CN110824530B - 用于确定交互作用深度的系统和方法 - Google Patents

用于确定交互作用深度的系统和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN110824530B
CN110824530B CN201910744571.9A CN201910744571A CN110824530B CN 110824530 B CN110824530 B CN 110824530B CN 201910744571 A CN201910744571 A CN 201910744571A CN 110824530 B CN110824530 B CN 110824530B
Authority
CN
China
Prior art keywords
detector
depth
anodes
signal
anode
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.)
Active
Application number
CN201910744571.9A
Other languages
English (en)
Other versions
CN110824530A (zh
Inventor
阿里·沙哈尔
亚龙·格雷泽
莫什·科恩-埃尔纳
阿维沙伊·奥凡
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.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
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 General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of CN110824530A publication Critical patent/CN110824530A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN110824530B publication Critical patent/CN110824530B/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
    • G01T7/00—Details of radiation-measuring instruments
    • G01T7/005—Details of radiation-measuring instruments calibration techniques
    • 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
    • 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
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4241—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using energy resolving detectors, e.g. photon counting
    • 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
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1642—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using a scintillation crystal and position sensing photodetector arrays, e.g. ANGER cameras
    • 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
    • G01T1/241—Electrode arrangements, e.g. continuous or parallel strips or the like
    • 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
    • G01T1/244—Auxiliary details, e.g. casings, cooling, damping or insulation against damage by, e.g. heat, pressure or the like
    • 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
    • G01T1/249—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors specially adapted for use in SPECT or PET
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)

Abstract

本发明题为“用于确定交互作用深度的系统和方法”。本发明提供了一种检测器组件，其包括半导体检测器、多个像素化阳极和至少一个处理器。所述多个像素化阳极设置在所述半导体检测器的表面上。每个像素化阳极被配置成响应于接收到光子而生成主信号，并且响应于由至少一个周围阳极接收到光子引起的感应电荷而生成至少一个辅信号。所述至少一个处理器可操作地耦接到所述像素化阳极并且被配置成响应于接收到光子而从所述阳极中的一个获取主信号；从至少一个相邻像素获取至少一个辅信号；以及使用所述至少一个辅信号确定用于所述阳极中的所述一个对所述光子的所述接收的所述半导体检测器中的交互作用深度。

Description

用于确定交互作用深度的系统和方法
背景技术
本文所公开的主题整体涉及用于诊断医学成像诸如核医学(NM)成像的装置和方法。
在NM成像中，例如，具有多个检测器或检测器头的系统可用于对受检者成像，诸如用于扫描感兴趣的区域。例如，检测器可邻近受检者定位以获取NM数据，该NM数据用于生成受检者的三维(3D)图像。
成像检测器可用于检测由成像检测器对来自对象(例如，已被施用放射性示踪剂的人类患者)的光子的接收。光子被检测的交互作用深度(DOI)或沿检测器厚度的位置可影响由检测器响应于光子而生成的信号强度，并用于确定所检测事件的数量和位置。因此，DOI可用于校正检测器信号以改善检测器能量分辨率和灵敏度。然而，用于确定DOI的常规方法利用来自阴极的信号，需要额外的硬件和组件复杂性来利用硬件收集和处理阴极信号。另外，阴极往往相对较大并且产生相对嘈杂的信号，降低了使用来自阴极的信号的准确性和有效性。
发明内容
在一个实施方案中，提供了一种辐射检测器组件，其包括半导体检测器、多个像素化阳极和至少一个处理器。该半导体检测器具有表面。所述多个像素化阳极设置在该表面上。每个像素化阳极被配置成响应于像素化阳极接收到光子而生成主信号，并且响应于由至少一个周围阳极接收到光子引起的感应电荷而生成至少一个辅信号。所述至少一个处理器可操作地耦接到像素化阳极，并且被配置成响应于阳极中的一个接收到光子，从阳极中的一个获取主信号；响应于由阳极中的一个接收到光子引起的感应电荷，从阳极中的一个的至少一个相邻像素获取至少一个辅信号；以及使用所述至少一个辅信号确定用于阳极中的一个对光子的接收的半导体检测器中的交互作用深度。
在另一个实施方案中，提供了使用半导体检测器进行成像的方法。半导体检测器具有其上设置有多个像素化阳极的表面。每个像素化阳极被配置成响应于像素化阳极接收到光子而生成主信号，并且响应于由至少一个周围阳极接收到光子引起的感应电荷而生成至少一个辅信号。该方法包括响应于阳极中的一个接收到光子而从阳极中的一个获取主信号，以及响应于由阳极中的一个接收到光子引起的感应电荷而从阳极中的一个的至少一个相邻像素获取至少一个辅信号。该方法还包括使用所述至少一个辅信号确定用于阳极中的一个对光子的接收的半导体检测器中的交互作用深度。
在另一个实施方案中，一种方法包括提供具有表面的半导体检测器，该表面上设置有多个像素化阳极。每个像素化阳极被配置成响应于像素化阳极接收到光子而生成主信号，并且响应于由至少一个相邻阳极接收到光子引起的感应电荷而生成至少一个辅信号。该方法还包括将像素化阳极可操作地耦接到至少一个处理器。此外，该方法包括沿半导体检测器的侧壁在不同深度提供校准的辐射供应，其中像素化阳极响应于校准的辐射供应生成主信号和辅信号。另外，该方法包括利用所述至少一个处理器从像素化阳极获取主信号和辅信号。该方法还包括针对不同深度中的每一个确定总感应电荷的对应负值，以及基于针对不同深度中的每一个的总感应电荷的负值来确定校准信息。
附图说明
图1描绘了具有被电压电势偏置的像素的检测器的加权电势的表示。
图2描绘了图1的检测器内的四个事件。
图3描绘了图2的四个事件的对应感应电荷。
图4描绘了位于五个不同DOI处的主像素或收集像素下的五组事件。
图5描绘了位于图4的Z0处的事件的所得非收集或辅信号。
图6描绘了位于图4的Z1处的事件的所得非收集或辅信号。
图7描绘了位于图4的Z2处的事件的所得非收集或辅信号。
图8描绘了位于图4的Z3处的事件的所得非收集或辅信号。
图9描绘了位于图4的Z4处的事件的所得非收集或辅信号。
图10描绘了根据各种实施方案的校准系统。
图11提供了根据各种实施方案的辐射检测器组件的示意图。
图12提供了根据各种实施方案的方法的流程图。
图13提供了根据各种实施方案的方法的流程图。
图14提供了根据各种实施方案的成像系统的示意图。
图15提供了根据各种实施方案的成像系统的示意图。
具体实施方式
当结合附图阅读时，将更好地理解某些实施方案的以下详细描述。就附图示出各种实施方案的功能块的图的范围而言，这些功能块不一定表示硬件电路之间的划分。例如，一个或多个功能块(例如，处理器或存储器)可以在单件硬件(例如，通用信号处理器或随机存取存储器块、硬盘等)或多件硬件中实现。类似地，程序可以是独立程序，可以作为子例程包含在操作系统中，可以是安装的软件包中的功能等。应当理解，各种实施方案不限于附图中所示的布置和工具。
如本文所用，术语“系统”、“单元”或“模块”可包括操作以执行一个或多个功能的硬件和/或软件系统。例如，模块、单元或系统可包括计算机处理器、控制器或基于存储在有形和非暂态计算机可读存储介质(诸如计算机存储器)上的指令来执行操作的其他基于逻辑的设备。另选地，模块、单元或系统可包括基于设备的硬连线逻辑来执行操作的硬连线设备。附图中示出的各种模块或单元可表示基于软件或硬连线指令操作的硬件、指示硬件执行操作的软件、或其组合。
“系统”、“单元”或“模块”可以包括或表示执行本文描述的一个或多个操作的硬件和相关指令(例如，存储在有形和非暂态计算机可读存储介质上(诸如计算机硬盘驱动器、ROM、RAM等)的软件)。硬件可包括电子电路，其包括和/或连接到一个或多个基于逻辑的设备，诸如微处理器、处理器、控制器等。这些设备可以是被适当编程或指示以根据上文所述的指令来执行本文所述的操作的现成设备。除此之外或另选地，这些设备中的一个或多个可以与逻辑电路硬连线以执行这些操作。
如本文所用，以单数形式列举并且以单词“一”或“一个”开头的元件或步骤应当被理解为不排除多个所述元件或步骤，除非明确说明这种排除。此外，对“一个实施方案”的引用并非旨在被解释为排除也包含所叙述的特征的其他实施方案的存在。此外，除非明确地相反说明，否则“包括”或“具有”具有特定特性的元件或多个元件的实施方案可包括不具有该特性的附加元件。
各种实施方案提供了用于提高图像获取的灵敏度和/或能量分辨率的系统和方法，例如在核医学(NM)成像应用中。在各种实施方案中，利用对非收集(或感应)的相邻瞬态信号的测量值来确定检测器中对应事件的交互作用深度(DOI)。可以指出的是，非收集相邻瞬态信号的相同测量值也可用于确定事件的对应子像素位置。
一般来讲，各种实施方案提供用于测量感应信号的负值并基于负值导出或确定对应DOI的方法和/或系统。对于DOI的某些值(例如，DOI不位于阳极附近)，具有相同DOI的所有事件对于非收集诱导信号产生大约相同的负值，而不管其侧向位置如何(其中侧向位置定义为沿z轴测量DOI的x,y坐标)。因此，各种实施方案使用感应信号的测量值(例如，非收集感应信号的测量负值，其也可用于子像素位置确定)来导出或确定DOI，以及提供导致非收集感应信号的事件的3D定位。
由各种实施方案提供的技术效果包括检测器系统诸如NM成像检测器系统的增加的灵敏度和/或能量分辨率。各种实施方案的技术效果包括改善的图像质量。各种实施方案的技术效果包括通过消除来自阴极的信号的使用来降低与确定DOI相关联的处理和/或硬件复杂性。
在解决特定实施方案的特定方面之前，讨论了检测器操作的某些方面。图1描绘了检测器11的加权电势的表示10，该检测器具有被1伏电势偏置的像素化阳极12。相邻像素化阳极13没有被偏置，或者处于0伏的地电势。可以指出的是，为了清楚说明和便于描述，提供了在电压下对给定像素化阳极的描述，而相邻像素化阳极没有结合本文的各种示例而被偏置；然而，在实践中，检测器的每个像素化阳极可被类似的电压偏置。在图1所示的示例中，阴极14在0伏接地。实线15表示电场线，虚线16表示等势线。等势线垂直于线交叉点处的电场线。
根据Shockley-Ramo定理描述了图1的加权电势。在该定理下，通过加权电势产生的感应电流通过i＝qE*V＝qE*V*cos(a)描述，其中i是感应电流，q是电子电荷，E*V是加权电势的电场E和电子的速度V之间的标量积，并且a是矢量E和V之间的角度。
图2和图3描绘了在检测器11的各种位置中发生的事件以及由此产生的感应电荷。图2描绘了图1的检测器11内的四个事件，并且图3描绘了对应的感应电荷。
图2描绘了四个事件—从Z0深度开始的事件21、从Z1深度开始的事件22、从Z2深度开始的事件23和从Z3深度开始的事件24。每个事件沿始于X1并终止于主像素或收集像素25的阳极(收集事件的阳极)的轨迹移动。相邻像素(或非收集像素，在这种情况下是像素12，在所示示例中紧邻收集像素25)上的非收集感应电荷是由上述关系给出的电流随时间(或者随距离)的积分(i＝qE*V＝qE*V*cos(a))。E为非收集相邻像素(本示例中的像素12)的加权电势的场。示出了关于检测器的深度D的两个范围—第一范围I和第二范围II。
在范围I中，场的矢量具有向下指向的分量。因此，感应电荷在范围I上是正的。在范围II上，场的矢量具有向上指向的分量。因此，感应电荷在范围II上是负的。深度Z0处的事件21从阴极14开始，因此相关电荷在范围I和范围II的整个长度上传播。其他事件从阴极开始，因此相关电荷不在范围I的整个深度上传播。此外，深度Z3处的事件24在范围II的边界内开始，比范围II的边界更接近像素化阳极。因此，与深度Z3处的事件24相关的电荷不会在范围II的整个深度上传播。
图3描绘了与图2的事件对应的所得信号。也就是说，信号32描绘了导致收集像素25的收集信号或主信号。信号34描绘了从始于Z0的事件21产生的像素化阳极12的非收集信号，信号35描绘了从始于Z1的事件22产生的像素化阳极12的非收集信号，信号36描绘了从始于Z2的事件23产生的像素化阳极12的非收集信号，并且信号37描绘了从始于Z3的事件24产生的像素化阳极12的非收集信号。
如图3所示，对始于Z0的事件21(发生在阴极14并且在范围I和II的整个范围内传播的事件)，范围I和II中的总感应电荷为零，这是因为范围I中的正感应电荷和范围II中的负感应电荷相等并且在整个深度上相互抵消(例如，在Z＝D的阳极处，其中D是检测器11的厚度)。
对始于Z1的事件22(远离阴极)，总感应电荷为负，这是因为来自事件22的电荷没有横穿范围I的整个深度，所以范围I中的正感应电荷小于来自事件21的感应电荷。类似地，来自事件23的总感应电荷比来自事件22的总感应电荷更负，并且来自事件24的总感应电荷比来自事件23的总感应电荷更负。这可以表示为[Q0＝0]>[Q1<0]>[Q2<0]>[Q3<0]，其中Q0是始于Z0的事件21的总感应电荷，其中Q1是始于Z1的事件22的总感应电荷，其中Q2是始于Z2的事件23的总感应电荷，并且其中Q3是始于Z3的事件24的总感应电荷。因此，如图3所示，事件越接近于像素化阳极(或者越远离阴极)，则来自非收集阳极的信号将趋向于更负。
图4描绘了位于以下五个不同DOI处的主像素42(生成主信号的收集像素)下的五组事件：Z0、Z1、Z2、Z3、Z4。每个组包括位于特定深度的不同X坐标(即，X1、X2和X3)处的三个事件。在图4中示意性地示出了朝向主阳极42(例如，图2的阳极25)移动的每个事件的轨迹。这些事件在相邻的非收集像素44(例如，图1和图2的阳极12)的加权电势和电场中移动，在该加权电势和电场上感应非收集电荷，从而产生由相邻的非收集像素44生成的辅信号。
图5至图9描绘了由每个事件产生的所得感应的非收集或辅信号。图5包括曲线图50，其描绘了位于Z0处的事件的所得非收集或辅信号。如图5所示，尽管事实是Z0处的事件组具有不同的侧向位置X1、X2和X3，但它们都产生相同的且等于零的总非收集感应电荷信号。可以指出的是，Z0处的所有事件均从阴极开始。图5中的曲线51是主阳极42处的主要收集信号并且在图5中示出，以帮助示出主信号和辅感应信号在振幅和形状方面的差异。
图6包括曲线图60，其描绘了位于Z1处的事件的所得非收集或辅信号。如图6所示，尽管事实是Z1处的事件组具有不同的侧向位置X1、X2和X3，但它们都产生相同(或几乎相同)的且为负的总非收集感应电荷信号。可以指出的是，Z1处的所有事件都开始于距阴极很小的距离，因此具有相对小量值的负感应电荷。
图7包括曲线图70，其描绘了位于Z2处的事件的所得非收集或辅信号。如图7所示，尽管事实是Z2处的事件组具有不同的侧向位置X1、X2和X3，但它们都产生相同的且为负的总非收集感应电荷信号(例如，在范围72内)。可以指出的是，Z2处的所有事件开始于比Z1处的事件距阴极更大的距离，因此具有相对小量值的相对更负的感应电荷。
图8包括曲线图80，其描绘了位于Z3处的事件的所得非收集或辅信号。如图8所示，尽管事实是Z3处的事件组具有不同的侧向位置X1、X2和X3，但它们都产生相同的且为负的总非收集感应电荷信号(例如，在范围82内)。可以指出的是，Z3处的所有事件开始于比Z2(以及Z1)处的事件距阴极更大的距离，因此具有相对小量值的相对更负的感应电荷。可以指出的是，范围82和范围72的上限值和下限值之间的差值(参见图7)足够小，以致在各种实施方案中被忽略，使得DOI被视为独立于侧向位置。
图9包括曲线图90，其描绘了位于Z4处的事件的所得非收集或辅信号。由于Z4与阳极的接近，源自Z4深度的事件的负电荷彼此显著不同。一般来讲，在例示的示例中，随着事件的深度移近阳极，基于侧向位置的负感应电荷的可变性增加，其中可变性仅在非常接近阳极的深度处变得显著。
如上所述，除了非常接近收集阳极开始的事件之外，事件在收集阳极的一个或多个相邻阳极中产生总非收集感应电荷，该电荷与事件的DOI相关而基本上与侧向位置无关。因此，由相邻像素化阳极(或像素化阳极)上的事件引起的为零或负的总感应电荷可用于导出或确定特定事件的DOI。还应当指出的是，由于检测器的高吸收，在阳极附近开始的事件很少，因此此类事件对使用负感应电荷来确定DOI可具有忽略不计的影响。因此，本文所公开的各种实施方案和方法确定负感应非收集信号(在本文中也称为辅信号)的量值，并使用所确定的负信号量值来确定或导出DOI。
如上所述，在各种实施方案中，事件的DOI可从事件的DOI与一个或多个相邻像素上为零或负的总非收集感应电荷之间的相关性导出，其中DOI和总非收集感应电荷之间的相关性基本上与侧向位置无关，使得在导出DOI时可忽略侧向位置。然而，可以指出的是，例如，不同的光子可具有不同的能量，这些能量可产生与总非收集感应电荷不同的值。因此，在各种实施方案中，可校准检测器系统以考虑不同的光子能量，例如使非收集感应电荷值归一化为光子能量。可执行这种校准过程以提供用于确定DOI的校准信息。作为一个示例，校准信息可以是查找表的形式，或者作为另一个示例，是基于曲线拟合的公式或数学表达式的形式。
图10描绘了根据一个实施方案的校准系统92。所描绘的校准系统92用于校准具有侧壁94的检测器93，该侧壁在阳极表面95和阴极表面96之间延伸。校准系统92包括辐射源97和针孔准直器98。针孔准直器98限定可沿Z方向移动的扫描孔，如图10所示，以在不同的DOI(不同的Z坐标)处照射检测器93的侧壁94。这样，具有已知DOI和已知光子能量的事件被创建为具有不同的侧向位置，这些侧向位置取决于通过侧壁的照射的吸收统计。通过测量不同DOI的所得感应负电荷，可使用非收集相邻信号的总感应电荷的负值来创建查找表或用于从感应的非收集电荷导出DOI的其他关系。
还可以指出的是，由于感应电荷的负值还取决于所吸收光子的能量，因此校准也可考虑光子能量。例如，可基于感应的非收集信号的负值与主信号或收集信号的振幅之间的比率来校准DOI。在各种实施方案中，这样的比率可表示如下：
由于感应信号的负值与侧向位置(或X,Y坐标)无关(或者如本文所讨论的那样实质上或基本上无关)，因此所有相邻或邻近像素将产生类似的负信号。因此，可通过将来自多个相邻或邻近像素的负信号相加来提高信噪比。在各种实施方案中，这样的比率可表示为：
可以指出的是，在各种实施方案中，相邻像素的负感应电荷或信号和主信号是在整形器之后测量的，该整形器被配置成对接收或获取的信号进行整形。在各种实施方案中，两个信号都具有大致阶梯状的形状和大致类似的峰化和成形时间。因此，信号之间的比率可在整形器之后或紧接在整形器从其接收信号的放大器之后大致相同。
图11提供了根据各种实施方案的辐射检测器组件100的示意图。如图11所示，辐射检测器组件100包括半导体检测器110和处理单元120。半导体检测器110具有其上设置有多个像素化阳极114的表面112。在所描绘的实施方案中，阴极142设置在与其上设置有像素化阳极114的表面112相对的表面上。例如，单个阴极可沉积在一个表面上，其中像素化阳极设置在相对的表面上。一般来讲，当辐射(例如，一个或多个光子)撞击像素化阳极114时，半导体检测器110生成与穿过阴极142表面并且被表面112下方的检测器110的体积吸收的辐射对应的电信号。在例示的实施方案中，像素化阳极114以5×5阵列示出，总共25个像素化阳极114；然而，可以指出的是，在各种实施方案中可使用像素化阳极的其他数量或布置。例如，每个像素化阳极114可具有2.5平方毫米的表面积；然而，在各种实施方案中可采用其他尺寸和/或形状。
在各种实施方案中，半导体检测器110可使用不同的材料来构造，诸如半导体材料，包括通常称为CZT的碲化镉锌(CdZnTe)、碲化镉(CdTe)和硅(Si)等。检测器110可被配置用于例如核医学(NM)成像系统、正电子发射断层显像(PET)成像系统和/或单光子发射计算机断层显像(SPECT)成像系统。
在例示的实施方案中，每个像素化阳极114根据在表面112下方的检测器110的体积中光子被吸收的侧向位置(例如，沿X,Y方向)上生成不同的信号。例如，每个像素化阳极114响应于在特定像素化阳极114下方的检测器110的体积中光子的吸收而生成主信号或收集信号，光子穿过该阳极进入检测器体积。像素化阳极114下方的检测器110的体积被定义为体素(未示出)。对于每个像素化阳极114，检测器110具有对应体素。对应于特定像素化阳极114a的某个体素对光子的吸收还导致可由在接收光子的特定像素化阳极114a附近或周围的像素114b检测到的感应电荷。由相邻像素或周围像素检测到的电荷在本文中可被称为非收集电荷，并且产生非收集或辅信号。主信号可包括关于光子能量的信息(例如，跨能量水平范围的分布)以及对应于特定像素化阳极114的位置信息，在该位置处光子穿过阴极142的表面并被对应体素吸收。
例如，在图1中，示出了光子116撞击像素化阳极114a以在对应体素中被吸收。因此，像素化阳极114a响应于光子116的接收而生成主信号。也如图1所示，像素化阳极114b与像素化阳极114a相邻。像素化阳极114a具有8个相邻的像素化阳极114b。当像素化阳极114a受到光子116撞击时，在像素化阳极114a中感应电荷并收集该电荷以产生主信号。相邻像素化阳极114b中的一个或多个响应于在产生主信号的像素化阳极114a中生成并收集的感应电荷而生成辅信号。辅信号具有小于主信号的振幅。对于任何给定的光子，对应的主信号(来自受撞击像素)和辅信号(来自与受撞击像素相邻的一个或多个像素)可用于将光子的接收点定位在像素内的特定位置(例如，识别像素内的特定子像素位置)。
如图11所示，侧壁140在表面112和阴极142之间沿深度150在Z方向上延伸。光子116被吸收的沿吸收深度150且沿Z方向的位置是对应事件的DOI。如本文所讨论的，在例示的实施方案中，在一个或多个相邻像素化阳极114b上的负感应非收集电荷用于确定与光子116的撞击对应的事件的DOI。
每个像素化阳极114可具有与其相关联的一个或多个电子通道，所述一个或多个电子通道被配置成与像素化阳极协作向处理单元120的一个或多个方面提供主信号和辅信号。在一些实施方案中，每个电子通道的全部或一部分可设置在检测器110上。另选地或除此之外，每个电子通道的全部或一部分可被容纳在检测器110的外部，例如作为处理单元120的一部分，该处理单元可为或包括专用集成电路(ASIC)。电子通道可被配置成向处理单元120的一个或多个方面提供主信号和辅信号，同时丢弃其他信号。例如，在一些实施方案中，每个电子通道包括阈值鉴别器。阈值鉴别器可允许传输超过阈值水平的信号，同时防止或抑制不超过阈值水平的信号的传输。一般来讲，阈值水平被设定得足够低以可靠地捕获辅信号，同时例如由于噪声仍被设定得足够高以排除较低强度信号。可以指出的是，因为辅信号的强度可能相对较低，所以所利用的电子器件优选地为低噪声电子器件，以减少或消除未被阈值水平消除的噪声。在一些实施方案中，每个电子通道包括用于存储电信号能量的峰值保持单元，并且还可包括读出机构。例如，电子通道可包括请求确认机制，该机制允许单独读出每个通道的峰值保持能量和像素位置。此外，在一些实施方案中，处理单元120或其他处理器可控制信号阈值水平和请求确认机制。
在例示的实施方案中，处理单元120可操作地耦接到像素化阳极114，并且被配置成获取主信号(针对收集电荷)和辅信号(针对非收集电荷)。例如，在各种实施方案中，处理单元120响应于阳极接收到光子而从阳极中的一个获取主信号。例如，可响应于接收到光子116而从像素化阳极114a获取主信号。处理单元120还响应于由接收到光子引起的感应电荷从至少一个相邻像素(例如，至少一个相邻阳极114b)获取至少一个辅信号。例如，可响应于接收到光子116而从相邻像素114b中的一个或多个获取辅信号。可以指出的是，响应于接收到光子116而生成的辅信号(一个或多个)和主信号可基于对应电荷的检测的定时和位置而彼此关联。
所描绘的处理单元120还被配置成使用(例如，基于)至少一个辅信号来确定用于对光子的接收的半导体检测器110中的交互作用深度(DOI)。例如，可确定沿其中光子116被吸收的深度150的DOI。在一些实施方案中，可确定所述至少一个辅信号的总的负感应非收集电荷，并用于确定如本文所讨论的DOI。在各种实施方案中，查找表或其他相关性可用于根据至少一个辅信号的确定的总的负感应非收集电荷来确定DOI。可以指出的是，在各种实施方案中，处理单元120仅使用基于来自像素化阳极114的信息生成的信号来确定DOI，而不使用来自阴极142的任何信息。因此，检测器组件100的构造和/或组装可避免或消除原本对于从阴极142获取信号以用于确定DOI所必需的任何硬件或电连接。此外，通过使用如本文所讨论的相同信息(主信号和辅信号)来确定DOI和子像素位置两者，可进一步降低获取和/或处理的复杂性或要求。
所确定的DOI可用于改善图像质量。例如，所确定的DOI可用于校正或调整获取的成像信息。在一些实施方案中，处理单元120被配置成基于DOI来调整用于对应于阳极接收到光子的事件的能量水平。可以指出的是，检测到的事件的电荷损失取决于事件距阳极的吸收距离。因此，多个事件的DOI可用于调整电荷损失，以使事件的能量水平更均匀和/或更接近光峰，从而准确识别事件和准确计数事件。
另选地或除此之外，处理单元120可被配置成使用DOI重建图像。例如，重建技术可直接使用多个事件的DOI来利用检测器中事件的3D定位进行重建。又如，DOI可由重建技术间接使用，通过使用DOI来校正能量水平，然后使用校正的能量水平进行图像重建。
如本文所讨论的，在各种实施方案中利用校准信息。在各种实施方案中，处理单元120被配置成使用校准信息(参见，例如，图10和相关讨论)来确定DOI。校准可以是查找表的形式或由处理单元120存储或以其他方式与该处理单元相关联或可由该处理单元访问(例如，存储在存储器130中)的其他关系。在一些实施方案中，处理单元120被配置成使用基于单个辅信号的负值与主信号的振幅之间的比率的校准来确定DOI。(参见图10和相关讨论。)又如，在一些实施方案中，处理单元120被配置成使用基于多个辅信号(例如，来自多个相邻像素114b的信号)的负值之和或组合与主信号的振幅之间的比率的校准来确定DOI。(参见图10和相关讨论。)
在各种实施方案中，除了确定DOI之外，处理单元120还可被配置成使用主信号和至少一个辅信号来确定事件的子像素位置(例如，侧向位置)。子像素位置和DOI可使用相同的主信号和至少一个辅信号来确定，从而提供对这两者的有效确定。例如，所描绘的示例性处理单元120被配置成针对每个像素化阳极定义子像素。可以指出的是，例示的实施方案中的子像素(描绘为由虚线分开)不是物理上分开的，而是由处理单元120定义的虚拟实体。一般来讲，每个像素使用越来越多的子像素提高了分辨率，同时也增加了计算或处理要求。可基于改善的分辨率与增加的处理要求之间的平衡来选择在给定应用中定义或采用的特定数量的子像素。在各种实施方案中，如本文所讨论的虚拟子像素的使用提供了改善的分辨率，同时避免或降低了与越来越大数量的逐渐变小的像素化阳极相关联的成本。
在例示的实施方案中，像素化阳极114a被示出为分成四个子像素，即子像素150、子像素152、子像素154和子像素156。虽然为了清楚和便于说明，在图11中仅针对像素化阳极114a示出了子像素，但是可以指出的是，例示的实施方案中的处理单元120还为剩余的像素化阳极114中的每一个定义了对应的子像素。如图11所示，光子116撞击由虚拟子像素150限定的像素化阳极114a的一部分。
在例示的实施方案中，处理单元120从像素化阳极114a获取用于给定获取事件(例如，光子的撞击)的主信号，连同对应于主信号的生成时间的定时(例如，时间戳)信息和将像素化阳极114a识别为对应于主信号的像素化阳极的位置信息。例如，诸如撞击像素化阳极114的光子的获取事件可导致在能量范围或能谱上发生的多个计数，其中主信号包括描述能量范围或能谱内的计数分布的信息。处理单元120还从像素化阳极114b获取用于该获取事件的一个或多个辅信号，连同用于一个或多个辅信号的时间戳信息和位置信息。然后，处理单元120确定给定获取事件的位置，该位置将像素化阳极114a识别为受撞击的像素化阳极114a，然后确定子像素150、152、154、156中的哪个定义了该获取事件的撞击的位置。使用常规方法，可以基于位置(例如，相关联的像素化阳极)以及针对获取事件在相关联像素化阳极114a中的主信号的强度与相邻像素化阳极114b中的一个或多个辅信号之间的关系导出子像素150、152、154、156的位置。处理单元120可以使用时间戳信息以及位置信息来将响应于给定获取事件而生成的主信号和辅信号相互关联，并且将用于给定获取事件的主信号和辅信号与用于在使用该时间戳和位置信息的收集或获取期间发生的其他获取事件的信号区分开来。因此，时间戳信息的使用有助于区分主信号及其对应的辅信号与可能在相邻像素的主信号之间发生的随机重合，因为来自主信号及其对应的辅信号的时间戳针对特定的获取事件相关。
关于虚拟子像素和虚拟子像素的使用以及收集和非收集电荷信号的使用的其他讨论可以在2015年5月28日提交的名称为“Systems and Method for Charge-SharingIdentification and Correction Using a Single Pixel”的美国专利申请序列号14/724,022(“022申请”)；2016年9月29日提交的名称为“Systems and Methods for Sub-Pixel Location Determination”的美国专利申请序列号15/280,640(“640申请”)；和2015年2月20日提交的名称为“Systems and Methods for Improving Energy Resolution bySub-Pixel Energy Calibration”的美国专利申请序列号14/627,436(“436申请”)中找到。022申请、640申请和436申请中的每一个的主题全文以引用方式并入。
在各种实施方案中，处理单元120包括被配置成执行本文所讨论的一个或多个任务、功能或步骤的处理电路。可以注意到，本文使用的“处理单元”并不一定限于单个处理器或计算机。例如，处理单元120可以包括多个处理器、ASIC、FPGA和/或计算机，其可以集成在共同的壳体或单元中或者可以分布在各种单元或壳体中。可以注意到，由处理单元120执行的操作(例如，对应于本文所讨论的处理流程或方法的操作或其方面)可能是足够复杂的，使得人类在合理的时间段内可能无法执行操作。例如，在与这些信号相关联的时间限制内基于收集和/或非收集电荷确定收集和非收集电荷的值，和/或确定DOI和/或子像素位置可以依赖于或利用人在合理的时间段内可能无法完成的计算。
所描绘的处理单元120包括存储器130。存储器130可以包括一个或多个计算机可读存储介质。例如，存储器130可以存储描述子像素位置的映射信息、获取的发射信息、与生成的图像对应的图像数据、中间处理步骤的结果、校准参数或校准信息(例如，将负感应电荷值与DOI相关的查找表)等。另外，本文讨论的处理流程和/或流程图(或其方面)可以表示存储在存储器130中以用于引导辐射检测组件100的操作的一个或多个指令集。
图12提供了根据各种实施方案的(例如，用于确定DOI的)方法200的流程图。例如，方法200可以采用本文讨论的各种实施方案(例如，系统和/或方法和/或处理流程)的结构或方面或由这些结构或方面来执行。在各种实施方案中，可以省略或添加某些步骤，可以组合某些步骤，可以同时执行某些步骤，可以将某些步骤分为多个步骤，可能以不同的顺序执行某些步骤，或者可能以迭代方式重新执行某些步骤或一系列步骤。在各种实施方案中，方法200的部分、方面和/或变体可以能够用作一个或多个算法以引导硬件(例如，处理单元120的一个或多个方面)执行本文所述的一个或多个操作。
在202处，对应于获取事件(例如，对应于接收到光子的事件)获取主信号和辅信号。响应于半导体检测器接收到光子而生成主信号和辅信号，并且从像素化阳极(例如，成像系统诸如组件100的半导体器件的阳极)接收主信号和辅信号。例如，可以将已施用至少一种放射性药物的患者放置在一个或多个检测器的视场内，并且从患者发射的辐射(例如，光子)可以撞击设置在所述一个或多个检测器的接收表面上的像素化阳极，导致获取事件(例如，光子撞击)。对于所描绘的示例性实施方案中的给定光子撞击，受撞击的像素化阳极(或收集阳极)生成主信号(响应于收集的电荷)，并且与受撞击的像素化阳极相邻的像素化阳极(或非收集阳极)生成一个或多个辅信号(响应于非收集电荷)。
在204处，针对导致在202处获取主信号和辅信号的获取事件确定半导体器件中的交互作用深度(DOI)。在各种实施方案中，使用针对特定事件的至少一个辅信号来确定该给定事件的DOI。例如，如本文所讨论，基于来自一个或多个相邻或非收集像素(例如，至少一个相邻像素化阳极)的总的负感应非收集电荷值来确定各种实施方案中的DOI。可以指出的是，在不使用来自检测器组件的阴极的任何信息(例如，检测到的电荷或对应的信号)的情况下确定各种实施方案中的DOI。
在各种实施方案中，可以调整或校正总的负非收集感应电荷，以解决半导体构造和/或光子能量的变化。例如，在所描绘的实施方案中，在206处，使用校准信息来确定DOI。如本文所述，在一些实施方案中，可以使用基于单个辅信号的负值与主信号的振幅之间的比率的校准来确定DOI，并且在一些实施方案中，可以使用基于多个辅信号的负值之和或组合与主信号的振幅之间的比率的校准来确定DOI。(参见图10和相关讨论。)
在208处，使用主信号和至少一个辅信号确定子像素位置。对于每个事件，可以确定对应的子像素位置。可以指出的是，用于确定事件的DOI的相同信息(主信号和辅信号)也可以用于确定那些事件的子像素位置。
在210处，基于DOI调整用于事件的能量水平。例如，由于检测到的能量可以基于DOI而变化，因此用于每个获取的事件的DOI可以用于基于对应的DOI调整对应的能量水平，以使用于一组事件的能量水平更加一致和/或更接近目标或其他预定能量水平。
在212处，使用DOI重建图像。例如，来自210的校正能量水平可以用于图像的重建。又如，事件的DOI可用于确定检测器内的那些事件的3D定位信息，其中3D定位信息用于重建图像。
如本文所述，可以校准辐射检测器系统(例如，配置成使用对应于非收集感应电荷的辅信号来确定DOI的系统)。图13提供了根据各种实施方案的(例如，用于提供和校准辐射检测器组件的)方法300的流程图。例如，方法300可以采用本文讨论的各种实施方案(例如，系统和/或方法和/或处理流程)的结构或方面或由这些结构或方面来执行。在各种实施方案中，可以省略或添加某些步骤，可以组合某些步骤，可以同时执行某些步骤，可以将某些步骤分为多个步骤，可能以不同的顺序执行某些步骤，或者可能以迭代方式重新执行某些步骤或一系列步骤。在各种实施方案中，方法300的部分、方面和/或变体可以能够用作一个或多个算法以引导硬件(例如，处理单元120的一个或多个方面)执行本文所述的一个或多个操作。
在302处，提供半导体检测器(例如，辐射成像组件100的半导体检测器110)。所示示例的半导体检测器具有表面，该表面上设置有多个像素化阳极。每个像素化阳极被配置成响应于像素化阳极接收到光子而生成主信号，并且响应于由至少一个相邻阳极接收光子引起的感应电荷而生成至少一个辅信号。在304处，像素化阳极可操作地耦接到至少一个处理器(例如，处理单元120)。
在306处，沿半导体检测器的侧壁在不同深度提供校准的辐射供应(例如，具有已知的光子能量)。响应于接收到校准的辐射供应，像素化阳极生成主信号和辅信号。例如，校准的辐射供应可以通过针孔准直器传递到半导体检测器的侧壁。辐射所通过的给定针孔(例如，在Z方向上)的位置可以用于确定对应的辐射从准直器传递并由半导体检测器接收时的DOI。在308处，所述至少一个处理器从像素化阳极获取主信号和辅信号。
在310处，确定供应辐射所在的每个不同深度的总感应电荷的对应负值。在312处，确定校准信息(例如，查找表或DOI与负的感应非收集电荷值之间的其他相关关系)。
图14是NM成像系统1000的示意图，该系统具有安装在机架上的多个成像检测器头组件(其可以例如以行、以鸢尾形状或者其他构型安装，诸如可移动的检测器载体1016朝向患者身体1010径向对齐的构型)。具体地，多个成像检测器1002安装到机架1004。在例示的实施方案中，成像检测器1002被配置成两个单独的检测器阵列1006和1008，这两个阵列耦接到受检者1010(例如，患者)上方和下方的机架1004，如图14所示。检测器阵列1006和1008可以直接耦接到机架1004，或者可以经由支撑构件1012耦接到机架1004以允许整个阵列1006和/或1008相对于机架1004的移动(例如，在向左或向右方向上的横向平移运动，如图14中的箭头T所示)。另外，每个成像检测器1002包括检测器单元1014，其中至少一些安装到从机架1004延伸的可移动检测器载体1016(例如，可由马达驱动以引起其运动的支撑臂或致动器)。在一些实施方案中，检测器载体1016允许检测器单元1014朝向和远离受检者1010移动，诸如线性移动。因此，在例示的实施方案中，检测器阵列1006和1008平行安装在受检者1010的上方和下方，并允许检测器单元1014在一个方向上线性移动(由箭头L指示)，被示为垂直于支撑构件1012(在机架1004上大致水平地耦接)。然而，如本文所述，其他构型和取向也是可能的。应当指出的是，可移动检测器载体1016可以是允许检测器单元1014相对于支撑构件1012和/或机架1004移动的任何类型的支撑件，其在各种实施方案中允许检测器单元1014朝向和远离支撑构件1012线性地移动。
各种实施方案中的每个成像检测器1002小于常规的全身或通用成像检测器。常规的成像检测器可以足够大以一次成像患者身体的大部分或全部宽度，并且可以具有约50cm或以上的直径或更大的尺寸。相比之下，每个成像检测器1002可以包括一个或多个检测器单元1014，其耦接到相应的检测器载体1016并且具有例如4cm至20cm的尺寸，并且可以由碲化镉锌(CZT)片块或模块形成。例如，每个检测器单元1014的尺寸可以是8×8cm，并且由多个CZT像素化模块(未示出)构成。例如，每个模块的尺寸可以是4×4cm并且具有16×16＝256个像素。在一些实施方案中，每个检测器单元1014包括多个模块，诸如1×7模块的阵列。然而，可以预期不同的配置和阵列尺寸，包括例如具有多行模块的检测器单元1014。
应当理解，成像检测器1002可以相对于彼此具有不同的尺寸和/或形状，诸如正方形、矩形、圆形或其他形状。每个成像检测器1002的实际视场(FOV)可以与相应成像检测器的尺寸和形状成正比。
机架1004可以形成有穿过其中的孔1018(例如，开口或孔口)，如图所示。患者检查台1020(诸如病床)配置有支撑机构(未示出)，以在孔1018内并且相对于成像检测器1002的多个观察位置中的一个或多个处支撑和承载受检者1010。另选地，机架1004可包括多个机架段(未示出)，每个机架段可独立地移动支撑构件1012或一个或多个成像检测器1002。
机架1004还可以被构造成其他形状，例如诸如“C”形、“H”形和“L”形，并且可以围绕受检者1010旋转。例如，机架1004可以形成为闭合环或圆形，或者形成为开放弧形或拱形，其允许在成像时容易地接近受检者1010并且便于受检者1010的装入和卸出，以及减轻一些受检者1010的幽闭恐惧症。
可以定位其他的成像检测器(未示出)以形成多排检测器阵列或在受检者1010周围的弧或环。通过将多个成像检测器1002相对于受检者1010定位在多个位置，诸如沿成像轴(例如，受检者1010的从头到脚的方向)，可以更快地获取特定于更大FOV的图像数据。
每个成像检测器1002具有辐射检测面，该辐射检测面指向受检者1010或受检者体内的感兴趣区域。
在各种实施方案中，多孔准直器可以被构造成与检测器单元1014的像素配准，在一个实施方案中，这些检测器单元是CZT检测器。但是，也可以使用其他材料。配准的准直可以通过迫使通过一个孔口的光子主要由一个像素收集来改善空间分辨率。另外，配准的准直可以改善像素化检测器的灵敏度和能量响应，因为像素边缘附近或两个相邻像素之间的检测器区域可能具有降低的灵敏度或降低的能量分辨率或其他性能降级。在像素边缘正上方具有准直器隔板减少了光子撞击这些性能降级的位置的机会，而不会降低光子通过准直器的总体概率。
控制器单元1030可以控制患者检查台1020、成像检测器1002(其可以被配置成一个或多个臂)、机架1004和/或准直器1022(在各种实施方案中与成像检测器1002一起移动，与其耦接)的移动和定位。在获取之前或期间或在不同图像获取之间的一系列运动被设置为保持每个成像检测器1002的实际FOV例如朝向或“瞄准”受检者1010的特定区域或区或沿整个受检者1010。如本文更详细描述的，运动可以是在多个方向上同时、并发或顺序的组合或复杂运动。
控制器单元1030可以具有机架马达控制器1032、检查台控制器1034、检测器控制器1036、枢转控制器1038和准直器控制器1040。控制器1030、1032、1034、1036、1038、1040可以由处理单元1050自动命令，由操作员手动控制，或这两种的组合。机架马达控制器1032可以将成像检测器1002相对于受检者1010移动，例如，单独地、按照段或子集、或者以彼此固定的关系同时移动。例如，在一些实施方案中，机架控制器1032可以使成像检测器1002和/或支撑构件1012相对于受检者1010移动或围绕该受检者旋转，该旋转可以包括小于或高达180度(或更多)的运动。
检查台控制器1034可以移动患者检查台1020以相对于成像检测器1002定位受检者1010。例如，患者检查台1020可以在上下方向、进出方向和左右方向上移动。检测器控制器1036可以控制每个成像检测器1002的移动以使其作为一组一起移动或单独地移动，如本文更详细描述的。在一些实施方案中，检测器控制器1036还可以控制成像检测器1002的移动，以使其更靠近或远离受检者1010的表面移动，诸如通过控制检测器载体1016线性地朝向或远离受检者1010的平移运动(例如滑动或伸缩移动)。可选地，检测器控制器1036可以控制检测器载体1016的移动以允许检测器阵列1006或1008的移动。例如，检测器控制器1036可以控制由T箭头示出(并且如图14中所示为向左和向右)的检测器载体1016的横向移动。在各种实施方案中，检测器控制器1036可以控制检测器载体1016或支撑构件1012在不同的横向方向上移动。检测器控制器1036可以控制检测器1002与其准直器1022一起的转动运动。
枢转控制器1038可以控制检测器单元1014在检测器载体1016的端部处的枢转或旋转运动和/或检测器载体1016的枢转或旋转运动。例如，检测器单元1014或检测器载体1016中的一个或多个可以围绕至少一个轴旋转，以从多个角度取向观察受检者1010，从而获取例如3D SPECT或3D成像操作模式下的3D图像数据。准直器控制器1040可以调整可调准直器的位置，诸如具有可调带(或叶片)或可调针孔的准直器。
应当指出的是，一个或多个成像检测器1002的运动可在严格的轴向或径向以外的方向上进行，并且在若干运动方向上的运动可用于各种实施方案中。因此，术语“运动控制器”可用于指示所有运动控制器的集合名称。应当指出的是，可组合各种控制器，例如，可将检测器控制器1036和枢转控制器1038组合以提供本文所述的不同移动。
在获取受检者1010或受检者1010的一部分的图像之前，可调整成像检测器1002、机架1004、患者检查台1020和/或准直器1022诸如至第一或初始成像位置以及后续成像位置。成像检测器1002可各自被定位成对受检者1010的一部分进行成像。另选地，例如在小尺寸受检者1010的情况下，成像检测器1002中的一个或多个可不用于获取数据，诸如在检测器阵列1006和1008的端部处的成像检测器1002，如图14所示，这些成像检测器处于远离受检者1010的回缩位置。定位可由操作者手动完成以及/或者自动完成，这可包括使用例如图像信息，诸如在当前获取之前获取的其他图像，诸如通过另一种成像模态获取，诸如X射线计算断层摄影(CT)、MRI、X射线、PET或超声。在一些实施方案中，用于定位的附加信息诸如其他图像可由相同系统获取，诸如在混合系统(例如，SPECT/CT系统)中获取。另外，检测器单元1014可以被配置成获取非NM数据，诸如x射线CT数据。在一些实施方案中，可提供多模态成像系统以例如允许执行NM或SPECT成像，以及x射线CT成像，其可包括如本文中更详细描述的双模态或机架设计。
在成像检测器1002、机架1004、患者检查台1020和/或准直器1022被定位之后，使用成像检测器1002中的一个或多个来获取一个或多个图像诸如三维(3D)SPECT图像，这可包括使用减小或最小化检测器单元1014之间的间距的组合运动。在各种实施方案中，由每个成像检测器1002获取的图像数据可组合并重建为合成图像或3D图像。
在一个实施方案中，检测器阵列1006和/或1008、机架1004、患者检查台1020和/或准直器1022中的至少一者在初始定位之后移动，这包括检测器单元1014中的一个或多个的单独移动(例如，组合的侧向运动和枢转运动)连同检测器1002的转动运动。例如，检测器阵列1006和/或1008中的至少一者可在枢转时侧向移动。因此，在各种实施方案中，多个小尺寸检测器诸如检测器单元1014可用于3D成像，诸如当与其他移动结合移动或扫过检测器单元1014时。
在各种实施方案中，数据采集系统(DAS)1060接收由成像检测器1002产生的电信号数据并且将该数据转换为数字信号以用于后续处理。然而，在各种实施方案中，数字信号由成像检测器1002生成。除了处理单元1050之外，还可提供图像重建设备1062(其可为处理设备或计算机)和数据存储设备1064。应当指出的是，与数据采集、运动控制、数据处理和图像重建中的一者或多者相关的一种或多种功能可通过硬件、软件和/或共享处理资源来完成，这些共享处理资源可位于成像系统1000内或附近，或者可以远程定位。另外，可提供用户输入设备1066以接收用户输入(例如，控制命令)，以及显示器1068以用于显示图像。DAS1060接收来自检测器1002的采集图像以及机架1004、支撑构件1012、检测器单元1014、检测器载体1016和检测器1002的对应的侧向、竖直、旋转和转动坐标，以用于精确重建包括3D图像及其切片的图像。
可以指出的是，图14的实施方案可被理解为检测器头的线性布置(例如，利用布置成行并且彼此平行延伸的检测器单元)。在其他实施方案中，可以采用径向设计。例如，径向设计可在有效地成像较小对象(诸如四肢、头部或婴儿)方面提供附加的优点。图15提供根据各种实施方案的核医学(NM)多头成像系统1100的示意图。一般来讲，成像系统1100被配置成从已被施用放射性药物的待成像对象(例如，人类患者)获取成像信息(例如，光子计数)。所示成像系统1100包括机架1110，该机架具有贯穿其中的孔口1112、多个辐射检测器头部组件1115和处理单元1120。
机架1110限定孔口1112。孔口1112被配置成接纳待成像的对象(例如，人类患者或其部分)。如图15所示，多个辐射检测器头部组件1115被安装到机架1110。在例示的实施方案中，每个辐射检测器头部组件1115包括臂1114和头部1116。臂1114被配置成朝向和/或远离孔口1112的中心(以及/或者在其他方向)使头部1116进行径向关节运动，并且头部1116包括至少一个检测器，其中头部1116设置在臂1114的径向向内端部处并且被配置成枢转以提供从中获取成像信息的位置范围。
头部1116的检测器例如可为半导体检测器。例如，半导体检测器的各种实施方案可以使用不同的材料构造，诸如半导体材料，包括通常称为CZT的碲化镉锌(CdZnTe)、碲化镉(CdTe)和硅(Si)等等。检测器可被配置用于与例如核医学(NM)成像系统、正电子发射断层显像(PET)成像系统和/或单光子发射计算机断层显像(SPECT)成像系统一起使用。
在各种实施方案中，检测器可包括像素化阳极阵列，并且可根据检测器表面下方的检测器的体积中光子被吸收的位置生成不同的信号。在像素化阳极下方的检测器的体积被定义为体素。对于每个像素化阳极，检测器具有对应的体素。对应于特定像素化阳极的某些体素吸收光子导致生成可计数的电荷。计数可与特定位置相关并且用于重建图像。
在各种实施方案中，每个检测器头部组件1115可限定朝向孔口1112的中心取向的对应视图。在例示的实施方案中，每个检测器头部组件1115被配置成在对应于给定检测器单元的视图的扫描范围内获取成像信息。关于具有围绕孔口径向设置的检测器单元的系统的示例的另外细节可见于2015年6月30日提交的名称为“Systems and Methods ForDynamic Scanning With Multi-Head Camera”的美国专利申请序列号14/788,180，其主题以引用方式全文并入本文。
处理单元1120包括存储器1122。成像系统1100被示出为包括单个处理单元1120；然而，用于处理单元1120的块可被理解为表示可被分配或彼此远离的一个或多个处理器。所示处理单元1120包括被配置成执行本文所讨论的一个或多个任务、功能或步骤的处理电路。可以注意到，本文使用的“处理单元”并不一定限于单个处理器或计算机。例如，处理单元1120可包括多个处理器和/或计算机，其可以集成在共同的壳体或单元中或者可以分布在各种单元或壳体中。
一般来讲，处理单元1120的各个方面(例如，编程模块)单独或协同地与其他方面一起执行，以执行本文所讨论的方法、步骤或过程的一个或多个方面。在例示的实施方案中，存储器1122包括有形的非暂态计算机可读介质，该有形的非暂态计算机可读介质在其上存储用于执行本文所讨论的方法、步骤或过程的一个或多个方面的指令。
应当注意，各种实施方案可能以硬件、软件或其组合来实现。各种实施方案和/或部件(例如，模块或其中的部件和控制器)也可以被实现为一个或多个计算机或处理器的一部分。计算机或处理器可以包括计算设备、输入设备、显示单元和接口，例如用于访问因特网。计算机或处理器可以包括微处理器。微处理器可以连接到通信总线。计算机或处理器还可以包括存储器。存储器可以包括随机存取存储器(RAM)和只读存储器(ROM)。计算机或处理器还可以包括存储设备，其可以是硬盘驱动器或可移除存储驱动器，诸如固态驱动器、光盘驱动器等。存储设备还可以是用于将计算机程序或其他指令加载到计算机或处理器中的其他类似装置。
如本文所用，术语“计算机”或“模块”可以包括任何基于处理器或基于微处理器的系统，其包括使用微控制器、精简指令集计算机(RISC)、ASIC、逻辑电路和能够执行本文所述功能的任何其他电路或处理器的系统。以上示例仅是示例性的，并且因此不旨在以任何方式限制术语“计算机”的定义和/或含义。
计算机或处理器执行存储在一个或多个存储元件中的指令集以便处理输入数据。存储元件还可以根据期望或需要存储数据或其他信息。存储元件可以呈处理机内的信息源或物理存储器元件的形式。
指令集可以包括指示计算机或处理器作为处理机来执行特定操作(诸如各种实施方案的方法和过程)的各种命令。指令集可以呈软件程序的形式。软件可以呈各种形式，诸如系统软件或应用软件，并且可以体现为有形和非暂时性计算机可读介质。此外，软件可以呈单独程序或模块的集合、较大程序内的程序模块或程序模块的一部分的形式。软件还可以包括以面向对象编程形式的模块化编程。处理机对输入数据的处理可以响应于操作员命令，或者响应于先前处理的结果，或者响应于另一个处理机做出的请求。
如本文所用，“被配置成”执行任务或操作的结构、限制或元件在特定结构上以对应于任务或操作的方式形成、构造或调整。出于清楚和避免疑问的目的，仅能够被修改以执行任务或操作的对象未“被配置成”执行如本文所用的任务或操作。相反，如本文所用，使用“被配置成”表示结构适应或特性，并且表示被描述为“被配置成”执行任务或操作的任何结构、限制或元件的结构要求。例如，“被配置成”执行任务或操作的处理器单元、处理器或计算机可以被理解为被特别构造为执行该任务或操作(例如，具有存储在其上或与其一起使用的被定制或旨在执行任务或操作的一个或多个程序或指令，和/或具有定制或旨在执行任务或操作的处理电路的布置)。出于清楚和避免疑问的目的，通用计算机(其可以“被配置成”执行任务或操作，如果适当编程的话)未“被配置成”执行任务或操作，除非或直到被专门编程或结构上进行修改以执行任务或操作。
如本文所用，术语“软件”和“固件”是可互换的，并且包括存储在存储器中以供计算机执行的任何计算机程序，该存储器包括RAM存储器、ROM存储器、EPROM存储器、EEPROM存储器和非易失性RAM(NVRAM)存储器。上述存储器类型仅是示例性的，并且因此不限制可用于存储计算机程序的存储器的类型。
应当理解，以上描述旨在是例示性的而非限制性的。例如，上述实施方案(和/或其方面)可以彼此组合使用。另外，在不脱离本发明的范围的情况下，可进行许多修改以使特定情况或材料适应各种实施方案的教导。虽然本文描述的材料的尺寸和类型旨在限定各种实施方案的参数，但它们决不是限制性的并仅是示例性的。在阅读以上描述后，许多其他实施方案对于本领域技术人员将是显而易见的。因此，各种实施方案的范围应该参考所附权利要求以及这些权利要求所赋予的等同物的全部范围来确定。在所附权利要求中，术语“包括”和“在……中”用作相应术语“包含”和“其中”的通俗中文等同物。此外，在以下权利要求中，术语“第一”、“第二”和“第三”等仅用作标记，而不旨在对其对象施加数字要求。此外，以下权利要求的限制不是用装置加功能格式书写的，也不旨在基于35U.S.C.§112(f)来解释，除非并且直到这些权利要求限制明确地使用短语“用于……的装置”，然后是没有其他结构的功能陈述。
该书面描述使用示例来公开各种实施方案，包括最佳模式，并且还使本领域技术人员能够实践各种实施方案，包括制造和使用任何设备或系统以及执行任何包含的方法。各种实施方案的专利范围由权利要求书限定，并且可包括本领域技术人员想到的其他示例。如果此类其他示例具有与权利要求书的字面语言没有区别的结构元素，或者示例包括与权利要求书的字面语言具有微小差别的等效结构元素，则此类其他示例旨在落入权利要求书的范围内。

Claims (20)

1.一种辐射检测器组件，包括：
具有表面的半导体检测器；
设置在所述表面上的多个像素化阳极，每个像素化阳极被配置成响应于所述像素化阳极接收到光子而生成主信号，并且响应于由至少一个周围阳极接收到光子引起的感应电荷而生成至少一个辅信号；和
能够操作地耦接到所述像素化阳极的至少一个处理器，所述至少一个处理器被配置成：
响应于所述阳极中的一个接收到光子，从所述阳极中的所述一个获取主信号；
响应于由所述阳极中的所述一个接收到所述光子引起的感应电荷，从所述阳极中的所述一个的至少一个相邻像素获取至少一个辅信号，其中所述至少一个辅信号限定能量对检测器深度的关系；以及
使用所述至少一个辅信号，针对由所述阳极中的一个阳极接收到光子确定所述半导体检测器中的交互作用深度。
2.根据权利要求1所述的检测器组件，其中所述至少一个处理器被配置成基于所述交互作用深度来调整用于对应于所述阳极中的所述一个接收到所述光子的事件的能量水平。
3.根据权利要求1所述的检测器组件，其中所述至少一个处理器被配置成使用所述交互作用深度重建图像。
4.根据权利要求1所述的检测器组件，其中所述至少一个相邻像素包括至少一个相邻阳极。
5.根据权利要求1所述的检测器组件，其中所述至少一个处理器被配置成使用校准信息来确定所述交互作用深度。
6.根据权利要求5所述的检测器组件，其中所述至少一个处理器被配置成使用基于单个辅信号的负值与所述主信号的振幅之间的比率的校准来确定所述交互作用深度。
7.根据权利要求5所述的检测器组件，其中所述至少一个处理器被配置成使用基于多个辅信号的负值之和与所述主信号的振幅之间的比率的校准来确定所述交互作用深度。
8.根据权利要求1所述的检测器组件，其中所述至少一个处理器被配置成在不使用来自所述检测器组件的阴极的任何信息的情况下确定所述交互作用深度。
9.根据权利要求1所述的检测器组件，其中所述至少一个处理器被配置成使用所述主信号和所述至少一个辅信号来确定子像素位置。
10.一种使用半导体检测器进行成像的方法，所述半导体检测器具有表面，所述表面具有设置在其上的多个像素化阳极，其中每个像素化阳极被配置成响应于所述像素化阳极接收到光子而生成主信号，并且响应于由至少一个周围阳极接收到光子引起的感应电荷而生成至少一个辅信号，所述方法包括：
响应于所述阳极中的一个接收到光子，从所述阳极中的所述一个获取主信号；
响应于由所述阳极中的所述一个接收到所述光子引起的感应电荷，从所述阳极中的所述一个的至少一个相邻像素获取至少一个辅信号，其中所述至少一个辅信号限定能量对检测器深度的关系；以及
使用所述至少一个辅信号，针对由所述阳极中的一个阳极接收到光子确定所述半导体检测器中的交互作用深度。
11.根据权利要求10所述的方法，还包括基于所述交互作用深度来调整用于对应于所述阳极中的所述一个接收到所述光子的事件的能量水平。
12.根据权利要求10所述的方法，还包括使用所述交互作用深度重建图像。
13.根据权利要求10所述的方法，其中所述至少一个相邻像素包括至少一个相邻阳极。
14.根据权利要求10所述的方法，还包括使用校准信息来确定所述交互作用深度。
15.根据权利要求14所述的方法，还包括使用基于单个辅信号的负值与所述主信号的振幅之间的比率的校准来确定所述交互作用深度。
16.根据权利要求14所述的方法，还包括使用基于多个辅信号的负值之和与所述主信号的振幅之间的比率的校准来确定所述交互作用深度。
17.根据权利要求10所述的方法，还包括在不使用来自所述检测器组件的阴极的任何信息的情况下确定所述交互作用深度。
18.根据权利要求10所述的方法，还包括使用所述主信号和所述至少一个辅信号来确定子像素位置。
19.一种提供辐射检测器组件的方法，包括：
提供半导体检测器，所述半导体检测器具有表面，所述表面具有设置在其上的多个像素化阳极，每个像素化阳极被配置成响应于所述像素化阳极接收到光子而生成主信号，并且响应于由至少一个相邻阳极接收到光子引起的感应电荷而生成至少一个辅信号；
将所述像素化阳极能够操作地耦接到至少一个处理器；
沿所述半导体检测器的侧壁在不同深度提供校准的辐射供应，其中所述像素化阳极响应于所述校准的辐射供应而生成主信号和辅信号，其中所述至少一个辅信号限定能量对检测器深度的关系；
利用所述至少一个处理器从所述像素化阳极获取所述主信号和所述辅信号；
针对所述不同深度中的每一个确定总感应电荷的对应负值；
基于针对所述不同深度中的每一个的所述总感应电荷的所述负值来确定校准信息。
20.根据权利要求19所述的方法，还包括使所述校准的辐射供应通过针孔准直器传递到所述半导体检测器的所述侧壁。
CN201910744571.9A 2018-08-13 2019-08-13 用于确定交互作用深度的系统和方法 Active CN110824530B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US16/102,228 2018-08-13
US16/102,228 US10481285B1 (en) 2018-08-13 2018-08-13 Systems and methods for determination of depth of interaction

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN110824530A CN110824530A (zh) 2020-02-21
CN110824530B true CN110824530B (zh) 2024-02-02

Family

ID=68536097

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201910744571.9A Active CN110824530B (zh) 2018-08-13 2019-08-13 用于确定交互作用深度的系统和方法

Country Status (4)

Country Link
US (1) US10481285B1 (zh)
CN (1) CN110824530B (zh)
DE (1) DE102019121702A1 (zh)
FR (1) FR3084933B1 (zh)

Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3508887A1 (en) * 2018-01-09 2019-07-10 Koninklijke Philips N.V. Charge sharing calibration method and system
US20210219937A1 (en) * 2020-01-20 2021-07-22 GE Precision Healthcare LLC Adjustable detector array for a nuclear medicine imaging system
US11320545B2 (en) 2020-07-07 2022-05-03 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for improved medical imaging
US11092701B1 (en) 2020-07-07 2021-08-17 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for improved medical imaging

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005090979A (ja) * 2003-09-12 2005-04-07 National Cancer Center-Japan 核医学画像診断用放射線検出器、及び画像診断装置
US20110155918A1 (en) * 2009-12-30 2011-06-30 Jean-Paul Bouhnik Systems and methods for providing a shared charge in pixelated image detectors
CN102655813A (zh) * 2009-10-27 2012-09-05 华盛顿大学商业中心 用于辐射检测器晶体的光学干涉图案形成
WO2014056893A1 (fr) * 2012-10-08 2014-04-17 Commissariat à l'énergie atomique et aux énergies alternatives Procédé et dispositif de détection d'un rayonnement ionisant par un photodétecteur pixellisé
CN103917898A (zh) * 2011-10-12 2014-07-09 皇家飞利浦有限公司 ToF-DOI探测器阵列的建模

Family Cites Families (87)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4421986A (en) 1980-11-21 1983-12-20 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services Nuclear pulse discriminator
GB2208925A (en) 1987-08-25 1989-04-19 Le N Proizv Ob Burevestnik Multichannel x-ray spectrometer
US5148809A (en) 1990-02-28 1992-09-22 Asgard Medical Systems, Inc. Method and apparatus for detecting blood vessels and displaying an enhanced video image from an ultrasound scan
US5273910A (en) 1990-08-08 1993-12-28 Minnesota Mining And Manufacturing Company Method of making a solid state electromagnetic radiation detector
US5245191A (en) 1992-04-14 1993-09-14 The Board Of Regents Of The University Of Arizona Semiconductor sensor for gamma-ray tomographic imaging system
US5376796A (en) 1992-11-25 1994-12-27 Adac Laboratories, Inc. Proximity detector for body contouring system of a medical camera
CA2110148C (en) 1992-12-24 1999-10-05 Aaron Fenster Three-dimensional ultrasound imaging system
GB9314398D0 (en) 1993-07-12 1993-08-25 Gen Electric Signal processing in scintillation cameras for nuclear medicine
EP0668570B1 (fr) 1994-02-16 2001-09-26 Koninklijke Philips Electronics N.V. Procédé de traitement d'images pour déterminer localement le centre et la demi-largeur d'objets contrastant sur un fond et arrangement pour mettre en oeuvre ce procédé
US5754690A (en) 1995-10-27 1998-05-19 Xerox Corporation Position sensitive detector based image conversion system capable of preserving subpixel information
US5825033A (en) 1996-10-31 1998-10-20 The Arizona Board Of Regents On Behalf Of The University Of Arizona Signal processing method for gamma-ray semiconductor sensor
US6744912B2 (en) 1996-11-29 2004-06-01 Varian Medical Systems Technologies, Inc. Multiple mode digital X-ray imaging system
IL119875A (en) 1996-12-20 1999-12-31 Israel State Technique for obtaining sub-pixel spatial resolution and corrected energy determinsation from room temperature solid state gamma and x-ray detectors with segmented readout
US6169287B1 (en) 1997-03-10 2001-01-02 William K. Warburton X-ray detector method and apparatus for obtaining spatial, energy, and/or timing information using signals from neighboring electrodes in an electrode array
US5847398A (en) 1997-07-17 1998-12-08 Imarad Imaging Systems Ltd. Gamma-ray imaging with sub-pixel resolution
IL122357A0 (en) 1997-11-27 1998-04-05 Elgems Ltd Calibration of pet cameras
US6239438B1 (en) 1998-11-19 2001-05-29 General Electric Company Dual acquisition imaging method and apparatus
US6535229B1 (en) 1999-06-29 2003-03-18 International Business Machines Corporation Graphical user interface for selection of options within mutually exclusive subsets
US6388244B1 (en) 2000-03-20 2002-05-14 Philips Medical Systems (Cleveland), Inc. Virtual contouring for transmission scanning in spect and pet studies
AU2001266579A1 (en) 2000-05-16 2001-11-26 Dario B. Crosetto Method and apparatus for anatomical and functional medical imaging
IL137821A (en) 2000-08-10 2009-07-20 Ultraspect Ltd Spect gamma camera
IL143980A0 (en) * 2001-06-25 2002-04-21 Imarad Imaging Systems Ltd Three dimensional radiation detection
CA2455663C (en) 2001-08-24 2008-02-26 Mitsubishi Heavy Industries, Ltd. Radiotherapy apparatus
US20030128324A1 (en) 2001-11-27 2003-07-10 Woods Daniel D. Pixel size enhancements
US6618185B2 (en) 2001-11-28 2003-09-09 Micronic Laser Systems Ab Defective pixel compensation method
US20030153830A1 (en) 2002-01-08 2003-08-14 Weinberg Irving N. Open-access emission tomography scanner
CA2474450A1 (en) 2002-02-01 2003-08-07 Board Of Regents, The University Of Texas System Asymmetrically placed cross-coupled scintillation crystals
US20040164249A1 (en) * 2003-02-26 2004-08-26 Crosetto Dario B. Method and apparatus for determining depth of interactions in a detector for three-dimensional complete body screening
US6748044B2 (en) 2002-09-13 2004-06-08 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Computer assisted analysis of tomographic mammography data
US7490085B2 (en) 2002-12-18 2009-02-10 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Computer-assisted data processing system and method incorporating automated learning
US7187790B2 (en) 2002-12-18 2007-03-06 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Data processing and feedback method and system
GB0312776D0 (en) 2003-06-04 2003-07-09 Imaging Res Solutions Ltd Generating detector efficiency estimates for a pet scanner
FR2864731B1 (fr) 2003-12-30 2006-02-03 Commissariat Energie Atomique Systeme de detection de rayonnements permettant un meilleur comptage d'evenements
US7026623B2 (en) 2004-01-07 2006-04-11 Jacob Oaknin Efficient single photon emission imaging
US7508509B2 (en) 2004-05-04 2009-03-24 Metso Automation Oy Measurement of an object from an image consisting of a pixel matrix
US7218702B2 (en) 2004-05-10 2007-05-15 Wisconsin Alumni Research Foundation X-ray system for use in image guided procedures
US8280124B2 (en) 2004-06-01 2012-10-02 Spectrum Dynamics Llc Methods of view selection for radioactive emission measurements
JP2008514965A (ja) * 2004-09-30 2008-05-08 スタンフォード ユニバーシティ 半導体結晶高解像度撮像装置
DE102004048962B4 (de) 2004-10-07 2006-09-21 Siemens Ag Digitale Röntgenaufnahmevorrichtung bzw. Verfahren zur Aufnahme von Röntgenabbildungen in einer digitalen Röntgenaufnahmevorrichtung
US9943274B2 (en) 2004-11-09 2018-04-17 Spectrum Dynamics Medical Limited Radioimaging using low dose isotope
US7233002B2 (en) 2004-11-25 2007-06-19 Ultraspect Ltd. SPECT gamma camera with a fixed detector radius of orbit
US7265356B2 (en) 2004-11-29 2007-09-04 The University Of Chicago Image-guided medical intervention apparatus and method
CN101073019B (zh) * 2004-12-09 2011-06-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有相互作用深度灵敏度的像素化探测器
US7872235B2 (en) 2005-01-13 2011-01-18 Spectrum Dynamics Llc Multi-dimensional image reconstruction and analysis for expert-system diagnosis
CN1879553B (zh) 2005-06-15 2010-10-06 佳能株式会社 在胸部图像中检测边界的方法及装置
DE102005032963B4 (de) 2005-07-14 2014-09-18 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Einrichtung zur Darstellung mehrerer Untersuchungsbereiche eines Untersuchungsobjekts sowie wenigstes einer auf den intrakorporalen Einfluss eines Mittels bezogenen Information
JP4371083B2 (ja) 2005-07-25 2009-11-25 株式会社島津製作所 ポジトロンｃｔ装置の３次元画像再構成処理方法、及び、その装置
US7332724B2 (en) 2005-07-26 2008-02-19 General Electric Company Method and apparatus for acquiring radiation data
US7297956B2 (en) 2005-07-26 2007-11-20 General Electric Company Methods and apparatus for small footprint imaging system
US7668288B2 (en) 2005-08-15 2010-02-23 Digirad Corporation Discrete sampling of gamma ray field over multiple portions using multiple heads with spaces between the different portions
US7381959B2 (en) 2005-08-17 2008-06-03 General Electric Company Technique for reconstructing PET scan images
US7411197B2 (en) * 2005-09-30 2008-08-12 The Regents Of The University Of Michigan Three-dimensional, position-sensitive radiation detection
US7601966B2 (en) 2006-06-28 2009-10-13 Spectrum Dynamics Llc Imaging techniques for reducing blind spots
US7671331B2 (en) 2006-07-17 2010-03-02 General Electric Company Apparatus and methods for processing imaging data from multiple detectors
US7592597B2 (en) 2006-08-03 2009-09-22 Ge Healthcare Israel Method and apparatus for imaging with imaging detectors having small fields of view
US9072441B2 (en) 2006-08-08 2015-07-07 Ge Medical Systems Israel, Ltd. Method and apparatus for imaging using multiple imaging detectors
US7692156B1 (en) 2006-08-23 2010-04-06 Radiation Monitoring Devices, Inc. Beam-oriented pixellated scintillators for radiation imaging
RU2450288C2 (ru) 2006-09-21 2012-05-10 Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. Кардиометрическая система spect с оптимизацией траектории
US20080092074A1 (en) 2006-10-17 2008-04-17 International Business Machines Corporation Ascribing visual metadata to workflow components modeled using graphical icons
US8013308B2 (en) * 2006-10-20 2011-09-06 Commissariat A L'energie Atomique Gamma-camera utilizing the interaction depth in a detector
US7528377B2 (en) 2006-12-26 2009-05-05 Orbotech Medical Solutions Ltd. Radiation detector circuit
US20080277591A1 (en) 2007-05-08 2008-11-13 Orbotech Medical Solutions Ltd. Directional radiation detector
US20090070121A1 (en) 2007-09-11 2009-03-12 Jean-Baptiste Leonelli System, Method And Graphical User Interface For Workflow Generation, Deployment And/Or Execution
EP2073040A2 (en) 2007-10-31 2009-06-24 FUJIFILM Corporation Radiation image detector and phase contrast radiation imaging apparatus
US7495228B1 (en) 2008-03-31 2009-02-24 General Electric Company Dual function detector device
WO2009121132A1 (en) 2008-03-31 2009-10-08 Southern Innovation International Pty Ltd Radiation imaging method with individual signal resolution
US8269180B2 (en) * 2008-08-27 2012-09-18 Brookhaven Science Associates, Llc Method and apparatus for the measurement of signals from radiation sensors
US8519340B2 (en) 2008-12-22 2013-08-27 Koninklijke Philips N.V. High dynamic range light sensor
US20100261997A1 (en) 2009-04-13 2010-10-14 Baorui Ren System and Method for Molecular Breast Imaging with Biopsy Capability and Improved Tissue Coverage
US7928727B2 (en) 2009-06-04 2011-04-19 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Adapting acquisition time in nuclear imaging
US8338788B2 (en) 2009-07-29 2012-12-25 Spectrum Dynamics Llc Method and system of optimized volumetric imaging
US9173618B2 (en) 2009-11-05 2015-11-03 General Electric Company Diagnostic imaging system and method using multiple types of imaging detectors
US8552389B2 (en) 2010-10-29 2013-10-08 General Electric Company System and method for collimation in diagnostic imaging systems
US20130168567A1 (en) 2011-12-28 2013-07-04 General Electric Company Collimator for a pixelated detector
US8866097B2 (en) * 2012-02-29 2014-10-21 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Detector apparatus having a hybrid pixel-waveform readout system
WO2013161911A1 (ja) 2012-04-24 2013-10-31 株式会社東芝 医用画像診断装置及びｐｅｔ－ｍｒｉ装置
US8866087B2 (en) 2012-05-29 2014-10-21 University Of Manitoba Systems and methods for improving the quality of images in a PET scan
US10067239B2 (en) * 2012-05-31 2018-09-04 Minnesota Imaging And Engineering Llc Detector systems for radiation imaging
US9261609B2 (en) 2012-08-20 2016-02-16 General Electric Company Apparatus and methods for charge collection control in radiation detectors
US9595121B2 (en) 2012-11-02 2017-03-14 General Electric Company Systems and methods for PET penalized-likelihood image reconstruction with spatially varying smoothing parameters
EP2989486A1 (en) 2013-04-24 2016-03-02 Koninklijke Philips N.V. Pulse processing circuit with correction means
US9002084B2 (en) 2013-08-30 2015-04-07 Ge Medical Systems Israel, Ltd Systems and methods for summing signals from an imaging detector
FR3030778B1 (fr) * 2014-12-22 2017-01-27 Commissariat Energie Atomique Procede de calibration d'un detecteur de rayonnement ionisant et dispositif associe
US9927539B2 (en) * 2015-02-20 2018-03-27 General Electric Company Systems and methods for improving imaging by sub-pixel calibration
US9696440B2 (en) * 2015-02-20 2017-07-04 General Electric Company Systems and methods for improving energy resolution by sub-pixel energy calibration
US10932746B2 (en) 2015-06-30 2021-03-02 General Electric Company Systems and methods for dynamic scanning with multi-head camera
US10156645B2 (en) * 2016-12-23 2018-12-18 General Electric Company Systems and methods for sub-pixel location determination at sidewalls and corners of detectors

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005090979A (ja) * 2003-09-12 2005-04-07 National Cancer Center-Japan 核医学画像診断用放射線検出器、及び画像診断装置
CN102655813A (zh) * 2009-10-27 2012-09-05 华盛顿大学商业中心 用于辐射检测器晶体的光学干涉图案形成
US20110155918A1 (en) * 2009-12-30 2011-06-30 Jean-Paul Bouhnik Systems and methods for providing a shared charge in pixelated image detectors
CN103917898A (zh) * 2011-10-12 2014-07-09 皇家飞利浦有限公司 ToF-DOI探测器阵列的建模
WO2014056893A1 (fr) * 2012-10-08 2014-04-17 Commissariat à l'énergie atomique et aux énergies alternatives Procédé et dispositif de détection d'un rayonnement ionisant par un photodétecteur pixellisé

Non-Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
"DOI-PET image reconstruction with accurate system modeling that reduces redundancy of the imaging system";Yamaya et al.;《IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE》;全文 *
"Depth-of-interaction estimates in pixelated scintillator sensors using Monte Carlo techniques".《Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section A: Accelerators, Spectrometers, Detectors and Associated Equipment》.2017,全文. *
"Investigation of the limitations of the highly pixilated CdZnTe detector for PET applications";Komarov, S et al.;《PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY》;全文 *
"先进核医学影像探测器的位置和能量性能优化研究";范鹏;《中国博士学位论文全文数据库 医药卫生科技》;全文 *
"基于反应深度信息的平板PET图像重建";周凤银;《中国优秀硕士学位论文全文数据库 信息科技》;全文 *

Also Published As

Publication number Publication date
FR3084933A1 (fr) 2020-02-14
US10481285B1 (en) 2019-11-19
FR3084933B1 (fr) 2021-12-10
CN110824530A (zh) 2020-02-21
DE102019121702A1 (de) 2020-02-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US9632186B2 (en) Systems and methods for sub-pixel location determination
CN110824530B (zh) 用于确定交互作用深度的系统和方法
EP3304129B1 (en) Systems and methods for charge-sharing identification and correction using a single pixel
US9696440B2 (en) Systems and methods for improving energy resolution by sub-pixel energy calibration
US9927539B2 (en) Systems and methods for improving imaging by sub-pixel calibration
US7872221B2 (en) Apparatus and methods for calibrating pixelated detectors
US20150085970A1 (en) Systems and methods for hybrid scanning
US10156645B2 (en) Systems and methods for sub-pixel location determination at sidewalls and corners of detectors
EP3404448B1 (en) Systems and methods for improved collimation sensitivity
US10324200B2 (en) Systems and methods for improved collimation sensitivity
US11156731B2 (en) Systems and methods for improved detector assembly sizing
US9915737B2 (en) Systems and methods for imaging with multi-head camera
CN110837097B (zh) 用于改善对非收集的相邻信号的检测的阳极
US10591619B2 (en) Anodes for improved detection of non-collected adjacent signals
US10976452B2 (en) Systems and methods for improved medical imaging
US9983320B1 (en) Systems and methods for improved collimation sensitivity
EP3339909B1 (en) Systems and methods for sub-pixel location determination at sidewalls and corners of detectors
US11534128B2 (en) Systems and methods for image quality enhancement for multi-head camera
US11543546B2 (en) Systems and methods for localized calibration
US8923586B1 (en) System and method for molecular breast imaging
EP3659513B1 (en) Methods for improving imaging by sub-pixel calibration

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