改進(jìn)在光子計(jì)數(shù)模式檢測器系統(tǒng)中的圖像質(zhì)量技術(shù)方案

本發(fā)明專利技術(shù)涉及具有能量辨別能力的光子計(jì)數(shù)硅x射線檢測器并且涉及於x射線成像系統(tǒng)的應(yīng)用。由該系統(tǒng)產(chǎn)生的整個(gè)圖像質(zhì)量通過本新穎方法來提高，該方法用于最佳地使用在康普頓事件中的能量信息以及選擇性地使用從相鄰像素中收集的電荷感應(yīng)的計(jì)數(shù)。通過用于信號恢復(fù)的新穎方法減少了在高通量成像狀態(tài)期間的堆集問題，其通過降低由讀出電子鏈中的信號堆集帶來的丟失事件的風(fēng)險(xiǎn)，提高了計(jì)數(shù)效率。

【技術(shù)實(shí)現(xiàn)步驟摘要】
【國外來華專利技術(shù)】
本申請是2009年6月22日提交的US12/488930、2009年2月11日提交的US61/151637(臨時(shí))的一部分的繼續(xù)，其公開在此被并入本文。本專利技術(shù)涉及X射線成像，并且更具體地涉及光子計(jì)數(shù)X射線成像。
技術(shù)介紹
理論思考已經(jīng)表示，與在相同患者劑量情況下的能量積分系統(tǒng)相比，應(yīng)用優(yōu)化能量權(quán)重方案的理想光子計(jì)數(shù)能量敏感檢測器具有提高在放射照相圖像(X射線放射照相法和計(jì)算斷層照相法)中的對比度-噪聲比20-60%的潛力Cahn等人的“ Detectivequantum efficiency dependence on χ-ray energy weighting m mammograpny 成像中依賴于X射線能量權(quán)重的探測量子效率)”，Medical Physics 26，第2680-2683頁，(1999) ;bhikhaliev 的“Projection χ-ray imaging with photon energy weigntmg experimental evaluation with a prototype detector (具有光ナ倉泛量權(quán)重的投身寸X射線成像使用模型檢測器的實(shí)驗(yàn)評估)”，Physics in Medicine and Biology 54,第 4971-4992 頁，(2009)；以及 Schmidt 的“Optimal image-based ' weighting forenergy-resolved CT(用于能量分辨CT的優(yōu)化“基于圖像的”權(quán)重)”,Medical Physics36 (7)，第 3018-3027 頁，(2009)。光譜信息的使用，即有關(guān)獨(dú)立X射線量子能源的評估，也開辟了其他光譜介質(zhì)成像應(yīng)用，例如組織成分的量化Alvarez 和 Macovski,的“Energy-selective reconstructionin x-ray computerized tomography (在x射線計(jì)算機(jī)化斷層攝影法中的能量選擇重構(gòu))”，Phys. Med. Biol. 21,第 733-44 頁,(1976),以及 k 邊緣成像J-P Schlomka, E Roessl 等人的“Experimental feasibility of multi-energy photon-counting K-edge imagingin pre-clinical computed tomography(在臨床前計(jì)算斷層攝影法中的多能量光子計(jì)數(shù)K 邊緣成像的實(shí)驗(yàn)可行性)”,Physics in Medicine and Biology53 (15),第 4031-4047 頁(2008)。光譜信息的使用還提供在醫(yī)療成像(安全掃描)的范圍之外的改進(jìn)非破壞性測試，在那里非已知材料的成分的知識是有價(jià)值的。已經(jīng)推薦兩種主要類型的直接轉(zhuǎn)換半導(dǎo)體材料用于光子計(jì)數(shù)模式計(jì)算機(jī)斷層攝影法應(yīng)用締化鎘(Cadmium Telluride)/締化鎘鋒(Cadmium Zink Telluride) (CdTe/CZT)以及娃條檢測器(Nowotny 的“Application of Si-microstrip-detectors in medicineand structural analysis (娃微條檢測器在醫(yī)療和結(jié)構(gòu)分析中的應(yīng)用)”，Nuclearinstruments and methods in Physics research 226(1984)果 34-39 頁。在臨床CT檢查中在檢測器上，上至1000Mcps/mm2的高x射線通量對檢測器讀出電子電路提出極高的要求，并且與能量積分系統(tǒng)相比，任何剰余的堆集將降低能量分辨率以及檢測器的計(jì)數(shù)效率并且從而降低大部分的可獲得提高。CZT已經(jīng)顯示出遇到以比在臨床實(shí)踐中遇到的通量率小100倍的通量率工作的這個(gè)問題Barber等人的‘‘Cnaracterization oi a novel pnoton counting detector for clinical CT ；countrate, energy resolution, and noise performance (用于臨床 CT 的新穎光子計(jì)數(shù)檢測器的特性；計(jì)數(shù)率，能量分辨率，以及噪聲性能)”，Physics of Medical Imaging, in Proc. ofSPIE, vol. 7258(2009)。上述所謂的通量率問題可以簡單地示出光子在3mm厚的CdTe或者CZT檢測器像素的中間轉(zhuǎn)換，感應(yīng)電流脈沖在時(shí)間上將延長40-45ns。以Imm2像素上的1000MHz計(jì)數(shù)率，在脈沖之間的平均時(shí)間間隔將為1ns，并且這解釋了為什么在已經(jīng)以充分比在臨床實(shí)踐中遇到的低的通量率工作的CdTe檢測器中脈沖將交疊(稱為信號堆集的現(xiàn)象)。硅作為X射線檢測器材料具有較短的感應(yīng)電荷載流子收集時(shí)間(感應(yīng)電流持續(xù)時(shí)間)；對于一般0.5_的檢測器晶片厚度，收集時(shí)間為在8ns的級別。硅因此不傾向于以高通量率工作的信號的固有堆集。更小的像素尺寸和深度分割，尤其是具有如在2009年6月22日提交的交叉參考專利申請US 12/488930和2009年2月11日提交的US 61/151637中 描述的指數(shù)增長厚度進(jìn)ー步減輕信號堆集的問題。另ー方面，當(dāng)與CdTe/CZT相比時(shí)，硅遇到相對少量的原子數(shù)，使得它成為更差的光電吸收器。當(dāng)X射線借由光電效應(yīng)將能量堆積在直接轉(zhuǎn)換檢測器中時(shí)，所有光子能量將非常近似地轉(zhuǎn)換為電子空穴對。在以高X射線能量(> 57 keV的平均光子能量)操作的硅檢測器中，康普頓效應(yīng)取代光電效應(yīng)作為相互作用的主要類型。對于康普頓互相作用，堆積能量將取決于X射線偏轉(zhuǎn)角，其繼而可以僅利用1929年Klein和Nishina建立的已知關(guān)系以統(tǒng)計(jì)方式來確定。康普頓互相作用的高分量惡化了能量分辨率即，使它不能通過測量堆積能量推導(dǎo)原始X射線量子能量。光子計(jì)數(shù)檢測器系統(tǒng)的另ー個(gè)優(yōu)點(diǎn)是通過應(yīng)用低噪聲抑制閾值去除電子噪聲的有害效應(yīng)的能力。對于使用具有從50千電子伏特(keV)到140 keV能量范圍的一般X射線光譜的CdTe/CZT檢測器，主要量子將非常不可能堆積在10 keV以下的能量。這樣的系統(tǒng)因此可以應(yīng)用在10-20 keV周圍的相對較高下閾值來抑制電子噪聲，不會由放松主要X射線信號的高分量的風(fēng)險(xiǎn)。由于上面提及的康普頓互相作用的高分量，在以高X射線能量使用的硅檢測器中，許多主要X射線量子將堆積在20 keV以下的能量。應(yīng)用這種高噪聲抑制閾值對于這種系統(tǒng)的圖像質(zhì)量會是非常決定性的，因?yàn)閬碜灾饕呀?jīng)經(jīng)受康普頓相互作用的X射線的計(jì)數(shù)的高分量將丟棄。因此將需要將噪聲抑制閾值設(shè)置得較低。對于具有在0. 5-2 keV級別的堆積能量的非常低的能量倉，電子噪聲將是在硅檢測器系統(tǒng)中的錯(cuò)誤計(jì)數(shù)的主要來源。由于在硅檢測器中的康普頓散射，如果簡單地丟棄在這種低能量倉中的計(jì)數(shù)，那么將丟失堆積低能量的許多主要事件。對于有些較高的能量倉(具有在2-5 keV范圍中的已檢測能量)，適合于非主要事件的計(jì)數(shù)的主要來源將是收集在相鄰像素或電荷共享事件中的電荷感應(yīng)的信號。該后ー種噪聲計(jì)數(shù)通過應(yīng)用反一致性邏輯可本文檔來自技高網(wǎng)...

【技術(shù)保護(hù)點(diǎn)】

【技術(shù)特征摘要】
【國外來華專利技術(shù)】2010.02.17 US 12/707,0761.ー種用于從在光子計(jì)數(shù)檢測器中的康普頓事件抽取能量信息的方法，所述方法包括如下步驟-基于多個(gè)能量閾值根據(jù)它們的檢測能量分配事件，其中所述閾值限定多個(gè)能量倉，并且每個(gè)能量倉具有相關(guān)能量倉函數(shù)；-轉(zhuǎn)換所述光子計(jì)數(shù)檢測器的檢測響應(yīng)函數(shù)；以及-將能量倉函數(shù)與經(jīng)轉(zhuǎn)換檢測器響應(yīng)函數(shù)合并來獲得檢測的事件的原始X射線量子能量在每個(gè)能量倉內(nèi)的分布。2.如權(quán)利要求I所述的方法，其中原始量子能量的分布使用來適應(yīng)光譜成像架構(gòu)。3.如權(quán)利要求I所述的方法，其中所述檢測器使用在醫(yī)療成像應(yīng)用中。4.如權(quán)利要求I所述的方法，其中所述檢測器使用在非破壞性測試中。5.如權(quán)利要求I所述的方法，其中數(shù)學(xué)地仿真所述檢測器能量響應(yīng)函數(shù)。6.如權(quán)利要求I所述的方法，其中利用単色X射線測量所述檢測器能量響應(yīng)函數(shù)。7.如權(quán)利要求I所述的方法，其中所述光子計(jì)數(shù)檢測器是硅檢測器。8.ー種用于從光子計(jì)數(shù)檢測器中的康普頓事件抽取能量信息的裝置，所述裝置包括-用于基于多個(gè)能量閾值根據(jù)它們的檢測能量分配事件的部件，其中所述閾值限定多個(gè)能量倉，并且每個(gè)能量倉具有相關(guān)能量倉函數(shù)；-用于轉(zhuǎn)換所述光子計(jì)數(shù)檢測器的檢測響應(yīng)函數(shù)的部件；以及-用于將能量倉函數(shù)與經(jīng)轉(zhuǎn)換檢測器響應(yīng)函數(shù)合并來獲得檢測的事件的原始X射線量子能量在每個(gè)能量倉內(nèi)的分布的部件。9.如權(quán)利要求8所述的裝置，還包括用于基于原始量子能量的分布適應(yīng)光譜成像架構(gòu)的部件。10.如權(quán)利要求9所述的裝置，其中所述光子計(jì)數(shù)檢測器是硅檢測器。11.一種復(fù)位定形器濾波器輸出以便增加光子計(jì)數(shù)檢測器的計(jì)數(shù)效率和能量分辨率的方法，其中在定形器濾波器輸出幅度已經(jīng)到達(dá)最低閾值(Thrl)之后在某個(gè)時(shí)間點(diǎn)h將定形器濾波器輸出和內(nèi)部信號節(jié)點(diǎn)設(shè)置為O并且保持為O直到時(shí)間t2 >も。12.如權(quán)利要求11所述的方法，其中多個(gè)閾值和時(shí)間h及t2將在計(jì)數(shù)效率方面產(chǎn)生令人滿意的提聞。13.如權(quán)利要求12所述的方法，其中時(shí)間h是在定形器濾波器輸出已經(jīng)到達(dá)在第一閾值水平和到達(dá)實(shí)際事件的最后(包括最后)閾值水平之間的任何閾值之后的某個(gè)時(shí)間。14.如權(quán)利要求11所述的方法，其中所述時(shí)間常數(shù)h及t2根據(jù)在檢測器段中轉(zhuǎn)換的X射線量子的頻率自動地調(diào)節(jié)。15.如權(quán)利要求11所述的方法，其中所述閾值由電流和電阻控制的數(shù)模轉(zhuǎn)換器(DAC)產(chǎn)生。16.一種復(fù)位定形器濾波器輸出以便增加光子計(jì)數(shù)檢測器的計(jì)數(shù)效率和能量分辨率的裝置，其中所述裝置配置來在定形器濾波器輸出幅度已經(jīng)到達(dá)最低閾值(Thrl)之后在某個(gè)時(shí)間點(diǎn)b將定形器濾波器輸出和內(nèi)部信號節(jié)點(diǎn)設(shè)置為O并且保持為O直到時(shí)間t2 >も。17.如權(quán)利要求16所述的裝置，其中所述裝置配置...

【專利技術(shù)屬性】
技術(shù)研發(fā)人員：馬斯·丹尼爾森，漢斯·博恩福爾克，克里斯特·斯文森，
申請(專利權(quán))人：普里馬蒂森索斯公司，
類型：
國別省市：