Tomografia komputerowa zliczająca fotony

Tomografia komputerowa zliczająca fotony ( PCCT ) jest formą rentgenowskiej tomografii komputerowej (CT), w której promieniowanie rentgenowskie jest wykrywane za pomocą detektora zliczającego fotony (PCD), który rejestruje interakcje poszczególnych fotonów. Śledząc zdeponowaną energię w każdej interakcji, każdy z pikseli detektora PCD rejestruje przybliżone widmo energii , co czyni ją techniką spektralną lub techniką CT z rozdzielczością energetyczną . W przeciwieństwie do bardziej konwencjonalnych skanerów CT wykorzystują detektory integrujące energię (EID), w których rejestrowana jest całkowita energia (na ogół z dużej liczby fotonów , jak również szumu elektronicznego) zdeponowana w pikselu w ustalonym okresie czasu. Te EID rejestrują zatem tylko intensywność fotonów, porównywalną z fotografią czarno-białą , podczas gdy PCD rejestrują również informacje widmowe, podobnie jak w przypadku fotografii kolorowej .

Pierwszy zatwierdzony klinicznie system PCCT został zatwierdzony przez Food and Drug Administration (FDA) we wrześniu 2021 r.

Ogólne zalety

Często identyfikatory EID są używane jako punkt odniesienia do porównań podczas oceny możliwości wydajności PCD. Dzięki tej soczewce istnieje kilka potencjalnych zalet stosowania PCD w porównaniu z EID w obrazowaniu CT. Obejmują one lepszy stosunek sygnału (i kontrastu) do szumu, zmniejszoną promieniowania rentgenowskiego dla pacjenta, lepszą rozdzielczość przestrzenną oraz, dzięki zastosowaniu kilku pojemników energii, zdolność rozróżniania wielu środków kontrastowych . Ze względu na duże ilości i wymagane szybkości danych (do kilkuset milionów interakcji fotonów na mm ² a po drugie) stosowanie PCD w skanerach CT stało się wykonalne dopiero dzięki niedawnym ulepszeniom technologii detektorów. Od stycznia 2021 r. CT zliczająca fotony jest używana w pięciu ośrodkach klinicznych. Niektóre wczesne badania wykazały, że potencjał redukcji dawki tomografii komputerowej zliczającej fotony w obrazowaniu piersi jest bardzo obiecujący. 29 września 2021 r. FDA dopuściła do użytku klinicznego pierwszy tomograf komputerowy zliczający fotony (opracowany przez firmę Siemens Healthineers).

Charakterystyka wykrywania

Dyskretne wykrywanie zależne od energii

Kiedy foton oddziałuje w PCD, amplituda wynikowego impulsu elektrycznego jest w przybliżeniu proporcjonalna do energii fotonu. Porównując każdy impuls wytworzony w pikselu z odpowiednim progiem niskoenergetycznym, wkład zdarzeń niskoenergetycznych (wynikający zarówno z interakcji fotonów, jak i szumu elektronicznego ) można odfiltrować. To skutecznie eliminuje udział szumu elektronicznego kosztem odrzucania fotonów o energii porównywalnej z poziomem szumu (które są mało przydatne, ponieważ są nie do odróżnienia od liczby szumów). Z drugiej strony, w przypadku EID wkład poszczególnych fotonów nie jest znany. Dlatego nie można zastosować progu energii, co czyni tę technikę podatną na szum i inne czynniki, które mogą wpływać na liniowość zależności napięcia od natężenia promieniowania rentgenowskiego.

Usunięcie szumu elektronicznego daje PCD dwie zalety w porównaniu z EID. Po pierwsze, oczekuje się wyższych stosunków sygnału do szumu i kontrastu do szumu przy użyciu PCD w porównaniu z EID. Można to wykorzystać do zwiększenia jakości obrazu przy tym samym poziomie ekspozycji na promieniowanie rentgenowskie lub do obniżenia dawki promieniowania rentgenowskiego pacjenta przy zachowaniu tej samej jakości obrazu. Po drugie, trudno jest wyprodukować detektory integrujące energię o rozmiarze piksela mniejszym niż około 1×1 ^mm2 bez uszczerbku dla wydajności dawki. Powodem tego jest to, że warstwy odblaskowe muszą być umieszczone w scyntylatorze między pikselami, aby zapobiec przesłuchowi między pikselami, a warstwy te nie mogą być zbyt cienkie. Ponadto mierzony sygnał jest proporcjonalny do powierzchni piksela, podczas gdy szum elektroniczny jest dość niezależny od rozmiaru piksela, więc szum będzie dominował w mierzonym sygnale, jeśli piksele będą zbyt małe. Problemy te nie występują w detektorze zliczającym fotony z progiem niskiej energii, który może zatem osiągnąć wyższą rozdzielczość detektora.

Animowana prezentacja praktycznych zasad wykrywania PCCT. Lewy obraz przedstawia przybycie fotonów na powierzchnię PCD, podczas gdy prawy obraz przedstawia uproszczoną wersję wygenerowanego sygnału. Niektóre kluczowe rzeczy, których można się nauczyć z tego obrazu, to: dyskretny charakter wykrywania fotonów, zależna od energii wysokość impulsów elektrycznych, możliwość teoretycznego wyeliminowania skutków szumu elektronicznego za pomocą wystarczająco wysokiego progu podstawowego oraz umiejętność określenia energię fotonu za pomocą progów energii.

Wieloenergetyczna detekcja widmowa

Wprowadzając więcej progów energii powyżej progu niskiej energii, PCD można podzielić na kilka dyskretnych pojemników energii. Każdy zarejestrowany foton jest zatem przypisany do określonego pojemnika w zależności od jego energii, tak że każdy piksel mierzy histogram padającego widma promieniowania rentgenowskiego. Ta informacja widmowa zapewnia kilka zalet w porównaniu ze zintegrowaną zdeponowaną energią EID. Po pierwsze, umożliwia ilościowe określenie składu materiałowego każdego piksela w zrekonstruowanym obrazie CT, w przeciwieństwie do oszacowanego średniego współczynnika tłumienia liniowego uzyskanego w konwencjonalnym skanie CT. Okazuje się, że taka dekompozycja bazy materialnej, przy użyciu co najmniej dwóch zasobników energii, może odpowiednio uwzględnić wszystkie elementy znajdujące się w ciele i zwiększa kontrast między typami tkanek. Ponadto informacje widmowe można wykorzystać do usunięcia artefakty utwardzania belek . Powstają one z powodu wyższego tłumienia liniowego większości materiałów przy niższej energii, które przesuwa średnią energię widma rentgenowskiego w kierunku wyższych energii, gdy wiązka przechodzi przez obiekt. Porównując stosunki zliczeń w różnych pojemnikach energii z tymi dla wiązki osłabionej, można uwzględnić stopień utwardzenia wiązki (wyraźnie lub niejawnie w rekonstrukcji) za pomocą PCD. Wreszcie użycie więcej niż dwóch zasobników energii pozwala na rozróżnienie z jednej strony gęstych kości i zwapnień od cięższych pierwiastków (zwykle jodu lub gadolinu) ) stosowane jako środki kontrastowe. Może to potencjalnie zmniejszyć ilość dawki promieniowania rentgenowskiego ze skanu kontrastowego, eliminując potrzebę skanowania referencyjnego przed wstrzyknięciem kontrastu. Chociaż spektralna tomografia komputerowa jest już dostępna klinicznie w postaci skanerów o podwójnej energii, tomografia komputerowa zliczająca fotony ma wiele zalet. PCD może zaimplementować więcej niż dwa progi energii z wyższym stopniem separacji niż to, co jest możliwe do osiągnięcia w CT o podwójnej energii. Ta poprawa rozdzielczości energetycznej przekłada się na wyższy stosunek kontrastu do szumu w obrazie, w szczególności w obrazach ze wzmocnionym kontrastem i selektywnymi materiałami. Można również wykazać, że do jednoczesnego rozkładu zarówno tkanki, jak i środka kontrastowego potrzebne są co najmniej trzy energie. Więcej pojemników energii pozwala również na jednoczesne rozróżnianie różnych środków kontrastowych.

Uproszczona ilustracja spiętrzenia impulsów, jednego z podstawowych czynników przyczyniających się do zniekształceń widmowych w PCD. W tym przypadku dwa fotony, które uderzają w detektor w tym samym czasie lub w bardzo małym, nierozróżnialnym oknie czasowym, są rejestrowane jako pojedynczy foton o wysokiej energii, a nie jako dwa fotony o niższej energii. Powoduje to nieprawidłowy odczyt widma.

Uproszczona ilustracja podziału ładunku, jednego z podstawowych czynników przyczyniających się do zniekształceń widmowych w PCD. Foton padający jest identyfikowany jako dwa pojedyncze fotony o mniejszych energiach, a nie jako pojedynczy foton o rzeczywistej wyższej energii.

Wyzwania związane z wykrywaniem i zniekształcenia widmowe

Pomimo zachęcających badań, istnieje kilka wyzwań, które do niedawna uniemożliwiały włączenie PCD do systemów CT. Wiele wyzwań wiąże się z wymaganiami dotyczącymi materiałów i elektroniki detektorów wynikającymi z dużych ilości danych i szybkości zliczania. Na przykład każdy mm2 ^detektora CT może odbierać kilkaset milionów interakcji fotonów na sekundę podczas skanowania.

Aby uniknąć nasycenia w obszarach, w których między źródłem promieniowania rentgenowskiego a detektorem znajduje się mało materiału, czas rozdzielania impulsu musi być mały w porównaniu ze średnim czasem między interakcjami fotonów w pikselu. Nawet przed nasyceniem funkcjonalność detektora zaczyna się pogarszać z powodu spiętrzenia impulsów (patrz rysunek po lewej), w którym dwie (lub więcej) interakcje fotonów zachodzą w tym samym pikselu zbyt blisko w czasie, aby można je było rozstrzygnąć jako zdarzenia dyskretne. Takie quasi-zbieżne interakcje prowadzą do utraty liczby fotonów i zniekształcenia kształtu impulsu, zniekształcając zarejestrowane widmo energii . Ze względu na te efekty wymagania dotyczące czasu reakcji fizycznej materiału detektora, jak również elektroniki odpowiedzialnej za kształtowanie impulsów, binowanie i rejestrację danych pikselowych, stają się bardzo wysokie. Używanie mniejszych pikseli obrazu zmniejsza szybkość zliczania na piksel, a tym samym zmniejsza wymagania dotyczące czasu rozdzielczości impulsu kosztem większej ilości elektroniki.

Częściowe osadzanie energii i pojedyncze fotony powodujące sygnały w wielu pikselach stanowią kolejne wyzwanie w CT zliczania fotonów. Podział ładunku, w którym interakcja zachodzi blisko granicy piksela, powodując, że uwolniona energia jest dzielona między sąsiednie piksele, a tym samym jest interpretowana jako kilka fotonów o niższej energii, jest jedną z przyczyn takich zdarzeń (patrz rysunek po prawej). Inne obejmują emisję promieni rentgenowskich ucieczki K i rozpraszanie Comptona , gdzie uciekający lub rozproszony foton powoduje częściową depozycję energii w głównym pikselu i może dalej powodować dalsze interakcje w różnych pikselach. Wspomniane efekty występują również w EID, ale powodują dodatkowe problemy w PCD, ponieważ powodują zniekształcenie widma energii. W przeciwieństwie do efektów nasycenia i pileup, problemy spowodowane częściową depozycją energii i wielokrotnymi interakcjami fotonów są pogarszane przez mniejszy rozmiar piksela. Logika zapobiegająca zbiegom okoliczności, w której dodawane są jednoczesne zdarzenia w pobliskich pikselach, może być wykorzystana do pewnego przeciwdziałania liczeniu tego samego fotonu w różnych pikselach.

Rekonstrukcja obrazu

Klasyczna rekonstrukcja TK

Podstawowe wyzwanie rekonstrukcji tomograficznej jest odwrotnym problemem rekonstrukcji informacji tomograficznych 3D objętości przy użyciu projekcji 2D z różnych pozycji kątowych. Te same podstawowe metody konwencjonalnie stosowane do rekonstrukcji tomograficznej mogą być stosowane bez zmian w danych uzyskanych z PCD. Ta nowa metoda wykrywania nie zmienia podstawowych geometrycznych, fizycznych i matematycznych podejść do typowej rekonstrukcji. Prawdopodobnie najbardziej podstawową metodą rekonstrukcji obrazu CT jest filtrowana projekcja wsteczna. Bardziej dogłębne operacje i szeroki wybór iteracyjnych metod rekonstrukcji pozostają w pełni możliwe do zastosowania. Istnieje wiele literatury na temat rekonstrukcji tomografii komputerowej dla ciekawskich czytelników.

Rekonstrukcja wieloenergetyczna

Dostęp do wielu zasobników energii otwiera nowe możliwości, jeśli chodzi o rekonstrukcję obrazu TK z uzyskanych projekcji. Najbardziej podstawową możliwością jest traktowanie każdego z N pojemników energii oddzielnie i użycie konwencjonalnej metody rekonstrukcji CT do zrekonstruowania N różnych obrazów.

Rozkład materiału

Jako kolejny krok do rekonstrukcji wieloenergetycznej możliwe jest określenie składników materiału w danej lokalizacji woksela poprzez porównanie i/lub połączenie intensywności obrazów N w tej lokalizacji. Jest to zwykle wykonywane przez zapisanie każdego piksela jako liniowej kombinacji materiałów bazowych M o znanych właściwościach, takich jak woda, wapń i środek kontrastowy, taki jak jod. Ta metoda jest określana jako dekompozycja materiału oparta na obrazie. Chociaż intuicyjne, podejście oparte na pikselach opiera się w dużej mierze na wierności widmowej (lub kalibracji widmowej) poszczególnych pikseli detektora w poprzek progów i nie usuwa typowych artefaktów obrazu.

Inną opcją jest wykonanie dekompozycji bazy materiałowej bezpośrednio na danych projekcji, przed rekonstrukcją. Wykorzystując rozkład materiału oparty na projekcji, skład materiału mierzony przez piksel detektora dla danej projekcji jest wyrażany jako liniowa kombinacja materiałów bazowych M (np. tkanki miękkiej, kości i środka kontrastowego). Jest to określane na podstawie zarejestrowanego histogramu energii , na przykład poprzez oszacowanie maksymalnego prawdopodobieństwa. Rekonstrukcja jest następnie wykonywana oddzielnie dla każdej bazy materiałowej, dając M zrekonstruowanych obrazów bazowych.

Trzecią opcją byłoby zastosowanie rekonstrukcji jednoetapowej, w której dekompozycja bazy materiałowej odbywa się jednocześnie z rekonstrukcją obrazu. Takie podejście nie jest jednak zgodne z algorytmami rekonstrukcji stosowanymi w obecnych klinicznych systemach TK. Zamiast tego wymagane są nowe algorytmy iteracyjne specyficzne dla CT zliczania fotonów.

Badania z zakresu głębokiego uczenia wprowadziły również możliwości przeprowadzania dekompozycji materiałów za pomocą konwolucyjnych sieci neuronowych .

Skład detektora

Eksperymentalne PCD do użytku w systemach CT wykorzystują detektory półprzewodnikowe oparte na tellurku kadmu (cynku) lub krzemie, z których żaden nie wymaga chłodzenia kriogenicznego do działania. Detektory z tellurku kadmu i tellurku cynku kadmu mają tę zaletę, że mają wysokie tłumienie i stosunkowo wysoki stosunek fotoelektryczności do Comptona dla energii promieniowania rentgenowskiego stosowanego w obrazowaniu CT. Oznacza to, że detektory mogą być cieńsze i tracą mniej informacji widmowych z powodu rozpraszania Comptona . (Chociaż nadal tracą informacje widmowe z powodu ucieczki elektronów K). Jednak detektory wykonane z tellurku kadmu ( cynk ) mają dłuższe czasy zbierania ze względu na mobilność nośników o niskim ładunku, a tym samym bardziej cierpią z powodu efektu spiętrzenia. Co więcej, obecnie trudno jest wyprodukować takie kryształy bez defektów i zanieczyszczeń, które powodują polaryzację detektora i niepełne zbieranie ładunku.

Z drugiej strony detektory krzemowe są łatwiejsze w produkcji i mniej podatne na spiętrzenie ze względu na dużą mobilność nośników ładunku. Nie cierpią z powodu promieni rentgenowskich uciekających przed K, ale mają niższy stosunek fotoelektryczności do Comptona przy energiach promieniowania rentgenowskiego stosowanych w obrazowaniu CT, co degraduje zebrane widmo energii. Ponadto krzem słabiej osłabia promieniowanie rentgenowskie, dlatego detektory krzemowe muszą mieć kilka centymetrów grubości, aby były przydatne w systemie CT.