種類が再構成プロセスを経て画像またはボリュームを生成する、任意の撮像またはスクリーニング状況または画像処理分野において有用であり得る。
本開示の実施形態は、自己較正コンピュータ断層撮影(CT)検出器、自己較正CTシステム、および検出器の自己較正を行うための方法に関する。特に、本明細書に開示されるシステムおよび方法は、エネルギー分解光子カウンティングCT撮像システムにおける検出器素子に対するX線ビームの位置ずれの少なくとも部分的な補正を容易にする。
さらに、現在のシステムでは、操作「中」に発生する変動を検出して補正するためのメカニズムは典型的には存在しない。本手法は、X線焦点に関してリアルタイムで検出器素子(すなわち、画素)の位置ずれの検出を可能にする。手法は、位置ずれによって生じる出力スペクトルの誤差のアルゴリズム的補正をさらに含む。
本明細書で説明するように、特定の実施態様では、エネルギー分解CT撮像システムは、信号がそれぞれのセグメント化された検出器素子の異なる深さから読み出される垂直方向にセグメント化された検出器素子を有する検出器を含む。操作中、自己較正CT検出器は、セグメント化された検出器素子から複数の応答信号を受信する。本明細書で説明するように、これらの信号は、X線源に対する検出器素子(すなわち、画素)の位置ずれ角度を決定するために使用される。一実施態様では、この情報は、位置ずれ、続いて画素の補正されたスペクトルによって生じるスペクトル応答の誤差を補正する利得係数を決定するために使用される。
より一般的には、本明細書で説明するように、自己較正CT検出器を使用してCT撮像システムの1つまたは複数の操作パラメータを調整するために使用される較正値を生成し、高品質の画像信号を生成し、かつ/またはCT撮像システムによって生成された撮像信号を処理して信号品質を補正または高めることができる。本明細書で使用する場合、「画素」、および「セグメント化された検出器」という用語は、画素化検出器の検出器素子を示すために同等に使用される。本明細書で使用する場合、「利得係数」という用語は、セグメント化された検出器の応答信号に適用される利得値を指す。さらに、本明細書で使用する場合、「散乱信号」という用語は、X線源と検出器との間でそれらの飛行の方向変化を受けたX線光子を表す検出器信号の成分を指す。さらに、「パイルアップ」という用語は、X線光子の密度が閾値を超えて増加したときに飽和応答を示す検出器応答を指す。本明細書で使用する場合、「チャネル」という用語は、応答信号を生成するように構成される、複数のセグメントと検出器の対応する読み出し電子機器との組合せを指すために同等かつ互換的に使用される。「応答」という用語は、セグメント化された検出器から得られた応答信号を指す。セグメント化された検出器の場合、応答信号は、複数のエネルギービンに対応する複数の光子カウント、例えば、それぞれのX線光子のエネルギーに対応する異なる離散エネルギー範囲を含む。複数の光子カウントのうちの光子カウント値の各々は、セグメント化された検出器のセグメントに関連付けられた光子カウンタによって生成される。さらに、「カウント比」という用語は、セグメント化された検出器の2つのセグメントに対応する光子カウントの比を指す。「通常カウント比」という用語は、X線ビームの進行の方向と完全に位置合わせされる検出器用のセグメント化された検出器の光子カウント比を指す。「測定されたカウント比」という用語は、測定から得られた、セグメント化された検出器の2つのセグメントに対応する2つの応答信号の光子カウント比を指す。一実施形態では、測定されたカウント比は、複数のエネルギービンのうちのエネルギービンに対応する光子カウントの比を指す。「角度位置」および「視野角度」という用語は、本明細書を通して、放射線源または検出器の角度配向を指すために同等かつ互換的に使用される。
図1Aおよび図1Bは、本明細書の態様による、自己較正コンピュータ断層撮影(CT)システムなどの撮像システム100を表すブロック図である。図1Aは、位置合わせされた幾何学的形状のCT撮像システム100を示し、図1Bは、位置ずれした幾何学的形状のCT撮像システムを示す。図に示すように、撮像システム100は、物体128に衝突して複数の強度信号130を生成する放射線信号126を放出するように構成された放射線源124を含む。一実施形態では、放射線源124は、X線管などのX線源である。物体128は、検査される対象の器官またはスキャンされる荷物の一部であり得る。撮像システム100はまた、典型的にはm×nのアレイに配置された、複数の画素102a、102bの形態の複数の検出器素子を有する画素化検出器98を含む。
一実施形態では、画素化検出器98は、改善されたコントラスト対ノイズ比およびKエッジ撮像を行う能力を有することができるようなエネルギー分解光子カウンティングCT検出器である。そのようなエネルギー分解光子カウンティング検出器は、テルル化カドミウム/テルル化カドミウム亜鉛(CdTe/CZT)またはケイ素などの半導体材料を活性材料として使用して製造することができる。本明細書で説明される特定の実施態様では、検出器素子(すなわち、画素102)としてセグメント化されたケイ素ストリップを用いる検出器98が説明されている。
一例として、図を参照すると、複数の画素102a、102bの各々は、源124に面する画素102の表面に対して、放出されたX線の経路に対して複数の深さに配置された複数のセグメント106を有する(ケイ素ストリップなどの)検出器素子を含む。本明細書で使用する場合、画素102の源に面する表面に対してX線が進行する方向(すなわち、X線伝播の方向)は、「垂直方向」として示すことができ、および/または深さ寸法に対応すると解釈することができるので、そのようなセグメント化された検出器素子は、垂直方向にセグメント化されたものとして説明されてもよい。
理解され得るように、CTで使用するための画素化検出器98の文脈では、検出器98は、X線が検出器98に入射する複数の角度位置のうちの各角度位置に対して2次元の複数のそのような画素102を含む。画素102内の複数の垂直方向セグメント106は、異なる高さおよび/または厚さを有し、画素化検出器98の画素102によって生成された信号におけるアーチファクトの影響を低減するために使用され得る応答信号を生成し得る。
画素化検出器98は、複数の強度信号130を受信し、複数の画素102の各画素について複数のセグメント106から複数の応答信号108を生成するように構成される。複数の応答信号108は、物体128の関心領域からの撮像情報を表す。複数の応答信号108は、エネルギー分解スペクトル情報を構成する。一実施形態では、複数の応答信号108の各々は、複数のエネルギービンに対応する複数の光子カウントを含む。複数の光子カウントのうちの各光子カウントは、所与のエネルギービンに対応するエネルギーを有するX線の数を示す。したがって、所与の読み出し間隔について、それぞれの画素102に対応する各空間の場所における各エネルギービンに対する光子カウントの数を提供するように、応答信号を各画素およびそのそれぞれの画素のエネルギービンに生成することができる。
したがって、この例では、画素化検出器98は、複数の応答信号108の形態で画素102に対応する情報を生成する。図示の例では、複数の強度信号130は、放射線源124と検出器98の1つの角度位置に対応する。CTシステムでは、放射線源および検出器98は、物体128の周りを回転してX線透過データを取得する。したがって、現実の実施態様では、撮像システム100は、関心スキャン面積全体をカバーする複数の角度位置(例えば、360°、180°+ファンビーム角度(α)など)の各々に対応する複数の強度信号130を生成するように構成される。
画素化検出器98は、図1Aに示すように、画素化検出器102が放射線源124と位置合わせされたときに特定の角度位置に対応する複数の強度信号130に対してアーチファクトのない応答を生成するように構成される。しかしながら、図1Bに示すように、X線源124と所与の画素102との間の位置ずれは、複数の応答信号108における誤差を導入する可能性がある。これは図1Aおよび図1Bに示されており、図1Bは、源124と検出器98が適切に位置合わせされたとき(すなわち、画素102の軸に沿って)のX線透過を示す第2の透過線136(図1Bに示す)に対して位置合わせされていないX線透過を示す第1の透過線138を有する。さらに、複数の応答信号108は、源124と検出器98との間を進行するときに偏向されているX線光子から生成された複数の散乱信号を含む。複数の応答信号108はまた、1つまたは複数の画素102に対するパイルアップ応答から生成された複数の破損信号を含むことができ、それによって所与の画素における応答は飽和し、その画素における実際のX線入射を示さない。
撮像システム100は、診断画像142を生成するように構成された画像再構成ユニットをさらに含む。一実施形態では、診断画像142は、複数の画素102から得られた複数の較正済み信号に適用される画像再構成技術を使用して得られる。一実施形態では、診断画像142は、医師を支援するためにディスプレイデバイス144に表示される較正済みCT画像である。
上述のように、検出器98の画素102は、垂直方向にセグメント化されており、一実施態様では、セグメント化されたケイ素ストリップとすることができる。例として、図示の実施形態では、各画素102は、参照番号150で表される第1の深さに配置された第1のセグメント106aおよび参照番号152で表される第2の深さに配置された第2のセグメント106bなど、複数のセグメント106にセグメント化される。そのような一例では、第1のセグメント106aは、(撮像条件下で飽和しない厚さが限られているなどの理由により)飽和しないように構成される。この例では、非飽和の第1のセグメント106aは、パイルアップアーチファクト効果の影響を受けない応答信号を生成するように設計されている。非飽和応答は、複数の強度信号130に応じて第1のセグメント106aによって生成される。図示の実施態様では、第2のセグメント106bもまた、異なる深さ、例えば、X線ビームが進行する方向に対して第1のセグメントの真下にある非飽和検出器セグメントとなるように設計されている。
撮像システム100の図示の例は、通信バス122によって互いに相互接続された信号取得システム112、プロセッサユニット114、画像再構成ユニット118、メモリユニット120、およびメモリ記憶デバイス116を有する較正サブシステム104をさらに含む。撮像システム100はまた、画像再構成ユニット118に通信可能に結合されたディスプレイを含む。一実施形態では、較正サブシステム104は、複数の応答信号108を受信して診断画像142を生成するように構成される。診断画像142は、画素化検出器98の複数の画素102に対応する補正されたスペクトル信号に基づいて生成された較正済み画像である。
前述のことを念頭に置いて、図2は、各画素102の垂直方向にセグメント化されたセグメント106を示す断面図として、検出器98の幾何学的形状を示す。示されている基準系において、画素102の形態の検出器素子は、X線伝播の方向(すなわち、Z軸)に沿ってセグメント化され、異なる深さのセグメント106は、異なる厚さのものである。例えば、図示の例では、セグメント106は、z方向におけるそれらの深さが増すにつれて厚さが増す。本手法によれば、異なる深さにあるセグメントは、各々が異なる読み出しチャネルに対応する。したがって、この例では、任意の所与の画素102に対して4つのセグメント106(すなわち、読み出しチャネル)が存在する。以下でより詳細に説明するように、各画素102の各セグメント106は、所与の読み出し間隔または期間について各エネルギービンに対する光子カウントを生成するために、所与の読み出しチャネルによって複数のエネルギー範囲(すなわち、エネルギービン)に読み出され得る。
これを念頭に置いて、図1に戻ると、一実施形態では、補正されたスペクトルを算出することは、プロセッサユニット114で実行される1つまたは複数のアルゴリズムまたはルーチンを使用して複数の応答信号108を処理することを含む。1つのそのような手法では、プロセッサユニット114は、同じ検出器素子(すなわち、画素102)によって生成された、第1の応答信号からの第1の光子カウント146および第2の応答信号からの第2の光子カウント148を選択するように構成またはプログラムされる。この例では、第1の光子カウント146および第2の光子カウント148は、それらのそれぞれのセグメントに関連付けられた複数のエネルギービンのうちの同じエネルギー範囲(例えば、エネルギービン)に対応する。プロセッサユニット114はまた、第1の光子カウント146および第2の光子カウント148に基づいて光子カウント比を決定するように構成またはプログラムされる。さらに、プロセッサユニット114はまた、第1の光子カウント146および第2の光子カウント148に基づいてX線源124を基準にして、(それぞれの光子カウントを生成するために使用される)それぞれの検出器素子の位置ずれ角度を決定するように構成またはプログラムされる。プロセッサユニット114は、光子カウント比および位置ずれ角度に基づいてそれぞれの検出器素子の各セグメントに対する利得係数を決定するようにさらに構成またはプログラムされる。それぞれの画素102に対応する補正されたスペクトルは、それぞれの画素のセグメントに対する利得係数および複数の応答信号108に基づいて算出される。
図2に戻ると、一実施形態では、画素102は、X軸に沿って散乱防止タングステンプレート160(例えば、20μmのタングステンシース)によって横方向に分離されている。タングステンプレート160は、検出器内の内部散乱を防ぐのを助ける。画素102は、一実施態様では、電気バイアスによってY軸画素102に沿って分離されている。例として、画素102の実施態様は、X寸法で約0.4〜0.5mm、Y寸法で0.5mmと測定され、Z寸法で30mm〜80mm(約30mmまたは60mmなど)の吸収長を有することができる。一実施態様では、画素102に対応する検出器ストリップは、ほぼ均一なカウント率が検出器の深さに沿って予想されるように、セグメント化長さを変化させて9つのセグメント106に分割することができる。すなわち、画素内の各セグメント106において均一なカウント率を有するように(すなわち、画素102のより高いセグメントによるX線光子の吸収を考慮して)、より深いセグメント106の厚さを増すように設計することができる。加えて、図2に示すように、いくつかの実施形態では、一次元または二次元の散乱防止コリメータ162を検出器98のX線に面する表面に設けることができる。
前述のことを念頭に置いて、図3は、本明細書で説明するように垂直方向にセグメント化されたケイ素ストリップ検出器素子(すなわち、画素102)を有するエネルギー分解光子カウンティング検出器98の読み出しチェーンを示す。この例では、患者透過後のX線130は、一次成分と散乱成分の両方を有する。患者透過後のX線130の集合は、検出器98に当たる前に散乱防止グリッド162を通過する入力または入射スペクトル202に対応し、その素子102を図3に示す。入射スペクトル202は、X線光子エネルギーの関数としての光子束のグラフとして表される。入ってくるX線光子の大部分は、検出器の検出器素子102における様々なセグメント106に吸収される。
画素102の各それぞれのセグメント106に対する結果として得られた検出器応答信号108は、ここではASICチャネル180として表される読み出し回路に供給されるか、または読み出し回路によって取得され(すなわち、読み出し1、読み出し2など)、各セグメント106は、対応する読み出しチャネルを有する。それぞれの読み出しチャネル180の一例を示す図4に示すように、画素102の所与のセグメント106について取得された信号108は、増幅され(電荷感応増幅器182)、調整され(整形フィルタ184)、エネルギー的に区別され(対応するエネルギービン閾値を有する比較器186)、かつデジタル化され(エネルギービンカウンタ188)、そして図4の例示的なASICチャネル180によって示すように、各セグメント102に対するエネルギー分解されたスペクトル応答190を生成する。したがって、ASICチャネル180は、X線応答信号を表す複数のカウントを生成し、そのカウントは、複数の閾値によって定義される複数のエネルギー範囲(すなわち、ビン)に分類される。
理解されるように、それぞれの画素102の各セグメント106に対するスペクトル出力は異なる。例として、強度(カウント率)は、X線の減衰が相互作用の深さの指数関数であるので、X線源に面する画素102の表面により近いセグメント106に対してより高い。各セグメントのスペクトル180の形状も異なり、表面に近いセグメントは、低エネルギーのX線光子からの比較的大きな寄与を有し、下のセグメントは、それに対応して高エネルギーのX線光子からのより大きな寄与を有する。
図3に戻ると、それぞれの画素102の各セグメント106からのエネルギー分解されたスペクトル出力190は、画像プロセッサ114などで結合され、エネルギー分解された画素出力スペクトル192を生成する。一例として、一実施態様では、所与の画素102の最終スペクトル192は、画素の各セグメント106からのスペクトルの合計からなる:
式中、s(E)は、画素出力スペクトルであり、s(E)は、i番目のセグメントからのスペクトルである。
以下でより詳細に説明するように、画素102のエネルギー分解された出力スペクトル192に基づいて、その画素102の各セグメント106についてそれぞれの読み出しチャネル180によって生成された信号は、導出されたスペクトル情報に基づいて利得補正または調整され得る。例えば、入射スペクトル202に応じて所与のセグメント106に生成された現在の信号は、何らかの決定された利得調整によって(例えば、加算または減算によって)調整され、利得補正された信号を導出して各画素102に対してセグメントレベルで個別に較正された応答信号を生成することができる。
例として、加算器を使用し、個々の較正済み応答信号を合計して複数のセグメント106を有する画素102の補正されたスペクトルを生成することができる。補正されたスペクトル192は、複数のエネルギービンに対応する複数の光子カウントを含む。同様に、このようにして補正された検出器92の集合画素102からの画素値を使用し、診断画像を生成することができる。一実施形態では、図1の較正サブシステム104は、診断画像142を生成するのに使用される較正済み信号を提供するために、リアルタイムで複数の利得係数または調整をそれぞれの複数の画素102に対して自動的に決定する。
前述のことを念頭に置いて、図5および図6は、X線焦点方向に対する垂直方向にセグメント化された検出器素子(すなわち、画素102)の幾何学的形状をより詳細に示す。理解されるように、検出器98が完全に位置合わせされると、図5に示すように、一次X線ビーム130は、画素セグメント106に通常入射する(すなわち、X線ビーム130は、検出器素子102の縦軸208と平行なまたは一致する方向に伝播する)。すなわち、位置合わせされたとき、検出器素子102の軸208は、入射X線ビーム130に対してゼロ傾斜角度θにある。この位置合わせされた幾何学的形状では、X線ビーム130は、所与の画素102内のすべてのセグメント106から最大の応答を生成する。
逆に、図6に示すように、検出器素子102と焦点スポットが位置ずれしている(すなわち、傾斜角度θがゼロでない)と、散乱防止グリッド162と画素内のタングステンセパレータプレート160の両方のシャドーイング効果により画素セグメント106に吸収されるX線光子130はより少なくなり、より深いセグメントは、これらのシャドーイング効果により不当に少ないカウントを生成する。これは、図6の斜線領域212によって示されており、画素102内の深さが増すにつれて比例する面積において増加する。異なるセグメントにおけるカウントのこの不均等な減少は、セグメント化された画素102の出力スペクトル192の破損をもたらす。
前述のことを念頭に置いて、本手法は、X線焦点に対する検出器素子、すなわち、画素102の位置ずれを検出する。そのような検出は、臨床スキャン操作中などにリアルタイムで行われ得る。以下でより詳細に説明するように、焦点の位置ずれは、検出されたときに、本明細書で説明したアルゴリズムなどを介して補正または補償し、位置ずれによって生じる出力スペクトルの誤差を補正することができる。したがって、本手法は、(1)垂直方向にセグメント化された画素102の異なるセグメント106の応答から位置ずれ角度θを推定し、かつ/または(2)垂直方向にセグメント化された画素102とX線焦点の位置ずれによって生じる出力スペクトル192の誤差を補正する。
特に、垂直方向にセグメント化された検出器素子を使用した位置ずれ角度θの検出に関して、X線相互作用の深さに沿った複数のセグメントを利用し、それぞれの検出器素子(すなわち、画素102)における位置ずれ角度θを推定することができる。例として、図7を参照すると、距離Lだけオフセットされた2つの垂直方向セグメント106A、106Bが示されている。図示の例では、セグメントは比較的狭いが、手法は検出器素子102の任意の2つのセグメント106に対して機能するように構成することができる。
この構成では、焦点が位置合わせされた検出器(θ=0°)の場合、図7に示すように、狭いセグメント2(s(E))のスペクトル220Bは、X線減衰率、
によってセグメント1(s(E))のスペクトル220Aに関係付けられ、式中、μ(E)は、材料の線形減衰係数、Lは、2つのセグメント間の間隔である。
または
しかしながら、図8を参照すると、検出器素子102がX線焦点に関して位置ずれしている(すなわち、θ≠0°)場合、上記の等式はもはや成り立たず、セグメント106Aおよび106Bのスペクトル220Aおよび220B間の関係には、追加の利得係数g(θ)が存在する。これは、X線ビームと検出器セグメントとの間の異なる量の重なりのためである(図8の斜線領域222A、222Bによって示される)。スペクトル220間の関数関係は、以下のように修正される:
g(θ)に関して、この項は、以下のように測定されたカウント(s(E))から推定することができる:
式中、ΔEは、j番目のエネルギービンの幅である。前述のことを念頭に置けば、位置ずれ角度θを推定するためのアルゴリズムは、最初に、検出器の幾何学的形状に基づいて傾斜角度応答関数g(θ)を導出する処理を含むことができる。
応答関数Rは、それぞれのセグメント106A、106Bのそれぞれのスペクトル出力220A、220Bから算出することができる:
式R=g(θ)は、傾斜角度、θを抽出するために解くことができる。これは、図9に図示されている。理解され得るように、負の傾斜角度もまた同じ応答を与えるので、この解決策は、対称g(θ)について一意的ではない。図9のグラフに関して、このグラフは、傾斜角度θだけX線焦点に対して位置ずれした、セグメント化された画素102の位置ずれ応答を表す。この例では、グラフは、傾斜角度θを表すx軸と、選択された検出器セグメント106A、106Bの対応するエネルギービンにおけるカウントの比を表すy軸とを含み、位置ずれ傾斜角度θを決定する。
グラフと共に、位置ずれ応答を表す曲線230が示されている。一実施形態では、曲線230は、ルックアップテーブルから検索されてもよく、あるいはオンザフライで計算されてもよい。傾斜角度、例えば、θは、曲線230を使用して光子カウント比に基づいて得られる。傾斜角度は、画像較正を行い、位置ずれ角度の点から見て補正されたスペクトル応答を考慮に入れるように較正され得る画素出力に基づいて診断画像142を生成するために、図1の画像再構成ユニット118への入力として提供されてもよい。
スペクトル補正に関して、本手法の一態様は、本明細書で一般に説明するようなアルゴリズムを用いる。例として、そのようなアルゴリズムは、上述のように位置ずれ傾斜角度θを推定することができる。次に、図10に示すように、画素102の各垂直方向セグメント106における傾斜による信号の損失を表す利得係数
が算出され、ここで、画素102のセグメント106Cは、位置合わせされた状態(最も左側の図)および位置ずれした状態(最も右側の図)で示され、対応する信号面積の損失は、位置ずれした状態で示されている。そのような位置ずれに対処するための利得係数は、以下によって与えられ得る:
上述のように、各セグメントの推定されたスペクトルに対する補正は、以下のように、これらの利得係数に基づいて適用される:
式中、
は、セグメントiの測定されたスペクトルである。補正されたセグメントスペクトルに基づいて、所与の画素102に対する補正されたスペクトルは、以下のように算出され得る:
次いで、補正された画素スペクトルは、本明細書で説明するように画像再構成において使用され得る。
前述のことを念頭に置いて、図11は、本明細書の態様による、CT画像の自己較正を行う方法240を説明するフローチャートである。ステップ242において、方法は、画素化検出器98の検出器素子102の複数のセグメント106に対応する複数の応答信号を受信することを含み、所与の検出器素子に対して生成された異なる応答信号は、異なるエネルギービンに対する光子カウントに対応する。ステップ244において、方法は、第1の応答信号からの第1の光子カウントおよび第2の応答信号からの第2の光子カウントを選択することを含み、第1の光子カウントおよび第2の光子カウントは、複数のエネルギービンのうちの同じエネルギービンに対応する。方法はまた、ステップ246において、第1の光子カウントおよび第2の光子カウントに基づいて光子カウント比を決定することを含み得る。ステップ248において、方法はまた、第1の光子カウントおよび第2の光子カウントに基づいてX線源を基準にして検出器素子の位置ずれ角度を決定することを含む。さらにステップ260において、方法は、光子カウント比および位置ずれ角度に基づいて複数のセグメントに対応する複数の利得係数を決定することを含む。方法はまた、ステップ262において、複数の利得係数および複数の応答信号に基づいて検出器素子に対応する補正されたスペクトルを算出することを含む。
ステップ264において、すべての複数の画素に対する補正されたスペクトル信号の利用可能性が検証される。複数の画素の処理が完了した場合、較正済み画像の生成が開始される。しかし、複数の画素の1つまたは複数の処理が完了していない場合、制御は、残りの画素を処理するためにステップ242に渡され、ステップ242、244、246、248、260、262は、複数の画素に対応する複数の補正されたスペクトル信号を生成するために繰り返される。複数の画素の処理が完了した場合、ステップ266において、方法は、複数の補正されたスペクトル信号に基づいて較正済みCT画像を生成することをさらに含む。方法240のステップを使用して生成された較正済みCT画像では、放射線信号との検出器の位置ずれによるアーチファクトが補償される。一実施形態では、較正済みCT画像を生成することは、複数の視野角度のうちの各視野角度に対応する複数の補正されたスペクトル信号を生成することを含む。さらに、較正済みCT画像を生成することは、複数の視野角度に対応する複数のサブ画像を再構成することを含み、複数のサブ画像の各々は、各視野角度に対応する複数の補正されたスペクトル信号に基づいて再構成される。較正済みCT画像は、複数の視野角度に対応する複数のサブ画像に基づいて生成される。
前述のことを念頭に置いて、本較正アルゴリズムの実施態様は操作状況に応じて変わり得ることに留意されたい。一例として、較正がスキャン操作中に変化しないことが知られているまたは予想される状況では、較正は、スキャンが画像再構成に使用される補正係数を得るために行われる前または後に行われ得る。同じく、検出器画素とX線焦点の位置合わせが回転速度と共に変化する場合、較正は、異なる回転速度について行われてもよく(操作上重要な各回転速度についての較正係数の1つのセットなど)、これらの較正係数は、その後の補正ステップのために記憶されてもよい。同様に、位置合わせが視野(すなわち、視野角度)に依存することが知られているまたは予想される場合、較正係数は、各視野角度について得られて記憶されてもよい。較正層(すなわち、セグメント)のサイズが異なってもよいことにも留意されたい。本手法によれば、これはまた、本手法に従って生成された較正係数によっても説明され得る。最後に、スキャン操作の信号対ノイズ比(SNR)は、同じセンサスラブ内の画素102からのデータを平均することによって改善され得ることが理解され得る。
本明細書に開示されるCT検出器の自己較正を行うための様々なシステムおよび方法は、スキャン中に検出器の位置ずれを検出し、信号処理技術によってリアルタイムで較正を行う。ここで提供される技術は、温度および焦点移動に対する変化に対して検出器をより堅牢にする。エネルギー分解較正応答信号によって生成された診断画像は、従来のCTベースの診断画像と比較して向上した特徴を提示することができる。有利には、自己較正技術で用いられるセグメント化された検出器はまた、結果として得られたCT画像の品質に対するパイルアップおよび散乱アーチファクト信号の影響を補正するために使用され得る。
任意の特定の実施形態に従って、上述したすべてのそのような物体または利点が必ずしも達成することができるわけではないことを理解されたい。したがって、例えば、当業者には明らかなように、本明細書に記載のシステムおよび技術は、本明細書で教示または示唆されるように他の目的または利点を必ずしも達成することなく、本明細書で教示される1つの利点もしくは1群の利点を達成または改善する態様で具現化または実施されてもよい。
本技術は限られた数の実施形態のみに関連して詳細に説明されているが、本明細書がそのような開示された実施形態に限定されないことは容易に理解されるべきである。むしろ、本技術は、これまでに説明されていないが特許請求の範囲の精神および範囲に相応する、任意の数の変形、代替、置換または同等の構成を組み込むように修正することができる。さらに、本技術の様々な実施形態が説明されているが、本明細書の態様は、説明した実施形態のうちのいくつかのみを含んでもよいことを理解されたい。したがって、本明細書は、前述の説明によって限定されると見なされるべきではなく、添付の特許請求の範囲によってのみ限定される。
1 セグメント
2 セグメント
98 画素化検出器、エネルギー分解光子カウンティング検出器
100 撮像システム
102 画素、検出器素子、セグメント、画素化検出器
102a 画素
102b 画素
104 較正サブシステム
106 セグメント
106A セグメント
106B セグメント
106C セグメント
106a 第1のセグメント
106b 第2のセグメント
108 応答信号
112 信号取得システム
114 プロセッサユニット、画像プロセッサ
116 メモリ記憶デバイス
118 画像再構成ユニット
120 メモリユニット
122 通信バス
124 放射線源、X線源
126 放射線信号
128 物体
130 強度信号、X線光子
136 第2の透過線
138 第1の透過線
142 診断画像
144 ディスプレイデバイス
146 第1の光子カウント
148 第2の光子カウント
150 第1の深さ
152 第2の深さ
160 散乱防止タングステンプレート
162 散乱防止グリッド、散乱防止コリメータ
180 ASICチャネル、読み出しチャネル、スペクトル
182 電荷感応増幅器
184 整形フィルタ
186 比較器
188 エネルギービンカウンタ
190 スペクトル応答、スペクトル出力
192 画素出力スペクトル/補正されたスペクトル
202 入射スペクトル
208 縦軸
212 斜線領域
220 スペクトル
220A スペクトル出力
220B スペクトル出力
222A 斜線領域
222B 斜線領域
230 曲線
240 方法
242 ステップ
244 ステップ
246 ステップ
248 ステップ
260 ステップ
262 ステップ
264 ステップ
266 ステップ
L 距離
R 応答関数
X 軸
Y 軸
Z 軸
θ 傾斜角度、位置ずれ角度
θ 傾斜角度

Claims (19)

  1. X線源(124)と、画素化検出器(98)とを備えるエネルギー分解コンピュータ断層撮影(CT)システム(100)を較正するための方法(240)であって、
    複数のセグメント(106)を備える検出器素子(102)の各それぞれのセグメント(106)に対して、それぞれの応答信号(108)を取得すること(242)であって、各応答信号(108)は、各々が前記それぞれのセグメント(106)の異なるエネルギービンに対応する複数の光子カウント(146、148)を含むことと、
    前記検出器素子(102)に対して、第1のセグメント(106a)のエネルギービンに対する第1の光子カウント(146)、および第2のセグメント(106b)の同じエネルギービンに対する第2の光子カウント(148)を決定すること(244)であって、前記第1のセグメント(106a)と前記第2のセグメント(106b)は、前記それぞれの検出器素子(102)内で垂直方向にオフセットされていることと、
    前記第1の光子カウント(146)および前記第2の光子カウント(148)に基づいて光子カウント比を決定すること(246)と、
    前記光子カウント比に基づいて前記X線源(124)を基準とした前記検出器素子(102)の位置ずれ角度(θ)を決定すること(248)と、
    前記光子カウント比および前記位置ずれ角度(θ)に基づいて前記検出器素子(102)の前記複数のセグメント(106)に対する複数の利得係数を決定すること(260)と、
    前記複数の利得係数および前記応答信号(108)を使用して前記検出器素子(102)に対する補正されたスペクトル(192)を決定すること(262)と
    を含む、方法(240)。
  2. 前記画素化検出器(98)が、複数の検出器素子(102)を備え、それぞれの補正されたスペクトル(192)が、前記画素化検出器(98)のいくつかまたはすべての検出器素子(102)について計算される、請求項1に記載の方法(240)。
  3. 前記検出器素子(102)が、前記複数のセグメント(106)にセグメント化された半導体材料のストリップを備え、前記セグメント(106)が、前記X線源(124)からの距離が増すにつれて厚さが増す、請求項1に記載の方法(240)。
  4. 前記検出器素子(102)の寸法が、前記X線源(124)に面する前記画素化検出器(98)の平面に沿って約0.5mm×0.5mmであり、X線伝播の方向において約20mm〜約80mmである、請求項1に記載の方法(240)。
  5. 前記補正されたスペクトル(192)が、臨床スキャン操作中に実質的にリアルタイムで決定される、請求項1に記載の方法(240)。
  6. 前記利得係数が、臨床スキャン操作の前に決定され、前記臨床スキャン操作中に取得されたデータの前記スペクトル(192)を補正するために使用される、請求項1に記載の方法(240)。
  7. 前記X線源(124)および前記画素化検出器(98)の異なる回転速度に対して異なる利得係数を取得することを含み、
    前記検出器素子(102)に対する前記補正されたスペクトル(192)を決定すること(260)が、スペクトルデータが取得された前記回転速度に対応する前記利得係数を使用する、請求項1に記載の方法(240)。
  8. 撮像されたボリュームに関して、前記X線源(124)と画素化検出器(98)の異なる視野角度に対して異なる利得係数を取得することを含み、
    前記検出器素子(102)に対する前記補正されたスペクトル(192)を決定すること(260)が、スペクトルデータが取得された前記視野角度に対応する前記利得係数を使用する、請求項1に記載の方法(240)。
  9. コンピュータ断層撮影(CT)撮像システム(100)であって、
    放射線を放出するように構成された放射線源(124)と、
    前記放出された放射線に応じて信号(108)を生成するように構成された画素化検出器(98)であって、前記画素化検出器(98)は、複数の検出器素子(102)を備え、各検出器素子(102)は、放射線伝播の方向にオフセットした複数のセグメント(106)を備える画素化検出器(98)と、
    各検出器素子(102)の各セグメント(106)に対する読み出しチャネル(180)であって、各読み出しチャネル(180)は、操作中、複数のエネルギービンの各ビンに対する光子カウント(146、148)を生成する読み出しチャネル(180)と、
    それぞれの検出器素子(102)の第1のセグメント(106a)および第2のセグメント(106b)に対する前記光子カウント(146、148)に基づいて、
    前記第1のセグメント(106a)のエネルギービンに対する第1の光子カウント(146)、および前記第2のセグメント(106b)の同じエネルギービンに対する第2の光子カウント(148)を決定し、前記第1のセグメント(106a)と前記第2のセグメント(106b)は、前記それぞれの検出器素子(102)内で垂直方向にオフセットされており、
    前記第1の光子カウント(146)および前記第2の光子カウント(148)に基づいて光子カウント比を決定し、
    前記光子カウント比に基づいて前記放射線源(124)を基準とした前記検出器素子(102)の位置ずれ角度(θ)を決定し、
    前記光子カウント比および前記位置ずれ角度(θ)に基づいて前記検出器素子(102)の前記複数のセグメント(106)に対する複数の利得係数を決定し、かつ
    前記複数の利得係数および前記応答信号(108)を使用して前記検出器素子(102)に対する補正されたスペクトル(192)を決定する
    ように構成された較正サブシステム(104)と、
    前記検出器素子(102)のいくつかまたはすべての前記それぞれの補正されたスペクトル(192)を使用して出力画像(142)を生成するように構成された画像再構成ユニット(118)とを備える、CT撮像システム(100)。
  10. 前記放射線源(124)が、X線管を備える、請求項9に記載のCT撮像システム(100)。
  11. 各検出器素子(102)が、前記複数のセグメント(106)にセグメント化された半導体材料のストリップを備え、前記セグメント(106)が、前記X線源(124)からの距離が増すにつれて厚さが増す、請求項9に記載のCT撮像システム(100)。
  12. 前記検出器素子(102)の寸法が、前記X線源(124)に面する前記画素化検出器(98)の平面に沿って約0.5mm×0.5mmであり、放射線伝播の方向において約20mm〜約80mmである、請求項9に記載のCT撮像システム(100)。
  13. 前記補正されたスペクトル(192)が、前記補正されたスペクトル(192)を生成するために使用される前記較正操作に続く撮像操作において使用するために、前記CT撮像システム(100)のメモリユニット(120)に記憶される、請求項9に記載のCT撮像システム(100)。
  14. 1つまたは複数のプロセッサ(114)によって実行されると、前記1つまたは複数のプロセッサ(114)に、
    複数のセグメント(106)を備える検出器素子(102)の各それぞれのセグメント(106)に対して、それぞれの応答信号(108)を取得することであって、各応答信号(108)は、各々がそれぞれのセグメント(106)の異なるエネルギービンに対応する複数の光子カウント(146、148)を含むことと、
    前記検出器素子(102)に対して、第1のセグメント(106a)のエネルギービンに対する第1の光子カウント(146)、および第2のセグメント(106b)の同じエネルギービンに対する第2の光子カウント(148)を決定することであって、前記第1のセグメント(106a)と前記第2のセグメント(106b)は、前記それぞれの検出器素子(102)内で垂直方向にオフセットされていることと、
    前記第1の光子カウント(146)および前記第2の光子カウント(148)に基づいて光子カウント比を決定することと、
    前記光子カウント比に基づいてX線源(124)を基準とした前記検出器素子(102)の位置ずれ角度(θ)を決定することと、
    前記光子カウント比および前記位置ずれ角度(θ)に基づいて前記検出器素子(102)の前記複数のセグメント(106)に対する複数の利得係数を決定することと、
    前記複数の利得係数および前記応答信号(108)を使用して前記検出器素子(102)に対する補正されたスペクトル(192)を決定することと
    を含む動作を行わせるプロセッサ実行可能命令を記憶する、1つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
  15. 前記プロセッサ実行可能命令が、実行されると、画素化検出器(98)のいくつかまたはすべての検出器素子(102)について補正されたスペクトル(192)を計算する、請求項14に記載の1つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
  16. 前記プロセッサ実行可能命令が、実行されると、臨床スキャン操作中に実質的にリアルタイムで前記補正されたスペクトル(192)を決定する、請求項14に記載の1つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
  17. 前記プロセッサ実行可能命令が、実行されると、臨床スキャン操作の前に前記利得係数を決定し、前記臨床スキャン操作中に取得されたデータの前記スペクトル(192)を補正するために前記利得係数を使用する、請求項14に記載の1つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
  18. 前記プロセッサ実行可能命令が、実行されると、
    前記X線源(124)および前記画素化検出器(98)の異なる回転速度に対して異なる利得係数を取得し、
    前記検出器素子(102)に対する前記補正されたスペクトル(192)を決定すること(260)が、スペクトルデータが取得された前記回転速度に対応する前記利得係数を使用する、請求項14に記載の1つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
  19. 前記プロセッサ実行可能命令が、実行されると、
    撮像されたボリュームに関して、前記X線源(124)と画素化検出器(98)の異なる視野角度に対して異なる利得係数を取得し、
    前記検出器素子(102)に対する前記補正されたスペクトル(192)を決定すること(260)が、スペクトルデータが取得された前記視野角度に対応する前記利得係数を使用する、請求項14に記載の1つまたは複数の非一時的コンピュータ可読媒体。
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