CN117148413A - 一种光子计数探测器、成像设备及成像方法 - Google Patents

Abstract

本说明书实施例中提供一种光子计数探测器、成像设备及成像方法。所述光子计数探测器包括：感光基底，被配置为响应于射线的照射产生光生载流子；读出电路，包括与所述感光基底接触的至少一个电极，所述读出电路被配置为提供光电压以获得探测结果，所述光电压与响应于所述射线的照射产生的所述光生载流子相关。

Description

一种光子计数探测器、成像设备及成像方法

技术领域

本说明书涉及医疗器械领域，特别涉及一种光子计数探测器、成像设备及成像方法。

背景技术

光子计数CT(Photon-Counting Computed Tomography，PCCT)因具有可实现材料成分分析、降低患者辐射剂量、提高CT定量分析准确性和实现超高空间分辨率等优点，已被广泛应用于医学成像。光子计数CT系统依赖于光子计数探测器，光子计数探测器的探测原理为：X射线在探测材料内沉积，产生电子和空穴，电子和空穴在高压作用下向对应电极漂移，并产生感应电荷，探测器对收集极的感应电荷进行积分并输出电荷积分或光子计数。然而，电子和空穴的漂移和电荷积分过程增加了单个光子的探测时间。

因此，希望提供一种光子计数探测器，减少光子探测时间，提高探测效率。

发明内容

本说明书一个方面提供一种光子计数探测器，包括：感光基底，被配置为响应于射线的照射产生光生载流子；读出电路，包括与所述感光基底接触的至少一个电极，所述读出电路被配置为提供光电压以获得探测结果，所述光电压与响应于所述射线的照射产生的所述光生载流子相关。

在一些实施例中，所述至少一个电极对应所述感光基底的阳极端，所述至少一个电极与电容相连。

在一些实施例中，所述电容用于阻断所述光生载流子向后端电路的传输，使得所述光生载流子在所述感光基底内发生复合。

在一些实施例中，所述读出电路包括电压灵敏放大器，所述射线电离产生所述光生载流子时形成的电压经所述电容反馈后输入所述电压灵敏放大器，并经所述电压灵敏放大器放大处理后生成所述光电压并输出。

在一些实施例中，所述光子计数探测器还包括低频稳压电路，所述读出电路还包括比较器。

在一些实施例中，所述光子计数探测器包括多层由P型半导体材料组成的感光基底，或多层由厚度小于预设阈值的半导体材料组成的感光基底。

在一些实施例中，所述多层感光基底分别与多个所述读出电路一一对应，每个所述读出电路用于提供相应的感光基底的光电压。

在一些实施例中，所述探测结果包括所述射线对应的光子能量，所述光子能量与所述光电压的幅度正相关。

本说明书另一个方面提供一种成像设备，包括：射线源，用于向目标对象发射射线；如前所述的光子计数探测器，用于探测所述射线，以获得所述射线对应的光子能量数据；以及图像处理装置，用于基于所述光子能量数据，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方法，包括：向目标对象发射射线；使用光子计数探测器接收穿过所述目标对象的射线，获得所述射线对应的光子能量数据，其中，所述光子计数探测器包括感光基底和读出电路，所述读出电路包括与所述感光基底接触的至少一个电极，并被配置为提供光电压以获得所述光子能量数据，所述光电压与响应于穿过所述目标对象的所述射线的照射产生的光生载流子相关；基于所述光子能量数据，生成所述目标对象的医学图像。

本说明书实施例中提供的光子计数探测器，光子在探测器的感光基底内电离产生光生载流子，电离过程使读出电路感应出瞬时电压信号并输出探测结果，不仅减少了电荷的漂移过程，适合高频光子的探测，且不需要进行电荷积分，对后端电子学要求简单。

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示例性成像设备的应用场景示意图；

图2是根据本说明书一些实施例所示的示例性成像设备的结构示意图；

图3是根据本说明书一些实施例所示的示例性光子计数探测器的示意图；

图4是根据本说明书一些实施例所示的示例性感光基底的示意图；

图5是根据本说明书一些实施例所示的示例性光子计数探测器的结构示意图；

图6是根据本说明书一些实施例所示的示例性空间电荷的状态示意图；

图7是根据本说明书一些实施例所示的示例性电压变化曲线的示意图；

图8是根据本说明书一些实施例所示的示例性感光基底的结构示意图；

图9是根据本说明书一些实施例所示的示例性成像方法的流程示意图。

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控制方法和/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示例性成像设备的应用场景示意图。

如图1所示，成像系统100可以包括成像设备110、处理设备120、终端设备130、存储设备140和网络150。在一些实施例中，处理设备120可以是成像设备110的一部分。成像系统100中的组件之间的连接可以是可变的。如图1所示，在一些实施例中，成像设备110可以通过网络150连接到处理设备120。又例如，成像设备110可以直接连接到处理设备120，如连接成像设备110和处理设备120的虚线双向箭头所指示的。再例如，存储设备140可以直接或通过网络150连接到处理设备120。作为示例，终端设备130可以直接连接到处理设备120(如连接终端设备130和处理设备120的虚线箭头所示)，也可以通过网络150连接到处理设备120。

成像设备110可以对检测区域或扫描区域内的目标对象(扫描对象)进行扫描，得到该目标对象的医学图像。例如，成像设备110可以使用高能射线(如X射线、γ射线等)对目标对象进行扫描以收集与目标对象有关的扫描数据(例如，光子能量数据)，从而获得目标对象的医学图像。目标对象可以包括生物的或非生物的。仅作为示例，目标对象可以包括患者、人造物体(例如人造模体)等。又例如，目标对象可以包括患者的特定部位、器官和/或组织(例如头部、耳鼻、口腔、颈部、胸部、腹部、肝胆胰脾、肾脏、脊柱、心脏或肿瘤组织等)。

在一些实施例中，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X射线扫描仪、计算机断层扫描(CT)扫描仪、核磁共振成像(MRI)扫描仪、正电子发射计算机断层扫描(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、数字放射线摄影(DR)扫描仪(例如，移动数字放射线摄影)、数字减影血管造影(DSA)扫描仪、动态空间重建(DSR)扫描仪等。多模态扫描仪可以包括例如X射线成像-核磁共振成像(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-核磁共振成像(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-核磁共振成像(DSA-MRI)扫描仪等。上述成像设备的相关描述仅用于说明目的，而无意限制本说明书的范围。

在一些实施例中，成像设备110可以包括医疗床115。医疗床115可以用于放置目标对象，以便对目标对象进行扫描获取医学图像。在一些实施例中，医疗床115可以包括自动医疗床和/或手推医疗床。在一些实施例中，医疗床115可以独立于成像设备110。在一些实施例中，成像设备110可以包括显示设备。显示设备可以用于显示目标对象的医学图像。

在一些实施例中，如图2中所示，成像设备110还可以包括射线源111和探测器114。射线源111可以向目标对象(例如，目标对象112)发射射线(例如，X射线113)。探测器114可以用于检测从射线源111发出的射线(例如，穿过目标对象的X射线)，以获得射线对应的光子能量数据。在一些实施例中，成像设备110还可以包括图像处理装置，用于基于光子能量数据，生成目标对象的医学图像。

在一些实施例中，探测器114可以包括一组或多组探测器模块。在一些实施例中，探测器114可以包括感光基底与读出电路(例如图3中所示)。在一些实施例中，探测器114可以包括光子计数探测器。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3-图8及其相关描述，此处不再赘述。

在一些实施例中，成像设备110还可以包括机架，用于支撑探测器114和射线源111；数据采集系统控制板(DCB)，用于控制探测器114(例如，发送采样命令等)；和/或控制系统，用于控制射线源111输出不同能量的信号(例如，不同能量段X射线)。

处理设备120可以处理从成像设备110、终端设备130、存储设备140或成像系统100的其他组件获取的数据和/或信息。例如，处理设备120可以获取成像设备110的探测器114采集的目标对象的光子能量数据，基于光子能量数据生成目标对象的医学图像。又如，处理设备120可以通过网络150从成像设备110、终端设备130和/或存储设备140访问信息和/或数据。

在一些实施例中，处理设备120和成像设备110可以集成为一体。在一些实施例中，处理设备120和成像设备110可以直接或间接相连接，联合作用实现本说明书所述的方法和/或功能。

在一些实施例中，处理设备120可以包括输入装置和/或输出装置。通过输入装置和/或输出装置，可以实现与用户的交互(例如，显示医学图像等)。在一些实施例中，输入装置和/或输出装置可以包括显示屏、键盘、鼠标、麦克风等或其任意组合。

终端设备130可以与成像设备110、处理设备120和/或存储设备140连接和/或通信。例如，终端设备130可以从处理设备120获取重建图像并显示。在一些实施例中，终端设备130可以包括移动设备131、平板电脑132、笔记本电脑133等或其任意组合。在一些实施例中，终端设备130(或其全部或部分功能)可以集成在处理设备120中。

存储设备140可以存储数据、指令和/或任何其他信息。在一些实施例中，存储设备140可以存储从成像设备110和/或处理设备120获取的数据(例如，医学图像等)。在一些实施例中，存储设备140可以存储用于实现成像方法的计算机指令等。

在一些实施例中，存储设备140可以包括一个或多个存储组件，每个存储组件可以是一个独立的设备，也可以是其他设备的一部分。在一些实施例中，存储设备140可包括随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、大容量存储器、可移动存储器、易失性读写存储器等或其任意组合。示例性的，大容量储存器可以包括磁盘、光盘、固态磁盘等。RAM可以包括动态RAM(DRAM)、双倍速率同步动态RAM(DDR SDRAM)、静态RAM(SRAM)、晶闸管RAM(T-RAM)和零电容(Z-RAM)等。ROM可以包括掩模ROM(MROM)、可编程ROM(PROM)、可擦除可编程ROM(PEROM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、光盘ROM(CD-ROM)和数字通用盘ROM等。在一些实施例中，存储设备140可在云平台上实现。

网络150可以包括能够促进信息和/或数据交换的任何合适的网络。在一些实施例中，成像系统100的至少一个组件(例如，成像设备110、处理设备120、终端设备130、存储设备140)可以通过网络150与成像系统100中至少一个其他组件交换信息和/或数据。例如，处理设备120可以通过网络150从成像设备110获取医学图像。

应当注意，成像系统100仅仅是为了说明的目的而提供的，并不意图限制本说明书的范围。对于本领域的普通技术人员来说，可以根据本说明书的描述，做出多种修改或变化。例如，成像系统100可以在其它设备上实现类似或不同的功能。然而，这些变化和修改不会背离本说明书的范围。

光子计数CT具备对X射线光子能量分辨的能力，可以将X射线谱分为多个能量区间(也称能量bin)进行成像。多能量bin的功能可以在临床上实现物质分离和虚拟单能成像，为临床诊断提供了更为丰富的信息。同时，更高的空间分辨，加强了对细小病灶的分辨能力。光子计数CT对单个X射线光子进行探测，避免了传统能量积分CT系统中低能射线权重的问题，提高了密度分辨对比度噪声比。光子计数CT系统依赖于光子计数探测器。

光子计数探测器的探测原理一般为：X射线照射到探测器后，在探测器的感光材料内沉积，产生光生载流子(电子-空穴对)，载流子在高压(例如，100-150V的反向偏压)作用下分离并漂移至对应电极(例如，电子向收集极(阳极)漂移)，并产生感应电荷，探测器通过采集收集极上的感应电荷，输出不同能量区间的光子计数或电荷积分。

通过对光子计数或电荷积分进行处理，可以获得目标对象的医学图像。

图3是根据本说明书一些实施例所示的示例性光子计数探测器的示意图。如图3所示，在一些实施例中，光子计数探测器可以包括感光基底210、读出电路220和数字电路230。

感光基底可以指探测器的探测材料。在一些实施例中，感光基底可以采用化合物作为探测材料，例如，晶体Si(硅)、碲化镉(CdTe)、GaAs、HgI2和碲锌镉(CdZnTe，CZT)等。在一些实施例中，感光基底210可以被配置为响应于射线的照射产生光生载流子。例如，经过目标对象的X射线射入探测器的感光基底310后，将电离产生电子和空穴。

读出电路可以指用于读出感光基底中收集极的光生载流子的集成电路。在一些实施例中，读出电路220可以包括电荷灵敏(积分)放大器。在一些实施例中，读出电路220可以用于将感光基底210采集到的射线的光子信号转换为电信号。例如，感光基底210内产生的电子-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，读出电路220可以通过对收集极(例如，阳极)上的感应电荷进行积分，输出能量区间的电荷积分。

数字电路230可以用于对读出电路220读出的电信号进行数字处理，并将其转换为数字化数据，以便生成医学图像。

在一些实施例中，光子计数探测器的探测方式可以包括直接式和间接式。例如，光子计数探测器可以包括基于碲化镉、碲锌镉、或深硅(即感光基底的探测材料为碲化镉、碲锌镉、或深硅)的直接探测式探测器。又如，光子计数探测器可以包括基于闪烁体+光电二极管的间接探测式探测器。

无论是基于碲化镉、碲锌镉、或硅的直接式探测器，还是基于闪烁体+光电二极管的间接式探测器，从对光生载流子处理的角度，均可以通过电荷灵敏放大器对漂移载流子进行积分并输出电荷积分。仅作为示例，如图4(a)所示，基于碲化镉或碲锌镉的光子计数探测器的探测方式可以为：X射线光子在感光基底210内发生电离，产生电子和空穴(图中正电荷和负电荷)，在高压的作用下，电子向感光基底210的阳极漂移，然后沉积在电荷灵敏放大器的输入端，电荷灵敏放大器对信号进行放大处理输出能量区间对应的电荷积分。作为又一示例，如图4(b)所示，基于闪烁体+光电二极管的PN型探测器的探测方式可以为：X射线光子在闪烁体内沉积产生可见光，可见光照射光电二极管的P型参杂区域(该空间电荷区带负电)，使该区域电子发生电离，产生电子和空穴，在高电压的作用下，电子向阳极漂移并沉积在电荷灵敏放大器的输入端，电荷灵敏放大器对信号进行放大处理输出能量区间对应的电荷积分。

上述实施例中，光生载流子的漂移和电荷灵敏放大器上的积分过程增加了光子计数探测器的单个光子探测时间。本说明书实施例中提供一种光子计数探测器，光子在探测器的感光基底内电离产生光生载流子，电离过程使读出电路感应出瞬时电压信号并输出。该探测方式减少了电荷的漂移过程，适合高频光子的探测，且不需要进行电荷积分，对后端电子学要求简单。

图5是根据本说明书一些实施例所示的示例性光子计数探测器的结构示意图。如图5所示，在一些实施例中，光子计数探测器500可以包括感光基底310和读出电路320。

其中，感光基底310被配置为响应于射线的照射产生光生载流子；读出电路320被配置为提供光电压以获得探测结果，所述光电压与响应于射线的照射产生的光生载流子相关。在一些实施例中，可以基于读出电路320提供的光电压，得到目标对象的光子能量数据(例如，不同能量区间对应的光子计数)，从而获得目标对象的医学图像。

射线入射到光子计数探测器后，射线对应的光子在感光基底内电离产生光生载流子，电离过程产生瞬时电压变化，之后在反向偏压(例如，100-150V的偏压)的作用下，载流子将发生复合，恢复到无光子照射(即没有射线照射)时的平衡状态。

图6是根据本说明书一些实施例所示的示例性空间电荷的状态示意图，其中，图6(a)为空间电荷区处于平衡状态时的示意，图6(b)为空间电荷区处于消失瞬时态的示意。结合图6，以基于闪烁体+光电二极管的间接式PN型光子计数探测器为例，在反向偏压(例如，100-150V的偏压)下，感光基底310内部的电荷形成如图6(a)中所示的“空间电荷区平衡状态”；当X射线照射到光子计数探测器时，感光基底310响应于射线的照射电离产生光生载流子，在感光基底310的空间电荷区，电离的电子与感光材料的正电区发生短暂结合，形成图6(b)所示的“空间电荷区消失瞬时态”，并产生瞬时电压变化；X射线消失后，感光基底310的内部恢复到图6(a)所示的“空间电荷区平衡状态”。

图7是根据本说明书一些实施例所示的示例性电压变化曲线的示意图。同样以基于闪烁体+光电二极管的间接式PN型光子计数探测器为例，感光基底310内部的电荷形成如图6(a)中所示的“空间电荷区平衡状态”时，电压保持如图7(a)中所示的初始值不变；当X射线照射到光子计数探测器时，感光基底310内部形成图6(b)所示的“空间电荷区消失瞬时态”时，由于产生瞬时电压变化，电压如图7(b)中所示从5v瞬时下降；当X射线消失后，感光基底310的内部恢复到图6(a)所示的“空间电荷区平衡状态”时，电压如图7(c)中所示恢复至初始值。

在一些实施例中，读出电路320可以采集感光基底310响应于射线的照射产生光生载流子时形成的电压，从而提供光电压。探测器通过采集电离时的瞬时电压，经过处理可以得到射线的光子计数。

在一些实施例中，读出电路320可以包括与感光基底310接触的至少一个电极。在一些实施例中，所述至少一个电极可以对应感光基底310的阳极端。例如图5中所示，读出电路320与感光基底310的阳极端直接连接，感光基底310的阴极端直接与电源连接。

在一些实施例中，读出电路320可以包括电荷阻断单元。在一些实施例中，阻断单元可以包括电阻和电容。在一些实施例中，感光基底310的阳极端可以直接与阻断单元连接。例如图5中所示，感光基底310的阳极端可以直接与电容和电阻325相连，并且电容与电阻325并联。在一些实施例中，电容可以用于阻断电荷(例如，光生载流子对应的感应电荷)向后端电路的传输，使得光生载流子在感光基底310内发生复合。在一些实施例中，感光基底310的阴极端可以与所述阻断单元连接。

在一些实施例中，读出电路320可以包括电压灵敏放大器321。在一些实施例中，射线电离产生光生载流子时形成的电压，可以经电容反馈后输入电压灵敏放大器321，并经电压灵敏放大器321放大处理生成光电压后输出。在一些实施例中，读出电路320可以包括比较器323，比较器323与电压灵敏放大器321连接。

仅作为示例，初始状态下，感光基底310在反向偏压作用下，内部形成如图6(a)中所示的“空间电荷区平衡状态”，当光子计数探测器的射线源(例如，射线源111)向目标对象(例如，目标对象112)发射X射线时，X射线穿过目标对象照射到光子计数探测器(例如，探测器114)，光子计数探测器中感光基底310响应于X射线的照射电离产生电子和空穴，电离的电子与感光基底310的正电区发生短暂结合，并产生瞬时电压变化。电容阻断感应电荷向后端电路的传输，同时瞬时电压经读出电路320中电容反馈作为电压灵敏放大器321的输入，并通过电压灵敏放大器321放大处理输出光电压V₀。光电压V₀经过比较器323进行处理后输出。在一些实施例中，光子计数探测器的处理单元(例如，数字电路)可以对输出结果进行处理获得目标对象的一个或以上能量bin的光子计数。基于目标对象的一个或以上能量bin的光子计数通过图像重建等方式，即可获得目标对象的医学图像。

在一些实施例中，光子计数探测器500可以包括PN型感光基底。在一些实施例中，感光基底的P型参杂区可以大于N型参杂区，例如图8(a)中所示。例如，感光基底中P型参杂区的体积或面积可以大于N型参杂区。在一些实施例中，光子计数探测器500可以包括P型感光基底，例如图8(b)中所示。

在一些实施例中，光子计数探测器500可以包括多层由P型半导体材料组成的感光基底。例如图8(c)中所示，每个矩形表示一层P型半导体感光基底，四层P型半导体基底共同构成感光基底310。可以理解，图中感光基底的层数仅作为示例，在一些实施例中，感光基底310可以包括两层或以上P型半导体基底。

在一些实施例中，感光基底310的厚度可以小于预设阈值。感光基底的厚度可以指射线入射方向的长度。在一些实施例中，预设阈值可以根据实际情况自行设定。在一些实施例中，光子计数探测器500可以包括多层由厚度小于预设阈值的半导体材料组成的感光基底。

射线在感光基底内电离点产生的电压信号随远离电离点的距离的增大衰减较快，通过减小感光基底的厚度，可以减少衰减；通过将感光基底设置为多层，可以输出多bin的探测信号，适应不同的CT扫描需求，提高探测效率。

在一些实施例中，光子计数探测器的多层感光基底可以分别与多个读出电路一一对应，每个读出电路用于提供相应的感光基底的光电压。以图8(c)中所示感光基底为例，光子计数探测器可以包括四个分别与图中四层感光基底对应的读出电路，其中读出电路1的电容与第一层感光基底的阳极端(例如，感光基底的侧面，对应图中垂直纸面方向)连接，读出电路2的电容与第二层感光基底的阳极端连接，读出电路3的电容与第三层感光基底的阳极端连接，读出电路4的电容与第四层感光基底的阳极端连接，4个读出电路可以分别读出每一层的光电压。

在一些实施例中，感光基底的每一层的信号输出(例如，光电压)可以作为多能光子计数探测器的一个能量bin，多层探测器可以输出多个能量bin的光子计数。

在一些实施例中，光子计数探测器的多层感光基底可以与一个读出电路连接。

在一些实施例中，光子计数探测器500还可以包括低频稳压电路。例如，可以将光子计数探测器500中的电源设置为低频稳压电源。通过设置低频稳压电路，可以境地电子学噪声和低频电压波动，获得较稳定的电压平衡状态，从而提高探测器效率和准确性。

在一些实施例中，光子计数探测器的探测结果可以包括射线对应的光子能量(例如，能量区间对应的光子计数)。在一些实施例中，光子能量与光电压的幅度正相关。射线的能量越大，对应的光电压的幅度越大。

应当注意，关于光子计数探测器500的以上描述仅是出于说明的目的而提供的，并且无意于限制本说明书的范围。对于本领域的普通技术人员来说，可以根据本说明书的描述，做出各种各样的变化和修改。然而，这些变化和修改不脱离本说明书的范围。

图9是根据本说明书一些实施例所示的示例性成像方法的流程示意图。

在一些实施例中，流程900可以由成像设备110执行。下面呈现的流程900的操作示意图是说明性的。在一些实施例中，可以利用一个或以上未描述的附加操作和/或未讨论的一个或以上操作来完成该过程。另外，图3中示出的和下面描述的流程900的操作的顺序不旨在是限制性的。

步骤910，向目标对象发射射线。在一些实施例中，步骤910可以成像设备110执行。

在一些实施例中，可以向位于扫描区域的目标对象发射射线。例如，当完成患者摆位后，成像设备110可以控制射线源111向位于扫描区域的目标对象发射X射线。

步骤920，使用光子计数探测器接收穿过目标对象的射线，获得射线对应的光子能量数据。在一些实施例中，步骤920可以由成像设备110执行。

光子能量数据可以指光子计数。在一些实施例中，成像设备110可以使用光子计数探测器500接收穿过目标对象的射线，获得射线对应的光子能量数据。例如，光子计数探测器500接收穿过目标对象的射线后，感光基底310响应于被射线照射电离产生电子和空穴对，电子和空穴对在高压作用下向对应的电极漂移，并产生瞬时电压变化，读出电路320采集该电压输出光电压V₀，通过对光电压V₀进行处理获得一个或多个能量区间的光子计数。

步骤930，基于光子能量数据，生成目标对象的医学图像。在一些实施例中，步骤930可以由成像设备110执行。

在一些实施例中，可以基于光子能量数据，通过图像重建生成目标对象的医学图像。例如，图像重建方式可以包括但不限于投影重建、明暗恢复形状、立体视觉重建和激光测距重建等，本说明书对此不做限制。

本实施例中，在获取光子能量数据时，不再由光子产生的载流子的电流积分判断光子能量，而是根据载流子产生和复合时的电压峰值决定，有利于对高计数光子的探测，从而提高成像效率。

应当注意，关于流程900的以上描述仅是出于说明的目的而提供的，并且无意于限制本说明书的范围。对于本领域的普通技术人员来说，可以根据本说明书的描述，做出各种各样的变化和修改。然而，这些变化和修改不脱离本说明书的范围。

本说明书实施例可能带来的有益效果包括但不限于：(1)通过读出电路提供与光生载流子相关的光电压来获得探测结果，不需要进行电荷积分，对光子计数探测器的后端电子学要求简单；(2)感光基底的阳极端与读出电路中电容直接连接，可以阻断电离时产生的电荷向探测器中后端电路的传输，从而使得电离产生的光生载流子直接在感光基底内发生复合，减少了电荷的漂移过程，适合高频光子的探测；(3)利用探测器材料(感光基底)中光生载流子的电离和复合过程进行探测，避开了对载流子的收集过程，降低了对探测材料极化和后端电荷积分电路性能的要求，极大提高了探测器效率，将有效适用于高事例率的探测；(4)设置低频稳压电路，可以获得较稳定的电压平衡状态；(5)设置多层由P型半导体材料组成的感光基底，或多层由厚度小于预设阈值的半导体材料组成的感光基底，降低衰减、提高探测效果；(6)设置感光基底的厚度小于预设阈值，可以避免载流子的复合时间延长，提高探测效率。

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)

1.一种光子计数探测器，其特征在于，包括：

感光基底，被配置为响应于射线的照射产生光生载流子；

读出电路，包括与所述感光基底接触的至少一个电极，所述读出电路被配置为提供光电压以获得探测结果，所述光电压与响应于所述射线的照射产生的所述光生载流子相关。

2.根据权利要求1所述的光子计数探测器，其特征在于，所述至少一个电极对应所述感光基底的阳极端，所述至少一个电极与电容相连。

3.根据权利要求2所述的光子计数探测器，其特征在于，所述电容用于阻断所述光生载流子向后端电路的传输，使得所述光生载流子在所述感光基底内发生复合。

4.根据权利要求2所述的光子计数探测器，其特征在于，所述读出电路包括电压灵敏放大器，所述射线电离产生所述光生载流子时形成的电压经所述电容反馈后输入所述电压灵敏放大器，并经所述电压灵敏放大器放大处理后生成所述光电压并输出。

5.根据权利要求1所述的光子计数探测器，其特征在于，所述光子计数探测器还包括低频稳压电路，所述读出电路还包括比较器。

6.根据权利要求1所述的光子计数探测器，其特征在于，所述光子计数探测器包括多层由P型半导体材料组成的感光基底，或多层由厚度小于预设阈值的半导体材料组成的感光基底。

7.根据权利要求6所述的光子计数探测器，其特征在于，所述多层感光基底分别与多个所述读出电路一一对应，每个所述读出电路用于提供相应的感光基底的光电压。

8.根据权利要求1-7中任一项所述的光子计数探测器，其特征在于，所述探测结果包括所述射线对应的光子能量，所述光子能量与所述光电压的幅度正相关。

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射线；

如权利要求1-8中任一项所述的光子计数探测器，用于探测所述射线，以获得所述射线对应的光子能量数据；以及

图像处理装置，用于基于所述光子能量数据，生成所述目标对象的医学图像。

10.一种成像方法，其特征在于，包括：

向目标对象发射射线；

使用光子计数探测器接收穿过所述目标对象的射线，获得所述射线对应的光子能量数据，其中，所述光子计数探测器包括感光基底和读出电路，所述读出电路包括与所述感光基底接触的至少一个电极，并被配置为提供光电压以获得所述光子能量数据，所述光电压与响应于穿过所述目标对象的所述射线的照射产生的光生载流子相关；

基于所述光子能量数据，生成所述目标对象的医学图像。