RU2508053C2 - Визуализация к-края - Google Patents

Визуализация к-края Download PDF

Info

Publication number
RU2508053C2
RU2508053C2 RU2011104065/14A RU2011104065A RU2508053C2 RU 2508053 C2 RU2508053 C2 RU 2508053C2 RU 2011104065/14 A RU2011104065/14 A RU 2011104065/14A RU 2011104065 A RU2011104065 A RU 2011104065A RU 2508053 C2 RU2508053 C2 RU 2508053C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
energy
edge
component
different
signal
Prior art date
Application number
RU2011104065/14A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2011104065A (ru
Inventor
Эвальд РЕССЛЬ
Роланд ПРОКСА
Йенс-Петер ШЛОМКА
Original Assignee
Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Publication of RU2011104065A publication Critical patent/RU2011104065A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2508053C2 publication Critical patent/RU2508053C2/ru

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N23/00—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00
    • G01N23/02—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material
    • G01N23/06—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and measuring the absorption
    • G01N23/083—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and measuring the absorption the radiation being X-rays
    • G01N23/087—Investigating or analysing materials by the use of wave or particle radiation, e.g. X-rays or neutrons, not covered by groups G01N3/00 – G01N17/00, G01N21/00 or G01N22/00 by transmitting the radiation through the material and measuring the absorption the radiation being X-rays using polyenergetic X-rays
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4869—Determining body composition
    • 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
    • A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/481—Diagnostic techniques involving the use of contrast agents
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Toxicology (AREA)
  • Pulmonology (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Medicines Containing Antibodies Or Antigens For Use As Internal Diagnostic Agents (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)

Abstract

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к средствам визуализации К-края. Система визуализации включает источник полихроматического излучения, которое пересекает исследуемую область, датчик регистрации излучения и создания сигнала, характеризующего значение энергии зарегистрированного фотона, энергетический дискриминатор, выполненный с возможностью разрешения сигнала по энергии, основываясь на множестве различных пороговых значений энергии, причем, по меньшей мере, два пороговых значения энергии соответствуют по меньшей мере двум различным значениям энергии К-края двух различных элементов в смеси, расположенной в исследуемой области, устройство разбивки сигнала с разрешением по энергии по меньшей мере на компонент с несколькими К-краями и устройство восстановления компонента с несколькими К-краями для создания изображения, представляющего различные вещества, основываясь на известном и по существу постоянном стехиометрическом соотношении двух различных элементов в смеси. Способ визуализации осуществляют с использованием системы визуализации. Использование изобретения позволяет повысить чувствительность визуализации К-края. 2 н. и 11 з.п. ф-лы, 5 ил.

Description

В целом, настоящее изобретение относится к визуализации K-края. Несмотря на то, что оно описано в конкретном приложении к компьютерной томографии (КТ), также оно относится к другим приложениям в области медицинской и немедицинской визуализации.
Стандартный сканер компьютерной томографии (КТ) содержит рентгеновскую трубку, установленную на вращающемся гентри напротив одного или нескольких датчиков. Рентгеновская трубка вращается вокруг исследуемой области, расположенной между рентгеновской трубкой и одним или несколькими датчиками, и испускает полихроматическое излучение, которое пересекает исследуемую область и субъект и/или объект, расположенный в исследуемой области. Один или несколько датчиков регистрируют излучение, которое пересекает исследуемую область, и создают сигнал или проекционные данные, характеризующие исследуемую область и расположенный в ней субъект и/или объект. Проекционные данные используют для восстановления его объемных данных изображения, и объемные данные можно использовать для создания одного или нескольких изображений субъекта и/или объекта. Полученное изображение(я) содержит пиксели, которые, как правило, представляют в виде значений шкалы оттенков серого, которые соответствуют относительной рентгеноконтрастности.
Значения шкалы оттенков серого отражают характеристики ослабления сканируемого субъекта и/или объекта и, в целом, показывают структуру, например, анатомические структуры, внутри пациента, физические структуры внутри неодушевленного объекта и тому подобное. Однако поскольку поглощение фотона веществом зависит от энергии фотона, проходящего через вещество, то зарегистрированное излучение также содержит спектральную информацию, которая предоставляет дополнительную информацию, такую как информация, характеризующая элементный или молекулярный состав (например, атомный номер) ткани и/или вещества субъекта и/или объекта. К сожалению, проекционные данные стандартного КТ не отражают спектральные характеристики, так как выходной сигнал одного или нескольких датчиков пропорционален интегральной плотности потока энергии, интегрированного по энергетическому спектру. В спектральной КТ спектральные характеристики выгодно используются для предоставления дополнительной информации, такой как информация, характеризующая элементный состав.
Система спектральной КТ может содержать датчик счета фотонов с разрешением по энергии, такой как датчик прямого преобразования на основе CZT (или CdTe, Si, GaAs и т.п.), который создает электрический сигнал для каждого фотона, который он регистрирует, причем электрический сигнал характеризует значение энергии этого фотона. Устройство формирования импульсов обрабатывает сигнал и создает импульс напряжения или тока, максимальная амплитуда которого характеризует значение энергии зарегистрированного фотона. Дискриминатор сравнивает амплитуду импульса с одним или несколькими пороговыми значениями, которые устанавливают в соответствии с различными уровнями энергии. Для каждого порогового значения счетчик считает количество раз, когда амплитуда превышает пороговое значение. Группировщик группирует или приписывает зарегистрированный фотон к полосе дискриминации, основываясь на отсчетах. Получаемые зарегистрированные фотоны с разрешением по энергии предоставляют информацию, которую можно использовать для спектрального восстановления сигналов для зарегистрированных фотонов.
В визуализации K-края выгодно используется тот факт, что элементы с большим атомным номером склонны в значительно большей степени ослаблять фотоны с энергией выше конкретного значения энергии K-края данного элемента по отношению к ослаблению фотонов с энергией немного ниже K-края. Неоднородность характеристики поглощения элемента можно зарегистрировать, используя датчик счета фотонов с разрешением по энергии, такой как датчик, указанный выше. В целом, йод не достаточно хорошо подходит для визуализации K-края, когда общее ослабление велико, и рентгеновский спектр значительно смещен в коротковолновую сторону после прохождения через пациента, поскольку K-край йода соответствует достаточно низкому значению энергии, приблизительно равному 33 кэВ. Один способ улучшения чувствительности состоит в использовании элемента с более высоким атомным номером, чем у йода, такого как гадолиний, значение энергии K-края которого составляет приблизительно 50 кэВ. При такой энергии сдвиг пучка в коротковолновую сторону обладает значительно меньшим значением и приносит относительно хорошие результаты даже при значительном ослаблении.
Однако существует неудовлетворенная потребность в дальнейшем улучшении чувствительности визуализации K-края.
Аспекты по настоящей заявке направлены на указанные выше, а также другие вопросы.
Согласно одному аспекту система визуализации содержит источник излучения, который испускает полихроматическое излучение, которое пересекает исследуемую область, и датчик, который регистрирует излучение, пересекающее исследуемую область, и создает сигнал, характеризующий значение энергии зарегистрированного фотона. Кроме того, система содержит энергетический дискриминатор, который энергетически разрешает сигнал, основываясь на множестве различных пороговых значений энергии, причем по меньшей мере два пороговых значения энергии соответствуют по меньшей мере двум различным значениям энергии K-края двух различных элементов в смеси, расположенной в исследуемой области. Также система содержит устройство, разбивающее сигнал, которое разбивает сигнал с разрешением по энергии по меньшей мере на компонент с несколькими K-краями, представляющий по меньшей мере два различных значения энергии K-края.
В другом аспекте способ включает регистрацию полихроматического излучения, испускаемого источником излучения, которое пересекает исследуемую область и создает сигнал, характеризующий значение энергии зарегистрированного фотона. Кроме того, способ включает разрешение сигнала по энергии, основываясь на множестве различных пороговых значений энергии, причем значения по меньшей мере двух пороговых значений энергии соответствуют по меньшей мере двум различным значениям энергии K-края двух различных элементов в смеси, расположенной в исследуемой области, где известно стехиометрическое соотношение двух различных элементов в смеси. Кроме того, способ содержит разбиение сигнала с разрешением по энергии по меньшей мере на компонент с несколькими K-краями, представляющий по меньшей мере два различных значения энергии K-края. Кроме того, способ содержит восстановление изображения с несколькими K-краями, основываясь на компоненте с несколькими K-краями и стехиометрическом соотношении, для создания данных объемного изображения, характеризующего два различных элемента.
В другом аспекте машиночитаемый носитель информации, содержит инструкции, которые при исполнении компьютером предписывают компьютеру выполнение этапов: регистрации полихроматического излучения, пересекающего исследуемую область; создания сигнала, характеризующего значение энергии зарегистрированного фотона; разделения сигнала по энергии, основываясь на множестве различных пороговых значений энергии, причем по меньшей мере два пороговых значения энергии соответствуют по меньшей мере двум различным значениям энергии K-края двух различных элементов, расположенных в исследуемой области; и разбиения сигнала с разрешением по энергии на компонент с несколькими K-краями, представляющий по меньшей мере два различных значения энергии K-края.
После прочтения и осмысления следующего подробного описания специалисты в данной области оценят другие дополнительные аспекты настоящего изобретения.
Настоящее изобретение может принимать форму различных компонентов и схем расположения компонентов и различных этапов и схем расположения этапов. Чертежи выполняют исключительно функцию иллюстраций предпочтительных вариантов осуществления, и их не следует рассматривать в качестве ограничения изобретения.
На фиг.1 представлена система визуализации.
На фиг.2 представлен пример дискриминатора импульсов энергии.
На фиг.3 представлен пример устройства, разбивающего на компоненты.
На фиг.4 представлен пример кривой ослабления с несколькими K-краями.
На фиг.5 представлен способ.
На фиг.1 представлена система 100 компьютерной томографии (КТ), которая содержит, как правило, неподвижный гентри 102 и вращающийся гентри 104, который закреплен с возможностью вращения на неподвижном гентри 102. Вращающийся гентри 104 вращается вокруг исследуемой области 106 вокруг продольной оси или оси z 108. Источник 110 рентгеновского излучения, такой как рентгеновская трубка, закреплен на вращающемся гентри 104 и испускает полиэнергетическое излучение. Коллиматор 112 коллимирует пучок излучения для получения в целом конического, веерообразного, клиновидного или иной формы пучка излучения, который пересекает исследуемую область 106.
Массив 116 чувствительных к излучению датчиков регистрирует фотоны, которые пересекают исследуемую область 106. Изображенный датчик 116 представляет собой датчик с разрешением по энергии, такой как датчик прямого преобразования (например, Si, Ge, GaAs, CdTe, CdZnTe и т.п.) датчик на основе сцинтиллятора, который содержит сцинтиллятор в оптической связи с фотодатчиком. Датчик 116 создает электрический сигнал, такой как электрический ток или напряжение, для каждого зарегистрированного фотона.
Предварительный усилитель 118 усиливает электрический выходной сигнал датчика 116. Устройство 120 формирования импульсов обрабатывает усиленный электрический сигнал и создает импульс, такой как импульс напряжения или другой импульс, характеризующий значение энергии зарегистрированного фотона. Энергетический дискриминатор 122 разделяет импульс по энергии. В изображенном примере энергетический дискриминатор 122 содержит устройство 124 сравнения, которое сравнивает амплитуду импульса с двумя или более различными пороговыми значениями энергии, которые соответствуют различным значениям энергии, представляющими интерес. Устройство 124 сравнения создает выходной сигнал, характеризующий значение энергии фотона, основываясь на сравнении.
Устройство 126 установки порогового значения устанавливает пороговые значения. Как более подробно описано ниже, устройство 126 установки порогового значения можно использовать для установки двух или более пороговых значений в соответствии с энергиями K-края элементов, представляющих интерес, таких как различные контрастные элементы в контрастном средстве, которое вводят пациенту, подлежащему сканированию. Используя два или более пороговых значения, настроенные на K-края двух или более элементов с различными атомными номерами в данном контрастном средстве, можно увеличивать чувствительность способа визуализации K-края. По существу, когда конфигурация системы 100 содержит настраиваемые пороговые значения, может быть целесообразным настроить пороговые значения на значения энергий K-края. Конечно, можно установить пороговые значения также для того, чтобы различать компоненты, обусловленные эффектом Комптона и фотоэлектрическим эффектом.
Счетчик 128 увеличивает значение счета для каждого порогового значения, основываясь на выходном сигнале энергетического дискриминатора 122. Например, когда выходной сигнал устройства сравнения 124 для конкретного порогового значения указывает, что амплитуда импульса превышает соответствующее пороговое значение, происходит приращение значения счета для этого порогового значения. Группировщик 130 группирует сигналы по энергии и, следовательно, фотоны в две или более энергетических группы, основываясь на счетах. Энергетическая группа охватывает энергетический диапазон или полосу дискриминации. Например, можно определить группу для энергетического диапазона между двумя пороговыми значениями, где к этой группе будет приписан фотон, который вызывает увеличение счета для более низкого порогового значения, но не для более высокого порогового значения.
Устройство 132, разбивающее сигнал, разбивает сигналы с разрешением по энергии на различные энергетически зависимые компоненты. Например, в одном случае зарегистрированный сигнал с разрешением по энергии разбивают на комптоновский компонент, фотоэлектрический компонент и компонент с несколькими K-краями, представляющий два или более K-краевых вещества в контрастном средстве. Следует принимать во внимание, что альтернативно можно использовать способ максимального правдоподобия или другой способ разбиения.
Устройство 134 восстановления избирательно восстанавливает зарегистрированные сигналы. В одном случае оно включает восстановление комптоновского компонента, фотоэлектрического компонента и/или компонента с несколькими K-краями, по отдельности или в комбинации. Для компонента с несколькими K-краями стехиометрическое соотношение контрастных элементов в контрастном средстве должно быть известно и постоянно для того, чтобы охарактеризовать ослабление элементов в виде функции энергии.
Банк 136 характеристик содержит информацию, которая характеризует элементы, вносящие вклад в компонент с несколькими K-краями, как таковые. Эта информация может содержать значения энергии K-края двух или более элементов, стехиометрическое соотношение элементов и т.п. Такую информацию используют, когда восстанавливают компонент с несколькими K-краями, как более подробно описано ниже.
Компьютер общего назначения выполняет функцию консоли 138 оператора. Консоль 138 содержит ориентированное на пользователя устройство вывода, такое как монитор или дисплей, и устройство ввода, такое как клавиатура и мышь. Резидентное программное обеспечение на консоли 138 позволяет оператору взаимодействовать со сканером 100 через графический пользовательский интерфейс (GUI) или иным способом. Такое взаимодействие может включать выбор протокола сканирования, такого как протокол визуализации с несколькими K-краями, установка порогового значения разделения по энергии и т.п.
Опора 140 объекта, такая как кушетка, поддерживает пациента или другой объект в исследуемой области 106. Опору 140 объекта можно перемещать так, чтобы направлять объект относительно исследуемой области 106 для выполнения процедуры сканирования.
Как вкратце изложено выше, сканер 100 можно использовать для визуализации компонента с несколькими K-краями по меньшей мере двух различных контрастных элементов в контрастном средстве в субъекте или объекте, где стехиометрическое соотношение элементов известно и постоянно. При таком применении по меньшей мере два пороговых значения устройства 124 сравнения устанавливают в соответствии со значениями энергии K-края по меньшей мере двух различных контрастных элементов. В пояснительных целях и ради краткости далее описан пример контрастного средства, которое содержит как йод, так и гадолиний. Следует понимать, что в настоящем документе также рассматриваются другие контрастные средства, включая такие же или другие и/или сходные или отличные контрастные вещества.
На фиг.2 представлен неограничивающий пример устройства 124 сравнения с двумя пороговыми значениями, которые устанавливают в соответствии с двумя различными значениями энергии K-края для двух различных элементов в контрастном средстве. Как показано, устройство 124 сравнения содержит N подчиненных устройств 1241,..., 1242,..., 1243,..., 124N сравнения, где N представляет собой целое число, большее или равное четырем. Каждое подчиненное устройство 124 сравнения содержит первый вход, который принимает выходной сигнал устройства 120 формирования импульсов. Каждое устройство 124 сравнения также содержит второй вход, который принимает соответствующее пороговое значение TH1,... TH2,... TH3,..., THN.
Соответственно, в этом примере установлены два пороговых значения, основываясь на значениях энергии K-края йода (K-край≈33 кэВ) гадолиния (K-край≈50 кэВ). Два других пороговых значения установлены для того, чтобы различать эффект Комптона и фотоэлектрический эффект. Когда в контрасте представлены другие или отличные элементы с желаемым K-краем, одно или несколько других пороговых значений можно установить соответствующим образом. Например, когда контрастное средство содержит золото (K-край≈80 кэВ), пороговое значение можно установить соответствующим образом. В целом, значения энергии K-края должны попадать в диапазон диагностической визуализации приблизительно от 25 кэВ приблизительно до 150 кэВ. В одном случае устройство установки порогового значения 126 устанавливает по меньшей мере одно пороговое значение, основываясь на выбранном протоколе сканирования. В другом случае оператор использует устройство 126 установки порогового значения для установки по меньшей мере одного порогового значения.
Для каждого устройства 1241,..., 1242,..., 1243,..., 124N сравнения, когда амплитуда входящего импульса превышает соответствующее пороговое значение, выходной сигнал устройства 1241,..., 1242,..., 1243,..., 124N сравнения меняет состояние, например, меняется с низкого на высокий, с 0 на 1, или происходит другое изменение. Выходной сигнал устройства 124 сравнения поступает на счетчик 128, который выполняет приращение счета для каждого порогового значения, основываясь на изменении состояния.
На фиг.3 представлен пример устройства 132, разбивающего сигнал. Далее представлен пример для случая четырех пороговых значений, который включает два пороговых значения, которые можно использовать для того, чтобы различать эффект Комптона и фотоэлектрический эффект, пороговое значение для первого значения энергии K-края и пороговое значение для второго значения энергии K-края. В этом примере устройство 132, разбивающее сигнал, получает по меньшей мере три сигнала регистрации с разрешением по энергии di, где i представляет собой целое число, для различных энергетических групп. Сигнал регистрации di показывает спектральную чувствительность D1 (E) i-ой энергетической группы bi. Кроме того, общеизвестен спектр испускания T (E) полихроматического источника 110 излучения.
Устройство 132, разбивающее сигнал, моделирует информацию в виде комбинации фотоэлектрического эффекта со спектром P(E), эффекта Комптона со спектром C(E) и контрастного средства с несколькими K-краями со спектром K(E). Произведение плотности на длину для каждого компонента, в частности, компонента фотоэффекта p, компонента эффекта Комптона c и компонента с несколькими K-краями k, в каждом сигнале регистрации di моделируют в дискретной системе в соответствии с уравнением 1:
Уравнение 1:
dn=∫ dE T(E) Dn(E)exp(-(p P(E)+c C(E)+k K(E)))
Поскольку по меньшей мере три сигнала регистрации d1, d2 и d3 доступны по меньшей мере для трех энергетических групп b1, b2 и b3, формируют систему по меньшей мере из трех уравнений с тремя неизвестными величинами, которые, таким образом, можно решить известными численными способами. В целом в данном случае достаточно трех энергетических групп. Однако использование дополнительных сигналов регистрации для дополнительных энергетических групп может увеличить чувствительность и устойчивость к шуму. Если доступны более чем три энергетические группы, то можно использовать подход наибольшего правдоподобия, который учитывает данные о шуме при измерениях. Подходящий подход наибольшего правдоподобия описан в связи с «K-edge imaging in x-ray computed tomography using multi-bin photon counting detectors», E. Roessl и R. Proksa, 2007 Phys. Med. Biol. 52 4679-4696.
Затем можно использовать результаты, в частности, компоненты p, c и k, для того, чтобы восстановить изображение желаемого компонента стандартными способами восстановления, в частности, для восстановления изображения компонента с несколькими K-краями. Также можно восстановить стандартное изображение КТ, а также изображение комптоновского компонента и/или изображение фотоэлектрического компонента.
Когда стехиометрическое соотношение элементов в контрастном средстве не известно, уравнение 1 можно модифицировать, чтобы включать K-краевой компонент для каждого K-края, например, один для йода, один для гадолиния и т.п. Подходящий способ разбиения для отдельных K-краевых компонентов описан в заявке с серийным номером PCT/IB2007/055105, которая подана 14 декабря 2007 года, по которой испрашивают приоритет предварительной заявки с серийным номером EP 061266532, которая подана 20 декабря 2006 года, обе заявки полностью включены в настоящее описание посредством ссылки.
Когда стехиометрическое соотношение элементов в контрастном средстве известно и является по существу постоянным, стехиометрическое соотношение элементов в контрастном средстве, наряду с их значениями энергии K-края, характеризует ослабление комбинации элементов в виде функции энергии. Как следствие, стехиометрическое соотношение и значения энергии K-края используют во время восстановления для создания изображения компонента с несколькими K-краями. Информацию о стехиометрическом соотношении и значении энергии K-края можно хранить в банке 136 характеристик для использования в устройстве 134 восстановления.
В целом, стехиометрическое соотношение и значения энергии K-края обеспечивают уникальную сигнатуру или отпечаток пальца для комбинации элементов. Это проиллюстрировано на фиг.4, где представлена кривая 400 ослабления как функция энергии фотона для смеси йода и гадолиния в соотношении 1:1. Конечно, в настоящем документе рассмотрены другие соотношения смешивания (например, до 1:5 или более), другое число веществ и/или другие вещества, а смесь, содержащая йод и гадолиний, представлена для пояснительных целей.
На фиг.4, по оси x, оси 402, отложена энергия (E) в кэВ, а по оси y, оси 404, отложено ослабление (μ) как функция энергии (E). K-край йода (K-край≈33 кэВ) показан номером позиции 406, а K-край гадолиния (K-край≈50 кэВ) показан номером позиции 408. По существу, ослабление контрастного средства можно охарактеризовать двумя неоднородностями с соответствующими значениями энергии K-края и соответствующими фиксированными амплитудами. Если стехиометрическое соотношение отличается (не равно 1:1), например, две единицы (например, атома и т.п.) йода на одну единицу гадолиния, то соотношение амплитуд K-краев 406 и 408 на фиг.4 будет вдвое выше. Как следствие, кривую 400 можно использовать в качестве уникальной сигнатуры для конкретной комбинации элементов.
На фиг.5 представлен способ визуализации компонента с несколькими K-краями. На этапе 502 регистрируют испускаемое источником излучения полихроматическое излучение, пересекающее исследуемую область. На этапе 504 происходит разрешение зарегистрированного излучения по энергии и группировка по различным полосам дискриминации, основываясь на множестве пороговых значений, соответствующих различным энергиям, причем по меньшей мере два пороговых значения устанавливают в соответствии со значениями энергии K-края по меньшей мере двух элементов в контрастном средстве, предоставленном пациенту перед сканированием пациента. Как изложено выше, это может включать четыре (4) пороговых значения энергии, в которых два (2) пороговых значения настраивают на два различных значения энергии K-края в соответствии с контрастным средством, содержащим вещество с двумя K-краями. На этапе 506 данные с разрешением по энергии разбивают на составляющие компоненты, содержащие компонент с несколькими K-краями, представляющий два или более значения энергии K-края, соответствующие по меньшей мере двум элементам в контрастном средстве. На этапе 508 по меньшей мере K-краевой компонент восстанавливают, используя стехиометрическое соотношение элементов в контрастном средстве для создания изображения компонента с несколькими K-краями.
Настоящее изобретение описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. После прочтения и осмысления предшествующего подробного описания могут возникнуть модификации и изменения. Подразумевается, что изобретение составлено так, чтобы включать все такие модификации и изменения в такой мере, в какой они изложены в объеме приложенной формулы изобретения или ее эквивалентов.

Claims (13)

1. Система визуализации, содержащая:
источник (110) излучения, выполненный с возможностью испускания полихроматического излучения, которое пересекает исследуемую область;
датчик (116), выполненный с возможностью регистрации излучения, пересекающего исследуемую область, и создания сигнала, характеризующего значение энергии зарегистрированного фотона;
энергетический дискриминатор (122), выполненный с возможностью разрешения сигнала по энергии, основываясь на множестве различных пороговых значений энергии, причем по меньшей мере два пороговых значения энергии соответствуют по меньшей мере двум различным значениям энергии К-края двух различных элементов в смеси, расположенной в исследуемой области;
устройство (132), разбивающее сигнал, выполненное с возможностью разбивки сигнала с разрешением по энергии по меньшей мере на компонент с несколькими К-краями, представляющий по меньшей мере два различных значения энергии К-края; и
устройство (134) восстановления, выполненное с возможностью восстановления компонента с несколькими К-краями для создания изображения с несколькими К-краями, представляющего различные вещества, основываясь на известном и, по существу, постоянном стехиометрическом соотношении двух различных элементов в смеси.
2. Система визуализации по п.1, в которой стехиометрическое соотношение находится в диапазоне приблизительно от 1:1 приблизительно до 1:5.
3. Система визуализации по п.1, в которой стехиометрическое соотношение и значения энергии К-края обеспечивают уникальную сигнатуру для смеси двух различных элементов.
4. Система визуализации по п.1, в которой два различных элемента являются частями одного контрастного средства.
5. Система визуализации по п.1, в которой устройство (132), разбивающее сигнал, дополнительно выполнено с возможностью разбивки сигнала с разрешением по энергии на комптоновский компонент и фотоэлектрический компонент.
6. Система визуализации по п.5, в которой устройство (134) восстановления выполнено с возможностью восстановления комптоновского компонента и фотоэлектрического компонента для создания изображения комптоновского компонента и изображения фотоэлектрического компонента.
7. Система визуализации по п.1, в которой значения энергии К-края находятся в диапазоне приблизительно от 25 кэВ приблизительно до 150 кэВ.
8. Система визуализации по п.1, в которой по меньшей мере одно значение энергии К-края составляет приблизительно 33 кэВ.
9. Система визуализации по п.1, в которой по меньшей мере одно значение энергии К-края составляет приблизительно 50 кэВ.
10. Способ визуализации, включающий в себя этапы, на которых:
регистрируют полихроматическое излучение, испущенное источником (110) излучения, которое пересекает исследуемую область;
создают сигнал, характеризующий энергию зарегистрированного фотона;
осуществляют разрешение сигнала по энергии, основываясь на множестве различных пороговых значений энергии, причем по меньшей мере два пороговых значения энергии соответствуют по меньшей мере двум различным значениям энергии К-края двух различных элементов из смеси, расположенной в исследуемой области, где известно стехиометрическое соотношение двух различных элементов смеси;
разбивают сигнал с разрешением по энергии по меньшей мере на компонент с несколькими К-краями, представляющий по меньшей мере два различных значения энергии К-края; и
восстанавливают изображение с несколькими К-краями, основываясь на компоненте с несколькими К-краями и стехиометрическом соотношении для создания данных объемного изображения, характеризующих два различных элемента.
11. Способ визуализации по п.10, в котором стехиометрическое соотношение является, по существу, постоянным.
12. Способ визуализации по п.10, в котором стехиометрическое соотношение находится в диапазоне приблизительно от 1:1 приблизительно до 1:5.
13. Способ визуализации по п.10, в котором стехиометрическое соотношение и значения энергии К-края однозначно характеризуют ослабление элементов в виде функции энергии фотона.
RU2011104065/14A 2008-07-07 2009-06-22 Визуализация к-края RU2508053C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US7857508P 2008-07-07 2008-07-07
US61/078,575 2008-07-07
PCT/IB2009/052670 WO2010004460A1 (en) 2008-07-07 2009-06-22 K-edge imaging

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2011104065A RU2011104065A (ru) 2012-08-20
RU2508053C2 true RU2508053C2 (ru) 2014-02-27

Family

ID=40940465

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2011104065/14A RU2508053C2 (ru) 2008-07-07 2009-06-22 Визуализация к-края

Country Status (6)

Country Link
US (1) US8213566B2 (ru)
EP (1) EP2296550B1 (ru)
JP (1) JP5461547B2 (ru)
CN (1) CN102088907B (ru)
RU (1) RU2508053C2 (ru)
WO (1) WO2010004460A1 (ru)

Families Citing this family (41)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9928585B2 (en) 2011-01-27 2018-03-27 Koninklijke Philips N.V. Spectral imaging
EP2671069B1 (en) * 2011-01-31 2020-03-18 Koninklijke Philips N.V. Detection values processing apparatus
DE102011005539A1 (de) * 2011-03-15 2012-09-06 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zur Detektion von Röntgenstrahlung und Detektorsystem mit direktkonvertierenden Detektoren
JP5875790B2 (ja) 2011-07-07 2016-03-02 株式会社東芝 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置
JP2014530704A (ja) * 2011-10-19 2014-11-20 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ 光子計数検出器
US10231684B2 (en) 2012-05-02 2019-03-19 Koninklijke Philips N.V. Spectral CT visualization of imageable drug eluting beads
EP2664280A3 (en) * 2012-05-14 2013-12-04 Samsung Electronics Co., Ltd X-ray imaging apparatus and control method therefor
CN104379063B (zh) * 2012-06-14 2018-05-08 皇家飞利浦有限公司 基于谱成像的决策支持、处置规划和/或介入引导
EP2866663B1 (en) * 2012-06-29 2016-03-16 Koninklijke Philips N.V. Dynamic modeling of imperfections for photon counting detectors
CN103720482B (zh) 2012-10-11 2016-01-20 财团法人工业技术研究院 影像重建方法与系统及影像建构方法与系统
CN104838287B (zh) * 2012-12-12 2018-08-17 皇家飞利浦有限公司 用于光子计数探测器的自适应持续电流补偿
JP6096499B2 (ja) * 2012-12-19 2017-03-15 東芝メディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置及び画像処理装置及び画像処理プログラム
CN104703540B (zh) 2012-12-19 2017-08-25 东芝医疗系统株式会社 X射线ct装置、图像处理装置以及图像处理方法
US9128584B2 (en) * 2013-02-15 2015-09-08 Carl Zeiss X-ray Microscopy, Inc. Multi energy X-ray microscope data acquisition and image reconstruction system and method
JP6289223B2 (ja) * 2013-04-04 2018-03-07 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP6257916B2 (ja) * 2013-04-26 2018-01-10 東芝メディカルシステムズ株式会社 光検出装置、放射線検出装置、放射線分析装置及び光検出方法
JP6305692B2 (ja) * 2013-05-28 2018-04-04 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線診断装置
JP6411117B2 (ja) * 2013-07-31 2018-10-24 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 医用画像診断装置及び超音波診断装置
EP2871496B1 (en) * 2013-11-12 2020-01-01 Samsung Electronics Co., Ltd Radiation detector and computed tomography apparatus using the same
JP6297336B2 (ja) * 2014-01-21 2018-03-20 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 画像処理装置
JP2015180859A (ja) * 2014-03-05 2015-10-15 株式会社東芝 フォトンカウンティングｃｔ装置
CN106233335B (zh) 2014-04-07 2019-09-20 棱镜传感器公司 X射线光谱成像方法与系统
EP3131467B1 (en) * 2014-04-16 2021-03-03 Siemens Healthcare GmbH Photon counting computed tomography using a combination of contrast agents for simultaneous visualization of anatomy and a plurality of materials
WO2015195501A1 (en) * 2014-06-17 2015-12-23 University Of Massachusetts Medical School Ct scans using gadolinium-based contrast agent
JP6747787B2 (ja) * 2014-08-22 2020-08-26 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 光子計数型ｘ線ｃｔ装置
WO2016034976A1 (en) * 2014-09-02 2016-03-10 Koninklijke Philips N.V. Window-based spectrum measurement in a spectral ct detector
US10159450B2 (en) * 2014-10-01 2018-12-25 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus including a photon-counting detector, and an image processing apparatus and an image processing method for correcting detection signals detected by the photon-counting detector
KR101725099B1 (ko) * 2014-12-05 2017-04-26 삼성전자주식회사 컴퓨터 단층 촬영장치 및 그 제어방법
WO2016147844A1 (ja) * 2015-03-19 2016-09-22 株式会社日立製作所 Ｘ線ｃｔ装置及びマルチエネルギー像作成方法
US10098595B2 (en) * 2015-08-06 2018-10-16 Texas Instruments Incorporated Low power photon counting system
JP6700737B2 (ja) * 2015-11-20 2020-05-27 キヤノン株式会社 放射線撮像システム、信号処理装置、及び、放射線画像の信号処理方法
US9888901B2 (en) 2016-02-19 2018-02-13 Toshiba Medical Systems Corporation X-ray diagnostic apparatus and X-ray CT apparatus
CA3025821A1 (en) * 2016-05-30 2017-12-07 Southern Innovation International Pty Ltd Material characterisation system and method
US10721082B2 (en) * 2016-07-18 2020-07-21 International Business Machines Corporation Screen printed phosphors for intrinsic chip identifiers
US10398394B2 (en) * 2017-01-06 2019-09-03 General Electric Company Energy-discriminating photon-counting detector and the use thereof
US10151845B1 (en) 2017-08-02 2018-12-11 Texas Instruments Incorporated Configurable analog-to-digital converter and processing for photon counting
US10024979B1 (en) 2017-11-01 2018-07-17 Texas Instruments Incorporated Photon counting with coincidence detection
EP3494889B1 (de) * 2017-12-11 2020-06-17 Siemens Healthcare GmbH Verfahren zur kalibrierung einer röntgenmesseinrichtung
CN110836901B (zh) * 2018-08-17 2020-09-04 同方威视技术股份有限公司 基于k边缘成像的优化阈值方法、装置、设备和介质
US10890674B2 (en) 2019-01-15 2021-01-12 Texas Instruments Incorporated Dynamic noise shaping in a photon counting system
CN110090039B (zh) * 2019-05-10 2023-06-27 中国科学院深圳先进技术研究院 一种ct成像系统及ct成像方法

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3974386A (en) * 1974-07-12 1976-08-10 Wisconsin Alumni Research Foundation Differential X-ray method and apparatus
US4029963A (en) * 1976-07-30 1977-06-14 The Board Of Trustees Of Leland Stanford Junior University X-ray spectral decomposition imaging system
US4686695A (en) * 1979-02-05 1987-08-11 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Scanned x-ray selective imaging system
RU2218601C2 (ru) * 2000-12-26 2003-12-10 Красноперов Ренат Анатольевич Способ стереологического определения размеров и размерных распределений объектов
US20050084060A1 (en) * 2003-10-15 2005-04-21 Seppi Edward J. Systems and methods for functional imaging using contrast-enhanced multiple-energy computed tomography
US20080137803A1 (en) * 2006-12-07 2008-06-12 Xiaoye Wu Diagnostic imaging two non k-edge basis materials plus n k-edge contrast agents

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3848130A (en) * 1973-06-25 1974-11-12 A Macovski Selective material x-ray imaging system
US4788706A (en) * 1987-12-17 1988-11-29 General Electric Company Method of measurement of x-ray energy
GB9006977D0 (en) 1990-03-28 1990-05-23 Nycomed As Compositions
US5324503A (en) 1992-02-06 1994-06-28 Mallinckrodt Medical, Inc. Iodo-phenylated chelates for x-ray contrast
GB9501560D0 (en) 1995-01-26 1995-03-15 Nycomed Imaging As Contrast agents
JP2000069369A (ja) * 1998-08-19 2000-03-03 Fuji Photo Film Co Ltd エネルギーサブトラクション画像形成装置
US6904118B2 (en) * 2002-07-23 2005-06-07 General Electric Company Method and apparatus for generating a density map using dual-energy CT
US6813333B2 (en) * 2002-11-27 2004-11-02 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for detecting structural, perfusion, and functional abnormalities
DE10347961A1 (de) * 2003-10-10 2005-06-09 Schering Ag Röntgenanordnung und Röntgenkontrastverfahren zur Bildgebung an einem mindestens ein röntgenkontrastgebendes Element enthaltenden Untersuchungsobjekt sowie Verwendung der Röntgenanordnung
US20070031339A1 (en) 2003-11-28 2007-02-08 Oskar Axelsson Contrast agents
US8703097B2 (en) * 2005-02-11 2014-04-22 University Health Network Compositions and method for multimodal imaging
JP4794238B2 (ja) * 2005-08-10 2011-10-19 株式会社日立メディコ マルチエナジーｘ線ｃｔ装置
JP5043017B2 (ja) * 2005-09-22 2012-10-10 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ スペクトルｃｔに対する定量的な材料の分解
US20070098642A1 (en) 2005-11-02 2007-05-03 General Electric Company Nanoparticle-based imaging agents for X-ray/computed tomography
DE102006009222B4 (de) * 2006-02-28 2008-02-28 Siemens Ag Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung der Konzentration einer Substanz in einem Körpermaterial mittels Mehr-Energie-Computertomographie
DE102006025423A1 (de) * 2006-05-31 2007-12-06 Siemens Ag Röntgenanlage mit dual energy Betrieb und Auswertungsverfahren für im dual energy Betrieb erfasste Projektionsbilder
WO2008078231A1 (en) 2006-12-20 2008-07-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Imaging system for imaging substances present in an object of interest
WO2008078255A2 (en) 2006-12-22 2008-07-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Energy-resolving detection system and imaging system

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3974386A (en) * 1974-07-12 1976-08-10 Wisconsin Alumni Research Foundation Differential X-ray method and apparatus
US4029963A (en) * 1976-07-30 1977-06-14 The Board Of Trustees Of Leland Stanford Junior University X-ray spectral decomposition imaging system
US4686695A (en) * 1979-02-05 1987-08-11 Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Scanned x-ray selective imaging system
RU2218601C2 (ru) * 2000-12-26 2003-12-10 Красноперов Ренат Анатольевич Способ стереологического определения размеров и размерных распределений объектов
US20050084060A1 (en) * 2003-10-15 2005-04-21 Seppi Edward J. Systems and methods for functional imaging using contrast-enhanced multiple-energy computed tomography
US20080137803A1 (en) * 2006-12-07 2008-06-12 Xiaoye Wu Diagnostic imaging two non k-edge basis materials plus n k-edge contrast agents

Also Published As

Publication number Publication date
CN102088907A (zh) 2011-06-08
JP5461547B2 (ja) 2014-04-02
CN102088907B (zh) 2013-03-27
EP2296550B1 (en) 2018-03-28
JP2011527223A (ja) 2011-10-27
EP2296550A1 (en) 2011-03-23
US8213566B2 (en) 2012-07-03
RU2011104065A (ru) 2012-08-20
US20110096905A1 (en) 2011-04-28
WO2010004460A1 (en) 2010-01-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2508053C2 (ru) Визуализация к-края
JP5647293B2 (ja) スペクトルコンピュータ断層撮影のための装置及び方法
US8378307B2 (en) Spectral imaging
US8442184B2 (en) Spectral CT
RU2414724C2 (ru) Способ и устройство для спектральной компьютерной томографии
JP5485692B2 (ja) エネルギースペクトル再構成
US8363779B2 (en) System and method of acquiring multi-energy CT imaging data
RU2515338C2 (ru) Формирование спектральных изображений
JP7179009B2 (ja) 光子計数に基づくｘ線検出システム
EP2313865B1 (en) System and method for spectral x-ray imaging
US9482630B2 (en) Multiple-layered energy-integrating detector in a hybrid computed tomography scanner
JP2016061729A (ja) 光子検出素子、光子検出装置、及び放射線分析装置

Legal Events

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

Effective date: 20170623