Foton sayımlı bilgisayarlı tomografi - Photon-counting computed tomography

Foton sayımlı bilgisayarlı tomografi (CT) bir bilgisayarlı tomografi teknik şu anda hem akademi içinde hem de CT sistemlerinin büyük satıcıları tarafından araştırma ve geliştirme aşamasındadır. Foton sayımı CT, hem mevcut CT görüntüleme tekniklerinde önemli gelişmeler sağlama hem de tamamen yeni uygulamaları mümkün kılma potansiyeline sahiptir.[1] Foton sayan bir CT sistemi, bir foton sayma bireysel fotonların etkileşimlerini kaydeden detektör (PCD). Her etkileşimde biriken enerjiyi takip ederek, bir PCD'nin detektör piksellerinin her biri yaklaşık bir enerji spektrumu, yapmak spektral veya enerji çözümlü CT tekniği. Aksine, tipik CT tarayıcıları kullanım enerji entegre eden dedektörler (EID'ler), burada toplam enerji (genellikle çok sayıda fotonlar yanı sıra elektronik gürültü) bir piksel belirli bir süre boyunca kaydedilir. Tipik CT dedektörleri bu nedenle yalnızca foton yoğunluğunu kaydeder. siyah-beyaz fotoğrafçılık foton sayma dedektörleri de spektral bilgileri kaydederken, renkli fotoğrafçılık.

Avantajlar

CT görüntülemede EID kullanmaya kıyasla PCD kullanmanın birkaç potansiyel avantajı vardır. Bunlar, geliştirilmiş sinyal (ve kontrast) / gürültü oranını içerir, azaltılmış Röntgen hastaya doz, geliştirilmiş mekansal çözünürlük ve birkaç enerji kutusu kullanılarak, birden çok kontrast ajanları.[1][2] Büyük hacimler ve gerekli veri oranları nedeniyle (mm başına birkaç yüz milyona kadar foton etkileşimi2 ve ikinci[3]) CT tarayıcılarda PCD'lerin kullanımı yalnızca dedektör teknolojisindeki son gelişmelerle mümkün hale geldi. Şubat 2016 itibarıyla foton sayımlı BT üç klinik tesiste kullanılmaktadır.[4] Bazı erken araştırmalar, meme görüntüleme için foton sayımlı BT'nin doz azaltma potansiyelinin çok umut verici olduğunu bulmuştur.[5]

Açıklama

Bir foton bir PCD'de etkileşime girdiğinde, ortaya çıkan elektrik darbesinin yüksekliği kabaca foton enerjisi ile orantılıdır. Bir pikselde üretilen her atımı uygun bir düşük enerji eşiği ile karşılaştırarak, düşük enerjili olaylardan (hem foton etkileşimlerinden hem de elektronik gürültü ) filtrelenebilir. Bu, gürültü seviyesiyle karşılaştırılabilir enerjiye sahip fotonların atılması pahasına (gürültü sayımlarından ayırt edilemedikleri için çok az kullanışlıdır) elektronik gürültüden kaynaklanan katkıları etkili bir şekilde ortadan kaldırır. Bir EID'de ise, bireysel fotonların katkıları bilinmemektedir. Bu nedenle, bir enerji eşiği uygulanamaz ve bu tekniği gürültüye ve voltajın doğrusallığını X-ışını yoğunluğu ilişkisine etkileyebilecek diğer faktörlere duyarlı hale getirir.[6]

Elektronik gürültünün giderilmesi, PCD'lere EID'lere göre iki avantaj sağlar. İlk olarak, EID'lere kıyasla PCD'lerin kullanılmasından daha yüksek sinyal-gürültü ve kontrast-gürültü oranları beklenmektedir. Bu, aynı X-ışını maruziyet seviyesinde görüntü kalitesini artırmak veya aynı görüntü kalitesini korurken hastanın X-ışını dozunu düşürmek için kullanılabilir. İkincisi, yaklaşık 1 × 1 mm'den daha küçük piksel boyutuna sahip enerji entegre dedektörler üretmek zordur.2 doz etkinliğinden ödün vermeden. Bunun nedeni, pikseller arasındaki çapraz konuşmayı önlemek için yansıtıcı katmanların sintilatörde pikseller arasına yerleştirilmesi gerektiğidir ve bunlar çok ince yapılamaz. Ek olarak, ölçülen sinyal piksel alanıyla orantılıdır, oysa elektronik gürültü piksel boyutundan oldukça bağımsızdır, böylece pikseller çok küçük yapılırsa gürültü ölçülen sinyale hakim olacaktır. Bu sorunlar, düşük enerji eşiğine sahip bir foton sayma dedektöründe meydana gelmez ve bu nedenle daha yüksek dedektör çözünürlüğü elde edebilir.

Düşük enerji eşiğinin üzerine daha fazla enerji eşiği getirilerek, bir PCD birkaç ayrı enerji bölmesine bölünebilir. Kaydedilen her foton böylece enerjisine bağlı olarak belirli bir bölmeye atanır, öyle ki her piksel olay X-ışını spektrumunun bir histogramını ölçer. Bu spektral bilgi, bir EID'nin entegre biriktirilmiş enerjisine göre çeşitli avantajlar sağlar.[1] İlk olarak, geleneksel bir CT taramasında elde edilen tahmini ortalama doğrusal zayıflama katsayısının aksine, yeniden yapılandırılmış CT görüntüsündeki her pikselin malzeme bileşiminin niceliksel olarak belirlenmesini mümkün kılar. En az iki enerji kutusu kullanan böyle bir temel ayrışmanın vücutta bulunan tüm elementleri yeterince açıklayabildiği ve doku tipleri arasındaki kontrastı artırdığı ortaya çıktı.[7] Ayrıca, spektral bilgiler kaldırmak için kullanılabilir kiriş sertleştirme artefaktları. Bunlar, ışın nesneden geçerken X ışını spektrumunun ortalama enerjisini daha yüksek enerjilere kaydıran düşük enerjide çoğu malzemenin daha yüksek doğrusal zayıflaması nedeniyle ortaya çıkar. Farklı enerji depolarındaki sayım oranlarını zayıflatılmış kirişinkilerle karşılaştırarak, bir PCD kullanılarak ışın sertleştirme miktarı (rekonstrüksiyonda açık veya dolaylı olarak) açıklanabilir. Son olarak, ikiden fazla enerji kutusu kullanmak, bir yandan yoğun kemik ve kireçlenme ve diğer yandan daha ağır elementler (genellikle iyot veya gadolinyum ) kontrast ajanları olarak kullanılır. Bu, kontrast enjeksiyonundan önce bir referans taraması ihtiyacını ortadan kaldırarak bir kontrast taramasından X ışını dozu miktarını azaltma potansiyeline sahiptir. Spektral CT klinik olarak halihazırda çift enerjili tarayıcılar şeklinde mevcut olmasına rağmen, foton sayımlı CT bir dizi avantaj sunar. Bir PCD, çift enerjili CT'de mümkün olandan daha yüksek bir ayırma derecesiyle ikiden fazla enerji eşiği uygulayabilir. Enerji çözünürlüğündeki bu gelişme, özellikle kontrastlı ve malzeme seçici görüntülerde, görüntüde daha yüksek kontrast-gürültü oranına dönüşür. Ayrıca, hem dokuyu hem de kontrast ortamını aynı anda ayrıştırmak için en az üç enerjinin gerekli olduğu gösterilebilir.[8] Daha fazla enerji kutusu, farklı kontrast maddeleri arasında aynı anda ayrım yapılmasına da izin verir.[9]

Zorluklar

Araştırmayı cesaretlendirmesine rağmen, yakın zamana kadar PCD'lerin CT sistemlerine dahil edilmesini engelleyen birkaç zorluk var. Pek çok zorluk, büyük veri hacimleri ve sayım oranlarından kaynaklanan dedektör malzemesi ve elektronik taleplerle ilgilidir. Örnek olarak her mm2 Bir CT detektörünün, bir tarama sırasında saniyede birkaç yüz milyon foton etkileşimi alabilir.[3]

X-ışını kaynağı ile dedektör arasında çok az malzemenin bulunduğu alanlarda doygunluğu önlemek için, darbe çözümleme süresi, bir pikseldeki foton etkileşimleri arasındaki ortalama süreye kıyasla küçük olmalıdır. Doygunluktan önce bile, detektör işlevselliği, iki (veya daha fazla) foton etkileşiminin aynı pikselde ayrık olaylar olarak çözümlenemeyecek kadar yakın zamanda gerçekleştiği darbe yığılmasından dolayı bozulmaya başlar. Bu tür yarı çakışan etkileşimler, foton sayımlarının kaybına yol açar ve nabız şeklini bozarak kaydedilen enerji spektrumu.[1] Bu etkiler nedeniyle, dedektör malzemesinin fiziksel tepki süresinin yanı sıra darbe şekillendirme, bölme ve piksel verilerinin kaydedilmesinden sorumlu elektroniklere olan talepler çok yüksek hale gelir. Daha küçük görüntü piksellerinin kullanılması piksel başına sayım oranını düşürür ve böylece daha fazla elektronik cihaz gerektirme pahasına darbe çözümleme süresi taleplerini azaltır.

Kısmi enerji birikimi ve çoklu piksellerde sinyallere neden olan tekli fotonlar, foton sayma CT'de başka bir zorluk oluşturur.[1] Bir etkileşimin piksel sınırına yakın bir yerde gerçekleştiği, salınan enerjinin komşu pikseller arasında paylaşılmasına ve dolayısıyla birkaç düşük enerjili foton olarak yorumlanmasına neden olan yük paylaşımı, bu tür olayların bir nedenidir. Diğerleri aşağıdakilerin emisyonunu içerir: K-kaçış X ışınları ve Compton saçılması kaçan veya saçılan fotonun birincil pikselde kısmi bir enerji birikimine neden olduğu ve farklı piksellerde daha fazla etkileşimlere neden olabileceği durumlarda. Bahsedilen etkiler EID'lerde de meydana gelir, ancak çarpık bir enerji spektrumuna neden oldukları için PCD'lerde ek sorunlara neden olur. Doygunluk ve yığılma etkilerinin aksine, kısmi enerji birikimi ve çoğalan etkileşimli fotonların neden olduğu sorunlar, daha küçük piksel boyutuyla daha da kötüleşir. Yakındaki piksellerdeki eşzamanlı olayların eklendiği tesadüflere karşı mantık, aynı fotonun farklı piksellerde sayılmasına bir şekilde karşı koymak için kullanılabilir.

Görüntü rekonstrüksiyonu

Birden fazla enerji kutusu kullanmak, elde edilen projeksiyonlardan bir CT görüntüsünü yeniden oluşturmak söz konusu olduğunda yeni olasılıklar açar. Bir olasılık, N enerji kutularını ayrı ayrı işlemek ve N farklı görüntüyü yeniden oluşturmak için geleneksel bir CT rekonstrüksiyon yöntemi kullanmaktır.[10] Görüntülenen hacim içinde herhangi bir belirli pozisyondaki malzeme daha sonra bu noktada N görüntünün yoğunlukları karşılaştırılarak ve / veya birleştirilerek hesaplanabilir. Bu yöntem, görüntü tabanlı malzeme ayrıştırması olarak adlandırılır ve sezgisel olmasına rağmen, farklı dedektörün enerji eşikleri arasındaki iyi uyuma dayanır. piksel (veya farklı piksel yanıtlarını hesaba katmak için ön işlem gerektirir) ve ışın sertleştirmesinin neden olduğu artefaktları doğal olarak kaldırmaz. Diğer bir seçenek ise, yeniden yapılandırmadan önce malzeme tabanı ayrıştırmasını doğrudan projeksiyon verileri üzerinde gerçekleştirmektir. Projeksiyon bazlı malzeme ayrıştırması kullanılarak, belirli bir projeksiyon için bir detektör pikseli ile ölçülen materyal kompozisyonu, M bazlı materyallerin (örn. Yumuşak doku, kemik ve kontrast ajanı) lineer bir kombinasyonu olarak ifade edilir. Bu, kaydedilen enerjiden belirlenir histogram örneğin maksimum olasılık tahmini yoluyla.[8] Yeniden yapılandırma daha sonra her malzeme temeli için ayrı ayrı gerçekleştirilerek M yeniden yapılandırılmış temel görüntüler elde edilir. Üçüncü bir seçenek, malzeme temelli ayrıştırmanın görüntü rekonstrüksiyonu ile eşzamanlı olarak gerçekleştirildiği tek aşamalı bir rekonstrüksiyon kullanmak olacaktır. Ancak bu yaklaşım, yeniden yapılanma ile uyumlu değildir. algoritmalar mevcut klinik CT sistemlerinde kullanılmaktadır. Bunun yerine, foton sayımlı CT'ye özgü yeni yinelemeli algoritmalar gereklidir.

Dedektör teknolojileri

Ana makale: Yarı iletken dedektör

CT sistemlerinde kullanım için deneysel PCD'ler, çalışmak için kriyojenik soğutmaya ihtiyaç duymayan kadmiyum (çinko) tellür veya silikona dayalı yarı iletken dedektörler kullanır. Kadmiyum tellürür ve kadmiyum çinko tellür dedektörleri, CT görüntülemede kullanılan X-ışını enerjileri için yüksek zayıflama ve nispeten yüksek fotoelektrik-Compton oranı avantajına sahiptir. Bu, dedektörlerin daha ince yapılabileceği ve bu nedenle daha az spektral bilgi kaybedebileceği anlamına gelir. Compton saçılması. (K kaçış elektronları nedeniyle hala spektral bilgileri kaybetmelerine rağmen.) Bununla birlikte, Kadmiyum tellür (çinko ) düşük şarjlı taşıyıcı hareketliliği nedeniyle daha uzun toplama sürelerine sahiptir ve bu nedenle yığılma etkilerinden daha fazla zarar görür. Ayrıca, detektör polarizasyonuna ve eksik yük toplamasına neden olan kusurlar ve safsızlıklar olmadan bu tür kristalleri üretmek şu anda zordur.[11]

Öte yandan silikon dedektörler daha kolay üretilir ve yüksek şarjlı taşıyıcı hareketliliği nedeniyle yığılmaya daha az eğilimlidir. K kaçış X ışınlarından muzdarip değiller, ancak CT görüntülemede kullanılan X-ışını enerjilerinde daha düşük bir fotoelektrik-Compton oranına sahipler ve bu da toplanan enerji spektrumunu bozuyor. Ayrıca silikon, X ışınlarını daha az kuvvetli bir şekilde zayıflatır ve bu nedenle, silikon detektörlerin bir CT sisteminde yararlı olması için birkaç santimetre kalınlığında olması gerekir.[11]

Referanslar

  1. ^ a b c d e Taguchi K, Iwanczyk JS (Ekim 2013). "Vision 20/20: Tıbbi görüntülemede tek foton sayma x-ışını dedektörleri". Tıp fiziği. 40 (10): 100901. Bibcode:2013MedPh..40j0901T. doi:10.1118/1.4820371. PMC  3786515. PMID  24089889.
  2. ^ Shikhaliev PM, Xu T, Molloi S (Şubat 2005). "Foton sayım bilgisayarlı tomografi: kavram ve ilk sonuçlar". Tıp fiziği. 32 (2): 427–36. Bibcode:2005 MedPh..32..427S. doi:10.1118/1.1854779. PMID  15789589.
  3. ^ a b Persson M, Bujila R, Nowik P, Andersson H, Kull L, Andersson J, Bornefalk H, Danielsson M (Temmuz 2016). "CT dedektörlerindeki foton akıcılık oranının üst sınırları: Ticari bir tarayıcıda vaka çalışması". Tıp fiziği. 43 (7): 4398. Bibcode:2016 MedPh..43.4398P. doi:10.1118/1.4954008. PMID  27370155.
  4. ^ "NIH, hastalarda ilk kez foton sayımlı BT tarayıcısı kullanıyor". Ulusal Sağlık Enstitüleri (NIH). 2016-02-24. Alındı 2017-11-22.
  5. ^ Kalender WA, Kolditz D, Steiding C, Ruth V, Lück F, Rößler AC, Wenkel E (Mart 2017). "Memenin yüksek çözünürlüklü, düşük dozlu foton sayımlı BT'si için teknik fizibilite kanıtı". Avrupa Radyolojisi. 27 (3): 1081–1086. doi:10.1007 / s00330-016-4459-3. PMID  27306559.
  6. ^ Jenkins R, Gould RW, Gedcke D (1995). Kantitatif x-ışını spektrometresi (2. baskı). New York: Dekker. s. 90. ISBN  9780824795542. OCLC  31970216.
  7. ^ Alvarez RE, Macovski A (1976). "X-ray bilgisayarlı tomografide enerji seçici rekonstrüksiyonlar". Tıp ve Biyolojide Fizik. 21 (5): 733–44. Bibcode:1976PMB .... 21..733A. doi:10.1088/0031-9155/21/5/002. PMID  967922.
  8. ^ a b Roessl E, Proksa R (Ağustos 2007). "Çok bölmeli foton sayma dedektörleri kullanarak x-ışını bilgisayarlı tomografide K kenarı görüntüleme". Tıp ve Biyolojide Fizik. 52 (15): 4679–96. doi:10.1088/0031-9155/52/15/020. PMID  17634657.
  9. ^ Schlomka JP, Roessl E, Dorscheid R, Dill S, Martens G, Istel T, Bäumer C, Herrmann C, Steadman R, Zeitler G, Livne A, Proksa R (Ağustos 2008). "Klinik öncesi bilgisayarlı tomografide çok enerjili foton sayma K-kenarı görüntülemenin deneysel fizibilitesi". Tıp ve Biyolojide Fizik. 53 (15): 4031–47. Bibcode:2008PMB .... 53.4031S. doi:10.1088/0031-9155/53/15/002. PMID  18612175.
  10. ^ Schmidt TG (Temmuz 2009). Enerji çözümlemeli CT için "optimum" görüntü tabanlı "ağırlıklandırma". Tıp fiziği. 36 (7): 3018–27. Bibcode:2009 MedPh..36.3018S. doi:10.1118/1.3148535. PMID  19673201.
  11. ^ a b Persson M, Huber B, Karlsson S, Liu X, Chen H, Xu C, Yveborg M, Bornefalk H, Danielsson M (Kasım 2014). "Foton sayan silikon şerit detektörüyle enerji çözümlemeli CT görüntüleme". Tıp ve Biyolojide Fizik. 59 (22): 6709–27. Bibcode:2014PMB .... 59.6709P. doi:10.1088/0022-3727/59/22/6709. PMID  25327497.