JP2020520451A - 放射線検出器で使用するための散乱補正技術 - Google Patents

Abstract

本手法は、画素ごとに放射線検出器を使用して取得された信号の散乱補正に関する。特定の実施態様では、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計数ＣＴ撮像システムに存在する可能性があるような、セグメント化された検出器素子を有する検出器を使用して生成される信号の散乱補正を促進する。【選択図】図４

Description

本明細書の実施形態は、一般に、放射線検出器に関し、より詳細には、放射線検出器で使用するための散乱技術手法に関する。

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。

取得されたデータからの画像の再構成は、一般に、Ｘ線光子がＸ線放出焦点からそれぞれの光子が検出される検出器素子まで直線の経路で進行したという仮定に基づいている。しかしながら、いくつかのＸ線光子は、信号を生成する検出器素子に達する前に偏向するか、場合によっては非線形の経路を進行する（すなわち、散乱する）可能性がある。そのような散乱した光子は、再構成された画像のノイズまたは他の画像の不規則性（すなわち、アーチファクト）として現れることがある検出器素子での減衰の異常な表示を生成する。したがって、Ｘ線画像取得において散乱関連信号に対処するための手法を見つけることは興味深い可能性がある。

米国特許出願公開第２０１７／０９００３９号明細書

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コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムにおいて散乱信号を低減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。検出器素子に対して、散乱信号を実質的に含まない一次信号は、検出器素子のセグメントの１つまたは複数からの読み出し信号に基づいて推定される。推定された一次信号に基づいて、検出器素子の１つまたは複数のセグメントでの散乱信号が推定され、１つまたは複数のセグメントで補正されて散乱補正された読み出し信号を生成する。

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。検出器素子の少なくとも一部は、少なくとも一次元で放射線遮断板によって分離される。ＣＴ撮像システムは、画素化検出器から読み出された信号を受容するように構成された処理構成要素をさらに含み、信号は、各検出器素子の各セグメントに対して読み出される。各検出器素子に対して、処理構成要素は、検出器素子のセグメントの１つまたは複数からの読み出し信号に基づいて散乱信号を実質的に含まない一次信号を推定し、推定された一次信号に基づいて、検出器素子の１つまたは複数のセグメントで散乱信号を推定し、１つまたは複数のセグメントで推定された散乱信号を補正して検出器素子に対する散乱補正された読み出し信号を生成し、各検出器素子からの組み合わされた散乱補正された読み出し信号に対して、散乱補正された読み出し信号を使用して画像を再構成する。

さらなる実施態様では、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と、検出器素子に対して、検出器素子のセグメントの１つまたは複数からの読み出し信号に基づいて散乱信号を実質的に含まない一次信号を推定することと、推定された一次信号に基づいて、検出器素子の１つまたは複数のセグメントで散乱信号を推定し、１つまたは複数のセグメントで推定された散乱信号を補正して散乱補正された読み出し信号を生成することとを含む行為を行わせる。

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、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムのブロック図表現である。 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、図２の検出器の検出器素子を分離する板のコリメーション効果を示す図である。 本開示の態様による、セグメント化された検出器の一次および散乱信号の組み合わせを示す図である。 本開示の態様による、セグメント化された検出器の一次および散乱信号の組み合わせを示す図である。 本開示の態様による、セグメント化された検出器に関する散乱の幾何学的態様を示す図である。 本開示の態様による、散乱補正のための方法のフローチャートである。 本開示の態様による、交互のコリメーションを伴うセグメント化された検出器に関する散乱の態様を示す図である。 本開示の態様による、二次元コリメーショングリッドを示す図である。

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しようと努力しても、実際の実施態様におけるすべての特徴を本明細書に記載できるわけではない。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態様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紹介するとき、「１つの（ａ、ａｎ）」、「この（ｔｈｅ）」、および「前記（ｓａｉｄ）」という冠詞は、それらの要素が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、包括的であることを意図し、列挙された要素以外にもさらなる要素が存在してもよいことを意味する。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ることを意図し、したがって追加の数値、範囲、および百分率は開示され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療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、放射線検出器によって生成された信号で使用するための散乱補正アルゴリズムに関する。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計数ＣＴ撮像システムに存在する可能性があるような、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使用して生成される信号の散乱補正を促進する。

本明細書で説明するように、特定の実施態様では、放射線検出器は、異なる深さでそれぞれのセグメントから信号が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（すなわち、画素）を有する検出器を含むエネルギー分解光子計数ＣＴ撮像システムである。垂直方向にセグメント化された検出器素子は、典型的には、検出器素子を少なくとも一次元で互いに分離する遮蔽を用いることで、検出器素子の長さに沿ってある程度の散乱吸収を効果的に行う。その結果、検出器素子内の異なるセグメントで観察される散乱線対一次線比（ＳＰＲ）（

として定義される）は深さに基づいて変化し、より高いセグメント（すなわち、Ｘ線源に近いセグメント）は、より低い、すなわち、Ｘ線源から遠いセグメントよりも多くの散乱（すなわち、より高いＳＰＲ）を経験する。本手法は、検出器素子内の異なる深さにおけるＳＰＲのこの違いを活用し、各検出器素子の異なるセグメント内の散乱を補正する。

これを念頭に置いて、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構成要素を指す。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。

前述の説明を念頭に置いて、図１は、本明細書で説明される構造および手法に従って、セグメント化された検出器素子および散乱防止補正を使用して画像データを取得および処理するための撮像システム１０の一実施形態を示す。図示の実施形態では、システム１０は、Ｘ線投影データを取得し、投影データを表示および分析のための体積再構成へと再構成するように設計されたコンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システムである。ＣＴ撮像システム１０は、撮像セッション中に１つまたは複数のエネルギースペクトルでのＸ線生成を可能にする１つまたは複数のＸ線管または固体放出構造など、１つまたは複数のＸ線源１２を含む。

特定の実施態様では、源１２は、Ｘ線ビーム２０の高強度領域の形状および／もしくは範囲を画定するため（オフアングルの放出を制限するなど）、Ｘ線ビーム２０のエネルギープロファイルを制御もしくは画定するため、ならびに／または場合によっては関心領域内にない患者２４の部分へのＸ線露光を制限するために、Ｘ線ビーム２０を操縦するために使用され得る患者前置コリメータ２２に近接して位置決めされてもよい。実際には、フィルタアセンブリまたはビーム整形器２２は、源１２と撮像ボリュームとの間でガントリ内に組み込まれてもよい。

Ｘ線ビーム２０は、被検体（例えば、患者２４）または関心物体（例えば、製造された構成要素、手荷物、包装など）が位置決めされる領域に進入する。被検体は、Ｘ線光子２０の少なくとも一部を減衰させることで減衰されたＸ線光子２６をもたらし、これは、ｍ×ｎアレイに配置された複数のセグメント化された検出器素子（例えば、画素）によって形成された画素化検出器アレイ２８に衝突する。検出器２８は、エネルギー積分検出器、光子計数検出器、エネルギー弁別検出器、または任意の他の適切な放射線検出器であってもよい。例として、検出器２８は、エネルギー弁別光子計数検出器であってもよく、その出力信号は、検出器に入射するＸ線に応じて生成され、測定位置においてスキャンまたは撮像セッションに対応する時間間隔にわたって検出器に影響を与える光子の数およびエネルギーに関する情報を伝える。例えば、検出器２８の素子の出力信号は、所与の取得間隔の複数のエネルギービン（すなわち、エネルギー範囲）の各々について光子カウントを構成し得る。電気信号は、１つまたは複数の投影データセットを生成するために取得および処理される。図示の例では、検出器２８は、システムコントローラ３０に結合され、システムコントローラ３０は、検出器２８によって生成されたデジタル信号の取得を指示する。

システムコントローラ３０は、フィルタ処理、検査および／または較正プロトコルを実行するように撮像システム１０の動作を指示し、取得されたデータを処理することができる。Ｘ線源１２に関して、システムコントローラ３０は、Ｘ線検査シーケンスのために電力、焦点場所、制御信号などを供給する。特定の実施形態によれば、システムコントローラ３０は、フィルタアセンブリ２２、ＣＴガントリ（またはＸ線源１２および検出器２８が取り付けられる他の構造的支持体）、ならびに／または検査の過程にわたる患者支持体の並進および／もしくは傾斜の動作を制御し得る。

加えて、システムコントローラ３０は、モータコントローラ３６を介して、それぞれ被検体２４および／または撮像システム１０の構成要素を移動させるために使用される直線位置決めサブシステム３２および／または回転サブシステム３４の動作を制御することができる。例えば、ＣＴ撮像システムでは、放射線源１２および検出器２８は、物体（例えば、患者２４）の周りを回転し、一定範囲の角度ビューにわたって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１０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Ｘ線透過データを生成するように構成される。

システムコントローラ３０は、信号処理回路および関連するメモリ回路を含むことができる。そのような実施形態では、メモリ回路は、Ｘ線源１２および／またはフィルタアセンブリ２２を含む撮像システム１０を動作させ、本明細書で説明されるステップおよびプロセスに従って、検出器２８によって取得されたデジタル測定値を処理するためにシステムコントローラ３０によって実行されるプログラム、ルーチン、および／または符号化アルゴリズムを記憶し得る。一実施形態では、システムコントローラ３０は、プロセッサベースのシステムの全部または一部として実装することができる。

源１２は、システムコントローラ３０内に含まれるＸ線コントローラ３８によって制御することができる。Ｘ線コントローラ３８は、電力、タイミング信号、および／または焦点サイズおよびスポット場所を源１２に提供するように構成することができる。加えて、いくつかの実施形態では、Ｘ線コントローラ３８は、システム１０内の異なる場所にある管またはエミッタが互いに同期して、もしくは互いに独立して動作することができるように源１２を選択的に作動させ、または撮像セッション中に異なるエネルギープロファイル間で源を切り替えるように構成され得る。

システムコントローラ３０は、データ取得システム（ＤＡＳ）４０を含むことができる。ＤＡＳ４０は、検出器２８からのデジタル信号など、検出器２８の読み出し電子回路によって収集されたデータを受容する。次に、ＤＡＳ４０は、コンピュータ４２などのプロセッサベースのシステムによる後続の処理のためにデータを変換および／または処理することができる。本明細書で説明される特定の実施態様では、検出器２８内の回路は、データ取得システム４０への送信前に検出器のアナログ信号をデジタル信号に変換することができる。コンピュータ４２は、コンピュータ４２によって処理されたデータ、コンピュータ４２によって処理されるべきデータ、またはコンピュータ４２の画像処理回路４４によって実行される命令を記憶することができる１つまたは複数の非一時的メモリデバイス４６を含むかまたはそれらと通信することができる。例えば、コンピュータ４２のプロセッサは、メモリ４６に記憶された１つまたは複数の命令のセットを実行することができ、メモリ４６は、コンピュータ４２のメモリ、プロセッサのメモリ、ファームウェア、または同様のインスタンス化であってもよい。例として、コンピュータ４２の画像処理回路４４は、診断画像を生成するように構成され得る。一実施形態では、診断画像は、複数の画素１０２から得られた複数の散乱補正された信号に適用される画像再構成技術を使用して得られたリアルタイム画像である。一実施形態では、診断画像は、医師を支援するためにディスプレイデバイス５０に表示される散乱補正されたＣＴ画像である。

コンピュータ４２はまた、オペレータワークステーション４８を介してオペレータによって提供される指示およびスキャンパラメータに応答してなど、システムコントローラ３０によって可能にされる特徴（すなわち、スキャン動作およびデータ収集）を制御するように適合することができる。システム１０はまた、オペレータが関連するシステムデータ、撮像パラメータ、生の撮像データ、再構成データ（例えば、軟組織画像、骨画像、セグメント化された血管樹など）、材料基礎画像、および／または材料分解などを見ることを可能にするオペレータワークステーション４８に結合されたディスプレイ５０を含むことができる。加えて、システム１０は、オペレータワークステーション４８に結合され、任意の所望の測定結果を印刷するように構成されたプリンタ５２を含むことができる。ディスプレイ５０およびプリンタ５２はまた、（図１に示すように）直接またはオペレータワークステーション４８を介してコンピュータ４２に接続されてもよい。さらに、オペレータワークステーション４８は、画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）５４を含むか、またはそれに結合することができる。ＰＡＣＳ５４は、遠隔システムまたはクライアント５６、放射線科情報システム（ＲＩＳ）、病院情報システム（ＨＩＳ）、または内部もしくは外部のネットワークに結合することができ、そのようにして様々な場所の第三者が画像データにアクセスすることができる。

撮像システム１０全体の前述の説明を念頭に置いて、図２を参照すると、本手法に従って使用するための検出器２８がより詳細に示されている。特に、一実施形態では、検出器２８は、半導体センサ自体がＸ線光子に曝されたときに測定可能な信号を生成する、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活性材料としての半導体材料に基づく検出器など、直接変換型の検出器（すなわち、シンチレータ手段を用いない検出器）であってもよい。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）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２８が説明されている。

一例として、図２を簡単に参照すると、複数の画素１０２の各々は、源１２に面する画素１０２の表面に対して、放出されたＸ線２６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（例えば、４、５、６、７、８、または９つのセグメント）を有する（ケイ素ストリップなどの）検出器素子を含む。簡単にするために、図示のケイ素ストリップは連続しているように示されていることに留意されたい。しかしながら、実際には、ケイ素ストリップは、２つ以上のケイ素ウェーハを使用して形成され得、２つのウェーハ間のスペースが冷却および電気回路の載置を容易にすることを可能にする。ただし、そのような不連続性は、実際の製造または製作の問題のために存在する場合、現在提示されている概念に影響を与えない。

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２６が進行する方向（すなわち、Ｘ線伝播の方向）は、「垂直方向」（図２のＹ次元に対応する）として示すことができ、および／または参照の幾何学的フレームを提供するように深さ次元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。しかしながら、理解されるように、そのような幾何学的特徴は、絶対的な位置または向きの情報を必ずしも示すものではなく、単に一貫したコンテキストの枠組みを提供することによって説明することのみを意図している。

理解され得るように、ＣＴで使用するための画素化検出器２８の文脈では、検出器２８は、Ｘ線が検出器２８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二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のセグメント１０６は、異なる高さおよび／または厚さを有し、画素化検出器２８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。さらに、図２に示すように、画素１０２は、Ｘ軸に沿ってＸ線遮断材料によって形成された散乱防止板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る。板１６０は、本明細書で説明するように、検出器内の内部散乱を防止するのに役立ち、検出器画素１０２を通って進行するＸ線をコリメートし、Ｘ線源に面する表面に近いセグメント１０６が表面から遠いものよりも散乱事象を経験しやすくなるように効果的に作用する。加えて、図示の例では、散乱防止グリッドまたはコリメータ１８が検出器２８の表面に近接して位置決めされる。理解され得るように、散乱防止グリッド１８と板１６０の両方は、Ｘ線光子を吸収するか、場合によっては遮断する１つまたは複数の材料で作られ得る。したがって、散乱防止コリメータ１８または板１６０の隔壁に当たるＸ線光子は、物体２４によって反射もしくは偏向された後、または場合によっては散乱防止コリメータ１８もしくは板１６０の隔壁に対してある角度で移動した後、それらの経路で停止する。逆に、Ｘ線源１２から検出器２８まで比較的直線の経路を進行するＸ線光子は、散乱防止コリメータ１８および板１６０によって妨げられない。Ｘ線２６をコリメートする役割を果たす検出器２８の本体内の板１６０の存在により、他の実施態様では、隔壁１６２を有する散乱防止グリッド１８は除外されてもよく、あるいは、内部板１６０によって提供されるコリメーションのために従来の散乱防止グリッドよりもかなり小さくてもよいことに留意されたい。別個の散乱防止グリッド１８が省略される１つのそのような実施形態では、板１６０は、散乱信号を除去するために最上部セグメント１０６の表面上に（例えば５ｍｍ〜１０ｍｍ）延びてもよい。

本例は、Ｘ次元において板１６０によって横方向に分離されている画素１０２を示しているが、画素１０２は、一実施態様では、電気バイアスによってＺ次元に沿って分離され得る。例として、画素１０２の一実施態様は、Ｘ次元で約０．４ｍｍ〜０．５ｍｍ、Ｚ次元で０．５ｍｍを測定し、Ｙ次元で約２０ｍｍ〜約８０ｍｍ（例えば、３０ｍｍまたは６０ｍｍ）の吸収長を有することができるが、他の構成も可能であり、本開示の範囲内に含まれる。

図示の例では、画素１０２の形態の検出器素子は、異なる深さのセグメント１０６が異なる厚さになるようにセグメント化される。例えば、図示の例では、セグメント１０６は、Ｙ方向におけるそれらの深さが増すにつれて厚さが増す。Ｙ次元のセグメント１０６の厚さは、画素１０２の長さに沿って均一な計数率を得ることに基づいてもよい。

本手法によれば、異なる深さにあるセグメント１０６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。

図１および図２によって提供されるコンテキストを念頭に置いて、本手法は、Ｘ線源１２に面する検出器素子１０２の表面に近いセグメント１０６が、検出器素子１０２のより低いセグメント１０６よりも高いＳＰＲ比を有するという観察を活用する。これは、図３に視覚的に示されており、垂直方向にセグメント化された検出器素子が、ある範囲の接近角度を有するＸ線２６と共に示されている。見られるように、散乱防止隔壁１６２および分離板１６０のコリメート効果により、より高いセグメント１０６は、より低いセグメントよりも大きい角度範囲（すなわち、より大きい受入角度）から入射するＸ線を接近させることができる。したがって、画素１０２内の垂直方向に配置されたセグメント１０６のＳＰＲは、検出器の既知の幾何学的形状から推定することができる。これを念頭に置いて、本手法は、検出器素子１０２内のセグメント１０６から取得された読み出し信号を使用し、検出器素子１０２全体の散乱を推定する。１つのそのような手法では、検出器素子内のそれぞれのセグメント１０６の深さは、散乱信号のモデル化のパラメータとして使用することができ、より深いセグメントは、散乱信号が少ない。一実施態様では、散乱汚染が最小または全くない最下（すなわち、下部）セグメント１０６Ａからの読み出し信号は、すべて一次信号であると想定され得、この信号は、それぞれの検出器素子１０２内のより高いセグメント１０６（深さが減少するにつれて比例的に大きくなる散乱信号を有する）の読み出し信号を補正するために使用され得る。しかしながら、一般に、各検出器素子１０６の一次信号と散乱信号の両方を決定することは、所定の検出器素子１０２内のいくつかまたはすべてのセグメント１０６からの読み出し情報を使用する共同推定プロセスであり得る。これらの手法に従って、各読み出し層の散乱信号の正確な推定を提供する画素ごとの散乱補正を実装することが可能である。

一例として、図４を参照すると、第１の実施態様では、各読み出し層ｉ（すなわち、セグメント１０６が対応する関連する読み出しチャネルと共に形成される、異なる深さ）の測定信号Ｎ_ｉは、一次信号Ｐ_ｉと散乱信号Ｓ_ｉで構成される：

セグメント厚さは、一次信号が異なる読み出し層でほぼ一定になるように設計されているが、各読み出し層での散乱信号は異なり、散乱信号が減少すると読み出し層が低くなる。これは、図４のグラフに図式的に示されており、線１８０は、測定信号Ｎ_ｉに対応し、線１８２は、一次信号Ｐ_ｉに対応し、線１８４は、散乱信号Ｓ_ｉに対応する。

これを念頭に置いて、（最下部セグメント１０６Ａに関連付けられる）検出器２８の最下層（ここでは層１）からの散乱信号は、散乱したＸ線光子から十分に遮蔽されている。下部層の散乱信号Ｓ_ｉは、ほぼゼロである。そのため、下部層の測定信号は、次のように推定することができる：

前述を念頭に置いて、図５を参照すると、スペクトル情報を考慮した例示的なアルゴリズムが示されている。Ｓｉストリップ光子計数検出器の場合、本明細書で説明するように、一次信号Ｐ（Ｅ）_ｉのスペクトルは、各読み出し層に対して分解される。このスペクトル情報が与えられると、最下部セグメント１０６Ａに対応する下部読み出し層などの下側読み出し層からの信号を使用して、上側読み出し層に対して散乱推定を行うことができる。下部（または他の下側）読み出し層に達した信号がその上の層によって減衰されたと仮定することによって、残りの（すなわち、下部ではない）層の一次信号を推定することができる。

例えば、エネルギーＥのＸ線に対するケイ素検出器材料のＸ線減衰係数をμ（Ｅ）とする。検出器の表面に達するＸ線光子束がＩ_ｉとして示される場合、次にベールの法則によって、上部検出器層によって減衰された後のＸ線光子束は、次のとおりである：

式中、ｄ_ｉは、対応する検出器層の厚さである。２番目の上部検出器層によって減衰された後のＸ線光子束は、次のとおりである：

同様に、下部検出器層によって減衰された後のＸ線光子束は、次のとおりである：

そして、下部から２番目の層によって減衰された後のＸ線光子束は、次のとおりである：

したがって、各検出器層の一次信号Ｐを計算することができる。下部検出器層の一次信号は、次のとおりである：

下部検出器層からの２番目の層の一次信号は、次のとおりである：

上部層の一次信号は、次のとおりである：

上部検出器層からの２番目の層の一次信号は、次のとおりである：

下部検出器層と比較した各検出器層の信号の比は、これらの式で計算することができる。例えば、次のとおりである：

最小二乗適合を行って測定信号Ｎと一次信号間の関係を与え、検出器２８の各読み出し層に対する一次信号Ｐおよび散乱信号Ｓを推定することができる。散乱信号は低周波数信号であるため、平滑化カーネルを適用して適合操作からの散乱信号をさらに平滑化することもできる。タングステン層の高さが３０ｍｍの実施態様では、下部層の散乱信号Ｓ_１は無視することができるため、下部層の信号は、最小二乗適合を簡素化するために一次信号としてのみ扱うことができる。

第２の実施態様では、各検出器読み出し層の散乱信号Ｓ_ｉは、図６に示すように、各検出器読み出し層の信号収集角度（すなわち、受け入れる角度または受入角度）θに依存関係を有し、モデルベースの散乱補正アルゴリズムは、この依存関係から導出される。設計幾何学的形状が与えられると、各検出器層の受入角度θ_ｉを計算することができる。上部読み出し層から下部読み出し層に向かって減少する、所与の読み出し層での散乱信号Ｓ_ｉは、θ_ｉの関数であり、（θ_ｉ）としてモデル化することができる。受入角度θ_ｉは、検出器読み出し層の深さｄに依存し、これはαｔａｎ^−１ｗ／ｄとして特徴付けることができ、式中、ｗは、検出器画素１０２の幅である。

散乱信号を正確にモデル化するために、物体２４のサイズおよび患者前置コリメータ２２のサイズまたは寸法も考慮に入れる必要がある。例えば、物体２４が小さすぎる場合、物体から遠く離れた検出器セルは、はるかに少ない散乱信号を受容し得る。患者前置コリメータ２２が非常に狭い場合、物体からの散乱信号の量も非常に少ない。

例として、物体２４が検出器平面の大部分を覆うのに十分大きく、患者前置コリメータ２２が広い場合、上部検出器読み出し層に到達する散乱信号は、Ｓ_ｃと呼ばれる。受入角度が減少すると、散乱信号Ｓは、一般に、比例して減少する：

したがって、上部検出器層ｉの場合、次のとおりである：

上部から２番目の検出器層ｉ−１の場合、次のとおりである：

同様に、下部検出器層の場合、次のとおりである：

この散乱信号の関係は、各検出器読み出し層の測定信号が一次信号Ｐおよび散乱信号Ｓを解くために利用可能であるため、上述の最小二乗適合方式でも使用することができる。物体２４からの散乱信号Ｓ_ｃの量は、物理モデルベースの散乱推定を使用して得ることもできる。加えて、１回目の再構成を適用して散乱信号Ｓをより適切に推定することもできる。この依存関係を使用して各読み出し層の散乱信号をモデル化し、前述のアルゴリズムと組み合わせて散乱信号の推定精度をさらに改善することもできる。

図７を参照すると、複数の読み出し層を有するエネルギー分解検出器の散乱補正プロセスを行うためのステップを説明する、例示的なプロセスフローが示されている。この例示的なフローでは、ステップ１９０において、（マルチセグメント検出器素子１０２のセグメント１０６の異なる深さに対応する）各読み出し層から、読み出し信号が取得される。各読み出し層の初期散乱補正は、ステップ１９２で行われる。このステップはまた、任意選択である。各読み出し層に対して、スペクトル情報が推定される（ステップ１９４）。初期散乱補正およびスペクトル推定に基づいて、所与の画素１０２の下部読み出し層からの信号に基づく最小二乗推定を使用するなど、各読み出し層の散乱信号を推定する（ステップ１９６）。あるいは、所与の画素の異なる読み出し層間の散乱信号の関係に基づいた、散乱補正モデルを用いてもよい。次に、推定された散乱信号は、それぞれの画素１０２の所与のセグメント１０６の測定信号から差し引かれる（ステップ１９８）。

前述の例は本発明の概念の一般的な概要を提供するが、本手法は、上述の検出器構成の変形にも適用可能であることが理解されよう。例えば、散乱コリメータ板または反射面１６０は、画素１０２の各行の間に配置される必要はなく、代わりに図８に示すように、画素１０２の交互の行の間に、または他の交替方式に従って（すなわち、画素の２行ごと、３行ごと、または４行ごと）位置決めされてもよい。提案されたアルゴリズムは、これらの設計にも同様に適用可能である。

例として、図８を参照すると、散乱信号は、典型的には、低い特別な周波数を有する、すなわち、隣接する画素は、同様の散乱信号を受容する。したがって、一組の板１６０間の画素の読み出し値は、散乱信号推定のために平均化され、以下に従って統計を改善することができる：

その後、前述の信号シーケンスＮ_ｉ（Ｅ）のアルゴリズムを使用して、平均化された信号に対して散乱推定を行うことができる。

一実施態様では、本明細書で説明するように、Ｘ方向に沿った深い１Ｄ散乱防止コリメータ（板１６０）は、散乱信号を大幅に低減することができる。加えて、図９の上面図に示すように、Ｚ方向に沿った別の散乱防止コリメータ（板１６２）は、散乱信号をさらに低減することができる。特に、セグメント１０６Ａに対応する下部読み出し層からの読み出し信号は、この例では一次信号として扱われてもよい。理解され得るように、一次信号は、一次信号のスペクトルを考慮して、適切に整列した画素１０２のセグメント１０６間でほぼ一定でなければならず、それにより、前述の特定の例で説明したように、スペクトル情報が与えられた画素１０２の他の読み出し層に対して決定することができる。

画素ごとなどで、放射線検出器の散乱信号を推定および／または低減するための様々なシステムおよび方法が本明細書で説明される。そのような個々の画素ベースの散乱補正アルゴリズムは、ＣＴまたは他の撮像システムの散乱信号推定の精度を大幅に改善することができる。散乱補正が改善されると、画像品質は、アーチファクトを低減することによって改善されることが期待され得、これは病気の診断において利点を有し得る。さらに、本手法は、ケイ素ストリップに基づく光子計数検出器の検出器設計自体を活用し、散乱防止コリメータを削減または排除することによって検出器設計を簡素化することができる。

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。

１０ ＣＴ撮像システム／撮像システム／システム
１２ Ｘ線源／放射線源／源
１８ 散乱防止グリッド／コリメータ／散乱防止コリメータ
２０ Ｘ線ビーム／Ｘ線光子
２２ 患者前置コリメータ／フィルタアセンブリ／ビーム整形器
２４ 患者／被検体／物体
２６ 減衰されたＸ線光子／Ｘ線
２８ 画素化検出器／画素化検出器アレイ／検出器
３０ システムコントローラ
３２ 直線位置決めサブシステム
３４ 回転サブシステム
３６ モータコントローラ
３８ Ｘ線コントローラ
４０ データ取得システム（ＤＡＳ）
４２ コンピュータ
４４ 画像処理回路
４６ 非一時的メモリデバイス／メモリ
４８ オペレータワークステーション
５０ ディスプレイ
５２ プリンタ
５４ 画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）
５６ 遠隔システム／クライアント
１０２ 検出器画素／検出器素子／画素／マルチセグメント検出器素子
１０６ セグメント／最上部セグメント／検出器素子
１０６Ａ 最下部セグメント／セグメント
１６０ 散乱防止板／反射面／内部板／板／分離板
１６２ 散乱防止隔壁／隔壁／板
１８０ 線
１８２ 線
１８４ 線
１９０ ステップ
１９２ ステップ
１９４ ステップ
１９６ ステップ
１９８ ステップ
Ｎ 測定信号
Ｐ 一次信号
Ｓ 散乱信号
Ｘ 次元
Ｙ 次元
Ｚ 次元

Claims (21)

1. Ｘ線源（１２）と、画素化検出器（２８）とを備えるコンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１０）において散乱信号（Ｓ）を低減するための方法であって、
   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を取得することと、前記検出器素子（１０２）に対して、前記検出器素子（１０２）の前記セグメント（１０６）の１つまたは複数からの読み出し信号に基づいて散乱信号（Ｓ）を実質的に含まない一次信号（Ｐ）を推定することと、
   前記推定された一次信号（Ｐ）に基づいて、前記検出器素子（１０２）の１つまたは複数のセグメント（１０６）で散乱信号（Ｓ）を推定し、前記１つまたは複数のセグメント（１０６）で前記推定された散乱信号（Ｓ）を補正して散乱補正された読み出し信号を生成することと
   を含む、方法。
2. 前記一次信号（Ｐ）が、前記Ｘ線源（１２）から最も遠いそれぞれのセグメント（１０６）からのそれぞれの読み出し信号に基づいて推定される、請求項１に記載の方法。
3. 前記一次信号（Ｐ）および前記散乱信号（Ｓ）が、前記検出器素子（１０２）のすべてのセグメント（１０６）からの前記読み出し信号を使用して共同で推定され、前記Ｘ線源（１２）から遠いセグメント（１０６）からの読み出し信号が、共同推定プロセスでより大きい重みを受容する、請求項１に記載の方法。
4. 前記散乱信号（Ｓ）を前記推定する行為が、撮像される物体（２４）の寸法または前記Ｘ線源（１２）および検出器（２８）の幾何学的形状の一方または両方に基づく、請求項１に記載の方法。
5. 前記散乱信号（Ｓ）を前記推定する行為が、前記検出器素子（１０２）の各セグメント（１０６）に対して推定されたそれぞれのＸ線スペクトルに基づく、請求項１に記載の方法。
6. 前記推定する行為が、最小二乗適合操作を適用することを含む、請求項１に記載の方法。
7. 前記推定する行為が、物理学ベースの散乱モデルを用いて前記検出器素子（１０２）の他のセグメント（１０６）における前記散乱信号（Ｓ）を推定する、請求項１に記載の方法。
8. 前記物理学ベースの散乱モデルが、前記検出器素子（１０２）の前記セグメント（１０６）の各々に対する受容角度のパラメータを含む、請求項７に記載の方法。
9. 前記推定された散乱信号（Ｓ）を平滑化することをさらに含む、請求項１に記載の方法。
10. 前記推定する行為が、隣接する検出器素子（１０２）の対応するセグメント（１０６）からの平均測定信号（Ｎ）に行われる、請求項１に記載の方法。
11. コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム（１０）であって、
    放射線を放出するように構成された放射線源（１２）と、
    前記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（２８）であって、前記画素化検出器（２８）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、前記検出器素子（１０２）の少なくとも一部は、少なくとも一次元で放射線遮断板（１６０）によって分離される、画素化検出器（２８）と、
    前記画素化検出器（２８）から読み出された信号を受容するように構成された処理構成要素であって、信号は、各検出器素子（１０２）の各セグメント（１０６）に対して読み出され、各検出器素子（１０２）に対して、前記処理構成要素は、
    前記検出器素子（１０２）の前記セグメント（１０６）の１つまたは複数からの読み出し信号に基づいて散乱信号（Ｓ）を実質的に含まない一次信号（Ｐ）を推定し、
    前記推定された一次信号（Ｐ）に基づいて、前記検出器素子（１０２）の１つまたは複数のセグメント（１０６）で散乱信号（Ｓ）を推定し、
    前記１つまたは複数のセグメント（１０６）で前記推定された散乱信号（Ｓ）を補正して前記検出器素子（１０２）に対する散乱補正された読み出し信号を生成し、
    各検出器素子（１０２）からの組み合わされた散乱補正された読み出し信号に対して、前記散乱補正された読み出し信号を使用して画像を再構成する
    処理構成要素と
    を備える、ＣＴ撮像システム（１０）。
12. 前記一次信号（Ｐ）および前記散乱信号（Ｓ）が、前記検出器素子（１０２）のすべてのセグメント（１０６）からの前記読み出し信号を使用して共同で推定される、請求項１１に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
13. 前記Ｘ線源（１２）から遠いセグメント（１０６）からの前記読み出し信号が、１つのパラメータとして前記セグメント（１０６）の深さを使用してモデル化することができる散乱信号（Ｓ）が少ない、請求項１２に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
14. 前記一次信号（Ｐ）が、前記Ｘ線源（１２）から最も遠いそれぞれのセグメント（１０６）からのそれぞれの読み出し信号に基づいて推定される、請求項１１に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
15. 前記検出器素子（１０２）が、画素ごと、２画素ごと、３画素ごと、４画素ごと、または５画素ごとの間隔で放射線遮断板（１６０）によって分離される、請求項１１に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
16. 前記処理構成要素が、撮像される物体（２４）の寸法または前記Ｘ線源（１２）および検出器（２８）の幾何学的形状の一方または両方に基づいて前記散乱信号（Ｓ）を推定するようにさらに構成される、請求項１１に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
17. 前記処理構成要素が、前記検出器素子（１０２）の各セグメント（１０６）に対して推定されたそれぞれのＸ線スペクトルに基づいて前記散乱信号（Ｓ）を推定するようにさらに構成される、請求項１１に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
18. 前記処理構成要素が、隣接する検出器素子（１０２）の対応するセグメント（１０６）からの平均測定信号（Ｎ）を使用して前記散乱信号（Ｓ）を推定するようにさらに構成される、請求項１１に記載のＣＴ撮像システム（１０）。
19. １つまたは複数のプロセッサ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を取得することと、
    前記検出器素子（１０２）に対して、前記検出器素子（１０２）の前記セグメント（１０６）の１つまたは複数からの読み出し信号に基づいて散乱信号（Ｓ）を実質的に含まない一次信号（Ｐ）を推定することと、
    前記推定された一次信号（Ｐ）に基づいて、前記検出器素子（１０２）の１つまたは複数のセグメント（１０６）で散乱信号（Ｓ）を推定し、前記１つまたは複数のセグメント（１０６）で前記推定された散乱信号（Ｓ）を補正して散乱補正された読み出し信号を生成することと
    を含む行為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。
20. 前記散乱信号（Ｓ）を前記推定する行為が、撮像される物体（２４）の寸法または前記Ｘ線源（１２）および検出器（２８）の幾何学的形状の一方または両方に基づく、請求項１９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。
21. 前記散乱信号（Ｓ）を前記推定する行為が、前記検出器素子（１０２）の各セグメント（１０６）に対して推定されたそれぞれのＸ線スペクトルに基づく、請求項１９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。