CN107850682A - 高能量分辨率/高x射线通量光子计数探测器 - Google Patents

高能量分辨率/高x射线通量光子计数探测器 Download PDF

Info

Publication number
CN107850682A
CN107850682A CN201680041152.3A CN201680041152A CN107850682A CN 107850682 A CN107850682 A CN 107850682A CN 201680041152 A CN201680041152 A CN 201680041152A CN 107850682 A CN107850682 A CN 107850682A
Authority
CN
China
Prior art keywords
pattern
imaging
comparator
ray flux
counter
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Granted
Application number
CN201680041152.3A
Other languages
English (en)
Other versions
CN107850682B (zh
Inventor
I·M·布勒维
R·斯特德曼布克
C·赫尔曼
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips Electronics NV
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 Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips Electronics NV
Publication of CN107850682A publication Critical patent/CN107850682A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN107850682B publication Critical patent/CN107850682B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/247—Detector read-out circuitry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/243—Modular detectors, e.g. arrays formed from self contained units
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T7/00—Details of radiation-measuring instruments

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)

Abstract

一种成像系统包括探测器模块。探测器模块包括多个直接转换光子计数探测器像素的块以及与多个直接转换光子计数探测器像素的块相连接的对应的电子器件，电子器件具有用于高能量分辨率成像模式和高X射线通量成像模式两者的硬件。一种方法包括：识别用于选定的成像协议的扫描模式，其中，扫描模式包括较高能量分辨率模式和较高X射线通量模式中的一种；基于所识别的扫描模式来配置探测器模块，探测器模块能被配置用于较高能量分辨率模式和较高X射线通量模式两者；利用被配置用于选定的成像协议的模式的探测器模块来执行扫描；并且处理来自扫描的扫描数据，生成体积图像数据。

Description

高能量分辨率/高X射线通量光子计数探测器
技术领域
以下总体涉及光子计数探测器，并且更具体地涉及被配置用于高能量(谱)分辨率和高X射线通量成像检查两者的光子计数探测器，并且具体应用于计算机断层摄影(CT)进行描述；然而，以下也适用于其他成像模态。
背景技术
计算机断层扫描(CT)扫描器包括能旋转地安装到固定机架上的旋转机架。旋转机架支撑X射线管。探测器阵列被定位为跨检查区域与X射线管相对。旋转机架和X射线管绕纵轴或z轴围绕检查区域旋转。X射线管被配置为发出穿过检查区域并照射探测器阵列的多能量电离辐射。探测器阵列包括探测器像素的一维或二维阵列，所述探测器像素探测辐射并生成指示该辐射的信号。每个像素与读出通道相关联，所述读出通道用于传送对应的信号以供进一步处理。重建器重建经处理的信号，产生体积图像数据。
对于谱CT，探测器像素包括直接转换光子计数探测器像素。通常，直接转换光子计数探测器像素包括被设置在阴极与阳极之间的直接转换材料，并且阴极与阳极之间被施加有电压。光子照射阴极，将能量转移到直接转换材料中的电子，这会产生电子/空穴对，电子向阳极漂移。阳极作为响应而产生电信号。脉冲整形器处理该电信号并产生具有指示探测到的光子的能量的峰值幅度的脉冲。脉冲鉴别器将脉冲的幅度与能量阈值进行比较。对于每个阈值，计数器对超过阈值的脉冲数进行计数。能量分箱器对在能量范围内的计数进行分箱，从而对光子进行能量分辨。重建器重建经分箱的信号，产生能量特定的体积图像数据。
直接转换光子计数探测器像素通常能够处理每通道高达每秒1000万次计数(10Mcps)的观察到的X射线通量率。X射线光子的固有泊松性质可能导致重叠脉冲(即，脉冲堆积)，这是因为在当前光子的处理完成之前下一个光子可能到达。堆积的概率随撞击X射线光子通量的平均泊松比而增大。当脉冲重叠时，脉冲的幅度组合，使得单个脉冲可能不能从组合中辨别出来，并且脉冲的峰值能量被重叠脉冲的幅度贡献偏移，使得探测到的光子的能量分布可能是错误的，从而降低图像质量。在传统的非谱CT中，X射线通量率能够是每通道数百Mcps的数量级，因此直接转换光子计数探测器像素不太适合用于传统的非谱CT应用。
减小用于直接转换光子计数探测器阵列的X射线通量的一种方法是减小探测器像素的物理尺寸。较小的像素降低了读出电子器件的速率要求，并增大了每单位面积的速率容量(即，对于给定的电子器件性能和较小的像素，Mcps/mm2以几何方式增大)。不幸的是，减小像素的物理尺寸会因电荷共享和邻近像素的k逃逸事件而降低能量分辨率。根据文献，在一种配置中，较小的像素尺寸被固定在组件处，并且通过在非饱和较小的像素的脉冲整形器之后组合输出来动态地创建“虚拟的”较大的像素尺寸。这种配置包括了额外的仲裁电路，所述仲裁电路确定哪些(如果有的话)像素饱和，丢弃来自饱和像素的信号，并通过真值表和/或开关网络组合非饱和像素的输出。不幸的是，额外的仲裁电路消耗空间，引入电路复杂度，降低计数率能力并增加探测器的总成本。
发明内容
本文描述的各方面解决了上述问题和其他问题。
在一个方面中，一种成像系统包括探测器模块。所述探测器模块包括：多个直接转换光子计数探测器像素的块；以及与所述多个直接转换光子计数探测器像素的所述块相连接的对应的电子器件，所述电子器件具有用于高能量分辨率成像模式和高X射线通量成像模式两者的硬件。
在另一方面中，一种方法包括：识别用于选定的成像协议的扫描模式，其中，所述扫描模式包括较高能量分辨率模式和较高X射线通量模式中的一种；基于所识别的扫描模式来配置探测器模块，所述探测器模块能被配置用于所述较高能量分辨模式和所述较高X射线通量模式两者；利用被配置用于所述选定的成像协议的模式的所述探测器模块来执行扫描；并且处理来自所述扫描的扫描数据，生成体积图像数据。
在另一方面中，一种方法，其使用探测器模块开始扫描，所述探测器模块被配置用于较高能量分辨率模式和较高X射线通量模式两者；同时生成针对所述较高能量分辨率模式的第一数据和针对所述较高X射线通量模式的第二数据；选择所述第一数据或所述第二数据中的至少一个以供进一步处理；并且处理所述第一数据或所述第二数据中的所选择的至少一个，生成体积图像数据。
附图说明
本发明可以采取各种部件和各种部件的布置，以及各个步骤和各个步骤的安排的形式。附图仅出于图示优选实施例的目的，而不应被解释为对本发明进行限制。
图1示意性图示了具有直接转换光子计数探测器的示例性成像系统。
图2示意性图示了直接转换光子计数探测器的示例性子部分。
图3示意性图示了本发明中的实施例的直接转换光子计数探测器的示例性电子器件。
图4图示了本发明中的实施例的电子器件的示例性电极。
图5图示了与图4的直接转换光子计数探测器像素焊盘相连接的电极的范例。
图6示意性图示了直接转换光子计数探测器的电子器件的另一范例。
图7示意性图示了图6的变型。
图8示意性图示了直接转换光子计数探测器的电子器件的另一范例。
图9图示了根据本文描述的实施例的示例性方法。
图10图示了根据本文描述的实施例的另一示例性方法。
具体实施方式
首先参考图1，示意性图示了诸如计算机断层扫描(CT)扫描器的成像系统100。成像系统100包括固定机架102和由固定机架102能旋转地支撑的旋转机架104。旋转机架104绕纵轴或z轴围绕检查区域106旋转。诸如诊察台的对象支撑物108支撑检查区域106中的对象或目标。成像系统100包括诸如X射线管的辐射源110，所述辐射源110由旋转机架104支撑并与旋转机架104一起绕纵轴或z轴108围绕检查区域106旋转。辐射源110发出穿过检查区域106和位于其中的目标或对象的部分的电离(X射线)辐射。
成像系统100包括探测器阵列112，所述探测器阵列112相对于辐射源110以角度弧与检查区域106相对。探测器阵列112包括沿着横轴或x方向布置的光子计数探测器模块114的一维或二维阵列。在该范例中，模块114包括阴极层116、阳极层118以及被设置在其间的直接转换材料120。合适的直接转换材料包括但不限于碲化镉(CdTe)、碲锌镉(CZT)、硅(Si)和/或砷化镓(GaAs)。阳极层118包括个体探测器像素122N,1、122N,2、122N,3、……、122N,M(在本文中被统称为像素122)，其中，N和M是正整数，其与电子器件124(例如，ASIC)电通信。像素122探测穿过检查区域106的辐射并生成指示该辐射的能量的电信号。
简要转到图2，图示了阳极层118的子部分204，并且该子部分204包括具有对应的像素阳极电极2021,1、2021,2、2022,1和2022,2的四(4)个光子计数像素1221,1、1221,2、1222,1和1222,2。在该范例中，光子计数像素电极2021,1、2021,2、2022,1、2022,2是圆形的且是各向同性的。在一个变型中，光子计数像素1221,1、1221,2、1222,1和1222,2或电极2021,1、2021,2、2022,1和2022,2是整形为其他形状(例如，正方形、矩形、六边形、不规则形状等)的和/或不是各向同性的。在所图示的范例中，间距206(例如，邻近探测器像素122之间的中心到中心的距离)在150至350微米(μm)的数量级上，例如，175μm、250μm、325μm等。在本文中也设想到其他间距。邻近探测器像素122之间的间隔208在0.10至75.00微米(μm)的数量级上，例如，0.10、25.00、50.00等。在本文中也设想到像素122之间的其他间隔。
返回到图1，如下面更详细地描述的那样，像素122被分组成多个像素块，每个块被配置为探测器，并且被配置为探测较高能量分辨率应用，例如，谱模式和较高X射线通量应用(如亨氏单位(HU)模式)。范例块是2×2块，例如，图2中示出的2×2块。其他大小块的范例包括但不限于N＝1，2，3，4……等，并且M＝1，2，3，4……等，对于N＝M和N≠M。如下面进一步描述的，在一种情况下，控制器126先验地或在扫描被执行之前例如基于扫描协议、用户设置、默认值等通过用于较高能量分辨率和/或较高X射线通量的硬件来配置每个块以用于扫描。这样，缓解了对判定像素是否饱和以及如何基于该判定来组合由像素输出的信号的仲裁电路的需要，从而降低了处理复杂度和/或总成本。然而，也能够基于扫描期间的X射线通量率来选择特定的操作模式。
对于每个探测器像素122，放大器/脉冲整形器128放大输出的电信号并生成具有指示探测到的辐射的能量的峰值幅度的脉冲(例如，电压、电流等)。鉴别器130包括一个或多个比较器132。每个比较器132将脉冲的幅度与对应于一个或多个不同能量范围的一个或多个预定能量阈值进行比较。比较器132分别产生指示探测到的光子事件的能量是高于阈值还是低于阈值的输出信号。计数器134针对每个能量范围基于比较器的输出信号对落入能量范围内的脉冲数进行计数。例如，计数器134响应于比较器132的输出超过阈值而增加针对对应的阈值的计数值。
分箱器136将计数以及因此探测到的辐射能量分箱或分配给能量窗口，从而对探测到的辐射进行能量分辨。分箱是针对两个阈值之间的能量范围而被定义的。分箱器136将具有针对较低阈值而不是针对较高阈值的计数的光子事件分配给针对这两个阈值之间的能量范围而定义的分箱。分解器138分解经能量分辨的探测到的辐射。例如，分解器138可以将经能量分辨的探测到的辐射分解成光电分量、康普顿散射分量、K边缘分量和/或其他基材料或分量。重建器140重建所分解的分量中的一个或多个，产生谱体积图像数据。备选地，经分解的分量被组合并被重建以产生非谱体积图像数据，并且/或者谱体积图像数据被组合以产生非谱体积图像数据。
计算系统充当操作者控制台142，并且包括诸如显示器的输出设备和诸如键盘、鼠标等的输入设备。驻留在控制台142上的软件允许操作者与系统100交互。这可以包括选择成像采集协议，选择成像重建协议，发起扫描，暂停扫描等。在一个实例中，成像采集协议和/或成像重建协议包括这样的参数：所述参数指示探测器模块114针对要被执行的扫描的模式(较高能量分辨率和/或较高X射线通量)。在该实例中，控制台142将模式信号发送、传送等到控制器126，所述控制器126基于模式信号对用于特定的操作模式的像素块122进行编程。
图3图示了包括用于图2中示出的像素1221,1、1221,2、1222,1和1222,2的像素块300的电子器件124的非限制性范例。应当理解，本文也设想到其他块(例如，更大的、更小的、非正方形等的块)。
在该范例中，电子器件124包括分别对应于像素1221,1、1221,2、1222,1和1222,2且与像素阳极电极2021,1、2021,2、2022,1和2022,2电通信的导电电极3021,1、3021,2、3022,1和3022,2。电极3021,1的输出被路由通过第一导电通道3041(例如，迹线、导线等)，到达放大器/脉冲整形器128(图1)的第一子放大器/整形器1281。电极3021,2的输出被路由通过第二导电通道3042。所图示的第二通道3042包括第一开关3062,1和第二开关3062,2。第一开关3062,1将通道3042与第一通道3041交替地进行电连接和断开。第二开关3062,2将通道3042与第二子放大器/整形器1282交替地进行电连接或断开。
电极3022,1的输出被路由通过第三导电通道3043，所述第三导电通道3043包括第一开关3063,1和第二开关3063,2。第一开关3063,1将通道3043(通过第一开关3062,1)与第一通道3041交替地进行电连接和断开。第二开关3063,2将通道3043与第三子放大器/整形器1283交替地进行电连接和断开。电极3022,2的输出被路由通过第四导电通道3044，所述第四导电通道3044包括第一开关3064,1和第二开关3064,2。第一开关3064,1将通道3044(通过第一开关3062,1和3063,1)与第一通道3041交替地进行电连接或断开。第二开关3064,2将通道3044与第四子放大器/整形器1284交替地进行电连接或断开。
第一开关3062,1、3063,1和3064,1在本文中被统称为第一开关3061。第二开关3062,2、3063,2和3064,2在本文中被统称为第二开关3062。第一开关3061和第二开关3062在本文中被统称为开关306。控制器126被配置为控制开关306。这种控制包括“闭合”和“断开”开关306，其分别将第一开关3061和第二开关3062与通道3042-3044和子放大器/整形器1281-1284电连接或断开，如本文所描述的。在所图示的范例中，控制器126响应于模式信号而在扫描之前致动开关306，如本文所述，所述模式信号指示针对要被执行的扫描的操作模式(较高能量分辨率或较高X射线通量)。
在操作中，在扫描对象之前，控制器126接收模式信号。在一个实例中，在扫描规划阶段期间生成模式信号，例如模式信号与用户与在控制台142上运行的控制台扫描规划应用程序交互相关联。模式信号表示使控制器126“闭合”或“断开”开关306的命令。例如，对于需要较高能量分辨率且X射线通量不会使探测器像素122饱和的扫描，模式信号使控制器126闭合第一开关3061并断开第二开关3062。在这种配置中，所有像素3021,1、3021,2、3022,1、3022,2的输出被路由到通道3041并被路由到子放大器/整形器1281。对于较高X射线通量扫描，模式信号使控制器126断开第一开关3061并闭合第二开关3062。在这种配置中，像素3021,1、3021,2、3022,1中的每个的输出被路由到子放大器/整形器128中的各自的不同的子放大器/整形器。
利用这种配置，对于250μm的间距和N＝M＝2，采集电子器件能先验地(即，在扫描之前)在四(4)个个体250×250μm像素与单个500×500μm的较大的像素之间进行配置。这样，块300能在较高能量分辨率较大像素扫描配置与较高X射线通量较小像素扫描配置之间进行配置。对于非谱扫描，个体像素输出被个体地传送到具有单个比较器132的各自的鉴别器130，并且根据例如本底噪声设置阈值以在仅噪声和信号之间进行区分和/或以其他方式进行区分。对于谱扫描，像素122的组合输出由子放大器/整形器1281进行处理，然后被传送到具有一组三(3)个或更多个比较器132(例如，3、4、5、……、10、……100等个比较器)的鉴别器130，每个比较器具有用于能量分离的不同能量阈值。
应当理解，出于解释目的而不是进行限制，示出了结合图2描述的物理部件的几何形状和/或空间取向。此外，尽管电极3021,1被示为总是被连接到子放大器/整形器1281(即，通道3041不包括任何开关306)，而其他电极302的输出能连接到通道3041，但是在另一范例中，电极302中的不同的电极总是被连接到与具有用于能量分离的不同能量阈值的比较器组的鉴别器130连接的子放大器/整形器。在任何实例中，块300都能被配置用于较高X射线通量和较高能量分辨率，并且能够在扫描之前被置于特定的模式中。这种配置还允许恒定的数据速率，与模式无关。
尽管上面描述了先验地配置针对块300a的操作模式，但是应当理解，在另一实例中，取决于入射到像素122上的入射X射线通量而自动选择操作模式。在该实例中，控制器126能够采用能够基于通量信息实施的开关标准。
图4、图5和图6图示了用于图3的像素块300的电子器件124的另一范例，所述像素块300包括图2中示出的像素1221,1、1221,2、1222,1、1222,2。同样，针对该范例也设想到其它块(例如，更大的、更小的、非正方形等的块)。
图4示出了具有对应于个体像素处理的四(4)个区域404、406、408和410的电子器件124的子部分402。图5示出了叠加在图2的子部分204上的子部分402，示出了电极404、406、408和410与像素阳极焊盘2021,1、2021,2、2022,1和2022,2之间的导电路径。在该范例中，电极406具有比电极404、408和410更大的面积，所述电极404、408和410都具有相同的面积。利用这种配置，块300例如能在扫描之前在以下两种模式之间进行配置：即，其中电极404路由来自所有像素阳极焊盘2021,1、2021,2、2022,1和2022,2的信号的模式或其中电极404、406、408和410中的每个路由来自像素阳极焊盘2021,1、2021,2、2022,1和2022,2中的各自的一个的信号的模式。利用这种配置，电极406可以具有针对可以在能量分辨率模式下使用的额外能量阈值的额外结构。
在图6中，用于电极404的处理链6021包括具有放大器6041和整形器6061的子放大器/整形器1281，其被配置用于具有在例如十(10)纳秒(ns)的全半高全宽(FWHM)至三十(30)ns的FWHM的范围内(例如，18、20、25等ns的FWHM)的单个值的第一脉冲持续时间。用于电极406、408和410的处理链6022(由于页面尺寸限制而不可见)、6023和6024包括具有放大器6042(由于页面尺寸限制而不可见)、6043和6044的子放大器/整形器1282(由于页面尺寸限制而不可见)、1283和1284以及整形器6062(由于页面尺寸限制而不可见)、6063和6064，所述整形器6062、6063和6064具有不同的第二脉冲持续时间，所述第二脉冲持续时间具有例如十(30)ns的全FWHM到三十(50)ns的FWHM的范围内(例如，35、40、48等ns的FWHM)的单个值。第一处理链6021的整形器6061也可以被配置用于不同的第二脉冲持续时间和/或其他脉冲持续时间。
处理链6021、6022、6023和6024共享比较器132的集合1321和计数器134的集合1341。处理链6021被配置用于高能量分辨率扫描模式。在该模式中，控制器126控制开关6082(由于页面尺寸限制而不可见)、6083和6084，使得来自像素阳极焊盘2021,1、2021,2、2022,1和2022,2的信号被路由到处理链6021。控制器126还控制开关6101、6102、6103、……和开关6122(由于页面尺寸限制而不可见)、6123和6123，使得只有整形器6061的输出由比较器132的集合1321和计数器的集合1341来处理。在该模式中，每个比较器/计数器对132/134对应于用于信号的能量分离的不同能量阈值。在该模式中，处理链6022、6023和6024空闲和/或被转换到诸如关闭、睡眠状态、休眠状态等的较低功率状态，并且不利用比较器132的集合1321和计数器的集合1341。
处理链6021、6022、6023和6024被配置用于高X射线通量扫描模式。在该模式中，控制器126控制开关6082、6083和6084，使得来自各自的像素阳极焊盘2021,1、2021,2、2022,1和2022,2的各自的信号被路由通过各自的处理链6021、6022、6023和6024。此外，控制器126还控制开关6101、6102、6103、……和开关6122、6123和6123，使得整形器6061、6062、6063和6064的输出分别由比较器的集合1321和计数器的集合1341的单个不同的比较器/计数器对132/134来处理。在该模式中，每个比较器/计数器对132/134具有相同的阈值，例如对应于本底噪声或其他预定阈值。
图7示出了图6的变型，其中处理链6021、6022、6023和6024中的每个具有其自己的比较器/计数器对7022(由于页面尺寸限制而不可见)、7023和7024的集合。例如，在该范例中，处理链6021仍然采用比较器的集合1321和计数器的集合1341，在高X射线通量模式中使用单个比较器/计数器对132/134并且在高能量分辨率模式中使用不止比较器/计数器对132/134中的单个比较器/计数器对。然而，处理链6022、6023和6024中的每个在高X射线通量模式中采用其自己的比较器/计数器对7022、7023和7023，而在高能量分辨率模式中，当链6022、6023和6024可能关闭或处于较低功率模式中时，不使用比较器/计数器对。
整形器的近似功率要求与预期带宽的平方成比例(或者与脉冲持续时间的平方成反比)。这样，在具有30ns的脉冲持续时间和250μm间距的像素的较高X射线通量模式中，每个像素所需的功率比500μm像素在20ns脉冲持续时间所需的功率小因数(3/2)2＝2.25。每mm2，高X射线通量模式将具有4/2.25＝1.8倍的较高功耗。
尽管以上描述了对块300a的操作模式进行先验配置，但应当理解，在另一实例中，根据输入通量自动选择操作模式。在该实例中，控制器126能够采用能够基于通量信息实施的开关标准。该信息例如能够通过使用在放大器的输出处的平均电压(其指示速率)或高能量分辨率模式中的最低阈值的计数密度(或高X射线通量模式中的任何阈值)或其他方法来获得。这也将包括对多个能量分箱(高能量分辨率模式)或固定阈值计数(高X射线通量模式)的阈值的自动调整。当前采用的模式能够在图像数据中传输和/或以其他方式传输。
图8图示了用于图3的像素块300的探测器模块电子器件124的另一范例，所述像素块300包括图2中示出的像素1221,1、1221,2、1222,1和1222,2的。同样，针对该范例也设想到其他块(例如，更大的、更小的、非正方形等的块)。
在该范例中，加法器802将来自像素1221,1、1221,2、1222,1和1222,2的子放大器/整形器1281……1284的电荷相加，以生成用于像素122的块300的合计的谱信息。结果得到的脉冲高度等于来自相同等效面积的单个整形器的输出，即，在高度和谱质量方面，将像素122的电荷(电压)相加与块300的相同的2×2面积的等效常规单个像素读出是等效的(相同的k逃逸分数、电荷共享……)。
像素1221,1、1221,2、1222,1和1222,2中的每个具有第一鉴别器1301,1、1302,1、1303,1和1304,1以及对应的第一计数器1341,1、1342,1、1343,1和1344,1。第一鉴别器1301,1、1302,1、1303,1和1304,1中的每个具有不同的能量阈值，所述不同的能量阈值对应于不同的感兴趣的能级。加法器802的输出被路由到第一鉴别器1301,1、1302,1、1303,1和1304,1中的每个。第一鉴别器1301,1、1302,1、1303,1和1304,1的输出被路由到第一计数器1341,1、1342,1、1343,1和1344、1中的相应的一个。第一计数器1341,1、1342,1、1343,1和1344,1的输出共同提供来自与像素块300或2×2像素相对应的像素尺寸的等效电荷形成的多分箱谱信息。
像素1221,1、1221,2、1222,1和1222,2中的每个还具有第二鉴别器1301,2、1302,2、1303,2和1304,2以及对应的第二计数器1341,2、1342,2、1343,2和1344,2。第二鉴别器1301,2、1302,2、1303,2和1304,2中的每个具有与相同的感兴趣能级相对应的相同的能量阈值，例如，第一鉴别器1301,1、1302,1、1303,1和1304,1的最低阈值的能级和/或其他能级。每个子放大器/整形器1281、1282、1283和1284的输出被路由到第二鉴别器1301,2、1302,2、1303,2和1304,2中的相应的一个。第二鉴别器1301,2、1302,2、1303,2和1304,2的输出被路由到第二计数器1341,2、1342,2、1343,2和1344,2中相应的一个。第二计数器1341,2、1342,2、1343,2和1344,2中的每个的输出提供用于个体像素122的速率信息。
在该范例中，所有像素1221,1、1221,2、1222,1和1222,2与两个通道相关联，这两个通道同时提供两个信息集合：在非常适合用于能量分辨率的较大像素面积(像素122的合计)尺寸处的谱分辨通道；以及用于个体像素122的计数通道。在一个实例中，使用一个或另一个进行成像取决于成像要求。由于两者始终可用，因此能够在扫描之前、期间和/或之后做出关于哪种信息最适合于成像的决定。能量分辨通道的信噪比能够充当关于成像性能的降低是否要求依靠以子像素水平提供的信息的指示。通常，该范例通过已经执行硬连线像素内电荷求和来减轻小像素的电荷共享(和k逸出)缺陷。
在一个变型中，第二鉴别器1301,2、1302,2、1303,2和1304,2中的每个可以仅与单个计数器相关联，所述单个计数器能够由第二鉴别器1301,2、1302,2、1303,2和1304,2中的任一个触发。在该变型中，控制器126控制计数器以避免计数器的触发机制中的竞争状况。在另一变型中，所有的像素1221,1、1221,2、1222,1和1222,2可以利用计数器的相同集合。在该变型中，控制器126例如基于探测器的操作点(例如，输入通量)控制计数器以表示能量分箱的谱信息或每个个体像素的速率。应当理解，像素中的阈值数量和/或布置和/或位置不受图8的限制。在又一变型中，第二计数器1341,2、1342,2、1343,2和1344,2的输出能够经由1×14位字而不是4×12位字来传输，这类似于有一个单个的计数器，同时缓解竞争状况。本文也设想到其他字长。
在另一变型中，控制器126(图1)包括确定探测到的辐射的通量的逻辑单元。控制器126响应于探测到的辐射的通量在框300的速率能力内而将第一计数器1341,1、1342,1、1343,1和1344,1的输出路由以供进一步处理。响应于探测到的辐射的通量超过框300的速率能力，控制器126将第二计数器1341,1、1342,1、1343,1和1344,1的输出路由以供进一步处理。第二鉴别器1302,1、1302,2、1303,2和1304,2中的每个与2×2像素块的尺寸的1/4像素面积相关联。这样，第二鉴别器1302,1、1302,2、1303,2和1304,2的速率能够比第一鉴别器1301,1、1302,1、1303,1和1304,1的速率高至少四(4)倍。
图9图示了根据本文的实施例的方法。
应当理解，本文描述的方法中的动作的排序不是限制性的。正因如此，本文也设想到其他顺序。另外，可以省略一个或多个动作并且/或者可以包括一个或多个额外的动作。
在902处，识别用于选定的成像协议的扫描模式。如本文所描述的，任选的扫描模式包括较高能量分辨率模式和较高X射线通量模式。
在904处，将探测器模块配置用于所述选定的成像协议的模式，所述探测器模块被配置用于所述较高能量分辨率模式和所述较高X射线通量模式两者。
在906处，利用被配置用于所述选定的成像协议的所述模式的所述探测器模块来执行扫描。
在908处，处理来自所述扫描的扫描数据，生成所扫描的对象或目标的体积图像数据。
图10图示了根据本文的实施例的方法。
应当理解，本文描述的方法中的动作的排序不是限制性的。正因如此，本文也设想到其他顺序。另外，可以省略一个或多个动作并且/或者可以包括一个或多个额外的动作。
在1002处，使用探测器模块执行对对象或目标的扫描，所述探测器模块被配置用于较高能量分辨率模式和较高X射线通量模式两者。
在1004处，并行地生成针对所述较高能量分辨率模式的第一数据和针对所述较高X射线通量模式的第二数据。
在1006处，将所述第一数据和所述第二数据从所述探测器模块传输出去以供处理。任选地，例如基于X射线通量率仅传输第一数据和第二数据中的一种数据。
在1008处，选择所述第一数据和所述第二数据中的一者或两者以生成体积图像数据。在仅选择第一数据或第二数据中的一种的情况下，能够使用诸如X射线通量率、成像协议等的标准来做出确定。
已经参考优选实施例描述了本发明。他人在阅读和理解前面的具体描述的情况下可以想到修改和替代。本文旨在将本发明解释为包括所有这样的修改和替代，只要它们落入权利要求书及其等价方案的范围内。

Claims (25)

1.一种成像系统(100)，包括：
探测器模块(114)，其包括：
多个直接转换光子计数探测器像素(122)的块(300)；以及
与所述多个直接转换光子计数探测器像素的所述块相连接的对应的电子器件(124、604、606、132、134或124、128、130、134、802)，所述电子器件具有用于高能量分辨率成像模式和高X射线通量成像模式两者的硬件。
2.根据权利要求1所述的成像系统，所述硬件包括：
第一整形器(1281、6061)，其被配置为以第一速度操作；
多个第二整形器(1282-1284、606,-6064)，其被配置为以第二速度操作，其中，所述第一速度比所述第二速度高；以及
控制器(126)，其被配置为将所述探测器模块配置用于高能量分辨率成像或高X射线通量成像中的一种。
3.根据权利要求1所述的成像系统，所述硬件包括：
多个开关(306、608、610、612)，其被配置为响应于所述探测器模块处于所述高能量分辨率成像模式中而将来自所有的所述多个直接转换光子计数探测器像素的信号路由到所述第一整形器。
4.根据权利要求3所述的成像系统，其中，所述多个开关被配置为响应于所述探测器模块处于所述高X射线通量成像模式中而将来自所述多个直接转换光子计数探测器像素中的每个的信号路由到所述多个第二整形器中的不同的整形器。
5.根据权利要求2至4中的任一项所述的成像系统，还包括：
两个或更多个比较器和计数器(132、134)的第一集合，所述第一集合被配置为处理所述第一整形器的输出，每个比较器具有不同的能量阈值水平；以及
个体比较器/计数器对(132、134、702)的第二集合，每个个体比较器/计数器对被配置为处理所述多个第二整形器中的各自的整形器的输出，每个比较器具有相同的能量阈值水平。
6.根据权利要求2至4中的任一项所述的成像系统，还包括：
两个或更多个比较器和计数器(1321-1341)的单个集合，所述单个集合被配置为交替地处理所述第一整形器的输出，其中，所述比较器中的每个具有不同的能量阈值水平，或者利用两个或更多个比较器和计数器的所述集合中的各自的不同的比较器和计数器来处理所述多个第二整形器的个体输出，其中，所述比较器中的每个具有相同的能量阈值水平。
7.根据权利要求1至6中的任一项所述的成像系统，还包括：
控制器(126)，其用于基于输入将所述模块配置用于所述高能量分辨率成像或所述高X射线通量成像中的至少一种，其中，所述控制器被配置为确定在扫描期间的X射线通量率，其中，所述输入指示所确定的X射线通量率。
8.根据权利要求1至6中的任一项所述的成像系统，还包括：
控制器，其用于基于输入将所述模块配置用于所述高能量分辨率成像或所述高X射线通量成像中的至少一种，其中，所述输入指示用于扫描的成像协议，并且所述控制器在所述扫描之前将所述探测器模块配置用于所述高能量分辨率成像或所述高X射线通量成像。
9.根据权利要求1所述的成像系统，其中，所述探测器模块包括用于并行进行的高能量分辨率成像和高X射线通量成像的电子器件。
10.根据权利要求7所述的成像系统，还包括：
用于所述直接转换光子计数探测器像素中的每个的两个比较器/计数器对(132、134)，所述两个比较器/计数器对包括用于处理来自单个直接转换光子计数探测器像素的信号的第一对和用于处理来自所有的所述直接转换光子计数探测器像素的信号的总和的第二对，其中，所述第一对和所述第二对并行地处理各自的信号。
11.根据权利要求10所述的成像系统，其中，所述第一对中的每个具有不同的能量阈值，并且所述第二对中的每个具有相同的能量阈值。
12.根据权利要求10至11中的任一项所述的成像系统，其中，所述直接转换光子计数探测器像素中的至少两个共享计数器。
13.根据权利要求9所述的成像系统，还包括：
用于所述直接转换光子计数探测器像素中的每个的单个比较器/计数器对，所述单个比较器/计数器对被配置用于所述高能量分辨率成像模式和所述高X射线通量成像模式两者。
14.根据权利要求1至11中的任一项所述的成像系统，其中，所述控制器被配置为确定在扫描期间的X射线通量率，其中，所述输入指示所确定的X射线通量率。
15.一种方法，包括：
识别用于选定的成像协议的扫描模式，其中，所述扫描模式包括较高能量分辨率模式和较高X射线通量模式中的一种；
基于所识别的扫描模式来配置探测器模块，所述探测器模块能被配置用于所述较高能量分辨率模式和所述较高X射线通量模式两者；
利用被配置用于所述选定的成像协议的模式的所述探测器模块来执行扫描；并且
处理来自所述扫描的扫描数据，生成体积图像数据。
16.根据权利要求15所述的方法，还包括：
响应于将所述探测器模块配置用于所述较高能量分辨率模式而利用以第一速度操作的第一整形器来处理来自多个探测器像素的输出信号；并且
响应于将所述探测器模块配置用于所述较高能量分辨率模式而分别利用以第二速度操作的不同的整形器来处理来自所述多个探测器像素的所述输出信号，其中，所述第一速度比所述第二速度慢。
17.根据权利要求16所述的方法，还包括：
利用比较器/计数器的同一集合来处理所述第一整形器的输出和所述不同的整形器的输出。
18.根据权利要求16所述的方法，还包括：
利用比较器/计数器的不同集合来处理所述第一整形器的输出和所述不同的整形器的输出。
19.根据权利要求15至18中的任一项所述的方法，还包括：
在执行所述扫描之前将所述探测器模块配置用于所述较高能量分辨率模式或所述较高X射线通量模式。
20.一种方法，包括：
使用探测器模块开始扫描，所述探测器模块被配置用于较高能量分辨率模式和较高X射线通量模式两者；
同时生成针对所述较高能量分辨率模式的第一数据和针对所述较高X射线通量模式的第二数据；
选择所述第一数据或所述第二数据中的至少一个以供进一步处理；并且
处理所述第一数据或所述第二数据中的所选择的至少一个，生成体积图像数据。
21.根据权利要求20所述的方法，还包括：
利用各自的第一整形器、第一比较器和第一计数器来并行地处理来自多个探测器像素的输出信号，并且利用各自的第二比较器和第二计数器来处理来自所述第一整形器的信号的总和。
22.根据权利要求21所述的方法，还包括：
针对所述第一比较器利用相同的能量阈值。
23.根据权利要求21所述的方法，还包括：
针对所述第二比较器利用不同的能量阈值。
24.根据权利要求21至23中的任一项所述的方法，还包括：
利用共享比较器/计数器的同一集合来处理来自所述多个探测器像素的所述输出信号。
25.根据权利要求21至23中的任一项所述的方法，还包括：
利用共享比较器/计数器的同一集合来处理来自所述多个探测器像素的所述输出信号以及所述总和。
CN201680041152.3A 2015-07-13 2016-07-04 高能量分辨率/高x射线通量光子计数探测器 Active CN107850682B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201562191547P 2015-07-13 2015-07-13
US62/191,547 2015-07-13
PCT/IB2016/054001 WO2017009736A1 (en) 2015-07-13 2016-07-04 High energy resolution / high x-ray flux photon counting detector

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN107850682A true CN107850682A (zh) 2018-03-27
CN107850682B CN107850682B (zh) 2021-07-27

Family

ID=56411836

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680041152.3A Active CN107850682B (zh) 2015-07-13 2016-07-04 高能量分辨率/高x射线通量光子计数探测器

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10809396B2 (zh)
EP (1) EP3323003B1 (zh)
JP (1) JP6790058B2 (zh)
CN (1) CN107850682B (zh)
WO (1) WO2017009736A1 (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109924998A (zh) * 2019-03-22 2019-06-25 上海联影医疗科技有限公司 医学成像方法及光子计数能谱ct成像设备
CN113876344A (zh) * 2020-07-02 2022-01-04 佳能医疗系统株式会社 X射线ct装置以及方法

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102015218585B4 (de) * 2015-09-28 2019-03-07 Siemens Healthcare Gmbh Röntgendetektor mit analoger Summationsschaltung
EP3508887A1 (en) 2018-01-09 2019-07-10 Koninklijke Philips N.V. Charge sharing calibration method and system
KR20190085740A (ko) 2018-01-11 2019-07-19 삼성전자주식회사 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품
JP7370989B2 (ja) 2018-01-31 2023-10-30 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ スペクトルボリューム画像データを生成するように構成された非スペクトルコンピュータ断層撮影（ｃｔ）スキャナ
EP3605044B1 (en) * 2018-08-02 2023-07-26 Bruker Nano GmbH Detector, methods for operating a detector and detector pixel circuit
EP3709059A1 (en) * 2019-03-14 2020-09-16 Koninklijke Philips N.V. Charge sharing compensation with sampled discriminators
EP3839578A1 (de) * 2019-12-18 2021-06-23 Siemens Healthcare GmbH Photonenzählender röntgendetektor und verfahren zum betreiben eines photonenzählenden röntgendetektors
US11229413B1 (en) 2020-07-02 2022-01-25 Canon Medical Systems Corporation X-ray CT apparatus with adaptive photon counting detectors
US20240162002A1 (en) * 2021-03-05 2024-05-16 Dectris Ag Fast framing electron detector for 4d-stem

Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020018131A1 (en) * 2000-05-16 2002-02-14 Tetsunobu Kochi Image pickup apparatus
US20020113211A1 (en) * 2001-02-20 2002-08-22 Ideas Asa Discriminator circuit for a charge detector
US20090080601A1 (en) * 2007-09-26 2009-03-26 John Eric Tkaczyk Method and apparatus for flexibly binning energy discriminating data
CN101558325A (zh) * 2006-12-13 2009-10-14 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于对x射线光子进行计数的装置、成像设备和方法
US20100072374A1 (en) * 2008-03-31 2010-03-25 Stc.Unm Lead-iodide-based scintillator materials
WO2010055457A2 (en) * 2008-11-13 2010-05-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Radiation detector with an array of electrodes
US20120305786A1 (en) * 2011-06-06 2012-12-06 Bart Dierickx Combined integration and pulse detection
WO2013003497A1 (en) * 2011-06-28 2013-01-03 Area Detector Systems Corporation Dual mode pixel array detector
US20130105701A1 (en) * 2011-11-01 2013-05-02 Samsung Electronics Co., Ltd. Photon counting detector to generate high-resolution images and high-contrast images, and photon counting and detecting method using the same
CN103765244A (zh) * 2011-08-30 2014-04-30 皇家飞利浦有限公司 光子计数探测器
US20140175299A1 (en) * 2012-12-21 2014-06-26 Martin Spahn Counting Digital X-Ray Detector and Method for Recording an X-Ray Image
CN104220899A (zh) * 2012-03-27 2014-12-17 皇家飞利浦有限公司 利用具有光子计数探测器的成像系统的常规成像

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
NL7711120A (nl) 1977-10-11 1979-04-17 Philips Nv Inrichting voor het bepalen van lokale absorp- tiewaarden in een vlak van een lichaam en een rij van detektoren voor een dergelijke in- richting.
US4504962A (en) 1978-12-22 1985-03-12 Emi Limited Computerized tomography
US5799057A (en) 1996-12-26 1998-08-25 General Electric Company Collimator and detector for computed tomography systems
US6198791B1 (en) 1998-08-25 2001-03-06 General Electric Company Scalable multislice imaging system
US7361881B2 (en) 2002-03-13 2008-04-22 Oy Ajat Ltd Ganged detector pixel, photon/pulse counting radiation imaging device
US7129498B2 (en) 2003-09-23 2006-10-31 General Electric Company Compact structural CT detector module
US7149278B2 (en) * 2004-09-10 2006-12-12 General Electric Company Method and system of dynamically controlling shaping time of a photon counting energy-sensitive radiation detector to accommodate variations in incident radiation flux levels
US7606347B2 (en) * 2004-09-13 2009-10-20 General Electric Company Photon counting x-ray detector with overrange logic control
US7260174B2 (en) 2004-09-13 2007-08-21 General Electric Company Direct conversion energy discriminating CT detector with over-ranging correction
US20080001095A1 (en) 2006-06-29 2008-01-03 Oliver Richard Astley Adaptive imaging system
US8483353B2 (en) 2006-09-19 2013-07-09 General Electric Company Integrated X-ray detector assembly and method of making same
US7829860B2 (en) * 2006-10-31 2010-11-09 Dxray, Inc. Photon counting imaging detector system
US7512210B2 (en) * 2007-03-27 2009-03-31 General Electric Company Hybrid energy discriminating charge integrating CT detector
US7696483B2 (en) * 2007-08-10 2010-04-13 General Electric Company High DQE photon counting detector using statistical recovery of pile-up events
CN102124372B (zh) * 2007-09-27 2014-12-17 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于确定计数结果的处理电子器件和方法以及用于x射线成像设备的探测器
US9000385B2 (en) * 2009-12-30 2015-04-07 General Electric Company Method and apparatus for acquiring radiation data
US20130003497A1 (en) * 2011-06-28 2013-01-03 Fugro Norway As Streamer cable for use in marine seismic exploration and method for reducing noise generation in marine seismic exploration

Patent Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020018131A1 (en) * 2000-05-16 2002-02-14 Tetsunobu Kochi Image pickup apparatus
US20020113211A1 (en) * 2001-02-20 2002-08-22 Ideas Asa Discriminator circuit for a charge detector
CN101558325A (zh) * 2006-12-13 2009-10-14 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于对x射线光子进行计数的装置、成像设备和方法
US20090080601A1 (en) * 2007-09-26 2009-03-26 John Eric Tkaczyk Method and apparatus for flexibly binning energy discriminating data
US20100072374A1 (en) * 2008-03-31 2010-03-25 Stc.Unm Lead-iodide-based scintillator materials
WO2010055457A2 (en) * 2008-11-13 2010-05-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Radiation detector with an array of electrodes
US20120305786A1 (en) * 2011-06-06 2012-12-06 Bart Dierickx Combined integration and pulse detection
WO2013003497A1 (en) * 2011-06-28 2013-01-03 Area Detector Systems Corporation Dual mode pixel array detector
CN103765244A (zh) * 2011-08-30 2014-04-30 皇家飞利浦有限公司 光子计数探测器
US20130105701A1 (en) * 2011-11-01 2013-05-02 Samsung Electronics Co., Ltd. Photon counting detector to generate high-resolution images and high-contrast images, and photon counting and detecting method using the same
CN104220899A (zh) * 2012-03-27 2014-12-17 皇家飞利浦有限公司 利用具有光子计数探测器的成像系统的常规成像
US20140175299A1 (en) * 2012-12-21 2014-06-26 Martin Spahn Counting Digital X-Ray Detector and Method for Recording an X-Ray Image

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109924998A (zh) * 2019-03-22 2019-06-25 上海联影医疗科技有限公司 医学成像方法及光子计数能谱ct成像设备
CN113876344A (zh) * 2020-07-02 2022-01-04 佳能医疗系统株式会社 X射线ct装置以及方法
CN113876344B (zh) * 2020-07-02 2024-06-18 佳能医疗系统株式会社 X射线ct装置以及方法

Also Published As

Publication number Publication date
US20180196149A1 (en) 2018-07-12
EP3323003A1 (en) 2018-05-23
WO2017009736A1 (en) 2017-01-19
JP6790058B2 (ja) 2020-11-25
CN107850682B (zh) 2021-07-27
US10809396B2 (en) 2020-10-20
EP3323003B1 (en) 2020-09-09
JP2018521762A (ja) 2018-08-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN107850682A (zh) 高能量分辨率/高x射线通量光子计数探测器
JP6335120B2 (ja) 検出器アレイ及び光子を検出する方法
JP2890553B2 (ja) Ｘ線像撮像装置
CN101273898B (zh) 使用固态光电倍增器和闪烁器的光子计数ct探测器
CN1891158B (zh) 多层直接转换计算机断层摄影检测模块
CN104136938B (zh) 谱成像
US8774353B2 (en) Radiation detector with an array of electrodes
JP2008180713A (ja) 画素型エネルギ識別検出器の電荷共有を低減する方法及び装置
JP2020511641A (ja) 光子計数に基づくｘ線検出システム
CN107110987B (zh) 用于探测电离辐射的探测器和方法
CN108139494A (zh) 用于直接转换x射线检测器的极化校正
CN106687825A (zh) 谱ct探测器中的基于窗口的谱测量
US11147522B2 (en) Photon counting detector and x-ray computed tomography apparatus
CN107076862B (zh) 射线检测器、射线摄像装置、计算机断层摄影装置以及射线检测方法
JP2020188893A (ja) 放射線検出器、及びｘ線ｃｔ装置
US11988785B2 (en) Charge sharing compensation with sampled discriminators
JP7391499B2 (ja) 放射線検出器、放射線診断装置及びチャージシェアリングの判定方法
US12004895B2 (en) Metric-based data management for X-ray imaging systems
US20240074715A1 (en) X-ray ct apparatus, data processing method, and storage medium
KR20230159300A (ko) X-선 검출기용 콜리메이터 어셈블리

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant