KR20240015020A - 전산화 단층촬영을 위한 시스템 및 방법 - Google Patents

전산화 단층촬영을 위한 시스템 및 방법 Download PDF

Info

Publication number
KR20240015020A
KR20240015020A KR1020230095045A KR20230095045A KR20240015020A KR 20240015020 A KR20240015020 A KR 20240015020A KR 1020230095045 A KR1020230095045 A KR 1020230095045A KR 20230095045 A KR20230095045 A KR 20230095045A KR 20240015020 A KR20240015020 A KR 20240015020A
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
eid
detector
data
image
sensor
Prior art date
Application number
KR1020230095045A
Other languages
English (en)
Inventor
지아화 판
창룡 김
밍 얀
스콧 디. 슬라브
지앙 시에
니콜라스 알. 콘클
Original Assignee
쥐이 프리시즌 헬스케어 엘엘씨
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 쥐이 프리시즌 헬스케어 엘엘씨 filed Critical 쥐이 프리시즌 헬스케어 엘엘씨
Publication of KR20240015020A publication Critical patent/KR20240015020A/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4266—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of detector units
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—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
    • A61B6/42—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
    • A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • 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
    • A61B6/46—Arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B6/461—Displaying means of special interest
    • A61B6/463—Displaying means of special interest characterised by displaying multiple images or images and diagnostic data on one display
    • 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5205—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of raw data to produce diagnostic data
    • 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5229—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image
    • A61B6/5235—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image combining images from the same or different ionising radiation imaging techniques, e.g. PET and 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
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5258—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving detection or reduction of artifacts or noise
    • 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
    • A61B6/56—Details of data transmission or power supply, e.g. use of slip rings
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06N—COMPUTING ARRANGEMENTS BASED ON SPECIFIC COMPUTATIONAL MODELS
    • G06N3/00—Computing arrangements based on biological models
    • G06N3/02—Neural networks
    • G06N3/04—Architecture, e.g. interconnection topology
    • G06N3/0464—Convolutional networks [CNN, ConvNet]
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/008—Specific post-processing after tomographic reconstruction, e.g. voxelisation, metal artifact correction
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T3/00—Geometric image transformations in the plane of the image
    • G06T3/40—Scaling of whole images or parts thereof, e.g. expanding or contracting
    • G06T3/4046—Scaling of whole images or parts thereof, e.g. expanding or contracting using neural networks
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H30/00—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images
    • G16H30/20—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images for handling medical images, e.g. DICOM, HL7 or PACS
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H30/00—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images
    • G16H30/40—ICT specially adapted for the handling or processing of medical images for processing medical images, e.g. editing
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2210/00—Indexing scheme for image generation or computer graphics
    • G06T2210/41—Medical

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • Artificial Intelligence (AREA)
  • Evolutionary Computation (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Computational Linguistics (AREA)
  • Human Computer Interaction (AREA)
  • Computing Systems (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Software Systems (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

전산화 단층촬영(computed tomography, CT) 이미지들의 품질을 증가시키기 위한 시스템들 및 방법들이 제공된다. 일 실시예에서, 전산화 단층촬영(CT) 검출기 시스템은, 입사 x-선에 대해 광자 계수(photon counting, PC) 센서들의 층 아래에 배열된 에너지 적분 검출기들(energy integrating detectors, EID)의 층 ― PC 센서들의 개수가 EID 검출기들의 개수를 초과함 ―; 및 EID 데이터를 사용하여 PC 데이터를 정정하고, 잡음을 제거하며, 이미지들의 쌍들에 대해 트레이닝된 딥 러닝 컨볼루션 신경망(convolutional neural network, CNN)을 사용하여 EID 데이터 및 PC 데이터로부터 재구성된 이미지의 해상도를 증가시키도록 구성된 이미지 처리 유닛 ― 이미지들의 각 쌍은 PC 센서들의 층으로부터의 제1 신호로부터 재구성된 타깃 이미지, 및 EID 검출기들의 층으로부터의 제2 신호로부터 재구성된 입력 이미지를 포함하며, EID 데이터와 PC 데이터는 동일한 환자 광선 경로로부터 동시에 획득됨 ― 을 포함한다.

Description

전산화 단층촬영을 위한 시스템 및 방법{SYSTEMS AND METHODS FOR COMPUTED TOMOGRAPHY}
본 명세서에서 개시되는 대상의 실시예들은 의료 이미징에 관한 것으로, 더 구체적으로는, 컴퓨터 단층촬영 이미징 시스템들을 사용하여 재구성된 이미지들의 품질을 증가시키는 것에 관한 것이다.
전산화 단층촬영(computed tomography, CT) 이미징 시스템들에서, 음극(cathode)에 의해 생성되는 전자 빔이 x-선 관 내에서 타깃을 향해 지향된다. 타깃과 충돌하는 전자들에 의해 생성되는 팬 형상 또는 원추 형상의 x-선 빔은 환자와 같은 대상체를 향해 지향된다. x-선들은 객체에 의해 감쇠된 후에, 방사선 검출기들의 어레이에 충돌하여, 이미지를 생성한다.
CT 이미지의 품질은 광자 계수(Photon Counting) CT(PCCT)를 사용함으로써 증가될 수 있으며, 여기서 방사선 검출기들은 광자 계수 검출기들이고, 광자들이 스펙트럼 정보를 제공하기 위해 계수된다. PCCT는 직접 변환 검출기를 사용하고, 종래의 간접 변환 검출기 기반 에너지 적분 검출기(Energy Integrating Detector, EID) CT 시스템들에 비해 다양한 장점들을 갖는다. 그러나, PCCT 시스템을 이용하면, 광자 계수 검출기들의 제한된 능력으로 인해 더 높은 입력 카운트 레이트들에서 광자 파일업(pile-up)이 발생할 수 있으며, 이는 높은 x-선 플럭스 레이트에서 이미지 품질을 감소시킨다. 파일업 효과를 감소시키기 위해 더 작은 검출기 픽셀들이 도입될 수 있다. 그러나, 검출기 픽셀들의 크기를 감소시키는 것은 사용되는 채널들의 수를 증가시켜, 전력 소비 및 데이터 크기 둘 모두를 증가시킬 수 있다. 더 작은 픽셀들은 더 가까운 근접성으로 인해 채널들 사이에 더 많은 전하 공유를 도입할 수 있고, 검출기 모듈들 사이의 갭들은 검출기 픽셀 크기에 필적하게 될 수 있다. 또한, 더 낮은 성능 픽셀들이 있을 수 있다.
본 개시는 입사 x-선에 대해 광자 계수(PC) 센서들의 층의 반대편에 배열된 에너지 적분 검출기들(EID)의 층을 포함하며, PC 센서들의 개수가 EID 검출기들의 개수를 초과하는 것인, CT 검출기 시스템에 의해, 적어도 부분적으로 위에서 식별된 문제들 중 하나 이상을 해결한다. CT 검출기 시스템은 EID 데이터를 사용하여 PC 데이터를 정정하고, 잡음을 제거하며, 이미지들의 쌍들에 대해 트레이닝된 딥 러닝 컨볼루션 신경망(convolutional neural network, CNN)을 사용하여 EID 데이터 및 PC 데이터로부터 재구성된 이미지의 해상도를 증가시키도록 구성된 이미지 처리 유닛 ― 이미지들의 각 쌍은 PC 센서들의 층으로부터의 제1 신호로부터 재구성된 타깃 이미지, 및 EID 검출기들의 층으로부터의 제2 신호로부터 재구성된 입력 이미지를 포함하며, EID 데이터와 PC 데이터는 동일한 환자 광선 경로로부터 동시에 획득됨 ― 을 더 포함할 수 있다. EID 검출기들의 층(예를 들어, 2차원 EID 검출기 어레이) 및 PC 센서들의 층(예를 들어, 2차원 PC 센서 어레이)을 포함하는 다층 CT 검출기를 사용함으로써, PC 검출기들 및 EID 검출기들 둘 모두의 장점들이 다양한 임상 CT 응용을 위해 어느 하나의 검출기 유형 단독으로 달성될 수 있는 것보다 더 높은 이미지 품질을 달성하도록 레버리징될 수 있다. EID 검출기들의 층과 x-선원 사이에 PC 센서들의 층을 배열함으로써, PC 센서들의 크기는 종래의 PCCT 검출기 시스템들에 비해 감소될 수 있으며, 이는 광자 파일업의 효과를 감소시켜, PC 데이터 또는 EID 데이터 단독보다 PC 데이터 및 EID 데이터 둘 모두로부터 재구성된 이미지에서 해상도를 증가시키고 잡음량을 감소시킬 수 있다.
또한, 크기가 상이하고, 이에 따라 완벽히 정렬되지 않는 PC 센서들 및 EID 검출기들을 포함함으로써, PC 센서들 사이의 갭들이 EID 검출기들에 의해 보상될 수 있다. 다르게 말하면, 갭에 속하고 PC 센서 어레이에서 계수되지 않는 광자가 갭 밑에 위치된 EID 검출기에 의해 검출될 수 있어서, 입사 x-선의 모든 광자들이 PC 센서들 또는 EID 검출기들 중 어느 하나에 의해 검출될 수 있다. 이어서, PC 데이터 또는 EID 데이터 중 하나만을 사용하는 것에 비해 PC 데이터 및 EID 데이터 둘 모두로부터 재구성된 이미지에서 해상도가 증가되고 잡음량이 감소된다. 또한, 이러한 배열체는 현재 구현되는 경사진 구성에 대한 의존성을 감소시킬 수 있다. 경사진 에지는 각 검출기 요소의 형상이 직사각형 형상으로부터 벗어나게 한다. 비대칭 형상에서, 검출기 요소의 기하학적 중심은 신호 가중 중심과 상이하므로, 이의 적절한 기하학적 위치를 부여하기가 어렵고, 이웃하는 검출기 모듈들에서 이의 카운터 부분들을 정렬하기가 어렵다. 또한, 파일업 문제는 EID 검출기들에 의해 회피되고, 센서 응답은 입사 x-선 플럭스에 대해 선형이므로, EID 데이터가 PC 센서 데이터에 대한 파일업 정정을 가이드하는 데 사용될 수 있어, 파일업 정정을 더 정확하게 하고 해상도를 높인다.
제안된 다층 CT 검출기의 추가적인 장점은 PC 센서들에 사용되는 실리콘 칩의 비용이 감소될 수 있다는 것이다. 실리콘은 우수한 스펙트럼 응답을 갖는 것으로 실증되었고, PC 센서에 대한 우수한 후보이다. 그러나, 양호한 선량 효율 및 정정가능한 파일업량을 보장하기 위해, PC 센서에 사용되는 실리콘의 깊이는 대안적인 반도체 재료의 깊이보다 더 커야 할 수 있다. 그러나, CT 검출기를 관통하는 x-선 광자들의 일부가 PC 센서들을 통과하여 EID 검출기들에 진입하는 것이 허용될 수 있기 때문에, 그리고 파일업이 EID 데이터를 사용하여 더 정확하게 정정될 수 있기 때문에, 실리콘의 깊이가 감소될 수 있으며, 이에 의해 CT 검출기의 비용 및 데이터 크기를 감소시킬 수 있다(더 적은 세그먼트 및 채널). CT 검출기의 전력 소비 및 열 소산이 또한 감소될 수 있다.
또한, EID 데이터는 광자 카운트에 기초하여 재구성된 이미지들과 대조적으로, 고속 처리량이 요구되고 종래의 CT 이미지들이 요구될 때 종래의 kVp 이미지들을 생성하기 위해 단독으로 사용될 수 있다. EID 데이터 투영이 PC 센서 층에 의해 고도로 필터링되므로, 더 좁은 에너지 스펙트럼이 예상되며, 이는 이미지들이 EID 데이터 투영 단독으로부터 재구성되는 경우 개선된 빔 경화 성능으로 해석된다.
본 설명의 상기한 장점들 및 다른 장점들, 및 특징들은 단독으로 취해질 때 또는 첨부 도면들과 관련하여 취해질 때 다음의 상세한 설명으로부터 용이하게 명백해질 것이다. 상기한 발명의 내용은 상세한 설명에서 추가로 설명되는 개념들의 선택을 간략화된 형태로 소개하기 위해 제공된다는 것이 이해되어야 한다. 이는 청구되는 대상의 핵심 또는 필수 특징들을 식별하는 것을 의미하지 않으며, 그 범위는 상세한 설명에 이어지는 청구범위에 의해 고유하게 정의된다. 또한, 청구되는 대상은 위에서 또는 본 개시의 임의의 부분에서 언급되는 임의의 단점들을 해결하는 구현예들로 제한되지 않는다.
본 개시의 다양한 양태들은 하기의 상세한 설명을 읽고 도면들을 참조하면 더 잘 이해될 수 있으며, 도면들에서:
도 1은 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, 이미징 시스템의 회화도를 도시한다;
도 2는 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, 예시적인 이미징 시스템의 블록 개략도를 도시한다;
도 3은 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, PCCT 시스템의 예시적인 검출기 어레이의 개략도이다;
도 4는 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, 다층 CT 검출기로 지향된 x-선들을 도시한다;
도 5a는 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, 제1 관점에서의 다층 CT 검출기의 개략도이다;
도 5b는 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, 제2 관점에서의 다층 CT 검출기의 개략도이다;
도 6a는 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, 다층 CT 검출기의 2차원 PC 센서 어레이의 구성요소들의 개략도이다;
도 6b는 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, 다층 CT 검출기의 복수의 2차원 PC 센서 어레이들과 아래에 놓인 EID 검출기 층에서의 복수의 EID 검출기들의 정렬을 도시한 개략도이다;
도 6c는 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, 상이한 관점에서의 도 6b의 PC 센서 어레이들 및 EID 검출기들의 구성을 도시한 개략도이다;
도 6d는 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, 다층 CT 검출기의 PC 센서 어레이들 및 EID 검출기들의 제1 대안적인 구성을 도시한 개략도이다;
도 6e는 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, 다층 CT 검출기의 PC 센서 어레이들 및 EID 검출기들의 제2 대안적인 구성을 도시한 개략도이다;
도 7은 본 개시의 하나 이상의 실시예에 따른, PC 데이터 및 EID 데이터로부터 재구성된 이미지들의 해상도를 증가시키기 위한 예시적인 방법을 예시하는 흐름도이다.
도면들은 설명되는 시스템들 및 방법들의 특정 양태들을 예시한다. 하기의 설명과 함께, 도면들은 본 명세서에서 설명되는 구조들, 방법들, 및 원리들을 실증하고 설명한다. 도면들에서, 구성요소들의 크기는 명료화를 위해 과장되거나 또는 그 외 변형될 수 있다. 잘 알려진 구조들, 재료들, 또는 동작들은 설명된 구성요소들, 시스템들 및 방법들의 양태들을 모호하게 하는 것을 회피하기 위해 상세히 도시되거나 또는 설명되지 않는다.
본 명세서에서 개시되는 대상에 대한 이러한 설명 및 실시예들은 광자 계수 전산화 단층촬영(PCCT) 시스템을 통해 획득된 이미지들의 품질을 증가시키기 위한 방법들 및 시스템들에 관한 것이다. 전형적으로, 전산화 단층촬영(CT) 이미징 시스템들에서, x-선원은 환자와 같은 객체를 향해 팬 형상 빔 또는 원추 형상 빔을 방출한다. 일반적으로, CT 시스템들에서, x-선원 및 검출기 어레이는 이미징 평면 내의 갠트리 주위 및 환자 주위에서 회전되고, 이미지들은 상이한 뷰 각도들의 복수의 뷰들에서의 투영 데이터로부터 생성된다. 예를 들어, x-선원의 한 회전에 대해, CT 시스템에 의해 1000개의 뷰들이 생성될 수 있다. 빔은 환자에 의해 감쇠된 후에, 방사선 검출기들의 어레이에 충돌한다. x-선 검출기 또는 검출기 어레이는 전형적으로, 검출기에서 수신된 x-선 빔들을 시준하기 위한 시준기, x-선들을 광 에너지로 변환하기 위해 시준기에 인접하게 배치된 신틸레이터(scintillator), 및 인접한 신틸레이터로부터 광 에너지를 수신하고 그로부터 전기 신호들을 생성하기 위한 포토다이오드들을 포함한다. 검출기 어레이에서 수신되는 감쇠된 빔 방사선의 강도는 전형적으로, 환자에 의한 x-선 빔의 감쇠에 의존한다. 검출기 어레이의 각 검출기 요소는 각 검출기 요소에 의해 수신되는 감쇠된 빔을 나타내는 별개의 전기 신호를 생성한다. 전기 신호들은 분석을 위해 데이터 처리 시스템으로 송신된다. 데이터 처리 시스템은 이미지의 생성을 가능하게 하도록 전기 신호들을 처리한다.
이러한 종래의 CT 이미징 시스템들은 방사선 에너지를 시간 기간에 걸쳐 적분된 다음, 측정되고 궁극적으로 디지털화되는 전류 신호들로 변환하는 검출기들을 이용한다. 그러나, 이러한 검출기들의 결점은 검출되는 광자들의 수 및/또는 에너지에 관한 데이터 또는 피드백을 제공할 수 없다는 것이다. 즉, 신틸레이터에 의해 방출된 광은 충돌된 x-선들의 수 및 x-선들의 에너지 레벨 둘 모두의 함수이다. 포토다이오드들은 신틸레이션으로부터의 에너지 레벨 또는 광자 카운트 간을 구별할 수 없을 수 있다. 예를 들어, 2개의 신틸레이터들은 등가의 강도로 조명될 수 있고, 이에 따라, 각자의 포토다이오드들에 등가의 출력을 제공할 수 있다. 그러나, 등가의 광 출력을 냄에도 불구하고, 각 신틸레이터에 의해 수신되는 x-선들의 수가 상이할 수 있고, x-선들의 강도가 상이할 수 있다.
대조적으로, PCCT 검출기들은 높은 공간 해상도로 광자 계수 및/또는 에너지 구별 피드백을 제공할 수 있다. PCCT 검출기들은 x-선 계수 모드, 각 x-선 이벤트의 에너지 측정 모드, 또는 둘 모두에서 동작하게 될 수 있다. 하이브리드 광자 계수 에너지 구별 검출기의 구성에 다수의 재료들이 사용될 수 있지만, 반도체들이 하나의 바람직한 재료인 것으로 제시되어 있다. 이러한 사용을 위한 전형적인 재료들은 카드뮴 아연 텔루라이드(CZT), 카드뮴 텔루라이드(CdTe) 및 실리콘(Si)을 포함하며, 이들은 비용 효율적인 생산 능력을 가질 수 있다. 다른 중질 반도체들, 브롬화 탈륨(TlBr), 요오드화 수은(HgI) 등은 이들이 대량으로 비용 효율적으로 생산될 수 있을 때 사용될 수 있다.
PCCT 검출기들은 x-선 광자 계수뿐만 아니라, 에너지 측정 또는 태깅을 지원하여, 조직 특성화 정보뿐만 아니라 해부학적 세부사항 둘 모두의 획득을 지원한다. 이와 관련하여, 빔 경화 등의 효과를 감소시키기 위해 에너지 구별 정보 또는 데이터가 사용될 수 있다. 또한, 이들 검출기들은 조직 구별 데이터의 획득을 지원하고, 이에 따라 질환 또는 다른 병리들을 나타내는 진단 정보를 제공한다. PCCT 검출기들은 또한 요오드 및 칼슘(및 다른 높은 원자수의 재료들)의 조영을 부스트하기 위해 최적의 에너지 가중의 사용에 의해, 조영제 및/또는 다른 특수화된 재료들과 같은, 대상체 내로 주입될 수 있는 재료들을 검출, 측정, 및 특성화하기 위해 사용될 수 있다. 조영제는 예를 들어, 더 양호한 시각화를 위해 혈류 내로 주입되는 요오드를 포함할 수 있다.
그러나, 직접 변환 반도체 검출기들의 결점은 이들 유형들의 검출기들이 종래의 CT 시스템들과 전형적으로 마주치는 x-선 광자 플럭스에서 계수할 수 없다는 것이다. 검출기와 방사선 에너지원 또는 x-선 관 사이에 작은 대상체 두께가 개재되는 검출기 위치들에서 포화가 발생할 수 있다. 이들 포화 영역들은 검출기 팬-아크 상에 투영되는 대상체의 폭 부근 또는 외부의 낮은 대상체 두께의 경로들에 대응한다. 많은 경우에, 대상체는 x-선 플럭스의 감쇠 및 검출기에 대한 후속 입사 강도에 영향을 미치는 다소 원형 또는 타원형이다. 이 경우에, 포화된 영역들은 팬-아크의 극단들에서 2개의 분리된 영역들을 나타낸다. 덜 전형적이지만 드물지 않은 사례들에서, 다른 위치들에서 그리고 검출기의 2개 초과의 분리된 영역들에서 포화가 발생한다.
파일업은 검출기에서의 소스 플럭스가 너무 높아서, 2개 이상의 x-선 광자들이 이들의 신호들이 서로 간섭하도록 충분히 가까운 시간에 단일 픽셀에서 전하 패킷들을 축적할 가능성이 무시할 수 없을 때 PCCT 검출기들을 이용하여 발생하는 현상이다. 파일업 현상은 2개의 일반적인 유형들을 가지며, 이들은 다소 상이한 효과들을 초래한다. 제1 유형에서, 2개 이상의 이벤트들은 이들이 별개의 이벤트들로서 인식되도록 충분한 시간만큼 분리되지만, 나중에 도달하는 x-선 또는 둘 모두의 x-선들의 에너지의 측정의 정밀도가 저하되도록 신호들이 중첩된다. 이러한 유형의 파일업은 시스템의 에너지 해상도의 저하를 초래한다. 제2 유형의 파일업에서, 2개 이상의 이벤트들은 시스템이 이들을 별개의 이벤트들로서 해상할 수 없도록 충분히 가까운 시간에 도달한다. 이러한 경우에, 이들 이벤트들은 이들의 에너지의 합을 갖는 하나의 단일 이벤트로서 인식되고, 이벤트들은 스펙트럼에서 더 높은 에너지로 시프트된다. 또한, 파일업은 높은 x-선 플럭스에서 카운트의 다소 현저한 저하를 초래하여, 검출기 양자 효율(detector quantum efficiency, DQE) 손실을 초래한다.
이러한 파일업은 검출기 포화를 초래할 수 있으며, 이는 직접 변환 센서들에서 비교적 낮은 x-선 플럭스 레벨에서 발생한다. 레벨 위에서, 검출기 응답은 예측가능하지 않고, 이미징 정보의 손실을 초래하고 x-선 투영 및 CT 이미지들에서 잡음 및 아티팩트들을 초래하는 저하된 선량 이용률을 갖는다. 특히, 광자 카운팅, 직접 변환 검출기들은 각 x-선 광자 이벤트와 연관된 고유한 전하 수집 시간(즉, 전하 드리프트 시간)으로 인해 포화된다. 포화는 각 픽셀에 대한 x-선 광자 흡수 레이트가 이러한 전하 수집 시간의 역과 유사할 때 펄스 파일업으로 인해 발생할 것이다.
PCCT 시스템들은 전형적으로 데이터 획득 시스템(DAS)의 판독의 일부인 비교기에 의해 결정되는 하나 이상의 에너지 빈을 전형적으로 갖는다. 1-빈 시스템에 대해, 전형적으로 비교기의 하나의 에너지 임계치는 허위 잡음 카운트가 거의 없거나 전혀 없도록 충분히 높지만, 판독 프로세스에서 신호 x-선들의 손실이 거의 없도록 충분히 낮은 에너지 값으로 설정된다. 이러한 시스템은 설명된 바와 같이, 다수의 에너지 이벤트들의 파일업으로 인해 통계적 오류 및 바이어스를 겪는다.
많은 에너지 빈들을 갖는 시스템은 판독 DAS에서 다수의 비교기들로 형성될 수 있다. 각 비교기는 대응하는 x-선 에너지 레벨 위의 광자들의 수의 레지스터 상의 누적을 초래하는 설정된 에너지 레벨 위의 광자들에 대해 트리거하도록 설정될 수 있다. 빈 카운트들은 이미징 시스템에 적절한 특정 정보 콘텐츠를 갖는 시스템 출력을 형성하기 위해 가중되고 함께 추가될 수 있다. 그러나, 1-빈 시스템과 같이, 다수의 빈 시스템도 파일업으로 인해 저하를 겪어, DQE 손실을 초래한다. 빈 카운트들의 평균 파일업은 정정될 수 있지만, 통계적 정확도의 손실을 갖는다. 시스템 출력에 대한 가중된 합들을 평가하기 위해 신호 대 잡음비(SNR)가 사용될 수 있다.
일부 실시예들에서, PCCT 검출기의 센서들은 센서 어레이 내의 복수의 센서 세그먼트들로서 구성될 수 있으며, 여기서 센서 세그먼트들은 입사 x-선들의 방향으로 배향된다. 센서 세그먼트들은 검출기에서의 파일업 거동을 방지하거나 고려하기 위해 사용된다. 세그먼트들의 수는 아날로그/디지털(A/D) 변환 및 판독을 위해, 센서 어레이에 전기적으로 결합된 주문형 집적 회로(ASIC)에 대한 채널들을 보존하기 위해 최소화될 수 있다. 그러나, 파일업은 센서 세그먼트들 내에서 여전히 발생할 수 있다.
본 명세서에서 개시된 바와 같이, 직접 변환 검출기들의 이점들은 PC 검출기 및 EID 검출기 둘 모두를 포함함으로써 PCCT 시스템들의 파일업 거동 및 다른 결점들을 최소화하면서 얻어질 수 있다. 구체적으로, 다층 검출기 구성이 본 명세서에서 개시되며, 여기서 EID 검출기 어레이가 PC 센서 어레이 아래의 층에 배열된다. EID 검출기 어레이 밑에, 또는 PC 센서 어레이 옆에는 PC 센서 어레이 및/또는 EID 검출기 어레이에 대한 판독 전자장치들이 배열될 수 있다. 본 개시의 목적들을 위해, ~ 밑은, x-선들이 수직 하강 방식으로 CT 검출기의 구성요소들에 진입하는 도 4 내지 도 6e에서 수직으로 도시된, 입사 x-선에 대한 요소의 위치 설정을 지칭한다. 이에 따라, PC 센서 어레이 밑 또는 아래의 EID 검출기 어레이의 위치는 입사 x-선과 PC 센서 어레이의 반대편에 있는 EID 검출기 어레이의 위치 설정을 지칭하고, EID 검출기 어레이 밑 또는 아래의 판독 전자장치의 위치는 입사 x-선(및 PC 센서 어레이)과 EID 검출기 어레이의 반대편에 있는 판독 전자장치의 위치를 지칭한다.
x-선 경로에서의 광자 카운트의 측정은 PC 센서 어레이 및 EID 검출기 어레이 둘 모두를 사용하여 취해지며, 여기서 EID 데이터 및 PC 데이터는 동일한 환자 광선 경로로부터 동시에 획득된다. EID 검출기 어레이가 충분한 신호를 얻을 수 있을 것을 보장하기 위해, PC 센서 어레이는 x-선 빔에서의 모든 광자를 포획하지는 않도록 구성될 수 있다. 다르게 말하면, PC 검출기에서의 파일업을 감소시킬 것으로 예상되는 두께에 의해 PC 검출기의 저지능(stopping power)이 최적화될 수 있다. 예를 들어, 저지능은 40%(예를 들어, x-선 빔의 광자들 중 40%가 PC 센서 어레이에서 검출되고, x-선 빔의 광자들 중 60%가 PC 센서 어레이를 통과하여 EID 검출기 어레이에서 검출됨)일 수 있다. PC 센서 어레이를 통과하는 x-선 광자들은 PC 센서 어레이 밑에 위치된 EID 검출기 어레이에 의해 포획된다. PC 센서 및 EID 검출기 둘 모두는 비스펙트럼 정보뿐만 아니라 스펙트럼 정보를 생성하기 위해 사용될 수 있다.
개시된 검출기 구성의 적어도 하나의 장점은 PC 검출기에서의 파일업 거동을 감소시키는 것에 더하여, EID 데이터가 아래에서 더 상세히 설명되는 바와 같이, PC 데이터에서의 파일업 거동을 정정하기 위해 사용될 수 있다는 것이다. 이러한 방식으로, 다양한 임상 CT 응용을 위한 더 나은 이미지 품질을 달성하기 위해 검출기들의 둘 모두의 유형들으로부터의 장점들이 레버리징될 수 있다.
본 기술들에 따라 조영 스캔을 수행하기 위해 사용될 수 있는 PCCT 시스템의 예가 도 1 및 도 2에서 제공된다. 도 3은 PCCT 시스템의 예시적인 CT 검출기 어레이를 도시하며, 여기서 x-선원에 의해 대상체로 지향되는 x-선의 광자들이 PCCT 검출기 어레이의 PCCT 검출기들에 의해 카운트된다. 검출기들은 도 4에 도시된 바와 같이, PC 센서 층 및 EID 검출기 층을 포함하는 다층 CT 검출기들일 수 있다. 예시적인 다층 CT 검출기의 2개의 사시도들이 도 5a 및 도 5b에 도시되며, 여기서 PC 센서 층 및 EID 검출기 층에 대한 판독 전자장치들은 EID 검출기 층 밑에 위치된다. 다층 CT 검출기의 대안적인 구성에서, 제1 판독 전자장치는 도 6a에 도시된 바와 같이, PC 센서 층에서의 광자들을 계수하는 데 사용되며, PC 센서 어레이 옆에 위치될 수 있다. 복수의 PC 센서 어레이들은 도 6b에 도시된 바와 같이, EID 검출기 층의 복수의 EID 검출기들 위에 겹쳐 놓일 수 있다. 제2 판독 전자장치는 도 6c에 도시된 바와 같이, EID 검출기 층 밑에 위치될 수 있는 EID 검출기 층으로 진입하는 x-선 빔의 에너지를 측정하기 위해 사용된다. PC 센서 어레이는 복수의 실리콘 칩들 상의 복수의 PC 센서들을 포함할 수 있으며, 여기서 각 PC 센서는 도 6d에 도시된 바와 같이, PC 센서 어레이 옆에 위치된 제1 판독 전자장치에 전자적으로 결합될 수 있다. 다른 대안적인 구성에서, 제1 판독 전자장치는 EID 검출기 층 밑에 위치될 수 있으며, 복수의 PC 센서들은 도 6e에 도시된 바와 같이, EID 검출기 층 주위에서 라우팅되는 하나 이상의 가요성 케이블을 통해 제1 판독 전자장치에 전자적으로 결합된다. PC 데이터 및 EID 데이터 둘 모두로부터 재구성된 이미지의 해상도는 도 7에서 설명되는 방법의 하나 이상의 단계에 따라 증가될 수 있다.
도 1 내지 도 6e는 다양한 구성요소들의 상대적인 위치 설정을 갖는 예시적인 구성들을 도시한다. 서로 직접 접촉하거나 직접 결합되는 것으로 도시된다면, 적어도 하나의 예에서, 요소들은 각각, 직접 접촉하거나 직접 결합되는 것으로 지칭될 수 있다. 유사하게, 적어도 하나의 예에서, 서로 연접하거나 인접한 것으로 도시된 요소들은 각각, 서로 연접하거나 인접할 수 있다. 예로서, 서로 면을 공유하여 접촉해서 놓이는 구성요소들은 면 공유 접촉으로 지칭될 수 있다. 다른 예로서, 적어도 하나의 예에서, 다른 구성요소들 없이 공간만을 사이에 두고 서로 이격되어 위치된 요소들이 그러한 것으로 지칭될 수 있다. 또 다른 예로서, 서로 위/아래/밑에, 서로 반대편에, 또는 서로 좌/우로 도시된 요소들이 서로에 대해, 그러한 것으로 지칭될 수 있다. 또한, 도면들에 도시된 바와 같이, 적어도 하나의 예에서, 요소의 최상부(topmost) 요소 또는 지점은 구성요소의 "상부(top)"로 지칭될 수 있고, 요소의 최하부(bottommost) 요소 또는 지점은 구성요소의 "하부(bottom)"로 지칭될 수 있다. 본 명세서에서 사용될 때, 상부/하부, 상측(upper)/하측(lower), 위/아래는 도면들의 수직 축에 대해 상대적일 수 있고, 서로에 대한 도면들의 요소들의 위치 설정을 설명하기 위해 사용될 수 있다. 이와 같이, 일 예에서, 다른 요소들 위에 도시된 요소들은 다른 요소들 위에 수직으로 위치된다. 또 다른 예로서, 도면들 내에 도시된 요소들의 형상들은 (예를 들어, 원형, 직선형, 평면형, 곡선형, 둥근형, 모따기형, 각진형 등과 같은) 그러한 형상들을 갖는 것으로 지칭될 수 있다. 또한, 적어도 하나의 예에서, 서로 교차하는 것으로 도시된 요소들은 교차 요소들 또는 서로 교차하는 것으로 지칭될 수 있다. 또한, 일 예에서, 다른 요소 내에 도시되거나 다른 요소 외부에 도시된 요소는 그러한 것으로 지칭될 수 있다.
도 1은 광자 계수 검출기들을 이용한 CT 이미징을 위해 구성된 예시적인 PCCT 시스템(100)을 도시한다. 특히, PCCT 시스템(100)은 대상체(112), 환자, 무생물 객체, 하나 이상의 제조품, 및/또는 외부 객체들, 이를테면 신체 내에 존재하는 치아 임플란트, 스텐트, 및/또는 조영제를 이미징하도록 구성된다. 일 실시예에서, PCCT 시스템(100)은 갠트리(102)를 포함하며, 이는 차례로, 테이블(114) 상에 놓인 대상체(112)를 이미징하는 데 사용하기 위해 x-선 방사선 빔(106)(도 2 참조)을 투영하도록 구성된 적어도 하나의 x-선원(104)을 더 포함할 수 있다. 구체적으로, x-선원(104)은 x-선 방사선 빔들(106)을 갠트리(102)의 반대편에 위치된 검출기 어레이(108)를 향해 투영하도록 구성된다. 도 1은 단일 x-선원(104)을 도시하지만, 특정 실시예들에서, 다수의 x-선원들 및 검출기들이 환자에 대응하는 상이한 에너지 레벨들에서 투영 데이터를 획득하기 위해 복수의 x-선 방사선 빔들을 투영하기 위해 채용될 수 있다. 일부 실시예들에서, x-선원(104)은 급속 피크 킬로볼트(kVp) 스위칭에 의해 이중 에너지 젬스톤 스펙트럼 이미징(gemstone spectral imaging, GSI)을 가능하게 할 수 있다. 본 명세서에서 설명된 실시예들에서, 채용되는 x-선 검출기는 상이한 에너지들의 x-선 광자들을 구별할 수 있는 광자 계수 검출기이다.
특정 실시예들에서, PCCT 시스템(100)은 반복적 또는 분석적 이미지 재구성 방법을 사용하여 대상체(112)의 타깃 볼륨의 이미지들을 재구성하도록 구성된 이미지 처리 유닛(110)을 더 포함한다. 예를 들어, 이미지 처리 유닛(110)은 환자의 타깃 볼륨의 이미지들을 재구성하기 위해 필터링 역 투영(filtered back projection, FBP)과 같은 분석적 이미지 재구성 접근법을 사용할 수 있다. 다른 예로서, 이미지 처리 유닛(110)은 대상체(112)의 타깃 볼륨의 이미지를 재구성하기 위해 ASIR(advanced statistical iterative reconstruction), CG(conjugate gradient), MLEM(maximum likelihood expectation maximization), MBIR(model-based iterative reconstruction) 등과 같은 반복적 이미지 재구성 접근법을 사용할 수 있다. 본 명세서에서 추가로 설명되는 바와 같이, 일부 예들에서, 이미지 처리 유닛(110)은 반복적 이미지 재구성 접근법에 더하여 FBP와 같은 분석적 이미지 재구성 접근법 둘 모두를 사용할 수 있다.
일부 CT 이미징 시스템 구성들에서, x-선원은 "이미징 평면"으로 통칭되는 데카르트 좌표계의 X-Y-Z 평면 내에 놓이도록 시준되는 원추형 x-선 방사선 빔을 투영한다. x-선 방사선 빔은 환자 또는 대상체와 같은 이미징되는 객체를 통과한다. x-선 방사선 빔은 객체에 의해 감쇠된 후에, 검출기 요소들의 어레이에 충돌한다. 검출기 어레이에서 수신되는 감쇠된 x-선 방사선 빔의 강도는 객체에 의한 x-선 방사선 빔의 감쇠에 의존한다. 어레이의 각 검출기 요소는 검출기 위치에서의 x-선 빔 감쇠의 측정인 별개의 전기 신호를 생성한다. 모든 검출기 요소들로부터의 감쇠 측정은 송신 프로파일을 생성하도록 별개로 획득된다.
일부 CT 시스템들에서, x-선원 및 검출기 어레이는 x-선 빔이 객체와 교차하는 각도가 끊임없이 변화하도록 이미징 평면 내에서 그리고 이미징될 객체 주위에서 갠트리와 함께 회전된다. 하나의 갠트리 각도에서의 검출기 어레이로부터의 x-선 방사선 감쇠 측정 그룹, 예를 들어, 투영 데이터가 "뷰(view)"로 지칭된다. 객체의 "스캔(scan)"은 x-선원 및 검출기의 하나의 회전 동안 상이한 갠트리 각도들, 또는 뷰 각도들에서 만들어진 뷰들의 세트를 포함한다.
도 2는 도 1의 PCCT 시스템(100)과 유사한 예시적인 이미징 시스템(200)을 예시한다. 본 개시의 양태들에 따르면, 이미징 시스템(200)은 대상체(204)(예를 들어, 도 1의 대상체(112))를 이미징하도록 구성된다. 일 실시예에서, 이미징 시스템(200)은 검출기 어레이(108)(도 1 참조)를 포함한다. 검출기 어레이(108)는 대응하는 투영 데이터를 획득하기 위해 대상체(204)(이를테면 환자)를 통과하는 x-선 방사선 빔(106)(도 2 참조)을 함께 감지하는 복수의 검출기 요소들(202)을 더 포함한다. 일부 실시예들에서, 검출기 어레이(108)는 셀들 또는 검출기 요소들(202)의 복수의 로우들을 포함하는 다중 슬라이스 구성으로 제조될 수 있으며, 여기서 검출기 요소들(202)의 하나 이상의 추가적인 로우는 투영 데이터를 획득하기 위해 병렬 구성으로 배열된다.
특정 실시예들에서, 이미징 시스템(200)은 원하는 투영 데이터를 획득하기 위해 대상체(204) 주위의 상이한 각도 위치들을 순회하도록 구성된다. 이에 따라, 갠트리(102) 및 그 위에 장착된 구성요소들은 예를 들어, 상이한 에너지 레벨들에서, 투영 데이터를 획득하기 위해 회전 중심(206)을 중심으로 회전하도록 구성될 수 있다. 대안적으로, 대상체(204)에 대한 투영 각도가 시간의 함수로서 변하는 실시예들에서, 장착된 구성요소들은 원의 세그먼트가 아니라 일반적인 곡선을 따라 이동하도록 구성될 수 있다.
x-선원(104) 및 검출기 어레이(108)가 회전함에 따라, 검출기 어레이(108)는 감쇠된 x-선 빔의 데이터를 수집한다. 검출기 어레이(108)에 의해 수집된 데이터는 스캔된 대상체(204)의 감쇠 계수들의 선 적분들을 나타내도록 데이터를 컨디셔닝하기 위해 전처리 및 교정을 거친다. 처리된 데이터는 투영으로 통칭된다. 일부 예들에서, 검출기 어레이(108)의 개별 검출기들 또는 검출기 요소들(202)은 개별 광자들의 상호작용들을 하나 이상의 에너지 빈에 등록하는 광자 계수 검출기들을 포함할 수 있다.
획득된 투영 데이터 세트들은 기본 재료 분해(basis material decomposition, BMD)에 사용될 수 있다. BMD 동안, 측정된 투영은 재료-밀도 투영 세트로 변환된다. 재료-밀도 투영은 뼈, 연조직 및/또는 조영제 맵과 같은 각 개별 기본 재료의 재료-밀도 맵 또는 이미지의 쌍 또는 세트를 형성하도록 재구성될 수 있다. 밀도 맵들 또는 이미지들은 차례로, 이미징된 볼륨에서, 기본 재료, 예를 들어, 뼈, 연조직 및/또는 조영제의 3D 볼류메트릭 이미지를 형성하기 위해 연관될 수 있다.
재구성되면, 이미징 시스템(200)에 의해 생성된 기본 재료 이미지는 2개의 기본 재료들의 밀도들로 표현되는, 대상체(204)의 내부 특징부들을 드러내 보인다. 밀도 이미지는 이들 특징부들을 보여주기 위해 디스플레이될 수 있다. 질병 상태들, 그리고 더 일반적으로는 의학적 이벤트들과 같은 의학적 병태들의 진단에 대한 전통적인 접근법들에서, 방사선 전문의 또는 내과의는 관심 특성 특징부들을 구별하기 위해 밀도 이미지의 하드 카피 또는 디스플레이를 고려할 것이다. 이러한 특징부들은 병변, 특정 해부학적 구조 또는 기관의 크기 및 형상, 및 개별 전문의의 기술 및 지식에 기초하여 이미지에서 구별 가능한 다른 특징부들을 포함할 수 있다.
일 실시예에서, 이미징 시스템(200)은 갠트리(102)의 회전 및 x-선원(104)의 동작과 같은 구성요소의 이동을 제어하기 위한 제어 메커니즘(208)을 포함한다. 특정 실시예들에서, 제어 메커니즘(208)은 x-선원(104)에 전력 및 타이밍 신호들을 제공하도록 구성된 x-선 제어기(210)를 더 포함한다. 또한, 제어 메커니즘(208)은 이미징 요건들에 기초하여 갠트리(102)의 회전 속도 및/또는 위치를 제어하도록 구성된 갠트리 모터 제어기(212)를 포함한다.
특정 실시예들에서, 제어 메커니즘(208)은 검출기 요소들(202)로부터 수신되는 아날로그 데이터를 샘플링하고, 후속 처리를 위해 아날로그 데이터를 디지털 신호들로 변환하도록 구성된 데이터 획득 시스템(data acquisition system, DAS)(214)을 더 포함한다. DAS(214)는 또한, 본 명세서에서 추가로 설명되는 바와 같이, 검출기 요소들(202)의 서브세트로부터의 아날로그 데이터를 소위 매크로 검출기들로 선택적으로 집성하도록 구성될 수 있다. DAS(214)에 의해 샘플링되고 디지털화된 데이터는 컴퓨터 또는 컴퓨팅 디바이스(216)로 송신된다. 적어도 하나의 예에서, 컴퓨팅 디바이스(216)는 이미지 처리 유닛(110)과 동일하거나 유사할 수 있다는 것에 유의한다. 일 예에서, 컴퓨팅 디바이스(216)는 데이터를 저장 디바이스 또는 대용량 저장소(218)에 저장한다. 저장 디바이스(218)는 예를 들어, 임의의 유형의 비일시적인 메모리일 수 있고, 하드 디스크 드라이브, 플로피 디스크 드라이브, CD-R/W(compact disk-read/write) 드라이브, DVD(Digital Versatile Disc) 드라이브, 플래시 드라이브, 및/또는 솔리드 스테이트 저장 드라이브를 포함할 수 있다.
또한, 컴퓨팅 디바이스(216)는 데이터 획득 및/또는 처리와 같은 시스템 동작들을 제어하기 위한 커맨드들 및 파라미터들을 DAS(214), x-선 제어기(210), 및 갠트리 모터 제어기(212) 중 하나 이상에 제공한다. 특정 실시예들에서, 컴퓨팅 디바이스(216)는 작업자 입력에 기초하여 시스템 동작들을 제어한다. 컴퓨팅 디바이스(216)는 컴퓨팅 디바이스(216)에 작동가능하게 결합된 작업자 콘솔(220)을 통해 예를 들어, 커맨드들 및/또는 스캐닝 파라미터들을 포함하는, 작업자 입력을 수신한다. 작업자 콘솔(220)은 작업자가 커맨드들 및/또는 스캐닝 파라미터들을 지정할 수 있게 하기 위한 키보드(도시되지 않음) 또는 터치스크린을 포함할 수 있다.
도 2가 하나의 작업자 콘솔(220)을 예시하지만, 예를 들어, 시스템 파라미터들을 입력 또는 출력, 검사들을 요청, 데이터를 플로팅, 그리고/또는 이미지들을 보기 위해, 하나 초과의 작업자 콘솔이 이미징 시스템(200)에 결합될 수 있다. 또한, 특정 실시예들에서, 이미징 시스템(200)은 인터넷 및/또는 가상 사설 네트워크들, 무선 전화 네트워크들, 무선 근거리 네트워크들, 유선 근거리 네트워크들, 무선 광역 네트워크들, 유선 광역 네트워크들 등과 같은 하나 이상의 구성가능한 유선 및/또는 무선 네트워크를 통해 예를 들어, 기관 또는 병원 내에, 또는 완전히 상이한 위치에, 근거리에 또는 원격에 위치된 다수의 디스플레이들, 프린터들, 워크스테이션들, 및/또는 유사한 디바이스들에 결합될 수 있다.
일 실시예에서, 예를 들어, 이미징 시스템(200)은 PACS(picture archiving and communications system)(224)를 포함하거나, 또는 이에 결합된다. 예시적인 구현예에서, PACS(224)는 상이한 위치들에서의 작업자들이 커맨드들 및 파라미터들을 공급할 수 있게 하고/하거나 이미지 데이터에 대한 액세스 권한을 획득할 수 있게 하기 위해, 방사선부 정보 시스템, 병원 정보 시스템과 같은 원격 시스템, 및/또는 내부 또는 외부 네트워크(도시되지 않음)에 또한 결합된다.
컴퓨팅 디바이스(216)는 작업자가 공급한 그리고/또는 시스템이 정의한 커맨드들 및 파라미터들을 사용하여 테이블 모터 제어기(226)를 작동하며, 이는 차례로, 전동식 테이블일 수 있는 테이블(114)을 제어할 수 있다. 구체적으로, 테이블 모터 제어기(226)는 대상체(204)의 타깃 볼륨에 대응하는 투영 데이터를 획득하기 위해 갠트리(102)에 대상체(204)를 적절하게 위치시키기 위해 테이블(114)을 이동시킬 수 있다.
전술한 바와 같이, DAS(214)는 검출기 요소들(202)에 의해 획득된 투영 데이터를 샘플링하고 디지털화한다. 후속해서, 이미지 재구성기(230)가 샘플링되고 디지털화된 x-선 데이터를 사용하여 고속 재구성을 수행한다. 도 2는 이미지 재구성기(230)를 별개의 엔티티로서 예시하지만, 특정 실시예들에서, 이미지 재구성기(230)는 컴퓨팅 디바이스(216)의 일부를 형성할 수 있다. 대안적으로, 이미지 재구성기(230)는 이미징 시스템(200)에 없을 수 있고, 그 대신 컴퓨팅 디바이스(216)가 이미지 재구성기(230)의 하나 이상의 기능을 수행할 수 있다. 또한, 이미지 재구성기(230)는 근거리에 또는 원격에 위치될 수 있고, 유선 또는 무선 네트워크를 사용하여 이미징 시스템(200)에 작동가능하게 연결될 수 있다. 특히, 하나의 예시적인 실시예는 이미지 재구성기(230)에 대한 "클라우드" 네트워크 클러스터에서의 컴퓨팅 자원들을 사용할 수 있다.
일 실시예에서, 이미지 재구성기(230)는 재구성된 이미지를 저장 디바이스(218)에 저장한다. 대안적으로, 이미지 재구성기(230)는 진단 및 평가에 유용한 환자 정보를 생성하기 위해 재구성된 이미지들을 컴퓨팅 디바이스(216)로 송신할 수 있다. 특정 실시예들에서, 컴퓨팅 디바이스(216)는 재구성된 이미지들 및/또는 환자 정보를, 컴퓨팅 디바이스(216) 및/또는 이미지 재구성기(230)에 통신가능하게 결합된 디스플레이 또는 디스플레이 디바이스(232)로 송신할 수 있다. 일부 실시예들에서, 재구성된 이미지들은 단기 또는 장기 저장을 위해 컴퓨팅 디바이스(216) 또는 이미지 재구성기(230)로부터 저장 디바이스(218)로 송신될 수 있다.
이제 도 3을 참조하면, CT 검출기 어레이(300)가 도시되어 있으며, 이는 도 2의 검출기 어레이(108)의 비제한적인 예일 수 있다. 검출기 어레이(300)는 시준 블레이드들 또는 플레이트들(306)이 사이에 배치된 레일들(304)을 포함한다. 플레이트들(306)은 상기한 바와 같은 빔들이 플레이트들(306) 사이에 배열될 수 있는 검출기 어레이(300)의 복수의 검출기들(308)에 충돌하기 전에 x-선들(302)을 시준하도록 위치된다. 예로서, 검출기 어레이(300)는 57개의 검출기들(308)을 포함할 수 있고, 각 검출기(308)는 어레이 크기 64×16의 픽셀 요소들을 갖는다. 결과적으로, 검출기 어레이(300)는 64개의 로우들 및 912개의 컬럼들(16×57개의 검출기들)을 가져서, 각 갠트리 회전(예를 들어, 도 1의 갠트리(102))에 의해 64개의 동시 데이터 슬라이스들이 수집될 수 있게 할 것이다.
아래에서 더 상세히 설명되는 바와 같이, 각 CT 검출기(308)는 방사선 에너지를 에너지 구별적 또는 광자 카운트 데이터를 포함하는 전기 신호들로 직접 변환하도록 구성된 PC 센서 어레이, 및 방사선 에너지를 인접하게 위치된 신틸레이터들로부터 광 에너지를 수신하는 포토다이오드들을 통해 전기 신호들로 간접 변환하도록 구성된 EID 검출기 어레이 둘 모두를 포함하는 다층 CT 검출기일 수 있다.
도 4는 x-선(406)에 대해, 상부 층에 배열된 PC 센서 어레이(402), 및 하부 층(예를 들어, PC 센서 어레이(402) 밑)에 배열된 EID 검출기 어레이(404)를 포함하는, 제안된 다층 CT 검출기 구성(400)을 도시한다. PC 센서 어레이(402)는 제1 개수(M)의 PC 센서들을 포함하는 2차원 센서 어레이이고, EID 검출기 어레이(404)는 제2 개수(N)의 EID 검출기들을 포함하는 2차원 센서 어레이이며, 여기서 M은 N보다 클 수 있다. M이 N보다 큰 결과로서, PC 센서들은 제1 크기(예를 들어, 길이 및 폭)를 가질 수 있고, EID 검출기들은 제2 크기를 가질 수 있으며, 여기서 제2 크기는 제1 크기와 상이하다. 예를 들어, 제1 개수(M)의 PC 센서들의 PC 센서(414)는 제1 길이(422) 및 제1 폭(424)을 가질 수 있다. 제2 개수(N)의 EID 검출기들의 EID 검출기(416)는 제2 길이(432) 및 제2 폭(434)을 가질 수 있으며, 여기서 제2 길이(432) 및 제2 폭(434)은 제1 길이(422) 및 제1 폭(424)보다 크다.
각 PC 센서와 각 EID 검출기 간의 크기 차이는 더 높은 품질의 재구성된 이미지에 기여할 수 있다. M=N인 경우, M 및 N 둘 모두에 사용되는 각 센서의 길이 및 폭은 동일하다. PC 센서 및 EID 검출기 둘 모두의 크기가 작은 경우, EID 검출기들이 큰 선량 효율 문제를 가질 수 있다. PC 센서 및 EID 검출기 둘 모두의 크기가 큰 경우, PC 센서들이 심각한 파일업 문제를 겪을 것이다. M>N을 이용하면, 양호한 파일업 정정, 높은 공간 해상도 및 양호한 선량 효율이 동시에 달성될 수 있다.
PC 센서(414)는 제1 높이(420)를 가질 수 있고, EID 검출기(416)는 제2 높이(430)를 가질 수 있다. 일부 실시예들에서, 제1 높이(420)는 제2 높이(430)보다 크다. 제1 높이(420)는 PC 센서 어레이(402)에서 유입되는 광자들의 원하는 감쇠 레이트 또는 저지능에 의존할 수 있다. 예를 들어, x-선 빔(406)이 PC 센서 어레이(402)의 PC 센서에 진입함에 따라, x-선 빔(406)의 광자들의 제1 부분은 PC 센서에 의해 검출될 것이고, x-선 빔(406)의 광자들의 제2 부분은 PC 센서를 통과하여 PC 센서 밑에 위치된 EID 검출기 어레이(404)의 EID 검출기에 의해 검출될 것이다. PC 센서의 높이가 증가함에 따라, 제1 부분에 포함된 광자들의 백분율이 증가하고(예를 들어, PC 센서에서 더 많은 광자들이 검출됨), PC 센서의 높이가 감소함에 따라, 제1 부분에서 검출되는 광자들의 백분율이 감소한다. 이에 따라, PC 센서들의 높이(예를 들어, 제1 높이(420))는 PC 센서 어레이(402)의 원하는 감쇠 레이트 또는 저지능을 달성하도록 선택될 수 있다.
원하는 감쇠 레이트는 PC 센서 어레이(402)에서의 예상되는 파일업 거동에 기초할 수 있다. 예를 들어, PC 센서 어레이(402)에서 더 많은 광자들이 감쇠됨에 따라, PC 센서 어레이(402)의 각 PC 센서에서의 예상되는 파일업 거동이 증가한다. 이에 따라, 제1 높이(420)는 예상되는 파일업 거동을 원하는 임계치 ― 이 임계치 초과에서는 파일업 거동이 정확하게 정정되지 않을 수 있음 ― 미만으로 유지하도록 선택될 수 있다. 또한, 반도체 재료들이 상이한 감쇠 레이트들을 가질 수 있음에 따라, 제1 높이(420)는 PC 센서 어레이(402)에 사용되는 반도체 재료에 기초하여 선택될 수 있다. 예를 들어, 원하는 감쇠 레이트를 달성하기 위해, 반도체 재료가 CZT 또는 CdTe인 경우보다, 반도체 재료가 실리콘인 경우 제1 높이(420)가 더 클 수 있다. EID 검출기의 높이는 PC 센서들을 통과하는 x-선들의 대부분(예를 들어, 95% 초과)을 포획하기 위해, DQE를 최대화하도록 선택될 수 있다. 예를 들어, PC 검출기의 두께가 파일업을 감소시키기 위해 감소되는 경우, EID 검출기의 두께는 통과된 x-선들의 대부분을 포획하기 위해 증가될 수 있다.
EID 검출기들보다 더 작은 PC 센서들은 갖는 것의 추가적인 장점은 일부 x-선 빔들이 각 PC 센서(414) 사이의 경계들에서 PC 센서 어레이(402)에 진입할 것이며, 여기서 x-선 빔들의 광자들은 어느 PC 센서(414)에 의해서도 검출되지 않을 수 있다는 것이다. 예를 들어, PC 센서 어레이(402)의 PC 센서들 사이의 경계(440)가 EID 검출기 어레이(404)의 EID 검출기들 사이의 경계(442) 바로 위에 위치되며, 이에 의해 x-선 빔은 경계(440)를 통해 PC 센서 어레이(402)와 경계(442)를 통해 EID 검출기 어레이(404) 둘 모두를 검출되지 않은 채로 통과할 수 있다. 그러나, 각 PC 센서(414)의 크기가 각 EID 검출기(416)의 크기와 동일한(예를 들어, 경계들이 정렬되는) M=N 구성과 대조적으로, 도 4에 도시된 M>N 배열에서, 각 PC 센서(414) 사이의 경계들의 일부에서 PC 센서 어레이(402)에 진입하는 x-선 빔들의 광자들은 경계들 아래에 위치된 EID 검출기(416)에 의해 검출될 수 있다. 예를 들어, PC 센서 어레이(402)의 PC 센서들 사이의 경계(444)를 통과한 x-선 빔이 아래에 놓인 EID 검출기(416)에 의해 검출될 수 있다. 그 결과, 카운트되지 않은 채로 PC 센서 어레이(402) 및 EID 검출기 어레이(404) 둘 모두를 통과하는 광자들의 수가 감소될 수 있어, DQE를 높이고 이에 따라 더 높은 품질의 재구성된 이미지의 품질을 높인다. 또한, 일부 실시예들에서, PC 센서 어레이(402)의 각 PC 센서(414) 사이의 경계들이 EID 검출기 어레이(404)의 각 EID 검출기 사이의 경계들 바로 위에 위치되지 않도록, PC 센서 어레이(402)와 EID 검출기 어레이(404)의 정렬이 오프셋될 수 있다. 다르게 말하면, PC 센서들을 서로 겹치는 방식으로 구성함으로써, PC 센서 어레이(402) 및 EID 검출기(404) 둘 모두를 통과하는 x-선 빔들의 수가 또한 감소될 수 있다.
또한, x-선 빔이 PC 센서들(414) 사이의 경계를 통과함으로 인해(또는 불량 픽셀로 인해) PC 센서 어레이(402)에 의해 어느 신호도 측정되지 않는 경우, EID 검출기 어레이(404)로부터의 대응하는 측정이 PC 센서 어레이(402)로부터의 누락 데이터의 복원을 가이드하기 위해 사용될 수 있다. 유사하게, x-선 빔이 EID 검출기들(416) 사이의 경계를 통과함으로 인해 EID 검출기 어레이(404)에 의해 어느 신호도 측정되지 않는 경우, 그 경계 위에 위치된 PC 센서 어레이(402)의 PC 센서(414)로부터의 대응하는 측정이 EID 검출기 어레이(404)로부터의 누락 데이터의 복원을 가이드하기 위해 사용될 수 있다.
이제 도 5a를 참조하면, PCCT 시스템의 다층 CT 검출기(500)의 부분도가 도시되어 있다. 다층 CT 검출기(500)는 도 3의 검출기(308)의 비제한적인 실시예일 수 있으며, 여기서 다층 CT 검출기들(500)의 복수의 로우들은 상술된 바와 같이, 투영 데이터를 획득하기 위한 검출기 어레이(예를 들어, 검출기 어레이(108))를 형성하기 위해 병렬 구성으로 배열될 수 있다.
다층 CT 검출기(500)는 PC 센서 어레이(502), EID 검출기 어레이(515), 및 인쇄 회로 기판(PCB)(516)을 포함한다. 도 5a에 도시된 실시예에서, PC 센서 어레이(502), EID 검출기 어레이(515), 및 PCB(516)는 입사 x-선 빔(501)의 방향(화살표(507)로 표시됨)에 대해 수직으로 배열된다. EID 검출기 어레이(515)는 PC 센서 어레이(502) 아래에 위치되고, PCB(516)는 EID 검출기 어레이(515) 아래에 위치된다. 다른 실시예들에서, PC 센서 어레이(502), EID 검출기 어레이(515), 및 PCB(516)는 아래에서 더 상세히 설명되는 바와 같이, 서로에 대해 상이한 구성으로 위치될 수 있다.
다층 CT 검출기들(500)의 로우들이 검출기 어레이를 형성하기 위해 병렬 구성으로 배열될 때, PC 센서 어레이들(502) 및 EID 검출기 어레이들(515)의 로우들은 도 4를 참조하여 위에서 설명된 PC 센서 어레이(402) 및 EID 검출기 어레이(404)와 유사한 2차원 센서 어레이들을 형성할 수 있다.
PC 센서 어레이(502) 및 EID 검출기 어레이(515) 둘 모두는 PCB(516) 상에 장착된 주문형 집적 회로(ASIC)(512)에 전자적으로 결합될 수 있다. 아래에서 더 상세히 설명되는 바와 같이, ASIC(512)는 PC 센서 어레이(502)의 센서들에서 검출된 광자 카운트들을 계산할 수 있고, EID 검출기 어레이(515)에서 적분된 전하를 디지털화할 수 있다. PC 센서 어레이(502)는 복수의 비아들(513)을 따라, EID 검출기 어레이(515)에서의 픽셀간 반사체 재료 내에서 이어지는 복수의 와이어 본드들(514)을 통해 ASIC(512)에 결합될 수 있다. EID 검출기 어레이(515)는 복수의 와이어 본드들(519)을 통해 ASIC(512)에 전자적으로 결합될 수 있다. 또한, PCB(516)는 PC 센서 어레이(502)에서 검출된 광자들의 수를 계산하고 EID 검출기 어레이(515)에서 전하 신호를 디지털화하기 위해 또한 사용될 수 있는 검출기(500)의 판독 전자장치에 대한 연결부(518)를 포함할 수 있다. 판독 전자장치는 (예를 들어, 조립 및 테스트 동안 사용하기 위해) PCB(516) 외부에 있을 수 있다. 판독 전자장치는 PCCT 시스템의 DAS(예를 들어, DAS(214))의 일부를 형성한다.
PC 센서 어레이(502)는 PC 센서 어레이(502)의 에지(511)에 충돌하는 광자들을 계수하도록 구성될 수 있다. 다양한 실시예들에서, PC 센서 어레이(502)는 실리콘과 같은 반도체 재료로 만들어진 칩에 내장될 수 있다. 칩의 폭은 PC 센서 어레이(502)의 에지(511)에서의, 하나의 픽셀일 수 있다. (예를 들어, 도 4의 센서(414)와 같은) 복수의 센서들은 칩의 표면을 따라 내장되고 칩의 길이를 따라 연장될 수 있다. 각 센서는 에지(511)에 따른 픽셀(509)에 대응한다. 각 센서는 입사 x-선 빔들(501)의 방향(507)으로(예를 들어, 도 5a에서 수직으로) 배향되는, 각 픽셀(509) 아래에 연장되는 컬럼(503)에 내장될 수 있는 하나 이상의 센서 세그먼트(505)를 포함할 수 있다. 각 컬럼(503)의 각 센서 세그먼트(505)는 에지(511)에서의 픽셀(509)에 대응하는, 대략 하나의 픽셀의 PC 센서 어레이(502)의 표면에 걸친 폭을 가질 수 있다. 각 컬럼(503)의 각 센서 세그먼트(505)는 픽셀(509)에서의 에지(511)에 충돌하는 입사 x-선 빔(501)의 광자들의 수를 계수할 수 있다.
다르게 말하면, 각 컬럼(503)은 컬럼(503)에 방향(507)으로 수직으로 적층된 복수의 세그먼트들(505)을 포함할 수 있다. 예를 들어, 각 (수직으로 도시된) 컬럼(503)은 제1 수직 위치(504)에서의 제1 세그먼트; 제2 수직 위치(506)에서의 제2 세그먼트 등을 포함할 수 있다. 도 5a에 도시된 실시예에서, 각 컬럼(503)은 2개의 세그먼트들(505)을 포함한다. 다른 실시예들에서, 각 컬럼(503)은 2개, 3개, 4개, 또는 상이한 수의 세그먼트들(505)을 포함할 수 있다. 컬럼(503)에서의 각 세그먼트(505)의 크기는 동일할 수 있거나, 또는 컬럼(503)에서의 각 세그먼트(505)는 상이할 수 있다. 예를 들어, 컬럼(503)의 제1 세그먼트(505)는 파일업을 감소시키기 위해 컬럼(503)의 제2 세그먼트(505)보다 작을 수 있다.
각 세그먼트(505)는 PCB(516) 상에 장착된 ASIC(512)에 전기적으로 결합될 수 있다. 다양한 실시예들에서, PC 센서 어레이(502)의 각 세그먼트(505)는 PCCT 센서 트레이스(508)를 통해 PC 센서 어레이(502)의 센서 본드 패드(510)에 전기적으로 결합될 수 있다. 센서 본드 패드(510)는 비아(513)를 따라 EID 검출기 어레이(515)를 통해 PCB(516)로 통과할 수 있는 와이어 본드(514)를 통해 ASIC(512)에 전기적으로 결합될 수 있다.
각 세그먼트(505)는 x-선 빔(501)에서의 입사 광자들의 수를 검출할 수 있다. x-선 빔(501)이 PC 센서 어레이(502)에 픽셀(509)에서 충돌함에 따라, x-선 빔(501)은 대응하는 컬럼(503)의 복수의 적층된 세그먼트들(505)을 통과할 수 있다. x-선 빔(501)이 컬럼(503)의 각 적층된 세그먼트(505)를 통과함에 따라, x-선 빔(501)에 포함된 광자들의 수가 관련 세그먼트(505)에서 검출될 수 있다.
예를 들어, 예시적인 x-선 빔(501)이 컬럼(503)의 제1 수직 위치(504)에서의 제1 세그먼트(505)에 진입할 수 있고, 제1 세그먼트(505)는 예시적인 x-선 빔(501)의 제1 광자들의 개수를 검출할 수 있다. 제1 광자들의 개수는 예시적인 x-선 빔(501)의 총 광자들의 개수보다 적을 수 있으며, 여기서 총 광자들의 개수 중 제2 개수의 광자들은 검출되지 않은 채로 제1 세그먼트(505)를 통과할 수 있다. 이어서, 제1 세그먼트(505)를 통과한 예시적인 x-선 빔(501)의 제2 개수의 (검출되지 않은) 광자들은 컬럼(503)의 제2 수직 위치(506)에서의 제2 세그먼트(505)에 진입할 수 있다. 제2 세그먼트(505)는 예시적인 x-선 빔(501)의 제3 광자들의 개수를 검출할 수 있다. 제3 광자들의 개수는 제2 광자들의 개수보다 적을 수 있으며, 여기서 제4 개수의 광자들이 검출되지 않은 채로 제2 세그먼트(505)를 통과할 수 있는 등이다.
컬럼(503)의 각 수직으로 적층된 세그먼트(505)에서 검출되는 광자들의 개수는 변할 수 있다. 예시적인 x-선 빔(501)에서의 광자들의 제1 부분은 제1 세그먼트(505)에 의해 검출될 수 있고; 예시적인 x-선 빔(501)에서의 광자들의 제2 부분은 제2 세그먼트(505)에 의해 검출될 수 있으며; 추가적인 세그먼트들에 대해 계속된다. 예를 들어, 예시적인 x-선 빔(501)에서의 광자들의 큰 백분율이 제1 세그먼트(505)에 의해 검출될 수 있고, 예시적인 x-선 빔(501)에서의 광자들의 더 작은 백분율이 제2 세그먼트(505)에서 검출될 수 있으며, 예시적인 x-선 빔(501)에서의 광자들의 그보다 더 작은 백분율이 제3 세그먼트(505)에서 검출될 수 있다. 또한, 예시적인 x-선 빔(501)의 일부 광자들은 컬럼(503)의 어느 세그먼트(505)에서도 검출되지 않을 수 있다.
x-선 빔(501)이 PC 센서 어레이(502)를 지날 때, x-선 빔(501)은 PC 센서 어레이(502)의 반도체 재료에 의해 다양한 정도로 감쇠될 수 있다. 광자들이 제1 세그먼트(505) 및 제2 세그먼트(505)에서 검출됨에 따라, x-선 빔(501)에서의 에너지의 양은 이에 대응하여 감소할 수 있다. x-선 빔(501)에서의 광자들 모두가 제1 세그먼트(505) 및 제2 세그먼트(505)(또는 임의의 추가적인 세그먼트들(505))에서 검출되지 않는 경우, x-선 빔(501)에 남아있는 광자들은 PC 센서 어레이(502) 밑에 위치된 EID 검출기 어레이(515)에서 검출될 수 있다. 구체적으로, x-선 빔(501)에 남아있는 에너지는 제1 세그먼트(505) 및 제2 세그먼트(505) 아래에 위치된 EID 검출기 어레이(515)의 EID 검출기(530)에 의해 검출될 수 있다.
각 EID 검출기(530)는 x-선들을 광 에너지로 변환하는 신틸레이터(532), 및 광 에너지를 전기 신호로 변환하는 신틸레이터(532) 아래에 위치된 포토다이오드(534)를 포함할 수 있다. 전기 신호는 포토다이오드들(534)의 본드 패드(521)로부터 와이어 본드(519)를 통해 ASIC(512)로 송신될 수 있다. 각 EID 검출기(530)의 각 신틸레이터(532)는 캐스트 반사체(536)에 의해 하나 이상의 이웃하는 EID 검출기(530)의 하나 이상의 이웃하는 신틸레이터(532)로부터 분리될 수 있으며, 이는 대응하는 신틸레이터(532)에서 방출된 광 에너지가 하나 이상의 이웃하는 신틸레이터(532)로 블리딩하는 것을 방지한다. 도 5a에서, EID 검출기(530)는 각 세그먼트(505)와 동일한 폭(예를 들어, 하나의 픽셀)을 갖는 것으로 도시되지만, 다른 실시예들에서, EID 검출기들(530)은 도 4를 참조하여 위에서 설명된 바와 같이 PC 센서 어레이(502)의 센서들보다 더 넓을 수 있다는 것이 이해되어야 한다.
EID 검출기(530)를 세그먼트들(505) 밑에 위치시킴으로써, x-선 빔(501)의 광자들 모두가 다층 CT 검출기(500)에 의해 검출될 수 있다. x-선 빔(501)의 광자들의 제1 부분은 PC 센서 어레이(502)에서 검출될 수 있고, x-선 빔(501)의 광자들의 제2 부분은 신틸레이터(532)에서 검출될 수 있다. EID 검출기(530)가 제1 세그먼트(505) 및 제2 세그먼트(505) 밑에 위치되기 때문에, PC 센서 어레이(502)의 높이(예를 들어, 및/또는 제1 세그먼트(505), 및 제2 세그먼트(505)의 높이들)는 원하는 x-선 플럭스량이 PC 센서 어레이(502)에 의해 광자들로서 검출되도록 구성될 수 있으며, 여기서 원하는 x-선 플럭스량은 파일업 거동에 대해 정확하게 정정될 수 있는 광자들의 수이다. 이에 따라, PC 센서 어레이(502)의 높이는 그 결과로 얻어지는 재구성된 이미지의 품질에 영향을 미치지 않고 감소될 수 있으며, 이는 반도체 재료가 덜 요구됨으로 인해 다층 CT 검출기(500)의 비용을 감소시킬 수 있다. 예를 들어, 반도체 재료가 실리콘인 경우, 더 작고 덜 비싼 칩이 사용될 수 있다.
광자가 세그먼트(505)에 타격할 때, 센서 트레이스(508) 및 센서 본드 패드(510)를 통해 ASIC(512)로 송신되는 아날로그 전기 신호가 생성되며, 여기서 아날로그 전기 신호는 광자의 에너지량에 비례한다. ASIC(512)는 카운터에서 광자 타격의 발생을 계수함으로써 아날로그 전기 신호를 디지털 신호로 변환할 수 있다. 또한, ASIC는 전기 신호의 양을 하나 이상의 미리 수립된 임계치와 비교함으로써 광자에 의해 축적된 에너지를 구별할 수 있다. 구체적으로, ASIC(512)는 복수의 비교기들을 포함할 수 있으며, 복수의 비교기들의 각 비교기는 아날로그 신호가 비교기와 연관된 신호 레벨 임계치를 초과할 때 대응하는 디지털 카운터가 1씩 증분되게 하는 트리거 신호를 출력한다. 복수의 비교기들의 각 비교기는 상이한 신호 레벨 임계치를 가질 수 있다. 예를 들어, ASIC(512)는 광자들의 스펙트럼의 최대 에너지 레벨까지, 제1 신호 레벨 임계치를 갖는 제1 비교기; 제1 신호 레벨 임계치보다 높은 제2 신호 레벨 임계치를 갖는 제2 비교기; 제2 신호 레벨 임계치보다 높은 제3 신호 레벨 임계치를 갖는 제3 비교기; 등등을 포함할 수 있다. 임계치 쌍들 간의 차이들은 에너지 범위들 또는 빈들을 정의한다. 이에 따라, 에너지가 각 빈 내에 속하는 광자들의 수가 ASIC(또는 판독 전자장치)에 의해 기록될 수 있다. 이들 광자 카운트들의 수들은 이미지 재구성을 위해 사용될 연결부(524)를 통해 ASIC에 의해 PCB로 송신될 수 있다. 대안적으로, ASIC는 먼저 총 광자 카운트들의 수를 생성하기 위해 주어진 컬럼 내의 빈들로부터의 개별 광자 카운트들을 함께 합산하는 것과 같은, 수치 카운트 정보에 대한 추가적인 연산들을 수행할 수 있다.
각 컬럼(503)에 복수의 세그먼트들을 포함하는 것의 장점은 파일업 거동이 더 정확하게 고려될 수 있다는 것이다. x-선들은 세그먼트들로 어떻게 나뉘는지에 관계없이, 반도체 재료(예를 들어, 실리콘)의 깊이 전체에 걸쳐 흡수된다. 각 세그먼트(505)는 그 세그먼트에서 흡수되는 x-선으로부터의 신호들을 생성할 수 있는 독립적인 감지 요소로서 작용한다. 그 결과, 각 세그먼트(505)는 세그먼트(505)와 연관된 반도체 재료의 영역 내에 흡수되는 x-선들을 카운트하는 한편, 다른 x-선들은 흡수되지 않고 세그먼트(505)를 통과할 수 있다. 각 세그먼트(505)가 ASIC에서의 각자의 카운팅 채널 회로에 연결되므로, 총 x-선 카운트들의 수는 다수의 채널들에 걸쳐 확산된다. 이에 의해, 각 채널은 흡수 레이트를 더 쉽게 따라갈 수 있다.
PC 센서 어레이(502)의 각 센서를 세그먼트들로 나누는 것은 광자 파일업의 효과를 감소시킬 수 있지만, 파일업은 여전히 발생할 수 있고, 여전히 광자 카운트들의 부정확성을 초래할 수 있다. 그러나, 바람직하게는 PC 센서 어레이(502) 아래에 EID 검출기 어레이(515)를 위치시키는 것은 파일업 정정의 효율을 최대화하고 PC 센서 데이터 및 EID 검출기 데이터를 사용하여 재구성된 이미지들의 품질을 최대화하도록 PC 센서 어레이(502)의 크기 및 EID 검출기(515)의 크기가 선택될 수 있게 할 수 있다. 다층 CT 검출기(500)의 장점은 모든 전자장치들이 검출기들 둘 모두 밑에 있고, 신호 손실을 제한하며, 큰 검출기들을 만들기 위해 배열될 수 있는 작은 검출기 요소들을 허용하며, 이는 큰 검출기 요소들을 상이한 위치(예를 들어, CT 검출기의 측면)로 라우팅하는 것보다 더 콤팩트한 설계를 가능하게 할 수 있다는 것이다.
또한, 바람직하게는 EID 검출기 어레이(515)를 PC 센서 어레이(502) 아래에 위치시킴으로써, PC 센서의 광자 카운트에 적용되는 파일업 정정이 PC 센서 밑에 위치된 EID 검출기로부터의 데이터에 의해 가이드될 수 있다. 구체적으로, 파일업 정정을 조정하기 위해 PC 센서 밑에 위치된 EID 검출기에서 검출된 입사 플럭스가 사용될 수 있다. EID 검출기의 응답은 검출된 x-선들의 총 에너지에 대해 선형이다. x-선의 스펙트럼은 환자들 및 PC 검출기를 통과한 후에 변하므로, 파일업 교정 동안 PC 및 EID 둘 모두가 사용될 수 있다. 낮은 x-선 플럭스에서, PC 및 EID 데이터 둘 모두는 입사 x-선들에 대한 선형 응답을 보여줄 것이다. PC 데이터는 모든 에너지 빈들(에너지 스펙트럼)에 대해 선형일 수 있다. 높은 x-선 플럭스에서, PC 데이터는 파일업으로 인해 선형 응답으로부터 벗어날 수 있는 한편, EID 데이터는 그 선형성을 유지한다. PC 데이터의 에너지 스펙트럼 및 EID 입사 플럭스 레이트 데이터 둘 모두는 파일업 모델 공식을 사용하여 파일업 교정 벡터들을 계산하기 위해 사용될 수 있다. EID 데이터는 x-선 플럭스와 무관하게 선형이므로, 이는 파일업 교정의 품질을 개선한다. 파일업 교정을 위해 파일업 교정 벡터들이 환자 데이터에 적용될 것이다.
도 5b는 도 5a의 다층 CT 검출기(500)의 측면 사시도(550)를 도시한다. 측면 사시도(550)에서, 복수의 PC 센서 어레이들이 2차원 EID 검출기 어레이(551) 위에 배열된 것으로 도시된다. 복수의 PC 센서 어레이들의 각 PC 센서 어레이는 도 5a의 PC 센서 어레이(502)의 비제한적인 예일 수 있고, EID 검출기 어레이(551)는 도 5a의 EID 검출기 어레이(515)의 비제한적인 예일 수 있다. 복수의 PC 센서 어레이들은 제1 PC 센서 어레이(552), 제2 PC 센서 어레이(554), 제3 PC 센서 어레이(556), 및 제4 PC 센서 어레이(558)를 포함한다. EID 검출기 어레이(515)는 제1 EID 검출기(560) 및 제2 EID 검출기(562)와 같은 복수의 EID 검출기들을 포함한다. 제1 EID 검출기(560)는 캐스트 반사체(564)(예를 들어, 도 5a의 캐스트 반사체(536))에 의해 제2 EID 검출기(562)로부터 분리될 수 있다. 측면 사시도(550)는 다층 CT 검출기(500)의 일부분을 포함할 수 있으며, 여기서 추가적인 PC 센서 어레이들 및/또는 EID 검출기들이 본 개시의 범위로부터 벗어나지 않고 포함될 수 있다는 것이 이해되어야 한다.
도 5b는 다층 CT 검출기(500)의 상이한 구성요소들의 상대적인 두께들을 보여준다. 도 5b에서, 복수의 EID 검출기들의 각 EID 검출기는 복수의 PC 센서 어레이들의 각 PC 센서 어레이와 상이한 길이, 폭, 및/또는 두께를 가질 수 있다. 예를 들어, 제1 PC 센서 어레이(552), 제2 PC 센서 어레이(554), 제3 PC 센서 어레이(556), 및 제4 PC 센서 어레이(558)의 두께(570)는 제1 EID 검출기(560) 및 제2 EID 검출기(562)의 두께(572) 미만일 수 있다. 두께(570)가 두께(572)보다 적은 결과로서, 복수의 PC 센서 어레이들은 EID 검출기 어레이(551)의 상이한 복수의 EID 검출기들과 정렬될 수 있다. 예를 들어, 제1 PC 센서 어레이(552) 및 제2 PC 센서 어레이(554)는 제1 EID 검출기(560) 위에 위치될 수 있고, 제3 PC 센서 어레이(556) 및 제4 PC 센서 어레이(558)는 제2 EID 검출기(562) 위에 위치될 수 있다. 결과적으로, 제1 PC 센서 어레이(552)의 PC 센서에 진입하는 입사 x-선 빔(580)은 제1 PC 센서 어레이(552) 내에서 부분적으로 감쇠될 수 있으며, 여기서 (예를 들어, 에너지를 덜 갖는) 약화된 x-선 빔(580)은 제1 PC 센서 어레이(552)를 통과하여 제1 EID 검출기(560)에서 검출될 수 있다. 유사하게, 제2 PC 센서 어레이(554)의 PC 센서에 진입하는 입사 x-선 빔(582)은 제2 PC 센서 어레이(554) 내에서 부분적으로 감쇠될 수 있으며, 여기서 약화된 x-선 빔(582)은 제2 PC 센서 어레이(554)를 통과하여 제1 EID 검출기(560)에서 또한 검출될 수 있다. 대조적으로, 제3 PC 센서 어레이(556)의 PC 센서에 진입하는 입사 x-선 빔(584)은 제3 PC 센서 어레이(552) 내에서 부분적으로 감쇠될 수 있으며, 여기서 약화된 x-선 빔(584)은 제3 PC 센서 어레이(556)를 통과하여 제2 EID 검출기(562)에서 검출될 수 있고, 제4 PC 센서 어레이(558)의 PC 센서에 진입하는 입사 x-선 빔(586)은 제4 PC 센서 어레이(558) 내에서 부분적으로 감쇠될 수 있으며, 여기서 약화된 x-선 빔(586)은 제4 PC 센서 어레이(558)를 통과하여 제2 EID 검출기(562)에서 검출될 수 있다.
도시된 실시예에서, 제1 PC 센서 어레이(552), 제2 PC 센서 어레이(554), 제3 PC 센서 어레이(556), 및 제4 PC 센서 어레이(558) 각각은 각 와이어 본드(522)를 통해(예를 들어, 그리고 캐스트 반사체(564)에서의 경로들 또는 비아들을 통해 채널링된 와이어 본드들을 통해) ASIC(512)에 전기적으로 결합된다. 제1 EID 검출기(560) 및 제2 EID 검출기(562) 각각은 각 와이어 본드(519)를 통해, ASIC(512)에 또한 전자적으로 결합된다. 다른 실시예들에서, 하나 이상의 추가적인 ASIC(512)가 PCB(516) 상에 장착될 수 있으며, 여기서 PC 센서 어레이들의 일부분 및/또는 EID 검출기 어레이들의 일부분이 하나 이상의 추가적인 ASIC(512)에 전자적으로 결합될 수 있다.
이러한 구성의 하나의 장점은 PC 센서들 또는 PC 센서 어레이들 사이에 속하는 x-선들이 PC 센서 어레이 아래에 위치된 EID 검출기에서 검출될 수 있다는 것이다. 예를 들어, x-선 빔(590)은 제1 PC 센서 어레이(552)와 제2 센서 어레이(554) 사이에서 다층 CT 검출기(500)에 진입할 수 있으며, 여기서 x-선 빔(590)은 제1 PC 센서 어레이(552) 또는 제2 센서 어레이(554)에서 검출되지 않을 수 있다. 그러나, x-선 빔(590)은 제1 PC 센서 어레이(552) 및 제2 센서 어레이(554) 밑에 위치된 EID 검출기(560)로 진입하고 이에 의해 검출될 수 있다. 이에 따라, EID 검출기들(560 및 562)이 PC 센서 어레이들(552, 554, 556, 및 558)과 부분적으로 겹쳐지기 때문에, 검출되지 않은 채로 다층 CT 검출기(500)의 PC 센서 층을 통과하는 x-선 빔들이 다층 CT 검출기(500)의 EID 검출기 어레이에서 검출될 수 있어, 재구성된 이미지의 품질을 높일 수 있다.
도 5a 및 도 5b의 구성의 두 번째 장점은 전자장치들(예를 들어, PCB(516), ASIC(512) 등)을 EID 검출기 어레이 밑에 위치시킴으로써, PC 센서 어레이들, EID 검출기들, 및 다른 요소들 사이의 회로들 및 전자 연결부들의 길이가 감소될 수 있어, 다른 구성들에서보다 신호 손실을 줄일 뿐만 아니라, 재료의 비용이 감소되는 더 작은 크기의 CT 검출기를 얻을 수 있다는 것이다. 전자장치들을 EID 검출기 어레이 밑에 위치시키는 것은 바람직하게 배열될 수 있는 더 작은 검출기 요소들이 비용 효율적인 방식으로 더 큰 검출기들을 생성할 수 있게 할 수 있다.
도 5a 및 도 5b는 PC 센서 어레이 아래에 위치된 EID 검출기 어레이를 포함하는 CT 검출기의 다양한 장점들을 보여주며, PCB(516), ASIC(512), 및 다른 판독 전자장치들을 포함하는 전자장치들은 EID 검출기 어레이 및 PC 센서 어레이 아래에 수직 구성으로 구성된다. 대조적으로, 도 6a, 도 6b, 도 6c, 도 6d, 및 도 6e는 PC 센서 어레이 아래에 위치된 EID 검출기 어레이를 포함하는 다층 CT 검출기의 대안적인 구성들을 도시하며, 여기서 전자장치들의 일부분이 EID 검출기 어레이 밑에 배열되지 않는다.
도 6a는 CT 검출기에 포함된 PC 센서 어레이의 대안적인 구성(600)을 도시하며, 여기서 입사 x-선 빔들에서 광자들을 계수하고 에너지를 측정하기 위해 사용되는 ASIC를 포함하는 전자장치들은 센서 어레이의 일측에 위치된다. 대안적인 구성(600)에서, PC 센서 어레이(606)는 실리콘 칩(602)을 가요성 또는 세라믹 PCB(604)에 부착함으로써 형성되며, 그 위에서 ASIC(616)가 실리콘 칩(602)의 일측에 장착된다. 실리콘 칩(602)은 복수의 PC 센서들(610)로 나뉠 수 있으며, 여기서 각 PC 센서(610)는 도 5a를 참조하여 위에서 설명된 바와 같이 하나 이상의 센서 세그먼트를 포함할 수 있다. 각 PC 센서(610)는 솔더 지점(612)을 포함할 수 있으며, 이에 의해 PC 센서(610)가 PC 센서(610)를 ASIC(616)에 전자적으로 연결하는 PCB(604)에 내장된 대응하는 회로(614)에 본딩될 수 있다. 사시도(608)는 PC 센서 어레이(606)의 상부를 도시하며, 여기서 PC 센서 어레이(606)의 전방측(622)의 실리콘 칩(602)이 PC 센서 어레이(606)의 후방측(620)의 PCB(604)에 부착된다. 도 5a 및 도 5b에 도시된 CT 검출기와 대조적으로, ASIC(616)는 PC 센서 어레이(606) 아래(예를 들어, EID 검출기 어레이 밑)이 아니라, PC 센서 어레이(606)의 일측에 위치되는 것으로 도시된다.
도 6b는 복수의 PC 센서 어레이들을 포함하는 CT 검출기의 제1 사시도(650)를 도시하며, 여기서 복수의 PC 센서 어레이들의 각 PC 센서 어레이는 도 6a의 PC 센서 어레이(606)의 비제한적인 예일 수 있다. 복수의 PC 센서 어레이들은 도 4를 참조하여 위에서 설명된 바와 같이, 개별 PC 센서들의 2차원 어레이를 생성하도록 병렬 구성으로 배열된, 제1 PC 센서 어레이(651), 제2 PC 센서 어레이(652), 제3 PC 센서 어레이(653), 제4 PC 센서 어레이(654), 제5 PC 센서 어레이(655), 및 제6 PC 센서 어레이(656)를 포함한다. 제1 사시도(650)는 복수의 PC 센서 어레이들과 EID 검출기 어레이(659)의 복수의 EID 검출기들의 정렬을 도시하며, 여기서 제1 PC 센서 어레이(651), 제2 PC 센서 어레이(652), 및 제3 PC 센서 어레이(653)는 제1 EID 검출기 로우(657)의 EID 검출기들 위에 위치될 수 있고, 제4 PC 센서(654), 제5 PC 센서(655), 및 제6 PC 센서(656)는 제2 EID 검출기 로우(658)의 EID 검출기들 위에 위치될 수 있다. 이에 따라, 제1 PC 센서 어레이(651)에 포함된 PC 센서들(예를 들어, PC 센서들(610))의 제1 부분(660)은 제1 EID 검출기 로우(657)의 제1 EID 검출기(663) 위에 위치될 수 있고; 제1 PC 센서 어레이(651)에 포함된 PC 센서들의 제2 부분(661)은 제1 EID 검출기 로우(657)의 제2 EID 검출기(664) 위에 위치될 수 있으며; 제1 PC 센서 어레이(651)에 포함된 PC 센서들의 제3 부분(662)은 제1 EID 검출기 로우(657)의 제3 EID 검출기(665) 위에 위치될 수 있다. 유사하게, 제2 PC 센서 어레이(652) 및 제3 PC 센서 어레이(653)에 포함된 PC 센서들의 제1 부분(660)은 제1 EID 검출기(663) 위에 위치될 수 있고; 제2 PC 센서 어레이(652) 및 제3 PC 센서 어레이(653)에 포함된 PC 센서들의 제2 부분(661)은 제2 EID 검출기(664) 위에 위치될 수 있으며; 제2 PC 센서 어레이(652) 및 제3 PC 센서 어레이(653)에 포함된 PC 센서들의 제3 부분(662)은 제3 EID 검출기(665) 위에 위치될 수 있다.
도 6c는 도 6b의 CT 검출기의 제2 사시도(670)를 도시하며, 여기서 제2 사시도(670)는 하강하는 x-선 빔(601)에 대한, PC 센서 어레이들 밑의 EID 검출기들의 정렬의 측면도를 도시한다. 도 6c는 EID 검출기 어레이(677)의 제1 EID 검출기(672), 제2 EID 검출기(673) 및 제3 EID 검출기(674) 위에 위치되는, PC 센서 어레이(606)(이를테면 PC 센서 어레이들(651, 652, 653, 654, 655, 및 656))를 도시한다. 예를 들어, 제1 EID 검출기(672)는 도 6b의 EID 검출기(663)에 대응할 수 있고; 제2 EID 검출기(673)는 EID 검출기(664)에 대응할 수 있으며; 제3 EID 검출기(674)는 EID 검출기(665)에 대응할 수 있다. CT 검출기의 포토다이오드 층(675)은 복수의 포토다이오드들(예를 들어, 도 5a의 포토다이오드(534))을 포함할 수 있으며, 이들은 제1 EID 검출기(672), 제2 EID 검출기(673), 및 제3 EID 검출기(674)에서 검출된 광자들을 CT 검출기의 제2 ASIC(676)로 라우팅될 수 있는 전기 신호들로 변환한다.
예를 들어, x-선 빔(601)은 PC 센서 어레이(606)의 PC 센서(671)에 진입할 수 있다. x-선 빔(601)의 총 광자들의 수의 일부분은 PC 센서(671)에서 검출될 수 있다. 광자들의 검출된 부분은 ASIC(616)에서 계수될 수 있다. x-선 빔(601)의 광자들 모두가 검출된 것은 아닌 결과로서, x-선 빔(601)은 PC 센서(671)를 통과하고 EID 검출기(672)에 진입할 수 있다. 그러나, 광자들의 부분이 PC 센서(671)에서 검출된 것의 결과로서, EID 검출기(672)에 진입하는 x-선 빔 플럭스(601)의 부분이 감소될 수 있다. EID 검출기(672)는 x-선 빔(601)의 에너지를 광으로 변환할 수 있으며, 이는 포토다이오드 층(675)의 포토다이오드에서 전류를 생성할 수 있다. 전류는 포토다이오드 층(675) 밑에 위치될 수 있는, CT 검출기의 제2 ASIC(676)로 라우팅될 수 있다. 포토다이오드에 의해 검출된 x-선 빔(601)의 감소된 플럭스 및 PC 센서(671)에서 검출된 광자들의 부분의 광자 카운트는 이후 둘 모두 이미지를 재구성하는 데 사용될 수 있다.
PC 센서(671) 및 EID 검출기(672)로부터의 데이터 둘 모두에 기초하여 이미지를 재구성함으로써, 이미지의 해상도는 PCCT 검출기에 의해 재구성된 이미지만큼 높을 수 있고(예를 들어, EID 검출기 단독에 의해 달성될 수 있는 것보다 더 높을 수 있고), 이미지의 잡음 레벨은 PCCT 검출기에 의해 재구성된 이미지의 잡음 레벨보다 더 낮을 수 있다. 더 높은 해상도는 EID 검출기 층이 없는 PCCT 검출기의 PC 센서보다 더 작은 PC 센서(671)의 결과일 수 있고, EID 검출기(672)로부터의 데이터는 본 명세서에서 설명된 다른 인자들 중에서 특히, PC 센서(671)로부터의 광자 카운트에 적용되는 파일업 정정을 가이드하는 데 사용된다.
스펙트럼 정보 추정을 위해, PC 센서(671)로부터의 다수의 에너지 빈 PC 데이터가 사용될 수 있다. 그러나, EID 검출기(672)로부터의 EID 데이터가 또한 사용될 수 있다. EID 데이터는 독립적인 넓은 빈 응답으로서 취급될 수 있다. 시스템 응답 모델링 및/또는 팬텀 교정을 통해, PC 데이터뿐만 아니라 EID 데이터가 또한 재료 분해 프로세스의 일부로서 사용될 수 있다.
또한, EID 데이터는 PC 데이터 없이 자체적으로 종래의 kVp 이미지들을 생성하기 위해 사용될 수 있다. 이는 고속 스루풋이 요구되고 종래의 CT 이미지들이 요구될 때 임상적으로 바람직할 수 있다. EID 투영이 PC 센서들에 의해 필터링되므로, 더 좁은 에너지 스펙트럼이 예상될 수 있어, 이미지들이 EID 투영 단독으로부터 재구성될 때 빔 경화 성능을 개선할 수 있다. EID 데이터로부터 생성된 이미지에서의 잡음을 감소시키기 위해, 종래의 kVp 이미지들을 생성하기 위해 PC 센서로부터의 광자 카운트가 EID 데이터와 조합될 수 있다. PC 센서로부터의 광자 카운트를 EID 데이터와 조합하는 것은 PC 센서 데이터 및 EID 데이터에 에너지 가중치들을 부여하는 것을 포함할 수 있다.
도 6d는 도 6c의 CT 검출기의 대안적인 구성(680)을 도시하며, 여기서 PC 센서 어레이(681)는 PC 센서 어레이(681) 옆에 위치된 ASIC(616)를 포함하는 단일 PCB(688)에 부착되는 복수의 실리콘 칩들(602)을 포함한다. 예를 들어, PC 센서 어레이(681)는 복수의 센서들(610)을 포함하는 제1 실리콘 칩(682); 복수의 센서들(610)을 포함하는 제2 실리콘 칩(684); 및 복수의 센서들(610)을 포함하는 제3 실리콘 칩(686)을 포함하며, 여기서 제1 실리콘 칩(682), 제2 실리콘 칩(684), 및 제3 실리콘 칩(686)의 센서들(610) 각각은 ASIC(616)에 전자적으로 결합된다. 일부 실시예들에서, 하나 이상의 추가적인 ASIC(616)가 PCB(688) 상에 포함될 수 있다. 제1 실리콘 칩(682), 제2 실리콘 칩(684), 및 제3 실리콘 칩(686)의 센서들(610) 각각은 위에서 설명된 바와 같이 EID 검출기 어레이(689)의 EID 검출기 위에 위치될 수 있다.
도 6e는 도 6c에 도시된 것과 유사한 구성의 CT 검출기(690)를 도시하지만, 여기서 (예를 들어, 실리콘 이외의) 상이한 반도체 재료가 PC 센서 어레이(691)에 사용된다. 예를 들어, 상이한 반도체 재료는 카드뮴 아연 텔루라이드(CZT), 또는 카드뮴 텔루라이드(CdTe), 또는 상이한 유형의 반도체 재료일 수 있다. 도 6a의 PC 센서 어레이(606)와 마찬가지로, PC 센서 어레이(691)는 복수의 PC 센서들(예를 들어, 센서 세그먼트들)(694)을 포함하며, 각 PC 센서(694)는 복수의 PC 센서들(694)에서 검출된 광자들을 계수하도록 구성된 ASIC(696)에 전자적으로 결합된다. 상이한 반도체 재료의 밀도는 실리콘의 밀도보다 클 수 있으며, 여기서 각 PC 센서(694)는 실리콘 칩(602)의 높이(예를 들어, 10-50 mm)보다 짧은(예를 들어, 1-3 mm인), (예를 들어, 하강하는 x-선 빔(601)에 대한) 높이를 가질 수 있다.
도 6a 내지 도 6d와 달리, ASIC(696)는 EID 검출기 어레이(697)(예를 들어, EID 검출기 어레이(677)) 밑에 위치되며, 이는 위에서 설명된 바와 같이 포토다이오드 층(699) 위에 배열된 복수의 EID 검출기들(698)을 포함한다. PC 센서 어레이(691)는 하나 이상의 가요성 케이블(693)을 통해 ASIC(696)에 전자적으로 결합될 수 있으며, 이는 ASIC(696)가 포토다이오드 층(699) 아래에 위치될 수 있게 할 수 있다. ASIC(696)를 EID 검출기 어레이(697) 아래에 위치시킴으로써, PC 센서 어레이(691)와 EID 검출기 어레이(697) 사이의 재료의 양이 최소화될 수 있다. PC 센서 어레이(691)와 EID 검출기 어레이(697) 사이의 임의의 재료가 x-선들을 흡수하므로, CT 검출기(690)의 효율은 PC 센서 어레이(691)와 EID 검출기 어레이(697) 사이의 재료의 양을 최소화함으로써 증가될 수 있어, 재구성된 이미지들의 품질을 높일 수 있다. 포토다이오드 층(699) 밑에 제2 ASIC(695)가 위치될 수 있으며, 이는 PC 센서 어레이(691)를 통과하고 EID 검출기 어레이(697)의 EID 검출기(698)에 진입하는 x-선 빔들에서 검출된 에너지의 양을 결정하는 데 사용될 수 있다. 이에 따라, CT 검출기(690)에 의해 검출된 x-선들에 기초하여 재구성되는 각 이미지는 PC 센서 어레이(691)에서 검출되고 ASIC(696)에서 계수된 광자 카운트들, 및 EID 검출기 어레이(697)에서 측정되고 ASIC(695)에서 적분된 x-선 빔 에너지를 사용하여 재구성될 수 있다.
이제 도 7을 참조하면, 다층 CT 검출기의 PC 센서 어레이(예를 들어, PC 센서 어레이(402))의 PC 센서들로부터 수신되는 PC 데이터 및 다층 CT 검출기의 EID 검출기 어레이(예를 들어, EID 검출기 어레이(404))의 EID 검출기들로부터 수신되는 EID 데이터를 사용하여, CT 시스템의 다층 CT 검출기(예를 들어, 다층 CT 검출기(500))에 진입하는 x-선들로부터 재구성되는 이미지들의 해상도를 증가시키기 위한 예시적인 방법(700)을 예시하는 흐름도가 도시된다. 위에서 설명된 바와 같이, PC 데이터 및 EID 데이터 둘 모두에 기초하여 이미지들을 재구성함으로써, x-선들의 더 많은 수의 광자들이 검출될 수 있고, EID 데이터는 PC 데이터의 파일업 정정을 가이드하기 위해 사용될 수 있어, PC 센서들 또는 EID 검출기들 단독으로부터 재구성되는 이미지들보다 이미지들의 해상도를 더 높이고 잡음량을 더 줄일 수 있다. 또한, 방법(700)은 아래에서 설명되는 바와 같이 트레이닝된 컨볼루션 신경망을 사용하여, 해상도를 더 증가시키기 위해 사용될 수 있다. 방법(700)은 비일시적인 메모리에 명령어들로서 저장될 수 있고, 도 2의 이미징 시스템(200)의 컴퓨팅 디바이스(216)와 같은, CT 이미징 시스템의 컴퓨팅 디바이스의 하나 이상의 프로세서에 의해 실행될 수 있다.
방법(700)은 702에서 시작하며, 여기서 방법(700)은 다층 CT 검출기를 사용하여 대상체의 스캐닝을 개시하는 단계를 포함한다. 다층 CT 검출기는 도 4를 참조하여 위에서 설명된 바와 같이, PC 센서들의 제1 층이 EID 검출기들의 제2 층 위에 겹쳐 놓인 것을 포함할 수 있다. 일부 실시예들에서, 다층 CT 검출기는 도 5a 및 도 5b의 다층 CT 검출기(500), 또는 도 6e의 다층 CT 검출기(690)의 비제한적인 예일 수 있으며, 여기서 다층 CT 검출기의 판독 전자장치들은 입사 x-선의 방향에 대해 EID 검출기들의 제2 층 밑에 배열된다. 다른 실시예들에서, 다층 CT 검출기는 도 6a 내지 도 6d를 참조하여 설명된 다층 CT 검출기의 비제한적인 예일 수 있으며, 여기서 PC 센서들의 제1 층의 각 PC 센서 어레이에서 광자들을 계수하도록 구성된 제1 판독 전자장치는 PC 센서 어레이의 일측에 위치되고, EID 검출기들의 제2 층의 EID 검출기들에 진입하는 x-선 빔들의 에너지를 측정하도록 구성된 제2 판독 전자장치는 EID 검출기들의 제2 층 밑에 위치된다.
704에서, 방법(700)은 PC 데이터가 PC 및 EID 데이터 둘 모두를 사용하여 파일업 정정된 후에 다층 CT 검출기의 PC 센서들의 제1 층으로부터 수신되는 신호들에 기초하여 이미지들의 제1 세트(I1)를 재구성하는 단계를 포함한다. 신호들은 도 6a의 PC 센서 어레이들(606)과 같은 PC 센서들의 제1 층의 복수의 PC 센서 어레이들로부터 ASIC(예를 들어, ASIC(512) 또는 ASIC(616))와 같은 대응하는 판독 전자장치들로 송신될 수 있다.
706에서, 방법(700)은 다층 CT 검출기의 EID 검출기들의 제2 층으로부터 동시에 수신되는 신호들에 기초하여 이미지들의 제2 세트(I2)를 재구성하는 단계를 포함한다(예를 들어, 여기서 이미지들은 x-선 빔들의 동일한 세트로부터 생성된다). 신호들은 도 6b의 EID 검출기들(663, 664, 및 665)과 같은 EID 검출기들의 제2 층의 복수의 EID 검출기들로부터 EID 검출기들에 대응하는 판독 전자장치들(예를 들어, 도 6c의 ASIC(512) 또는 ASIC(676))로 송신될 수 있다. 이미지들 I2는 PC 센서들의 제1 크기가 EID 검출기들의 제2 크기보다 더 작은 결과로서, 이미지들 I1보다 더 낮은 해상도를 가질 수 있다. I1 및 I2 둘 모두는 입사 x-선 신호의 일부를 사용하기 때문에, 둘 모두에 잡음이 있을 수 있다.
708에서, 방법(700)은 더 낮은 해상도 이미지들 I2를 더 높은 해상도 이미지들 I1에 맵핑하기 위해 딥 러닝 CNN을 트레이닝하는 단계를 포함한다. 딥 러닝 CNN을 트레이닝하기 전에, 입력 이미지 쌍들(I2, I1)이 생성되며, 여기서 이미지들 I2는 입력 이미지들이고, 이미지들 I1은 실측 이미지들이다. CNN의 트레이닝 동안, CNN으로 입력된 각 입력 이미지 I2에 대해, CNN의 다양한 층들에서의 가중치들이 CNN의 출력과 관련 이미지 쌍의 대응하는 실측 이미지 I1 간의 계산된 차이를 최소화하기 위해 역 전파를 사용하여 경사 하강 프로세스(gradient descent)를 통해 조정된다. CNN을 트레이닝한 후에, 새로운 재구성된 이미지가 트레이닝된 CNN으로 입력될 때, 트레이닝된 CNN은 새로운 재구성된 이미지의 더 높은 해상도 버전을 출력할 수 있다.
710에서, 방법(700)은 각 이미지 쌍(I2, I1)으로부터 융합된 이미지(If)를 생성하는 단계를 포함한다. 다양한 실시예들에서, 융합된 이미지(If)는 이미지들 I1과 I2의 가중된 조합일 수 있으며, 여기서 If = aI 1 + bI 2이다. 파라미터들(a 및 b)은 If에서의 잡음량을 최소화하거나, If의 해상도를 최대화하거나, 또는 타깃 해상도와 타깃 잡음 레벨을 달성하도록 조정될 수 있다. 이 융합 단계 이후에, 융합된 이미지(If)는 I1 및 I2 둘 모두보다 더 적은 잡음량, 및 I2보다 높지만 I1보다 낮은 해상도를 가질 수 있다. 타깃 잡음 레벨은 일반적으로 사용되는 방법들에 의해 달성될 수 있다. 예를 들어, 워터 팬텀이 스캔되고, 이미지 I1 및 I2가 재구성될 수 있다. 워터 팬텀 이미지가 균일하기 때문에, I1 및 I2 및 융합된 이미지(If = aI 1 + bI 2) 상의 잡음 레벨이 측정될 수 있다. 출력 이미지 잡음 레벨을 최소화하거나 커튼 잡음 레벨을 얻기 위해, a 및 b에 대한 적절한 값을 검색하면, 출력 융합된 이미지(If = aI 1 + bI 2)는 최소 잡음 또는 커튼 레벨 잡음을 가질 것이다. 이미지 I1 및 I2의 해상도 사이에 있는 특정 해상도를 얻기 위해, 텅스텐 와이어를 갖는 해상도 팬텀이 스캔되고, 이미지 I1 및 I2가 재구성될 수 있으며, 융합된 이미지(If)에 대한 해상도는 소정의 a 및 b에 대해 측정될 수 있다. a 및 b에 대한 적절한 값을 찾음으로써, If에 대한 타깃 해상도가 얻어질 수 있다.
712에서, 방법(700)은 융합된 이미지(If)의 잡음을 제거하여 잡음이 제거된 융합된 이미지(Ifd)를 생성하는 단계를 포함한다. 잡음이 제거된 이미지(Ifd)를 생성하기 위해 종래의 가중 평균법(weighted average method), 또는 유도 잡음 감소(guided noise reduction) 또는 딥 러닝 잡음 감소(deep learning noise reduction)를 이용하여 융합된 이미지(If)의 잡음이 제거될 수 있다. 가중 평균 잡음 제거 방법에서, 픽셀 i,j에 대한 출력 값은 다음의 식으로 컴퓨트되며, 여기서 w는 이웃에서의 픽셀에 대한 가중치이고, N은 이웃 크기를 정의하기 위해 사용된다. 통상적으로, w는 가중 평균 방법들에 대해 If로부터 계산된다. 가중치들은 다양한 방법들, 예를 들어, 양방향 필터링 또는 비국소적 수단 방법들을 사용하여 계산될 수 있다.
유도 잡음 제거에서, 가중치들은 가이드 이미지로부터 계산될 수 있다. 예를 들어, I 2 이미지가 I 1 및 I f 보다 더 낮은 잡음을 갖기 때문에 가이드 이미지로서 사용될 수 있다. 가중치들은 다양한 방법들, 예를 들어, 양방향 필터링 또는 비국소적 수단 방법들을 사용하여 I 2로부터 계산될 수 있다. 딥 러닝 잡음 제거가 또한 사용될 수 있다. 잡음이 낮거나 잡음이 없는 CT 이미지 패치들의 세트가 실측 이미지들로서 준비될 수 있고, CT 잡음 패치들의 세트가 준비될 수 있다. 실측 CT 이미지 패치들 및 CT 잡음 패치들은 딥 러닝 신경망에 대한 입력으로서 사용된다. 대응하는 실측 이미지들은 딥 러닝 신경망의 출력으로서 사용될 수 있다. 트레이닝 프로세스 동안, 신경망은 네트워크 출력 이미지와 실측 이미지 패치들 간의 차이를 최소화하도록 네트워크 가중치들을 최적화할 수 있다. 네트워크가 트레이닝될 때, 네트워크 가중치들의 세트가 획득된다. 잡음 제거 프로세스에서, 잡음이 제거된 CT 출력 이미지를 생성하기 위해 스캔으로부터의 CT 이미지가 네트워크로 입력된다.
714에서, 방법(700)은 잡음이 제거된, 융합된 이미지(Ifd)를 트레이닝된 딥 러닝 CNN으로 입력하여 잡음이 제거된, 융합된 이미지(Ifd)보다 더 높은 해상도를 갖는 추론 출력 이미지(Ioutput)를 생성하는 단계를 포함한다. Ifd는 단계(712)의 결과로서 감소된 잡음량을 갖기 때문에, 잡음은 추론 스테이지 동안 트레이닝된 CNN에 의해 너무 많이 증가되지 않을 것이다. 잡음이 제거된, 융합된 이미지(Ifd)를 트레이닝된 딥 러닝 CNN으로 공급한 결과로서, 그 결과로 얻어진 출력 이미지(Ioutput)는 광자 계수 CT 시스템으로 획득될 수 있는 것만큼 높은 해상도를 갖지만, 더 낮은 잡음을 가질 수 있다.
716에서, 방법(700)은 CT 시스템의 디스플레이 디바이스 상에 출력 이미지를 디스플레이하는 단계를 포함하고, 방법(700)은 종료된다.
다른 실시예에서, 이미지 쌍들(I2, I1)의 각 이미지 I2 및 I1은 딥 러닝 CNN을 트레이닝하기 전에 (예를 들어, 단계(712)의 종래의 가중 평균 방법, 유도 잡음 감소, 또는 딥 러닝 잡음 감소를 통해) 잡음이 제거될 수 있다. 그 후, CNN은 잡음이 제거된 이미지 쌍들의 세트(I2d, I1d)에 대해 트레이닝될 수 있으며, 여기서 이미지들 I2d는 입력 이미지들이고, 이미지들 I1d는 실측 이미지들이다. 원래의 이미지 쌍들(I2, I1)과 대조적으로, 잡음이 제거된 이미지 쌍들(I2d, I1d)에 대해 CNN을 트레이닝한 결과는 (예를 들어, PC 데이터 및 EID 데이터에 기초한 새로운 재구성된 이미지들을 이용한) 후속 추론 스테이지 동안, 트레이닝된 CNN이 해상도가 증가되고 잡음 증가가 더 작은 이미지들을 출력할 수 있다는 것이다. 그 후, 트레이닝된 CNN에 의해 출력된 이미지들은 단계(710)에서 설명된 바와 같이 융합될 수 있으며, 여기서 파라미터들(a 및 b)은 그 결과로 얻어지는 융합된 이미지의 해상도를 더 증가시키고 잡음을 더 감소시키도록 조정될 수 있다.
이에 따라, 제1 PC 센서 층 및 제2 EID 검출기 층을 포함하는 다층 CT 검출기 구성은 스펙트럼 및 비스펙트럼 작업들을 포함하여, 다양한 임상 CT 응용을 위해 더 높은 이미지 품질을 달성하기 위해 PC 및 EID 검출기들 둘 모두의 장점들을 레버리징하는 CT 스캔 데이터로부터 이미지들을 재구성하는 새로운 접근법을 제공한다. 2개의 기술들을 조합함으로써, 고품질의 재구성된 이미지들을 생성하기 위한 다양한 난제들이 극복될 수 있다. 데이터 크기들은 감소될 수 있고, 열 및 전력 관리는 제1 PC 센서 층 밑에 제2 EID 검출기 층을 위치 설정함으로써, 그리고 제2 EID 검출기 층 밑에 판독 전자장치들을 위치 설정함으로써 개선될 수 있다. 제1 PC 센서 층 밑에 제2 EID 검출기 층을 포함시키는 것은 PC 센서 층에서의 PC 센서들의 높이가 감소될 수 있게 할 수 있으며, 이는 PC 센서 층에 사용되는 실리콘 칩들의 크기 및 비용을 감소시킬 수 있다. 일부 실시예들에서, 다층 CT 검출기의 비용은 (예를 들어, 광자 카운팅 센서들에 대한) 제1 판독 전자장치를 PC 센서 어레이들 옆에 위치 설정함으로써 그리고 (예를 들어, EID 데이터에 대한) 제2 판독 전자장치를 EID 검출기 층 밑에 위치 설정함으로써 더 감소될 수 있다.
제2 EID 검출기 층은 PC 센서 층을 통과하는 입사 x-선의 에너지 레벨을 검출할 수 있기 때문에, PC 센서 층은 EID 검출기보다 더 작은 크기의 PC 센서들을 포함할 수 있으며, 이에 의해 그 결과로 얻어지는 이미지들의 해상도를 증가시킬 수 있다. EID 데이터는 PC 센서 데이터에 적용되는 파일업 정정의 정확도를 증가시키기 위해 또한 사용될 수 있어, 해상도를 증가시키고 잡음을 낮출 수 있다. PC 센서들보다 더 큰 EID 검출기들을 갖는 것의 추가적인 장점은 인접한 PC 센서들의 경계들 사이의 갭들을 통과하는 x-선들이 아래에 놓인 EID 검출기들에 의해 검출될 수 있어, 다층 CT 검출기에 의해 검출되는 x-선들의 수 및 전체 광자들의 양이 증가할 수 있다는 것이다. 고속 스루풋이 요구되는 경우, EID 검출기 데이터는 PC 센서 데이터를 사용하지 않고 이미지들을 재구성하기 위해 사용될 수 있고, 여기서 EID 검출기 데이터는 x-선 빔들을 경화시킬 수 있는 PC 센서 층의 필터링 효과로 인해 단층 EID 검출기보다 더 정확할 수 있다.
다층 CT 검출기의 다양한 장점들의 결과로서, 이미지들은 EID 검출기보다 더 큰 해상도로 재구성될 수 있고, PCCT 검출기와 유사하며, PCCT 검출기보다 잡음이 덜하다. 또한, EID 검출기 데이터로부터의 입력 이미지 및 PC 센서 데이터로부터의 타깃 이미지를 포함하는 이미지 쌍들을 사용하여 트레이닝된 CNN을 사용하여, 잡음량을 증가시키지 않고 PC 센서 데이터 및 EID 검출기 데이터에 의해 생성되는 이미지들의 해상도를 더 증가시키기 위한 방법이 제공된다. 하나의 시스템에서 PC 및 EID 검출기 둘 모두를 사용하고 동시에 동일한 객체를 측정하는 것에 의해, 이미지 체인에서 더 양호한 정정이 이루어질 수 있어, 높은 공간 해상도 및 더 낮은 잡음을 갖는 이미지들을 생성할 수 있고, CT 시스템에 대한 정례적인 임상 요구를 지원하면서 진보된 임상 응용을 위한 더 많은 기회들을 제공할 수 있다.
PC 센서들의 제1 층 및 PC 센서들 밑에 배열된 EID 검출기들의 제2 층을 포함하는 다층 CT 검출기의 기술적 효과는 이미지들이 EID 검출기보다 더 크고 PCCT 검출기와 유사한 해상도로 재구성될 수 있으며, PCCT 검출기보다 잡음이 덜하다는 것이다.
본 개시는 또한, 전산화 단층촬영(CT) 검출기 시스템에 대한 지원을 제공하며, 전산화 단층촬영(CT) 검출기 시스템은 입사 x-선에 대해 광자 계수(PC) 센서들의 층의 반대편에 배열된 에너지 적분 검출기들(EID)의 층을 포함하며, PC 센서들의 개수가 EID 검출기들의 개수를 초과한다. 본 시스템의 제1 예에서, 본 시스템은 EID 데이터를 사용하여 PC 데이터를 정정하고, 잡음을 제거하며, 이미지들의 쌍들에 대해 트레이닝된 딥 러닝 컨볼루션 신경망(CNN)을 사용하여 EID 데이터 및 PC 데이터로부터 재구성된 이미지의 해상도를 증가시키도록 구성된 이미지 처리 유닛 ― 이미지들의 각 쌍은 PC 센서들의 층으로부터의 제1 신호로부터 재구성된 타깃 이미지, 및 EID 검출기들의 층으로부터의 제2 신호로부터 재구성된 입력 이미지를 포함하며, EID 데이터와 PC 데이터는 동일한 환자 광선 경로로부터 동시에 획득됨 ― 을 더 포함한다. 제1 예를 선택사항으로서 포함하는, 본 시스템의 제2 예에서, PC 데이터 및 EID 데이터는 둘 모두, 스펙트럼 정보 및 비스펙트럼 정보를 생성하기 위해 사용된다. 제1 및 제2 예들 중 하나 또는 둘 모두를 선택사항으로서 포함하는, 본 시스템의 제3 예에서, 이미지는 PC 데이터로부터 재구성되지 않고 EID 데이터로부터 재구성된다. 제1 내지 제3 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 시스템의 제4 예에서, 다수의 PC 센서들의 각 PC 센서 사이의 경계들이 다수의 EID 검출기들의 각 EID 검출기 사이의 경계들과 정렬되지 않는다. 제1 내지 제4 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 시스템의 제5 예에서, 본 시스템은: 입사 x-선과 EID 검출기들의 층의 반대편에 위치된 판독 전자장치를 더 포함하며, 다수의 PC 센서들의 각 PC 센서로부터의 신호들이 EID 검출기들 사이에서 라우팅되는 와이어 본드들을 통해 판독 전자장치로 송신된다. 제1 내지 제5 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 시스템의 제6 예에서, 본 시스템은: 제1 판독 전자장치 세트 및 제2 판독 전자장치 세트를 더 포함하며, 다수의 EID 검출기들의 각 EID 검출기로부터의 신호들이 제1 판독 전자장치 세트로 송신되고, 다수의 PC 센서들의 각 PC 센서로부터의 신호들이 제2 판독 전자장치 세트로 송신된다. 제1 내지 제6 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 시스템의 제7 예에서, 제1 판독 전자장치 세트 및 제2 판독 전자장치 세트는 입사 x-선과 EID 검출기들의 층의 반대편에 위치되고, 다수의 PC 센서들의 각 PC 센서로부터 신호들이 EID 검출기들의 층 주위에서 라우팅되는 하나 이상의 가요성 케이블을 통해 제2 판독 전자장치 세트로 송신된다. 제1 내지 제7 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 시스템의 제8 예에서, 제1 판독 전자장치 세트는 입사 x-선과 EID 검출기들의 층의 반대편에 위치되고, 제2 판독 전자장치 세트는 PC 센서들의 층의 일측에 위치된다. 제1 내지 제8 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 시스템의 제9 예에서, PC 센서들의 층의 PC 센서들은 2차원 PC 센서 어레이들로 배열되며, 각 PC 센서 어레이는 제2 판독 전자장치 세트 판독 전자장치 및 복수의 회로들을 포함하는 인쇄 회로 기판(PCB)에 부착되는 반도체 재료를 포함하며, 복수의 회로들의 각 회로는 PC 센서 어레이의 PC 센서를 판독 전자장치에 전자적으로 결합한다. 제1 내지 제9 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 시스템의 제10 예에서, 이미지 처리 유닛은 PC 데이터 에너지 스펙트럼 및 입사 x-선과 PC 센서들의 층의 반대편에 위치된 EID 검출기에서 검출된 입사 플럭스 레이트 둘 모두에 기초하여, PC 센서들의 층의 PC 센서에서 검출된 광자 카운트에 적용되는 파일업 정정을 조정함으로써 EID 데이터를 사용하여 PC 데이터를 정정하도록 구성된다. 제1 내지 제10 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 시스템의 제11 예에서, PC 센서들의 층으로부터의 제1 신호로부터 재구성된 타깃 이미지, 및 EID 검출기들의 층으로부터의 제2 신호로부터 재구성된 입력 이미지를 포함하는 이미지들의 쌍들에 대해 트레이닝된 딥 러닝 CNN을 사용하여 EID 데이터 및 PC 데이터로부터 재구성된 이미지의 해상도를 증가시키는 것은: 타깃 이미지와 입력 이미지로부터 융합된 이미지를 생성하는 것, 가중 평균 방법, 유도 잡음 감소, 및 딥 러닝 잡음 감소 중 적어도 하나를 사용하여 융합된 이미지의 잡음을 제거하는 것, 잡음이 제거된, 융합된 이미지를 트레이닝된 CNN으로 입력하여 잡음이 제거된, 융합된 이미지보다 더 높은 해상도를 갖는 출력 이미지를 생성하는 것을 더 포함한다.
본 개시는 또한, 전산화 단층촬영(CT) 시스템을 위한 방법에 대한 지원을 제공하며, 본 방법은: CT 시스템의 CT 검출기의 PC 센서 층으로부터 수신되는 광자 계수(PC) 데이터에 기초하여 제1 이미지를 재구성하는 단계, CT 검출기의 EID 검출기 어레이로부터 수신되는 에너지 적분(energy integration, EI) 데이터에 기초하여 제2 이미지를 재구성하는 단계, 제1 이미지를 실측 데이터(ground truth data)로서 사용하여, 제2 이미지의 해상도를 증가시키기 위해 컨볼루션 신경망(CNN)을 트레이닝하는 단계, 제1 이미지와 제2 이미지를 조합하여 융합된 이미지를 생성하는 단계, 융합된 이미지를 트레이닝된 CNN으로 입력하여 출력 이미지를 생성하는 단계 ― 출력 이미지는 융합된 이미지보다 더 높은 해상도 및 더 낮은 잡음을 가짐 ―, 및 출력 이미지를 CT 시스템의 디스플레이 디바이스 상에 디스플레이하는 단계를 포함한다. 본 방법의 제1 예에서 EID 검출기 어레이는 입사 x-선과 PC 센서 층의 반대편에 위치된다. 제1 예를 선택사항으로서 포함하는, 본 방법의 제2 예에서, PC 센서 층의 PC 센서들 사이의 경계들은 EID 검출기 어레이의 EID 검출기들 사이의 경계들과 정렬되지 않는다. 제1 및 제2 예들 중 하나 또는 둘 모두를 선택사항으로서 포함하는, 본 방법의 제3 예에서, 제1 이미지와 제2 이미지를 조합하여 융합된 이미지를 생성하는 단계는 제1 이미지를 제1 파라미터에 의해 가중시키는 단계 및 제2 이미지를 제2 파라미터에 의해 가중시키는 단계를 더 포함한다. 제1 내지 제3 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 방법의 제4 예에서, 제1 파라미터 및 제2 파라미터는 융합된 이미지에서 잡음량을 최소화하는 것과 융합된 이미지의 해상도를 최대화하는 것 중 하나를 수행하도록 선택된다. 제1 내지 제4 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 방법의 제5 예에서, 본 방법은 가중 평균 방법, 유도 잡음 감소, 및 딥 러닝 잡음 감소 중 적어도 하나를 사용하여 융합된 이미지의 잡음을 제거하는 단계를 더 포함한다. 제1 내지 제5 예들 중 하나 이상 또는 각각을 선택사항으로서 포함하는, 본 방법의 제6 예에서, PC 센서 층으로부터 수신되는 PC 데이터에 기초하여 제1 이미지를 재구성하는 단계는 PC 데이터의 광자 카운트들에 대한 파일업 정정을 수행하는 단계를 더 포함하며, 파일업 정정은 EID 검출기 어레이로부터 수신되는 EID 데이터에 기초한다.
본 개시는 또한, 전산화 단층촬영(CT) 검출기에 대한 지원을 제공하며, CT 검출기는: CT 검출기의 제1 층에 배열된 제1 수의 광자 계수(PC) 센서, 검출기의 제2 층에 배열된 제2 수의 에너지 적분 검출기(EID), 및 제1 수의 PC 센서 및 제2 수의 EID 검출기에 전자적으로 결합된 하나 이상의 판독 전자장치를 포함하고, 제2 수는 제1 수보다 적고, 하나 이상의 판독 전자장치는 입사하는 x-선에 대해 제2 층의 반대쪽에 배열되고, 하나 이상의 판독 전자장치는 제2 수의 EID 검출기의 캐스트 반사체를 통해 경로를 따라 라우팅되거나 또는 가요성 케이블을 통해 제2 수의 EID 검출기 주위에서 라우팅되는 복수의 회로를 통해 제1 수의 PC 센서로부터 신호를 수신한다.
본 개시의 다양한 실시예들의 요소들을 소개할 때, 단수 표현은 요소들 중 하나 이상이 있음을 의미하도록 의도된다. 용어들 "제1", "제2" 등은 어떠한 순서, 수량, 또는 중요도를 나타내는 것이 아니라, 하나의 요소를 또 다른 요소와 구별하기 위해 사용된다. 용어들 "구성하는", "포함하는", 및 "갖는"은 포괄적인 것으로 의도되고, 나열된 요소들 이외의 추가적인 요소들이 있을 수 있음을 의미한다. 용어들 "~에 연결된", "~에 결합된" 등이 본 명세서에서 사용될 때, 하나의 객체가 다른 객체에 직접 연결 또는 결합되는지 여부 또는 하나의 객체와 다른 객체 사이에 하나 이상의 개재 객체가 있는지 여부와 관계없이, 하나의 객체(예를 들어, 재료, 요소, 구조체, 부재 등)가 또 다른 객체에 연결 또는 결합될 수 있다. 또한, 본 개시의 "일 실시예" 또는 "실시예"에 대한 언급은 인용된 특징들을 또한 통합하는 추가적인 실시예들의 존재를 배제하는 것으로 해석되도록 의도되지 않는다는 것이 이해되어야 한다.
임의의 이전에 나타내어진 변형예에 더하여, 많은 다른 변경예들 및 대안적인 배열들이 본 설명의 사상 및 범위로부터 벗어나지 않고 당업자들에 의해 고안될 수 있고, 첨부된 청구범위는 그러한 변형예들 및 배열들을 커버하도록 의도된다. 이에 따라, 정보가 현재 가장 실용적이고 바람직한 양태들인 것으로 간주되는 것과 관련하여 구체적이고 세부적으로 상술되었지만, 형태, 기능, 동작 방식 및 사용을 포함하지만 이에 제한되지 않는 많은 변형예들이 본 명세서에서 제시된 원리들 및 개념들로부터 벗어나지 않고 이루어질 수 있다는 것이 당업자들에게 명백할 것이다. 또한, 본 명세서에서 사용될 때, 예들 및 실시예들은, 모든 측면들에서, 단지 예시적인 것으로 의도되고, 어떠한 방식으로든 제한적인 것으로 해석되어서는 안 된다.

Claims (15)

  1. 전산화 단층촬영(computed tomography, CT) 검출기 시스템(300, 400)으로서,
    입사 x-선(406)에 대해 광자 계수(photon counting, PC) 센서들의 층(402)의 반대편에 배열된 에너지 적분 검출기들(energy integrating detectors, EID)의 층(404)을 포함하며, 상기 PC 센서들의 개수가 상기 EID 검출기들의 개수를 초과하는 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  2. 제1항에 있어서, EID 데이터를 사용하여 PC 데이터를 정정하고, 잡음을 제거하며, 이미지들의 쌍들에 대해 트레이닝된 딥 러닝 컨볼루션 신경망(convolutional neural network, CNN)을 사용하여 EID 데이터 및 PC 데이터로부터 재구성된 이미지의 해상도를 증가시키도록 구성된 이미지 처리 유닛(230)을 더 포함하며, 이미지들의 각 쌍은 상기 PC 센서들의 층(402)으로부터의 제1 신호로부터 재구성된 타깃 이미지, 및 상기 EID 검출기들의 층(404)으로부터의 제2 신호로부터 재구성된 입력 이미지를 포함하며, 상기 EID 데이터와 PC 데이터는 동일한 환자 광선 경로로부터 동시에 획득되는 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  3. 제2항에 있어서, 상기 PC 데이터 및 상기 EID 데이터는 둘 모두, 스펙트럼 정보 및 비스펙트럼 정보를 생성하기 위해 사용되는 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  4. 제2항에 있어서, 상기 이미지는 상기 PC 데이터로부터 재구성되지 않고 상기 EID 데이터로부터 재구성되는 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  5. 제1항에 있어서, 다수의 상기 PC 센서들의 각 PC 센서(414) 사이의 경계들(440)이 다수의 상기 EID 검출기들의 각 EID 검출기(416) 사이의 경계들(442)과 정렬되지 않는 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  6. 제1항에 있어서, 입사 x-선(501)과 상기 EID 검출기들의 층(515)의 반대편에 위치된 판독 전자장치(518)를 더 포함하며, 다수의 상기 PC 센서들의 각 PC 센서(502)로부터의 신호들이 상기 EID 검출기들(515) 사이에서 라우팅되는 와이어 본드들(514)을 통해 상기 판독 전자장치(518)로 송신되는 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  7. 제1항에 있어서, 제1 판독 전자장치 세트(676) 및 제2 판독 전자장치 세트(616)를 더 포함하며, 다수의 상기 EID 검출기들의 각 EID 검출기(663, 664, 665)로부터의 신호들이 상기 제1 판독 전자장치 세트(676)로 송신되고, 다수의 상기 PC 센서들의 각 PC 센서(610)로부터의 신호들이 상기 제2 판독 전자장치 세트(616)로 송신되는 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  8. 제7항에 있어서, 상기 제1 판독 전자장치 세트(695) 및 상기 제2 판독 전자장치 세트(696)는 입사 x-선(601)과 상기 EID 검출기들의 층(697)의 반대편에 위치되고, 다수의 상기 PC 센서들의 각 PC 센서(694)로부터 신호들이 상기 EID 검출기들의 층(697) 주위에서 라우팅되는 하나 이상의 가요성 케이블(693)을 통해 상기 제2 판독 전자장치 세트(696)로 송신되는 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  9. 제7항에 있어서, 상기 제1 판독 전자장치 세트(676)는 입사 x-선과 상기 EID 검출기들의 층의 반대편에 위치되고, 상기 제2 판독 전자장치 세트(616)는 상기 PC 센서들의 층의 일측에 위치되는 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  10. 제9항에 있어서, 상기 PC 센서들의 층의 상기 PC 센서들(610)은 2차원 PC 센서 어레이들로 배열되며, 각 PC 센서 어레이(651, 652, 653, 654, 655, 656)는 상기 제2 판독 전자장치 세트(616)의 판독 전자장치 및 복수의 회로들(614)을 포함하는 인쇄 회로 기판(PCB)에 부착되는 반도체 재료(602)를 포함하며, 상기 복수의 회로들(614)의 각 회로(614)는 상기 PC 센서 어레이(651, 652, 653, 654, 655, 656)의 PC 센서(610)를 상기 판독 전자장치(616)에 전자적으로 결합하는 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  11. 제2항에 있어서, 상기 이미지 처리 유닛(230)은 PC 데이터 에너지 스펙트럼, 및 입사 x-선(501)과 상기 PC 센서들의 층의 반대편에 위치된 EID 검출기(663, 664, 665)에서 검출된 입사 플럭스 레이트 둘 모두에 기초하여, 상기 PC 센서들(651, 652, 653, 654, 655, 656)의 층의 PC 센서(616)에서 검출된 광자 카운트에 적용되는 파일업(pile-up) 정정을 조정함으로써 EID 데이터를 사용하여 PC 데이터를 정정하도록 구성된 것인, CT 검출기 시스템(300, 400).
  12. 전산화 단층촬영(CT) 이미징 시스템을 위한 방법(700)으로서,
    상기 CT 이미징 시스템의 CT 검출기의 PC 센서 층으로부터 수신되는 광자 계수(PC) 데이터에 기초하여 제1 이미지를 재구성하는 단계(704);
    상기 CT 검출기의 EID 검출기 어레이로부터 수신되는 에너지 적분(energy integration, EI) 데이터에 기초하여 제2 이미지를 재구성하는 단계(706);
    상기 제1 이미지를 실측 데이터(ground truth data)로서 사용하여, 상기 제2 이미지의 해상도를 증가시키기 위해 컨볼루션 신경망(CNN)을 트레이닝하는 단계(708);
    상기 제1 이미지와 상기 제2 이미지를 조합하여 융합된 이미지를 생성하는 단계(710);
    상기 융합된 이미지를 상기 트레이닝된 CNN으로 입력하여 출력 이미지를 생성하는 단계(714) ― 상기 출력 이미지는 상기 융합된 이미지보다 더 높은 해상도 및 더 낮은 잡음을 가짐 ―; 및
    상기 출력 이미지를 상기 CT 이미징 시스템의 디스플레이 디바이스 상에 디스플레이하는 단계(716)를 포함하는, 방법(700).
  13. 제12항에 있어서, 상기 PC 센서들의 층으로부터의 제1 신호로부터 재구성된 타깃 이미지, 및 상기 EID 검출기들의 층으로부터의 제2 신호로부터 재구성된 입력 이미지를 포함하는 이미지들의 쌍들에 대해 트레이닝된 딥 러닝 CNN을 사용하여 EID 데이터 및 PC 데이터로부터 재구성된 상기 이미지의 해상도를 증가시키는 단계가:
    상기 타깃 이미지와 상기 입력 이미지로부터 융합된 이미지를 생성하는 단계(710);
    가중 평균법(weighted average method), 유도 잡음 감소(guided noise reduction), 및 딥 러닝 잡음 감소(deep learning noise reduction) 중 적어도 하나를 사용하여 상기 융합된 이미지의 잡음을 제거하는 단계(712);
    상기 잡음이 제거된, 융합된 이미지를 상기 트레이닝된 CNN으로 입력하여 출력 이미지를 생성하는 단계(714) ― 상기 출력 이미지는 상기 잡음이 제거된, 융합된 이미지보다 더 높은 해상도를 가짐 ― 를 더 포함하는 것인, 방법(700).
  14. 제12항에 있어서, 상기 EID 검출기 어레이는 입사 x-선과 상기 PC 센서 층의 반대편에 위치되는 것인, 방법(700).
  15. 제14항에 있어서, 상기 PC 센서 층의 PC 센서들 사이의 경계들은 상기 EID 검출기 어레이의 EID 검출기들 사이의 경계들과 정렬되지 않는 것인, 방법(700).
KR1020230095045A 2022-07-26 2023-07-21 전산화 단층촬영을 위한 시스템 및 방법 KR20240015020A (ko)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US17/815,186 2022-07-26
US17/815,186 US20240032879A1 (en) 2022-07-26 2022-07-26 Systems and methods for computed tomography

Publications (1)

Publication Number Publication Date
KR20240015020A true KR20240015020A (ko) 2024-02-02

Family

ID=87340846

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020230095045A KR20240015020A (ko) 2022-07-26 2023-07-21 전산화 단층촬영을 위한 시스템 및 방법

Country Status (5)

Country Link
US (1) US20240032879A1 (ko)
EP (1) EP4312063A1 (ko)
JP (1) JP2024020148A (ko)
KR (1) KR20240015020A (ko)
CN (1) CN117462153A (ko)

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7613274B2 (en) * 2007-11-16 2009-11-03 General Electric Company Method and system of energy integrating and photon counting using layered photon counting detector
US11786196B2 (en) * 2020-06-08 2023-10-17 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for a stationary CT imaging system

Also Published As

Publication number Publication date
CN117462153A (zh) 2024-01-30
JP2024020148A (ja) 2024-02-14
US20240032879A1 (en) 2024-02-01
EP4312063A1 (en) 2024-01-31

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11751760B2 (en) Dental imaging with photon-counting detector
US20070205367A1 (en) Apparatus and method for hybrid computed tomography imaging
US7916831B2 (en) X-ray detector and X-ray CT apparatus
CN1891158B (zh) 多层直接转换计算机断层摄影检测模块
US7573040B2 (en) Energy discriminating detector different materials direct conversion layers
US7606347B2 (en) Photon counting x-ray detector with overrange logic control
US9678220B2 (en) X-ray detector with saturated sensor element estimated photon counting
CN104812305B (zh) X射线ct装置以及控制方法
JP2014510270A (ja) 有効大きさが実サイズより大きい検出器アレイ｛ｄｅｔｅｃｔｏｒａｒｒａｙｈａｖｉｎｇｅｆｆｅｃｔｉｖｅｓｉｚｅｌａｒｇｅｒｔｈａｎａｃｔｕａｌｓｉｚｅ｝
CN111435120A (zh) X射线成像系统的使用和校准
US8824625B2 (en) Computed tomography scanning system
US7129498B2 (en) Compact structural CT detector module
US20160206255A1 (en) Hybrid passive/active multi-layer energy discriminating photon-counting detector
US11054532B2 (en) X-ray detector system design
JP7341721B2 (ja) 放射線検出器、及びｘ線ｃｔ装置
US20240032879A1 (en) Systems and methods for computed tomography
EP4371498A1 (en) A hybrid imaging detector configuration for computed tomography
US20230389883A1 (en) Systems and methods for computed tomography
US11723611B2 (en) System and method for mitigating trace triggering of channels in X-ray detector
EP4290277A1 (en) Photon counting computed tomography (pcct) detector sensor repair for increased sensor yield
KR20240073793A (ko) 전산화 단층촬영을 위한 하이브리드 이미징 검출기 구성
US20240148342A1 (en) Systems and methods for improved computed tomography using photon-counting detectors
US20230293135A1 (en) Metric-based data management for x-ray imaging systems
US20230363728A1 (en) Collimator assembly for an x-ray detector
CN118058760A (en) Hybrid imaging detector configuration for computed tomography