CN115877435A - 一种半导体探测器、成像设备及其医学成像方法 - Google Patents

Abstract

本说明书实施例提供一种半导体探测器、成像设备及其医学成像方法。所述半导体探测器包含至少一组探测器模块，所述探测器模块包括：感光基底，位于所述感光基底第一主表面的背底电极，位于所述感光基底第二主表面的多组电极条，多组所述电极条中的至少一组电极条包括信号收集电极和非收集电极；以及，读出电路，用于读出所述多组电极条输出的电信号，并将所述电信号转换为数字化数据，所述电信号包括所述信号收集电极收集的电信号，或所述信号收集电极和所述非收集电极收集的电信号。

Description

一种半导体探测器、成像设备及其医学成像方法

技术领域

本说明书涉及医疗技术领域，特别涉及一种半导体探测器、成像设备及其医学成像方法。

背景技术

半导体探测器(semiconductor detector)是以半导体材料为探测介质的辐射探测器。半导体探测器依靠带电粒子在半导体探测器的灵敏体积内产生电子－空穴对，电子－空穴对在外电场的作用下漂移而输出信号。随着科学技术不断发展需要，半导体探测器在结构和材料上有了很大的改进，并广泛应用在高能物理、天体物理、工业、安全检测、核医学、X光成像、军事等各个领域。例如，半导体探测器在CT(Computed Tomography，电子计算机断层扫描)成像设备中，可以用于将探测到的由CT设备发射的射线中光子信号转换为电信号，通过电子学设备将电信号传输或存储到计算机中，以便生成医学图像。探测器性能的好坏在一定程度上能够影响医学图像的图像质量。

因此，希望提出一种半导体探测器。

发明内容

本说明书一个方面提供一种半导体探测器。所述半导体探测器包含至少一组探测器模块，所述探测器模块包括：感光基底，位于所述感光基底第一主表面的背底电极；位于所述感光基底第二主表面的多组电极条，多组所述电极条中的至少一组电极条包括信号收集电极和非收集电极；以及，读出电路，用于读出所述多组电极条输出的电信号，并将所述电信号转换为数字化数据，所述电信号包括所述信号收集电极收集的电信号，或所述信号收集电极和所述非收集电极收集的电信号。

在一些实施例中，每组所述电极条包含纵向排列的至少两组子电极，所述至少两组子电极的每组子电极输出的光子计数率之间的差值在预设范围内。

在一些实施例中，每组所述电极条包含纵向排列的三组子电极。

在一些实施例中，所述至少两组子电极中每组子电极的长度沿射线入射方向呈指数增加。

在一些实施例中，所述至少两组子电极中每组子电极的长度沿纵向呈指数递增或递减。

在一些实施例中，所述至少两组子电极中靠近所述探测器模块边缘的其中一组子电极包括信号收集电极和非收集电极。

在一些实施例中，所述至少两组子电极中长度较长的子电极包括信号收集电极和非收集电极。

在一些实施例中，所述至少两组子电极中靠近所述射线入射方向的子电极包括信号收集电极和非收集电极。

在一些实施例中，所述至少两组子电极中远离所述射线入射方向的一组或一组以上子电极包括信号收集电极和非收集电极。

在一些实施例中，所述至少一组电极条的所述信号收集电极被所述非收集电极环绕，和/或所述信号收集电极与所述非收集电极通过插指方式连接。

在一些实施例中，所述半导体探测器为能量积分型探测器；所述读出电路至少包括电荷积分器，以及所述读出电路的数量与每组所述电极条包含的子电极数量相同。

本说明书另一个方面提供一种医学成像方法。所述方法包括：基于如前所述的半导体探测器获取与穿过目标对象的光子相关的数字化数据；基于所述数字化数据，生成所述目标对象的医学图像。

本说明书另一个方面提供一种成像设备。所述设备包括射线源、如前所述的半导体探测器、图像处理装置；所述射线源用于向目标对象发射X射线；所述半导体探测器系统用于将穿过所述目标对象的X射线转换为数字化数据；所述图像处理装置用于基于所述数字化数据，生成所述目标对象的医学图像。

在一些实施例中，所述X射线沿所述半导体探测器的其中一组电极条的子电极排列方向射入。

附图说明

本说明书将以示例性实施例的方式进一步说明，这些示例性实施例将通过附图进行详细描述。这些实施例并非限制性的，在这些实施例中，相同的编号表示相同的结构，其中：

图1是根据本说明书一些实施例所示的半导体探测器的应用场景示意图；

图2是根据本说明书一些实施例所示的探测器模块的示例性示意图；

图3A和3B是根据本说明书另一些实施例所示的探测器模块的示例性示意图；

图4是根据本说明书一些实施例所示的探测器模块的示例性结构示意图；

图5A-图5C是根据本说明书另一些实施例所示的探测器模块的示例性结构示意图；

图6A-图6B是根据本说明书另一些实施例所示的探测器模块的示例性结构示意图；

图7是根据本说明书一些实施例所示的半导体探测器的示例性示意图；

图8是根据本说明书一些实施例所示的医学成像方法的示例性流程图；

图9是根据本说明书一些实施例所示的医学成像系统的示例性模块图。

具体实施方式

为了更清楚地说明本说明书实施例的技术方案，下面将对实施例描述中所需要使用的附图作简单的介绍。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本说明书的一些示例或实施例，对于本领域的普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图将本说明书应用于其它类似情景。除非从语言环境中显而易见或另做说明，图中相同标号代表相同结构或操作。

应当理解，本文使用的“系统”、“装置”、“单元”和/或“模块”是用于区分不同级别的不同组件、元件、部件、部分或装配的一种方法。然而，如果其他词语可实现相同的目的，则可通过其他表达来替换所述词语。

如本说明书和权利要求书中所示，除非上下文明确提示例外情形，“一”、“一个”、“一种”和/或“该”等词并非特指单数，也可包括复数。一般说来，术语“包括”与“包含”仅提示包括已明确标识的步骤和元素，而这些步骤和元素不构成一个排它性的罗列，方法或者设备也可能包含其它的步骤或元素。

本说明书中使用了流程图用来说明根据本说明书的实施例的系统所执行的操作，相关描述是为帮助更好地理解医学成像方法和/或系统。应当理解的是，前面或后面操作不一定按照顺序来精确地执行。相反，可以按照倒序或同时处理各个步骤。同时，也可以将其他操作添加到这些过程中，或从这些过程移除某一步或数步操作。

图1是根据本说明书一些实施例所示的半导体探测器的应用场景示意图。

如图1所示，医学成像系统100中可以包括成像设备110、处理器120、显示设备130以及存储设备140。

成像设备110可以用于对检测区域内的目标对象进行扫描，得到该目标对象的扫描数据。为了说明目的，本说明书实施例中，使用成像设备110获取的目标对象的图像数据被称为医学图像，而使用其图像采集装置获取的图像数据被称为图像。在一些实施例中，目标对象可以包括生物对象和/或非生物对象。例如，目标对象可以包括身体的特定部分，例如头部、胸部、腹部等，或其组合。又例如，目标对象可以是有生命或无生命的有机和/或无机物质的人造成分。在一些实施例中，与目标对象有关的医学图像数据可以包括目标对象的投影数据、一个或以上扫描图像等。

在一些实施例中，成像设备110可以是用于疾病诊断或研究目的的非侵入性生物医学成像装置。例如，成像设备110可以包括单模态扫描仪和/或多模态扫描仪。单模态扫描仪可以包括例如超声波扫描仪、X射线扫描仪、计算机断层扫描(CT)扫描仪、磁共振成像(MRI)扫描仪、超声检查仪、正电子发射断层扫描(PET)扫描仪、光学相干断层扫描(OCT)扫描仪、超声(US)扫描仪、血管内超声(IVUS)扫描仪、近红外光谱(NIRS)扫描仪、远红外(FIR)扫描仪等，或其任意组合。多模态扫描仪可以包括例如X射线成像-磁共振成像(X射线-MRI)扫描仪、正电子发射断层扫描-X射线成像(PET-X射线)扫描仪、单光子发射计算机断层扫描-磁共振成像(SPECT-MRI)扫描仪、正电子发射断层扫描-计算机断层摄影(PET-CT)扫描仪、数字减影血管造影-磁共振成像(DSA-MRI)扫描仪等。上面提供的扫描仪仅用于说明目的，而无意限制本申请的范围。如本文所用，术语“成像模态”或“模态”广泛地是指收集、生成、处理和/或分析目标对象的成像信息的成像方法或技术。

在一些实施例中，成像设备110可以包括用于执行成像和/或相关分析的模块和/或组件。在一些实施例中，成像设备110可以包括射线发生装置、附属装置和成像装置。其中，射线发生装置是指完成射线(例如，X射线)产生并对其进行控制的装置。射线附属装置是指为满足临床诊疗的需要而设计的各种与射线发生装置配套的设施，例如，可以包括机械设备如检查床、诊断床、导管床、摄影床等、各种支撑、悬吊装置、制动装置、保持装置、滤线栅、滤过板、遮线器等。在一些实施例中，射线成像装置可以有多种形式，例如，数字成像装置可以包括探测器、计算机系统及图像处理软件等；其他成像装置可以包括荧光屏、胶片暗匣、影像增强器、影像电视等。

本说明书实施例中将主要以成像设备包括数字成像装置为例进行描述。其中，探测器可以用于将采集到的光信号转换为电信号。在一些实施例中，探测器可以包括一组或多组探测器模块，例如，图7中所示，每个条形可以表示一组探测器模块，探测器可以由多个条形对应的探测器模块组成。在一些实施例中，每组探测器模块可以包括感光模块与读出电路，例如，图2中所示的探测器模块。其中，感光模块可以用于采集经过目标对象的射线中光子信号，并将采集到的光子信号转换为电信号，读出电路可以用于读出感光模块中收集的电信号并将其转化为数字化数据，以便用于生成医学图像。在一些实施例中，探测器可以包括半导体探测器、光伏型探测器等，本说明书对此不做限制。更多关于探测器相关的内容可以参见本说明书其他地方，例如，图2-图7及其相关描述，此处不再赘述。

在一些实施例中，由成像设备110获取的数据(如，目标对象的医学图像)可以被传送到处理器120以供进一步分析。附加地或替代地，由成像设备110获取的数据可以被发送到终端设备(例如，显示设备130)用于显示和/或存储设备(例如，存储设备140)用于存储。

处理器120可以处理从成像设备110、存储设备140或医学成像系统100的其他组件(例如，用户终端)获得的数据和/或信息。例如，处理器120可以从成像设备110中获取目标对象的医学图像数据。又例如，处理器120可以从图像采集装置获取拍摄的目标对象的图像，并对其进行分析处理。在一些实施例中，处理器120可以是单一服务器或服务器组。服务器组可以是集中式的或分布式的。在一些实施例中，处理器120可以是本地或远程的。例如，处理器120可以通过网络从成像设备110和/或存储设备140访问信息和/或数据。又例如，处理器120可以直接连接到成像设备110和/或存储设备140以访问信息和/或数据。在一些实施例中，处理器120可以在云平台上实现。例如，云平台可以包括私有云、公共云、混合云、社区云、分布式云、云间云、多云等，或其任意组合。

在一些实施例中，处理器120可以包括一个或以上处理器(例如，单芯片处理器或多芯片处理器)。仅作为示例，处理器120可以包括中央处理单元(CPU)、专用集成电路(ASIC)、专用指令集处理器(ASIP)、图像处理单元(GPU)、物理运算处理单元(PPU)、数字信号处理器(DSP)、现场可编程门阵列(FPGA)、可编程逻辑器件(PLD)、控制器、微控制器单元、精简指令集计算机(RISC)、微处理器等，或其任意组合。在一些实施例中，处理器120可以为成像设备110的一部分。例如，处理器120可以集成在成像设备110内，用于处理探测器系统输出的数字化数据，以生成目标对象的医学图像。

显示设备130可以与成像设备110和/或处理器120连接，用于输入/输出信息和/或数据。例如，用户可以通过显示设备130与成像设备110进行交互，以控制成像设备110的一个或多个部件。又例如，成像设备110可以将生成的医学图像输出至显示设备130，以展示给用户。在一些实施例中，显示设备130可以包括输入设备。输入设备可以选用键盘输入、触摸屏(例如，具有触觉或触觉反馈)输入、语音输入、眼睛跟踪输入、手势跟踪输入、大脑监测系统输入、图像输入、视频输入或任何其他类似的输入机制。通过输入设备接收的输入信息可以通过如总线传输到处理器120，以进行进一步处理。其他类型的输入设备可以包括光标控制装置，例如，鼠标、轨迹球或光标方向键等。在一些实施例中，操作者(如，医护人员)可以通过输入设备输入反映目标对象医学图像类别的指令。在一些实施例中，显示设备130可以是成像设备110的一部分。

存储设备140可以存储数据、指令和/或任何其他信息。例如，存储设备140可以存储成像设备110获取的目标对象的医学图像数据，图像采集装置拍摄的图像等。在一些实施例中，存储设备140可以存储从成像设备110和/或处理器120获得的数据。在一些实施例中，存储设备140可以存储处理器120用来执行或使用来完成本申请中描述的示例性方法的数据和/或指令。在一些实施例中，存储设备140可以包括大容量存储器、可移动存储器、易失性读写存储器、只读存储器(ROM)等，或其任意组合。在一些实施例中，存储设备140可以在云平台上实现。

在一些实施例中，存储设备140可以连接到网络以与医学成像系统100中的至少一个其他组件(例如，成像设备110、处理器120)通信。医学成像系统100中的至少一个组件可以通过网络访问存储设备140中存储的数据(例如目标对象的医学图像数据等)。在一些实施例中，存储设备140可以是成像设备110和/或处理器120的一部分。

应该注意的是，上述描述仅出于说明性目的而提供，并不旨在限制本申请的范围。对于本领域普通技术人员而言，在本申请内容的指导下，可做出多种变化和修改。可以以各种方式组合本申请描述的示例性实施例的特征、结构、方法和其他特征，以获得另外的和/或替代的示例性实施例。例如，存储设备140可以是包括云计算平台(例如公共云、私有云、社区和混合云等)的数据存储设备。然而，这些变化与修改不会背离本申请的范围。

图2是根据本说明书一些实施例所示的探测器模块的示例性示意图。

半导体探测器的基本原理是带电粒子在半导体探测器的灵敏体积内产生电子－空穴对，电子－空穴对在外电场的作用下漂移而输出信号。在一些实施例中，半导体探测器中的电子－空穴对也可以称为探测器的信息载流子。在一些实施例中，半导体探测器可以包括P-N结型半导体探测器、锂漂移型半导体探测器、高纯锗半导体探测器、化合物半导体探测器、特殊类型半导体探测器等。

半导体探测器凭借其具有能量线性好、分辨率高、时间响应快、灵敏区厚度可调、结构简单、体积小、重量轻等优势，广泛应用于医学成像领域。例如，成像设备110发射的X射线穿过目标对象后照射到半导体探测器时，若射线的光子的能量等于或大于半导体的禁带宽度，则价带中的电子吸收光子后进入导带，产生电子-空穴对(这种类型的载流子也可以称为光生载流子)，电子-空穴对在高压作用下分离并漂移至对应电极，并在电极上产生感应电荷，半导体探测器可以将感应电荷输出至处理器(例如，处理器120)进行处理或存储设备(例如，存储设备140)进行存储。在一些实施例中，半导体探测器可以收集产生的感应电荷并将其转换为数字化数据后，例如，基于感应电荷获得不同能量区间的光子计数，输出至处理器(例如，处理器120)进行处理或存储设备(例如，存储设备140)进行存储。

由于电场力对电子的作用，使电子的运动速度和能量发生变化，从能带轮来看，电子能量变化即电子从一个能级跃迁到另一个能级上。其中，价带中，能级已被电子所占满，一般外电场作用时，其电子不形成电流，对导电没有贡献。导带中，能级被电子部分占满，在外电场作用下，电子从外电场吸收能量跃迁到未被电子占据的能级上去，形成电流，起导电作用。价带和导带之间的禁区称为禁带。

在一些实施例中，探测器模块可以包括感光模块和读出电路。其中，感光模块可以用于将光子转换为电信号(例如，电子-空穴对)，读出电路可以用于从感光模块读出电信号，并将其转换为数字化数据。在一些实施例中，感光模块和读出电路可以集成在数据采集板上，组成一个薄片型的探测器模块。

在一些实施例中，如图2所示，感光模块可以包括感光基底、位于感光基底第一主表面上的背底电极和位于感光基底第二主表面上的多组电极条。在一些实施例中，每组电极条可以包括一组子电极，多组电极条中的至少一组可以包括信号收集电极和非收集电极，例如图4中所示。在一些实施例中，每组电极条可以包含长度沿纵向呈指数递增或递减的至少两组子电极。例如图2中所示，黑色箭头所示方向可以表示射线入射方向，黑色矩形可以表示子电极，每组电极条可以包括长度在Z方向上呈指数增加的第一子电极201、第二子电极203等。在一些实施例中，多组子电极中的至少一组可以由信号收集电极和非收集电极构成，例如图5A-图6B所示。

在一些实施例中，感光基底可以采用化合物作为感光材料，例如，晶体Si(硅)、CdTe、GaAs、HgI₂和CdZnTe(CZT)等。仅作为示例，半导体探测器可以采用N型Si基底作为感光材料。在一些实施例中，感光基底可以包括PN型、PIN型等结构。

在一些实施例中，读出电路可以包括集成电路，例如，特定用途集成电路(ASIC)。在一些实施例中，探测器模块可以包括一个或多个读出电路。在一些实施例中，探测器模块的读出电路数量可以与电极条的组数一致，或与子电极的总数量一致，或与每组电极条中包含子电极的数量一致。例如，每组电极条可以对应一个ASIC电路，或每组子电极可以对应一个ASIC电路，或所有电极条组中长度相同的子电极可以对应一个ASIC电路等。在一些实施例中，读出电路可以位于半导体探测器的任意位置。优选地，读出电路可以位于探测器模块平行于射线入射方向的任意一侧，例如图2中所示的位置，以避免光子进入半导体探测器时对读出电路造成影响。在一些实施例中，读出电路可以用于读出电极条输出的电信号，例如，读出至少一组电极条的信号收集电极收集的电信号，或至少一组电极条的信号收集电极和非收集电极收集的电信号。

需要明确的是，术语“特定用途集成电路(ASIC)”应作宽泛解释为用于和配置用于特定应用的任意的一般集成电路。例如，光子计数型探测器中，ASIC可以包括前放电路、整形滤波电路、脉冲比较器电路和数字信号输出电路。又例如，光子能量积分型探测器中，ASIC可以包括整形滤波器、电荷积分器。

在一些实施例中，读出电路与感光模块可以实现芯片化集成，即感光模块与读出电路可以在同一块晶元上加工完成。

在一些实施例中，探测器模块200的长度、宽度、厚度(如感光基底的长度、宽度、厚度)可以为任意合理的值，此处不做限制。仅作为示例，探测器模块200的长度(Z方向)可以大于30mm，宽度(Y方向)可以大于40mm，厚度(X方向)可以在0.5mm-1mm范围内。通过将探测器模块设置为长度大于30mm，宽度大于40mm，厚度在0.5mm-1mm范围内，可以提高半导体探测器的射线吸收效率。

在一些实施例中，射线可以从探测器的边缘、或表面射入。例如，X射线可以从图2中黑色箭头方向射入半导体探测器，或垂直电极条深度方向射入半导体探测器。优选地，射线可以沿电极条深度方向射入半导体探测器。

图3A和3B是根据本说明书另一些实施例所示的探测器模块的示例性示意图。其中，图3A为正视示意图，图3B为侧视示意图。

如图3A或3B所示，在一些实施例中，探测器模块300可以为条形探测器，即电极条为条形电极，其中，一组条形电极(每一列对应一组条形电极)可以构成一个像素。在一些实施例中，探测器的像素尺寸可以基于条形电极之间的间距与感光基底的厚度确定。例如，感光基底的厚度h与横向排列的条形电极之间的间距s均为0.5mm时，探测器模块的像素尺寸为0.5mm*0.5mm。在一些实施例中，每组条形电极之间的间距与感光基底的厚度可以根据实际情况自行设定。例如，探测器模块的宽度为40mm时，若将其分为80组条形电极，则每组条形电极之间的间距可以为0.5mm，即探测器包含80个像素。例如，感光基底的厚度可以在0.5mm-1mm的范围内。

在一些实施例中，每组电极条可以包括至少两组子电极。例如，图3A或3B中所示，每组电极条可以包含纵向排列的三组子电极，第一子电极201、第二子电极203和第三子电极205。在一些实施例中，电极条的至少两组子电极中每组子电极输出的光子计数率之间的差值可以在预设范围内。在一些实施例中，预设范围可以包括0-1、0-10、1-10等任意合理的范围。例如，至少两组子电极中每组子电极输出的光子计数率之间的差值可以为0，即每组子电极输出的光子计数率相同。在一些实施例中，至少两组子电极中每组子电极的长度可以沿纵向呈指数递增或递减。在一些实施例，在应用过程中，至少两组子电极中每组子电极的长度可以沿射线入射方向呈指数增加，例如第一子电极201、第二子电极203和第三子电极205的长度可以沿射线入射方向呈指数增加。在一些实施例中，每组电极条的至少两组子电极(例如，第一子电极201、第二子电极203和第三子电极205)的长度比例可以为任意能够使得每组子电极输出的光子计数率相近或相同的值，例如，沿射线入射方向(即Z方向)比例可以为1：2：4，本说明书对此不作限制。

在一些实施例中，探测器模块300的三部分子电极可以分别对应三个不同的读出电路。例如，图3A中三个虚线框分别对应三部分子电极，第一个虚线框中所有第一子电极201可以对应同一读出电路1，第二虚线框中所有第二子电极203可以对应同一读出电路2，第三个虚线框中所有第三子电极205可以对应同一读出电路3。这样等于将一个像素的计数均分在三个子电极上，而后分别读出。

在一些实施例中，探测器模块300可以包括光子计数型探测器、能量积分型探测器等。其中，读出电路的数量与每组条形电极(即电极条)中子电极的数量相同。光子射入半导体探测器沉积在某像素中时，将产生电子-空穴对，电子-空穴对在高压(例如，100-150V的偏压)作用下分离并漂移至对应电极，产生感应电荷。读出电路可以通过收集电极上的感应电荷，输出不同能量区间的光子计数或电荷积分。例如，光子计数型探测器的读出电路可以对应前放电路、整形滤波电路、脉冲比较器以及数字信号输出电路组成的计数型集成电路。此种情况下，半导体探测器可以通过对整形滤波后的信号进行脉冲比较，输出3个不同能量区间的光子计数。又例如，光子能量积分型探测器的读出电路可以对应由整形滤波电路、电荷积分电路组成的积分型集成电路。此种情况下，半导体探测器可以通过对整形滤波后的光电流(即光子转换产生的电流信号)进行电流积分，以实现光生电荷数量的电荷积分。进一步地处理器可以基于每个电极收集到的电荷积分，根据光强与光生电荷的线性关系，计算得到相应的分段能谱的光强信息。

一般地，射线从边缘射入半导体探测器后，能量越低的光子更容易沉积在入射方向的上层，而能量较高的光子更容易沉积在入射方向的下层。因此，上层读出的低能光子居多，中层读出的中能光子居多，而最下层读出高能光子居多。本说明书实施例中，通过将每组电极条划分为长度呈指数递增的多段(例如，第一子电极201、第二子电极203和第三子电极205)，可以分别收集低、中、高能光子，在提高光子计数/积分计算的效率同时满足多能谱图像重建，进而可以降低病人辐射剂量、提高成像定量分析准确性以及实现超高空间分辨率等。

图3B为与图3A对应的探测器模块的侧视图。如图3B所示，在一些实施例中，探测器模块300与电极条相对的另一面(即第一主表面)可以包括一个覆盖整个探测器灵敏区的背底电极213。其中，电极条与背底电极213之间的间距h对应感光基底的厚度。需要注意的是，图中电极条、背底电极213的厚度仅作为示意，在实际应用中电极条与背底电极213相对较薄。在一些实施例中，背底电极213可以为阴极或阳极。更多关于感光基底与电极的内容可以参见本说明书其他部分(例如，图2及其相关描述)，此处不再赘述。

在一些替代性实施例中，可以根据需要，将探测器模块300中每组电极条的子电极数量调整为其他数量，例如，将每组电极条分成5-6组子电极。对于光子计数型探测器，这种设计可以降低读出电路的数据读出时间和带宽要求；对于能量积分型探测器，这种设计可以得到更多能量区间的信息，进而使得能谱图像更准确。

应当注意的是，上述有关探测器模块200和300的描述仅仅是为了示例和说明，而不限定本说明书的适用范围。对于本领域技术人员来说，在本说明书的指导下可以对探测器模块200或300的结构进行各种修正和改变。例如，可以将探测器模块300的结构应用于光伏型探测器中。然而，这些修正和改变仍在本说明书的范围之内。

图4是根据本说明书一些实施例所示的探测器模块的结构示意图。

如图4所示，在一些实施例中，探测器模块的多组电极条中的至少一组可以由信号收集电极和非收集电极构成。在一些实施例中，至少一组电极条的信号收集电极可以被一个或多个非收集电极环绕，例如，图4下方虚线框中所示，中间黑色圆形表示信号收集电极，信号收集电极外围多个矩形框表示非收集电极。在一些实施例中，非收集电极的形状可以包括圆形、矩形、六边形、椭圆形等，或其任意组合。在一些实施例中，信号收集电极可以位于电极条的中心、顶部、底端等任意合理位置，此处不做限制。在一些实施例中，至少一组电极条的信号收集电极与非收集电极可以通过插指方式连接，例如图6A-6B中所示。在一些实施例中，多组电极条可以包括信号收集电极与非收集电极通过插指方式连接的电极条，和，信号收集电极被多个非收集电极环绕的电极条。

通过将探测器模块的多组电极条的至少一组设置为由信号收集电极和非收集电极构成的特殊几何结构，可以缩小信号读出电极(即信号收集电极)的面积，从而降低探测器读出电容、提升电极性能均匀性、减少收集不完全对探测器灵敏区的影响等作用，进而提高探测器的能量分辨率和计数率。

图5A-5C是根据本说明书另一些实施例所示的探测器模块的结构示意图。

在一些实施例中，探测器模块的每组子电极或每组电极条可以均由信号收集电极和非收集电极构成。在一些实施例中，信号收集电极可以被一个或多个非收集电极环绕，即电极条或子电极为漂移型结构。例如图5A中所示，每组子电极可以均由多个非收集电极环绕信号收集电极的结构构成。通过将探测器的所有电极条设置为由非收集电极环绕信号收集电极的结构形式，有助于使得不同深度的电极(即子电极)的信号收集电极面积一致，提高探测器不同通道响应一致性。

在一些实施例中，探测器模块的部分子电极可以由信号收集电极和非收集电极构成。在一些实施例中，每组电极条的至少两组子电极中靠近探测器模块边缘的其中一组子电极可以包括信号收集电极和非收集电极，例如，图5B或图5C中所示。在一些实施例中，每组电极条的至少两组子电极中长度较短的子电极可以包括信号收集电极和非收集电极。例如，图5B中所示，探测器模块500的每组电极条的长度沿射线入射方向呈指数增加的子电极中，靠近射线入射方向的第一子电极201可以由信号收集电极和非收集电极构成。

在一些实施例中，远离射线入射方向的一组或一组以上子电极可以包括信号收集电极和非收集电极，即探测器模块多组子电极中长度较长的子电极可以由信号收集电极和非收集电极构成。例如，图5C中所示，探测器模块500的每组电极条中长度最长的第三子电极205可以由信号收集电极和非收集电极构成。又如，探测器模块500的每组电极条中长度较长的第二子电极203，和长度最长的第三子电极205可以均由信号收集电极和非收集电极构成。再如，探测器模块500的每组电极条中长度较长的第二子电极203可以由信号收集电极和非收集电极构成。

环绕信号收集电极的非收集电极可以在探测器模块两侧(即与射线入射方向对应的两侧)产生耗尽区，在外电场作用下，能够帮助探测器内部达到全耗尽状态，并形成指向信号收集电极的漂移电场，电子在电场作用下漂移至信号收集电极。电子在耗尽区漂移很长时间才可到达面积很小的信号收集电极，电极之间的电容很小，因此噪声很小，有利于提高探测器的能量分辨率。

图6A-6B是根据本说明书另一些实施例所示的探测器模块的结构示意图。

如图6A或6B所示，在一些实施例中，探测器模块的全部或部分电极条或条形子电极可以为共平面栅电极，即信号收集电极与非收集电极通过插指方式连接。例如，可以选择电极条中的任意3组、或6组、或8组等将其设置为共平面栅电极，或选择条形子电极中的任意1组(如第一子电极201、或第三子电极205)、或2组、或3组，将其信号收集电极与非收集电极设置为通过插指方式连接。在一些实施例中，通过插指方式连接的信号收集电极与非收集电极的与插入侧相对的另一侧可以连接在一起，例如图6A虚线框中所示，信号收集电极与非收集电极通过插指方式连接，且信号收集电极和非收集电极与插入侧相对的另一侧分别通过导线或其他导电结构连接。在一些实施例中，信号收集电极的分支数量和非收集电极的分支数量可以为任意合理的值，且彼此数量相同。

将探测器的电极条或条形子电极设计为信号收集电极与非收集电极通过插指方式连接的共平面栅结构，感光基底的输出信号为信号收集电极和非收集电极信号的差值，可以通过调节信号收集电极和非收集电极的权重因子，一方面几乎消除不完全收集的影响，另一方面减小权重势的不均匀性对于电子在非灵敏区收集的影响，进而提高探测器的能量分辨率。

应当注意的是，上述有关探测器模块500和600的描述仅仅是为了示例和说明，而不限定本说明书的适用范围。对于本领域技术人员来说，在本说明书的指导下可以对探测器模块500和600的结构进行各种修正和改变。例如，多组电极条可以仅包含一组共平面栅结构电极或漂移型结构电极。又例如，漂移型结构电极、共平面栅结构电极、条形电极可以间隔设置。再如，每组电极条的至少两组子电极中长度较短或较长的子电极的信号收集电极和非收集电极可以通过插指方式连接。然而，这些修正和改变仍在本说明书的范围之内。

图7是根据本说明书一些实施例所示的半导体探测器的示例性示意图。

如图7所示，在一些实施例中，半导体探测器700可以包括多个探测器模块(如探测器模块200、400、500或600)，例如，500个、1000个、3000个等。在一些实施例中，半导体探测器700的多个探测器模块可以通过任意合理的方式组合。例如，多个探测器模块可以分为两组，插指或叠放在一起构成半导体探测器700。在一些实施例中，半导体探测器可以由硅、碲化镉、碲锌镉等材料构成。在一些实施例中，半导体探测器由硅构成时，由于硅对X光子的阻止能力较低，为实现80％的量子效率可以将其深度方向(Z方向)的厚度设置为大于30mm。

在一些实施例中，为降低半导体探测器每个探测器模块间的串扰，提高半导体探测器的量子效率，可以在每个探测器模块的背底电极一侧覆盖一层反射材料，例如，钨等。在一些实施例中，反射材料的厚度可以在0.2微米到0.5微米范围内。

应当注意的是，上述有半导体探测器700的描述仅仅是为了示例和说明，而不限定本说明书的适用范围。对于本领域技术人员来说，在本说明书的指导下可以对半导体探测器700的结构进行各种修正和改变。然而，这些修正和改变仍在本说明书的范围之内。

在一些实施例中，成像设备可以包括射线源、半导体探测器700以及图像处理装置。其中，射线源可以用于向目标对象发射具有多个能量区间的射线，例如，具有一定能量范围的X射线。半导体探测器可以用于将穿过目标对象的射线转换为数字化数据。图像处理装置可以用于基于目标对象的数字化数据，生成该目标对象的医学图像。

图8是根据本说明书一些实施例所示的医学成像方法的示例性流程图。

医学成像方法800可以由医学成像设备110执行。例如，医学成像方法800可以以程序或指令的形式存储在存储装置(如存储设备140)中，当成像设备110执行该程序或指令时，可以实现医学成像方法800。在一些实施例中，医学成像方法800可以由医学成像系统900执行。

步骤810，利用半导体探测器获取与穿过目标对象的光子相关的数字化数据。在一些实施例中，步骤810可以由探测模块910执行。

在一些实施例中，数字化数据可以包括目标对象的投影数据。在一些实施例中，数字化数据可以包括不同能量区间的光子计数。在一些实施例中，数字化数据可以包括不同能量区间的能量积分。在一些实施例中，可以从半导体探测器获取与穿过目标对象的光子相关的数字化数据。在一些实施例中，可以从存储设备获取与穿过目标对象的光子相关的数字化数据。

在一些实施例中，成像设备通过射线源向目标对象发射射线，射线穿过目标对象进入半导体探测器后转换为电子-空穴对。电子-空穴对在外电场作用下漂移至对应电极，并产生感应电荷。半导体探测器的读出电路可以基于读出的感应电荷计算得到不同能量区间的光子计数或能量积分，从而获得具有不同能量区间的射线穿过目标对象以后的投影数据，即数字化数据。

步骤820，基于数字化数据，生成目标对象的医学图像。在一些实施例中，步骤820可以由医学图像生成模块920执行。

在一些实施例中，处理器可以基于目标对象的数字化数据进行图像处理，以生成目标对象的医学图像。例如，图像处理可以包括图像归一化、图像重建、图像平滑、图像压缩、图像增强、图像匹配、图像配准、图像几何校正、图像融合、图像修复，或者消除图像畸变、噪声等，或其任意组合。

在一些实施例中，处理设备可以对成像设备生成的医学图像进行后处理，以获得目标医学图像。例如，医学图像生成模块920可以对成像设备110重建获得的医学图像进行图像质量评价等以获得质量更好的医学图像，帮助医护人员清楚了解用户的病灶信息等。

应当注意的是，上述有关方法800的描述仅仅是为了示例和说明，而不限定本说明书的适用范围。对于本领域技术人员来说，在本说明书的指导下可以对方法800进行各种修正和改变。然而，这些修正和改变仍在本说明书的范围之内。

图9是根据本说明书一些实施例所示的医学成像系统的示例性模块图。

如图9所示，该医学成像系统900可以包括探测模块910、医学图像生成模块920和输出模块930。在一些实施例中，该医学成像系统900可以由图1中所示的成像设备110实现。

探测模块910可以用于将穿过目标对象的光子转换为数字化数据。

医学图像生成模块920可以用于基于数字化数据，生成目标对象的医学图像。在一些实施例中，医学图像生成模块920可以进一步包括数据处理单元923和图像生成单元925。在一些实施例中，数据处理单元923可以用于对目标对象的数字化数据进行处理。在一些实施例中，图像生成单元925可以用于基于投影数据生成目标对象的医学图像。在一些实施例中，图像生成单元925可以用于对重建图像进行图像处理。在一些实施例中，图像生成单元925可以用于对医学图像进行后处理，以获得目标医学图像。

输出模块930可以用于输出医学图像。在一些实施例中，输出模块930可以将医学图像输出给用户。例如，输出模块930可以将生成的医学图像输出至显示设备130，以展示给用户。

需要注意的是，以上对于系统900及其模块的描述，仅为描述方便，并不能把本说明书限制在所举实施例范围之内。可以理解，对于本领域的技术人员来说，在了解该系统的原理后，可能在不背离这一原理的情况下，对各个模块进行任意组合，或者构成子系统与其他模块连接。在一些实施例中，探测模块910、医学图像生成模块920和输出模块930可以是一个系统中的不同模块，也可以是一个模块实现上述的两个或两个以上模块的功能。在一些实施例中，探测模块910、医学图像生成模块920和输出模块930可以共用一个存储模块，各个模块也可以分别具有各自的存储模块。诸如此类的变形，均在本说明书的保护范围之内。

本说明书实施例可能带来的有益效果包括但不限于：(1)通过将电极条划分为多组子电极，可以提高对高中低三个能量区间的光子电荷的收集效率，进而提高成像效率；(2)通过将电极条设计为漂移型电极或共平面栅电极，可以减少信号收集电极的面积，降低噪声，提高分辨率；(3)通过将探测器模块靠近射线入射方向主要吸收低能量射线的子电极设置为由多个非收集电极环绕信号收集电极的结构形式，提升了子电极所在层的计数率和能量分辨率，进而帮助提高探测器的性能；(4)通过将半导体探测器长度较长的子电极设置为由多个非收集电极环绕信号收集电极的结构形式，避免了较长的电极条导致的面积增加，提高了深层电极的性能，有利于探测器不同深度电极的均匀性；(5)通过将读出电路的数量与每组电极条包含的子电极数量相同，可以减少读出电路之间的干扰，提高读出效率，进而提高探测器探测效率。需要说明的是，不同实施例可能产生的有益效果不同，在不同的实施例里，可能产生的有益效果可以是以上任意一种或几种的组合，也可以是其他任何可能获得的有益效果。

上文已对基本概念做了描述，显然，对于本领域技术人员来说，上述详细披露仅仅作为示例，而并不构成对本说明书的限定。虽然此处并没有明确说明，本领域技术人员可能会对本说明书进行各种修改、改进和修正。该类修改、改进和修正在本说明书中被建议，所以该类修改、改进、修正仍属于本说明书示范实施例的精神和范围。

同时，本说明书使用了特定词语来描述本说明书的实施例。如“一个实施例”、“一实施例”、和/或“一些实施例”意指与本说明书至少一个实施例相关的某一特征、结构或特点。因此，应强调并注意的是，本说明书中在不同位置两次或多次提及的“一实施例”或“一个实施例”或“一个替代性实施例”并不一定是指同一实施例。此外，本说明书的一个或多个实施例中的某些特征、结构或特点可以进行适当的组合。

此外，除非权利要求中明确说明，本说明书所述处理元素和序列的顺序、数字字母的使用、或其他名称的使用，并非用于限定本说明书流程和方法的顺序。尽管上述披露中通过各种示例讨论了一些目前认为有用的发明实施例，但应当理解的是，该类细节仅起到说明的目的，附加的权利要求并不仅限于披露的实施例，相反，权利要求旨在覆盖所有符合本说明书实施例实质和范围的修正和等价组合。例如，虽然以上所描述的系统组件可以通过硬件设备实现，但是也可以只通过软件的解决方案得以实现，如在现有的服务器或移动设备上安装所描述的系统。

同理，应当注意的是，为了简化本说明书披露的表述，从而帮助对一个或多个发明实施例的理解，前文对本说明书实施例的描述中，有时会将多种特征归并至一个实施例、附图或对其的描述中。但是，这种披露方法并不意味着本说明书对象所需要的特征比权利要求中提及的特征多。实际上，实施例的特征要少于上述披露的单个实施例的全部特征。

一些实施例中使用了描述成分、属性数量的数字，应当理解的是，此类用于实施例描述的数字，在一些示例中使用了修饰词“大约”、“近似”或“大体上”来修饰。除非另外说明，“大约”、“近似”或“大体上”表明所述数字允许有±20％的变化。相应地，在一些实施例中，说明书和权利要求中使用的数值参数均为近似值，该近似值根据个别实施例所需特点可以发生改变。在一些实施例中，数值参数应考虑规定的有效数位并采用一般位数保留的方法。尽管本说明书一些实施例中用于确认其范围广度的数值域和参数为近似值，在具体实施例中，此类数值的设定在可行范围内尽可能精确。

针对本说明书引用的每个专利、专利申请、专利申请公开物和其他材料，如文章、书籍、说明书、出版物、文档等，特此将其全部内容并入本说明书作为参考。与本说明书内容不一致或产生冲突的申请历史文件除外，对本说明书权利要求最广范围有限制的文件(当前或之后附加于本说明书中的)也除外。需要说明的是，如果本说明书附属材料中的描述、定义、和/或术语的使用与本说明书所述内容有不一致或冲突的地方，以本说明书的描述、定义和/或术语的使用为准。

最后，应当理解的是，本说明书中所述实施例仅用以说明本说明书实施例的原则。其他的变形也可能属于本说明书的范围。因此，作为示例而非限制，本说明书实施例的替代配置可视为与本说明书的教导一致。相应地，本说明书的实施例不仅限于本说明书明确介绍和描述的实施例。

Claims (10)

1.一种半导体探测器，包含至少一组探测器模块，其特征在于，所述探测器模块包括：

感光基底，位于所述感光基底第一主表面的背底电极，位于所述感光基底第二主表面的多组电极条，多组所述电极条中的至少一组电极条包括信号收集电极和非收集电极；以及

读出电路，用于读出所述多组电极条输出的电信号，并将所述电信号转换为数字化数据，所述电信号包括所述信号收集电极收集的电信号，或所述信号收集电极和所述非收集电极收集的电信号。

2.根据权利要求1所述的半导体探测器，其特征在于，每组所述电极条包含纵向排列的至少两组子电极，所述至少两组子电极的每组子电极输出的光子计数率之间的差值在预设范围内。

3.根据权利要求2所述的半导体探测器，其特征在于，所述至少两组子电极中每组子电极的长度沿纵向呈指数递增或递减。

4.根据权利要求2所述的半导体探测器，其特征在于，所述至少两组子电极中靠近所述探测器模块边缘的其中一组子电极包括信号收集电极和非收集电极。

5.根据权利要求3所述的半导体探测器，其特征在于，所述至少两组子电极中长度较长的子电极包括信号收集电极和非收集电极。

6.根据权利要求1-5中任一项所述的半导体探测器，其特征在于，所述至少一组电极条的所述信号收集电极被所述非收集电极环绕，和/或所述信号收集电极与所述非收集电极通过插指方式连接。

7.根据权利要求1所述的半导体探测器，其特征在于，

所述半导体探测器为能量积分型探测器；

所述读出电路至少包括电荷积分器，以及所述读出电路的数量与每组所述电极条包含的子电极数量相同。

8.一种医学成像方法，其特征在于，包括：

基于权利要求1-7中任一项所述的半导体探测器获取与穿过目标对象的光子相关的数字化数据；

基于所述数字化数据，生成所述目标对象的医学图像。

9.一种成像设备，其特征在于，包括：

射线源，用于向目标对象发射X射线；

如权利要求1-7中任一项所述的半导体探测器，用于将穿过所述目标对象的X射线转换为数字化数据；以及

图像处理装置，用于基于所述数字化数据，生成所述目标对象的医学图像。

10.根据权利要求9所述的成像设备，其特征在于，所述X射线沿所述半导体探测器的其中一组电极条的子电极排列方向射入。

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