광자 계산 컴퓨터 단층 촬영

Photon-counting computed tomography

광자계수 컴퓨터단층촬영(PCCT)은 광자계수검출기(PCD)를 이용해 X선을 검출하는 X선 컴퓨터단층촬영(CT)의 일종이다.임상적으로 최초로 승인된 PCCT 시스템은 2021년 9월 식품의약국(FDA)에 의해 허가되었다.[1]Photon-counting CT는 기존의 다른 CT 영상 기법보다 몇 가지 중요한 이점을 제공하며 완전히 새로운 응용을 가능하게 하고 지속적으로 영감을 준다.[2]광자 계수 CT 시스템은 개별 광자의 상호작용을 등록하는 광자 계수 검출기(PCD)를 사용한다.각 상호작용에서 축적된 에너지를 추적함으로써 PCD의 검출기 픽셀은 각각 대략적인 에너지 스펙트럼을 기록하여 스펙트럼 또는 에너지 분해 CT 기법이 된다.이와는 대조적으로 기존의 CT 스캐너는 에너지 통합 검출기(EID)를 사용하는데, 여기에는 일정 기간 동안 픽셀에 축적된 총 에너지(일반적으로 많은 수의 광자와 전자 소음)가 등록된다.따라서 이러한 EID는 흑백사진에 필적하는 광자 강도만 등록하는 반면, PCD는 컬러사진과 유사한 스펙트럼 정보도 등록한다.null

일반적 이점

흔히 EID는 PCD 성능 능력을 평가할 때 비교의 기준으로 사용된다.이 렌즈로, CT 영상촬영에서 EID를 사용하는 것보다 PCD를 사용하는 것이 몇 가지 잠재적인 장점이 있다.여기에는 소음 대비 신호(및 대조도), 환자에 대한 X선 선량 감소, 공간 분해능 개선, 여러 에너지 빈의 사용을 통해 다중 조영제를 구별할 수 있는 능력이 포함된다.[2][3]필요한 데이터의 양과 비율 때문에(mm와2[4] 초당 최대 수억 개의 광자 상호작용) CT 스캐너에서 PCD의 사용은 최근의 검출기 기술 개선으로 실현 가능해졌다.2021년 1월 현재 5개 임상현장에서 광자수 CT를 사용하고 있다.[5][6][7][8]일부 초기 연구에서는 유방 촬영에 대한 광자 계수 CT의 선량 감소 가능성이 매우 유망하다는 것을 발견했다.[9]2021년 9월 29일, FDA는 임상 사용을 위해 최초의 광자수 CT(Siemens Healthineers에 의해 개발된)를 허가했다.[1]null

탐지 특성

이산 에너지 종속 감지

광자가 PCD에서 상호작용할 때, 결과적인 전기 펄스의 높이는 대략 광자에너지에 비례한다.적절한 저에너지 임계값을 가진 픽셀에서 생성된 각 펄스를 비교함으로써 저에너지 사건(광자 상호작용과 전자 노이즈 모두에서 발생하는 결과)의 기여를 걸러낼 수 있다.이를 통해 소음 수준과 유사한 에너지로 광자를 폐기하는 비용을 들여 전자 소음의 기여를 효과적으로 제거할 수 있다(소음 수와 구별할 수 없으므로 거의 사용하지 않음).반면에 EID에서는 개별 광자의 기여를 알 수 없다.따라서 에너지 임계값을 적용할 수 없으므로 이 기법은 전압 대 X선 강도 관계의 선형성에 영향을 미칠 수 있는 소음 및 기타 요인에 취약하다.[10]null

전자 소음을 제거하면 PCD가 EID에 비해 두 가지 이점을 얻을 수 있다.첫째, EID 대비 PCD 사용으로 인한 신호 대 잡음 및 대비 잡음 비율이 높을 것으로 예상된다.이는 동일한 X선 노출 수준에서 영상 화질을 높이거나, 동일한 영상 화질을 유지하면서 환자 X선 선량을 낮추는 데 사용할 수 있다.둘째, 약 1×1 mm2 이하의 픽셀 크기의 에너지 통합 검출기는 선량 효율을 훼손하지 않고서는 제조하기 어렵다.그 이유는 픽셀 사이의 교차 대화를 방지하기 위해 반사 레이어를 픽셀 사이의 섬광기에 배치해야 하며, 너무 얇게 만들 수 없기 때문이다.또한 측정된 신호는 픽셀 면적에 비례하는 반면 전자 노이즈는 픽셀 크기와 상당히 독립적이기 때문에 픽셀이 너무 작을 경우 노이즈가 측정된 신호를 지배하게 된다.이러한 문제는 에너지 임계값이 낮은 광자계수 검출기에서는 발생하지 않으므로 검출기 분해능이 높아질 수 있다.

Practical animation of signal generation in a PCD
PCCT 검출의 실제 원리를 애니메이션으로 표현한 것.왼쪽 이미지는 PCD 표면에 광자가 도달하는 모습을 그리고 오른쪽 이미지는 생성된 신호의 단순화된 버전을 보여준다.이 이미지에서 배워야 할 몇 가지 핵심 사항: 광자 검출의 이산 특성, 전기 펄스의 에너지 의존적 높이, 충분한 기본 임계값을 사용하여 이론적으로 전자 소음의 영향을 제거하는 능력, 에너지 임계값을 사용하여 광자의 에너지를 결정하는 능력 등이 있다.

멀티 에너지, 스펙트럼 검출

낮은 에너지 임계값을 초과하는 더 많은 에너지 임계값을 도입함으로써 PCD는 몇 개의 분리된 에너지 빈으로 나눌 수 있다.따라서 등록된 각 광자는 에너지에 따라 특정 빈에 할당되며, 각 픽셀이 입사 X선 스펙트럼의 히스토그램을 측정한다.이 스펙트럼 정보는 EID의 통합된 축적 에너지보다 몇 가지 장점을 제공한다.[2]첫째, 기존 CT 스캔에서 얻은 추정 평균 선형 감쇠 계수와 달리 재구성된 CT 영상에서 각 픽셀의 재료 구성을 정량적으로 결정할 수 있다.이러한 물질 베이스 분해는 적어도 두 개의 에너지 빈을 사용하여 신체에서 발견되는 모든 원소를 적절히 설명할 수 있고 조직 유형 간의 대비를 증가시키는 것으로 밝혀졌다.[11]또한 스펙트럼 정보를 사용하여 빔 경화 아르테팩트를 제거할 수 있다.이러한 현상은 빔이 물체를 통과할 때 X선 스펙트럼의 평균 에너지를 더 높은 에너지로 이동시키는 낮은 에너지에서 대부분의 물질의 더 높은 선형 감쇠 때문에 발생한다.다른 에너지 빈의 계수의 비율을 감쇠된 빔의 계수와 비교함으로써 빔 강화의 양은 PCD를 사용하여 (재구성에서 명시적으로 또는 암묵적으로) 회계처리할 수 있다.마지막으로, 세 개 이상의 에너지 빈을 사용하면 한 편으로는 밀도가 높은 뼈와 석회화, 다른 한편으로 조영제로 사용되는 더 무거운 원소(일반적으로 요오드 또는 가돌리늄)를 구별할 수 있다.이것은 조영제 주입 전에 기준 스캔의 필요성을 제거함으로써 조영제 스캔에서 X선 선량의 양을 줄일 수 있다.스펙트럼 CT는 이미 이중 에너지 스캐너의 형태로 임상적으로 이용할 수 있지만, 광자 계수 CT는 많은 이점을 제공한다.PCD는 이중 에너지 CT에서 달성할 수 있는 것보다 높은 분리도로 세 개 이상의 에너지 임계값을 구현할 수 있다.에너지 분해능의 이러한 개선은 특히 조영 증강 및 물질 선택적 영상에서 영상의 대조 대 잡음 비를 더 높게 해석한다.또한 조직과 조영제를 동시에 분해하기 위해서는 적어도 세 가지 에너지가 필요하다는 것을 알 수 있다.[12]에너지 빈이 많을수록 서로 다른 조영제를 동시에 구별할 수 있다.[13]

PCD 내 스펙트럼 왜곡의 근본 원인 중 하나인 펄스-필리업(pulse-pileup)의 간략화된 그림.이 경우 검출기에 동시에 또는 매우 작은 불분명한 시간 기간 내에 영향을 미치는 두 개의 광자는 낮은 에너지 광자 두 개가 아니라 하나의 높은 에너지 광자로 기록된다.이는 잘못된 스펙트럼 판독을 생성한다.
PCD 내 스펙트럼 왜곡의 근본 원인 중 하나인 충전 공유의 간략한 그림.입사 광자는 실제 높은 에너지의 단일 광자가 아니라 작은 에너지의 두 개별 광자로 식별된다.

검출 과제 및 스펙트럼 왜곡

연구를 장려했음에도 불구하고, 최근까지 CT 시스템에 PCD를 통합하는 것을 막았던 몇 가지 난제가 있다.많은 도전과제는 대량의 데이터 볼륨과 카운트 레이트로 인한 검출기 소재 및 전자제품의 수요와 관련이 있다.예를 들어, CT 검출기의 각 mm는2 스캔 중 초당 수억 개의 광자 상호작용을 수신할 수 있다.[4]null

X선 선원과 검출기 사이에 소재가 거의 없는 영역에서 포화를 방지하려면 픽셀 내 광자 상호작용 사이의 평균 시간에 비해 펄스 분해 시간이 작아야 한다.포화 전이라도 검출기 기능이 저하되기 시작한다(왼쪽 그림 참조). 이때 동일한 픽셀에서 두 개 이상의 광자 상호작용이 개별 이벤트로 분해하기에는 너무 가까운 시간에 발생한다.그러한 준공인 상호작용은 광자수의 상실을 초래하고 펄스 형태를 왜곡하여 기록된 에너지 스펙트럼을 왜곡한다.[2]이러한 영향으로 인해 검출기 물질의 물리적 응답 시간뿐만 아니라 펄스 쉐이핑, 빈닝 및 픽셀 데이터 기록을 담당하는 전자 장치에 대한 요구도 매우 높아진다.더 작은 이미지 픽셀을 사용하면 픽셀당 카운트 속도가 감소하므로 더 많은 전자제품을 필요로 하는 비용으로 펄스 해결 시간에 대한 요구가 완화된다.null

다중 픽셀의 신호를 유발하는 부분 에너지 증착과 단일 광자는 광자계수 CT에서 또 다른 난제를 야기한다.[2]화소 경계 가까이에서 상호작용이 일어나 방출된 에너지를 인접한 화소 간에 공유하게 하여 여러 개의 저에너지 광자로 해석되는 전하 공유는 그러한 사건의 한 원인이다(오른쪽 그림 참조).다른 방법으로는 K-탈출 X선과 콤프턴 산란(Compton)이 있다. 여기서 탈출하거나 산란된 광자가 1차 픽셀에 부분적인 에너지를 축적하여 다른 픽셀에서 추가적인 상호작용을 유발할 수 있다.언급된 영향은 EID에서도 발생하지만 에너지 스펙트럼이 왜곡되기 때문에 PCD에 추가적인 문제를 야기한다.포화 및 적층 효과와 대조적으로 부분 에너지 증착과 상호작용 광자의 곱셈으로 인한 문제는 픽셀 크기가 작아진다.근처 픽셀의 동시 이벤트가 추가되는 반공진 논리(Anti-coincidence rocography)는 다른 픽셀의 동일한 광자를 계산하는 데 어느 정도 대항하는 데 사용할 수 있다.null

영상 재구성

Classic CT Reconstruction(클래식 CT 재구성)

주요 기사:단층 재구성

단층 재구성의 근본적인 어려움은 서로 다른 각도 위치에서 2D 투영을 사용하여 볼륨의 단층 정보인 3D 재구성의 역문제다.단층 재구성에 일반적으로 사용되는 동일한 기본 방법을 PCD에서 획득한 데이터에 변경 없이 사용할 수 있다.[2]전형적인 재구성에 대한 근본적인 기하학적, 물리학적, 수학적 접근방식은 이 새로운 검출방법에 의해 변하지 않는다.거의 틀림없이 CT 영상 재구성의 가장 기본적인 방법은 투영 후 필터링된다.보다 심층적인 운영과 광범위한 반복적 재구성 방법은 완전히 적용 가능하다.호기심 많은 독자들을 위한 CT 재구성에 관한 문헌이 많이 있다.[14]null

다에너지 재건

복수의 에너지 빈에 접근하면 획득한 투영에서 CT 영상을 재구성할 때 새로운 가능성을 열어준다.가장 기본적인 가능성은 각각의 N 에너지 빈을 개별적으로 처리하고 기존의 CT 재구성 방법을 사용하여 N개의 다른 영상을 재구성하는 것이다.[15]null

재료 분해

다에너지 재구성의 다음 단계로, 이 위치에서 N 영상의 강도를 비교 및/또는 결합하여 주어진 복셀 위치에서 재료 구성요소를 결정할 수 있다.이것은 일반적으로 각 픽셀을 물, 칼슘과 같은 알려진 성질의 M 기본 물질과 요오드 같은 조영제의 선형 결합으로 작성함으로써 이루어진다.이 방법을 영상 기반 물질 분해라고 한다.직관적이긴 하지만, 이 픽셀 방식의 접근은 임계치에 걸쳐 개별 검출기 픽셀의 스펙트럼 충실도(또는 스펙트럼 보정)에 크게 의존하며 일반적인 영상 아티팩트를 제거하는데 아무런 도움이 되지 않는다.null

또 다른 옵션은 재구축 전에 투영 데이터에 대해 직접 재료 베이스 분해를 수행하는 것이다.투영 기반 재료 분해를 사용하여 주어진 투영에 대해 검출기 픽셀에 의해 측정된 재료 구성은 M 기본 재료(예: 연조직, 뼈 및 조영제)의 선형 조합으로 표현된다.이는 기록된 에너지 히스토그램(예: 최대우도 추정)에서 결정된다.[12]그런 다음 재구성은 각 재료 기준에 대해 개별적으로 수행되며 M 재구성된 기본 영상이 생성된다.null

세 번째 옵션은 영상 재구성과 동시에 재료 기반 분해가 수행되는 단일 단계 재구성을 사용하는 것이다.그러나 이 접근방식은 현재 임상 CT 시스템에서 사용되는 재구성 알고리즘과 호환되지 않는다.대신에, 광자 계수 CT에 특화된 새로운 반복 알고리즘이 필요하다.null

딥러닝 분야 연구에서도 경동신경망을 이용한 물질분해 수행 가능성이 소개됐다.[16]null

디텍터 구성

주요 기사:반도체 검출기

CT 시스템에 사용되는 실험용 PCD는 카드뮴(Zinc) 텔루라이드 또는 실리콘에 기반한 반도체 검출기를 사용하며, 이 중 어느 것도 작동하기 위해 극저온 냉각이 필요하지 않다.카드뮴 텔루라이드와 카드뮴 아연 텔루라이드 검출기는 CT 촬영에 사용되는 X선 에너지의 경우 감쇠율이 높고 상대적으로 광전 대 콤프턴 비율이 높다는 장점이 있다.이는 콤프턴 산란으로 인해 검출기가 얇아지고 스펙트럼 정보가 감소할 수 있음을 의미한다. (K-탈출 전자 때문에 스펙트럼 정보가 여전히 손실되지만)다만 카드뮴 텔루라이드(zinc)로 만든 검출기는 충전 캐리어 이동성이 낮아 수거 시간이 길어져 쌓이는 효과가 더 크다.게다가 현재 그러한 결정체를 결함이나 불순물이 없으면 생산하기가 어려워서 검출기 편광화와 불완전한 전하 수집을 초래하고 있다.[17]null

반면 실리콘 검출기는 제조가 용이하고 충전 캐리어 이동성이 높아 쌓이기 쉽다.이들은 K-탈출 X선에 걸리지 않지만 CT 영상에 사용되는 X-선 에너지에서 광전 대 콤프턴 비율이 낮아 수집된 에너지 스펙트럼을 저하시킨다.또한 실리콘은 X선을 덜 강하게 감쇠시키고 따라서 실리콘 검출기는 CT 시스템에서 유용하기 위해 몇 센티미터 두께여야 한다.[17]null

참조

  1. ^ a b "FDA Clears First Major Imaging Device Advancement for Computed Tomography in Nearly a Decade".{{cite web}}: CS1 maint : url-status (링크)
  2. ^ a b c d e f Taguchi K, Iwanczyk JS (October 2013). "Vision 20/20: Single photon counting x-ray detectors in medical imaging". Medical Physics. 40 (10): 100901. Bibcode:2013MedPh..40j0901T. doi:10.1118/1.4820371. PMC 3786515. PMID 24089889.
  3. ^ Shikhaliev PM, Xu T, Molloi S (February 2005). "Photon counting computed tomography: concept and initial results". Medical Physics. 32 (2): 427–36. Bibcode:2005MedPh..32..427S. doi:10.1118/1.1854779. PMID 15789589.
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