JP2009503505A

JP2009503505A - 放射線データを取得する方法及び装置

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Publication number: JP2009503505A
Application number: JP2008523936A
Authority: JP
Inventors: ヘフェツ，ヤロン; アルトマン，ハーマン
Original assignee: GE Medical Systems Israel Ltd
Current assignee: GE Medical Systems Israel Ltd
Priority date: 2005-07-26
Filing date: 2006-07-13
Publication date: 2009-01-29
Anticipated expiration: 2026-07-13
Also published as: JP4904349B2; US7332724B2; DE112006001859T5; US20070023669A1; WO2007015777A1

Abstract

【課題】多重モダリティ画像データを取得するように構成されている固体検出器を提供する。
【解決手段】放射線データを感知して取得する方法及び装置が、多重モダリティ検出器によって放射線事象を感知することを含んでいる。検出器は、横列及び縦列を成して配列され得るピクセルのマトリクスを形成する固体結晶を含んでおり、放射線事象を感知する放射線検出野を有する。各々のピクセルについての放射線事象は、各々のピクセルに取り付けられている電子回路モジュールによって数えられる。電子回路モジュールは、放射線事象を解析する閾値解析器を含んでいる。閾値解析器は、放射線事象に関連するエネルギ・レベルを予め決められた閾値に対して比較することにより有効事象を識別する。電子回路モジュールはさらに、有効事象を数える少なくとも第一のカウンタを含んでいる。
【選択図】図２

Description

本発明は一般的には、イメージング・システムに用いられる検出器に関し、さらに具体的には、多重モダリティ画像データを取得するように構成されている固体検出器に関する。

イメージング・システムの経費はしばしば極めて高い。従って、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）、単光子放出断層写真法（ＳＰＥＣＴ）、核医学（ＮＭ）、計算機式断層写真法（ＣＴ）、静的Ｘ線撮像、及び動的（フルオロスコピィ）Ｘ線撮像のような異なるモダリティを用いた走査が可能な多重モダリティ型イメージング・システムが望ましい。また、異なるモダリティを用いて取得された画像を比較することにより患者をさらに正確に診断することができる。残念ながら、２種の異なる取得システムを用いて患者の解剖学的構造の同じ像を完成することはしばしば困難である。また、現状で利用可能な多重モダリティ型イメージング・システムはしばしば、各々が特定のモダリティ専用である多数の検出器を用いており、システムの柔軟性を制限している。
米国特許第５９４３３８８号米国特許出願公開第２００５／１０５６８７号米国特許第６２４８９９０号

現状のシステムでは、ＣＴ走査を取得するときのＸ線フォトンの線束（flux）すなわち計数速度（count rate）は、システムのフォトン計数能力をしばしば上回る。例えば、診断ＣＴのためのフォトン線束は１００ＭＨｚに達し得る。従って、ＣＴデータを取得する現状で利用可能な固体検出器は電流モードで用いられている。各々のピクセルが、対応するデータ・チャネルを有する。信号は電流積分器へ入力されて、次いでアナログ−ディジタル（アナログからディジタルへの）変換器（ＡＤＣ）によって変換される。正確な数ではなく所定の時間にわたる平均フォトン数が与えられる。また、電流モード検出は信号に雑音を加えて大きいＸ線量を必要とする場合があり、かかるＸ線量は生体組織に悪影響を及ぼし、また大型で高価なＸ線管を必要とし、かかるＸ線管は大量のエネルギを消費して大量の熱を発生するため付加的な冷却システムを必要とする。加えて、高い精度レベルを提供するのに必要とされるＡＤＣは高価である。

ＳＰＥＣＴデータ又はＮＭデータを取得するときには、各々のピクセルが、対応するデータ・チャネルを有する。入力された信号は解析されて、一定のエネルギ範囲に対して比較される。入力された信号が最小エネルギ値よりも小さいか又は最大値よりも大きい場合には、信号を拒絶することができる。有効信号は、ＡＤＣを用いてピクセルの幾つか又は全てについてディジタル化される。

従って、１よりも多い形式の放射線データを表わす患者データを取得することが可能であって、患者データを取得するときの柔軟性及び精度を高めて以上に述べた問題点に対処するシステムが必要とされている。本発明の幾つかの実施形態は、これらの必要性、並びに以下の記載及び図面から明らかとなる他の目的を満たすことを意図している。

放射線データを感知して取得する検出器が、ピクセルのマトリクスを形成する固体結晶を含んでいる。検出器は、放射線事象を感知する放射線感知面を有する。電子回路モジュールが各々のピクセルに取り付けられており、各々のピクセル毎に放射線事象を数える。電子回路モジュールは、放射線事象を解析する閾値解析器を含んでいる。閾値解析器は、放射線事象に関連するエネルギ・レベルを予め決められた閾値に対して比較することにより、有効事象を識別する。電子回路モジュールはさらに、有効事象を数える少なくとも第一のカウンタを含んでいる。

また、放射線データを感知して取得するシステムが、横列及び縦列を成すピクセルのマトリクスを形成する固体結晶を含む検出器を含んでいる。検出器は、放射線事象を感知する放射線感知面を有し、さらに、固体結晶に相互接続されている電子回路モジュールを含んでいる。電子回路モジュールは、異なる形式の放射線事象を数える構成要素を含んでいる。ガントリが、検出器を対象に関して所定の位置に保持しており、ワークステーションが、放射線事象を表わす信号データを受け取る。

また、放射線事象を取得する方法が、ピクセルのマトリクスを含む固体検出器によって放射線事象を検出するステップを含んでいる。この方法は、専用のカウンタによってピクセルの各々における放射線事象を数える。ピクセルの各々は、専用のカウンタに相互接続されている。

以上に述べた概要、及び以下に述べる本発明の幾つかの実施形態の詳細な説明は、添付図面と共に精読するとさらに十分に理解されよう。本発明は添付図面に示す構成及び手段に限定されないことを理解されたい。

本発明を例示的なＣアーム型ガントリの設定で説明するが、本書に記載する作用を果たすことが可能なガントリの任意の構成が用いられるものと思量されていることを理解されたい。

図１は、本発明の一実施形態によるイメージング・システム１０の模式図である。Ｘ線源１５及びＸ線／ガンマ線二重検出器１６がＣアーム・ガントリ１４の２箇所の端部に取り付けられている。Ｘ線源１５は、高電圧（ＨＶ）発生器７４から高電圧（例えば１０，０００ボルト〜１４０，０００ボルト）を印加されるとＸ線を発生する。例えば、Ｘ線源１５はＸ線フォトンのコーン・ビームを発生し、このコーン・ビームは、Ｘ線源１５からＸ線／ガンマ線二重検出器１６に向かって予め決められたファン角度で発散するコニカル（円錐型）投影として投影される。代替的には、Ｘ線源１５は、Ｘ線フォトンのファン・ビームを発生する。Ｘ線／ガンマ線二重検出器１６は、フラット・パネル型テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）半導体で製造され得る。ＣＺＴ半導体の内部の光伝導過程は、Ｘ線及び／又はガンマ・フォトンとの相互作用によって電子正孔対を発生する。これらの電子正孔対はそれぞれの電極まで移動してフォトン計数データ及びエネルギ・データを含む電気信号として出力される。

患者のような対象１７を撮像するときに、対象１７は寝台１９の患者用テーブル・トップ１８に載置されて、Ｘ線源１５とＸ線／ガンマ線二重検出器１６との間に配置される。対象１７は、対象１７の予め決められた領域に濃縮した放射性医薬品を含むことができ、放出ガンマ線を発する（図１には示されていない）。Ｃアーム・ガントリ１４が回転するにつれて、対象１７をＸ線源１５とＸ線／ガンマ線二重検出器１６との間に実質的に真直に配置したままで、複数の画像ビューが受像されるような予め決められた円弧にわたって対象１７をＸ線によって撮像することができる。イメージング・システム１０の視野は、回転平面におけるＸ線／ガンマ線二重検出器１６の幅によって確立され得る。Ｘ線／ガンマ線二重検出器１６はこの平面内で並進することができ、回転時のイメージング・システム１０の実効視野を拡大することを容易にする。Ｘ線／ガンマ線二重検出器１６は複数の撮像アセンブリ・モダリティ及び／又は多重モダリティ型撮像アセンブリに含まれていてよく、例えばＳＰＥＣＴ撮像アセンブリ、ＰＥＴ撮像アセンブリ、ＣＴ撮像アセンブリ、静的Ｘ線撮像アセンブリ及び動的（フルオロスコピィ）Ｘ線撮像アセンブリの任意の組み合わせに含まれていてよい。寝台１９は、テーブル・トップ１８を前後方向Ｂ、横手方向Ｅ、及び垂直の上下方向Ｃに摺動させるテーブル・トップ用摺動／昇降機構２１を有し得る。

対象１７の撮像方向を自由に変化させることができるように、ガントリ１４はＣアーム保持体２２を用いてガントリ１４の円周に沿った方向α（アルファ）に摺動自在に回転自在となっており、また保持体の台２４を用いて方向β（ベータ）に回転自在となっている。方向α及びβの両回転軸は、互いに対して実質的に垂直である。

保持体の台２４は、支持台２８を介して壁、床及び／又は天井のような適当な支持構造（図示されていない）に結合され得る。支持台２８は、二組のレール系統３２及び３３を用いて矢印Ａ及びＤに沿って摺動動作を可能にするように支持され得る。レール３２及び３３は支持台２８とは別個に図示されているが、底面３０又は支持台２８に結合されていてよい。レール３２及び３３は、天井若しくは床に結合されていてもよいし、又は壁から片持ち梁式で結合されていてもよく、また互いに対して垂直であってよい。従って、対象１７の位置は、イメージング・システム１０の１又は複数の構成要素を矢印Ａ〜Ｄの方向に移動させることにより、及び／又はテーブル・トップ１８を矢印Ｅの方向に移動させることにより、Ｃアーム・ガントリ１４に関して変化させることができる。

イメージング・システム１０は、容積ＣＴ走査部分を用いて、対象１７に交差する一組の経路を横断する円錐形（コーン）のビーム３６を用いて対象１７（例えば患者、患畜又は無生物対象）を検査する。Ｘ線源１５及びＸ線／ガンマ線二重検出器１６は、検査されている対象１７の周りを回転するＣアーム・ガントリ１４に装着されている。例示のみのために述べると、Ｘ線源１５の動作電圧は、ＨＶが印加されているときにＸ線源１５が円錐形のＸ線放射ビーム３６を発生するような態様でＨＶ発生器７４から得られる。代替的には、例えばＸ線源１５を連続モードで用いるときに、Ｘ線非透過性シャッタ（図示されていない）を用いて、Ｘ線の放出を依然として変調させつつＸ線源１５からのＸ線の放出を実質的に遮断する。

Ｘ線源１５によって発生される円錐形放射ビーム３６は、走査されている対象１７を通して投影される。Ｘ線／ガンマ線二重検出器１６は円錐形ビーム３６にわたる経路に沿って透過したＸ線放射を測定する。

Ｃアーム・ガントリ１４は、方向α及び／又はβに回転させられて、走査の透過Ｘ線部分及び走査の放出ガンマ部分の両方について画像を撮影しながらＸ線源１５及びＸ線／ガンマ線二重検出器１６を対象１７の周りに回転させることができる。回転、傾斜及びＸ線／ガンマ線二重検出器１６と対象１７との間の相対的な線形運動は、例えば円、円＋円弧、及び円＋線、円＋多数の線、円＋多数の円弧、螺旋、及び１８０°＋ファン幅幾何学的構成等を含めた所望の任意のデータ取得幾何学的構成を可能にする。

寝台１９に結合されているセンサ４０が、寝台１９に関する患者用テーブル・トップ１８の位置を各々の方向Ｂ、Ｃ及びＥにおいて検出する。回転エンコーダを含み得るセンサ４２が回転方向βを検出し、線形エンコーダを含み得るセンサ４４がＣアーム保持体２２の軸αに沿ったガントリ１４の動程を検出する。各々のセンサの出力は、制御インタフェイス５２を介してプロセッサ５０へ送信され得る。プロセッサ５０は例えば利用者入力又は予め決められた走査に基づき、センサ出力に基づいて走査時に寝台１９及びＣアーム・ガントリ１４の位置を制御する制御信号を発生することができる。

走査時には、走査のＣＴ部分及び走査のＳＰＥＣＴ部分からの容積データが、データ・インタフェイス５４を介してＸ線／ガンマ線二重検出器１６からプロセッサ５０へ送信される。プロセッサ５０、並びにデータを取得して処理するのに用いられる付設されるハードウェア及びソフトウェアをまとめてワークステーション６８とも呼ぶ。ワークステーション６８はキーボード７０、並びに／又はマウス及びポインタ等のような他の入力装置、並びにモニタ７２を有する。モニタ７２は画像データを表示し、またタッチスクリーンが利用可能である場合には利用者から入力を受け取ることができる。

例えば、心同期モードで動作するときに、走査のＣＴ部分及び／又は走査のＳＰＥＣＴ部分は、対象１７の体内の心臓６２の作用に対する信号によってゲート制御され得る。心臓モニタ６４が、コンジット６６を介して対象１７に接続されて出力信号を発生することができ、この出力信号を用いてＸ線源１５を変調し、透過画像取得及び／又は放出画像取得を心臓６２の心サイクルと同期させることができる。この実施形態の例では、心臓モニタ６４はＸ線源１５へのＨＶのレベルを制御して、Ｘ線源１５のＸ線出力を心臓６２の作用に対して変化させる。代替的には、心臓モニタ６４はＸ線非透過性シャッタの位置を制御して、Ｘ線源１５のＸ線出力を心臓６２の作用に対して低下させる。

図２は、本発明の一実施形態による検出器１００の内部のデータ・チャネル１１９のブロック図を示す。検出器１００は、前述のＸ線／ガンマ線二重検出器１６であってよく、従ってＸ線データ、ガンマ線データ、又は両者を同時に取得する能力を有する。検出器１００は、ＣＺＴのような固体材料で形成された結晶のマトリクス１０２、又はＰＩＮ又はＡＰＤ（アヴァランシェ・フォトダイオード）のような固体光検出器を各々付設させたてシンチレーション結晶のマトリクスで形成されることができる。ＣＺＴのような固体材料は透過Ｘ線フォトン及び放出ガンマ・フォトンに対する感受性を有し、またこれら透過Ｘ線フォトンと放出ガンマ・フォトンとを識別することが可能である。共通カソード１０４が結晶１０２の片面に形成されて、検出野１０６を形成している。ピクセル・アノード１０８〜１１６が結晶１０２の第二の側面に形成されている。ピクセル・アノード１０８〜１１６は横列及び縦列のマトリクスを形成することができ、各々のピクセル・アノード１０８〜１１６がピクセルの位置となる。結晶のマトリクス１０２は、１６×１６ピクセル又は８×１８ピクセルのように等しい寸法であっても異なる寸法であってもよく、各々のピクセルは、例えば２ｍｍ×２ｍｍ又は２ｍｍ×３ｍｍである。

電子回路モジュール１１８が、ピクセル・アノード１０８〜１１６の各々と連絡して取り付けられており、各々のピクセルに付設された専用のピクセル・データ・チャネル１１９を形成している。電子回路モジュール１１８はＡＳＩＣ又は他の電子装置（１又は複数）であってよい。図２にはピクセル・アノード１１０と相互接続された単一の電子回路モジュール１１８が示されているが、電子回路モジュール１１８はピクセル・アノード１０８〜１１６の各々に接続され得ることを理解されたい。選択随意で、電子回路モジュール１１８は、１よりも多いピクセル・アノード１０８〜１１６に相互接続されて、各々のピクセル・アノード１０８〜１１６毎に別個の処理サーキットリ及び／又は別個の能力を含んでいてもよい。各々の電子回路モジュール１１８は、１６×１６ピクセルの面積等のような検出器１００の面積からのピクセル部分集合から信号を受け取ることができる。多数のＡＳＩＣが、幾つか（例えば１２８本）のチャネルを提供する多数の電子回路モジュール１１８を含むことができ、このようにして、１２８本のピクセル・データ・チャネル１１９を設けて１２８個のピクセルからデータを受け取る。ＡＳＩＣは、選択随意でキャリアＰＣＢを用いて結晶１０２の底面に接続される。代替的には、電子回路モジュール１１８は、同等の作用を果たす個別の構成要素によって置き換えられていてもよい。

図３は、イメージング・システム１０によってＸ線又はガンマ線のような放射線事象１２０を取得する本発明の一実施形態による方法を示す。図４は、各々のピクセルに付設されている電子回路モジュール１１８の内部での本発明の一実施形態による各ステップの流れ図を示す。分かり易くするためにイメージング・システム１０（図３）及び電子回路モジュール１１８（図４）に関連する取得工程を別々に示しているが、図２ではまとめて議論する。

ステップ２００では、イメージング・システム１０は１枚の画像ビュー又は画像フレームのデータについての放射線事象１２０の取得を開始する。例えば、走査されている解剖学的構造に特定的であってよくワークステーション６８の内部の記憶装置に記憶されている取得プロトコルが、連続して取得さるべき一連の画像ビューをキューに並べることができる。代替的には、利用者が、１又は複数の画像ビューの取得を、キーボード７０又はタッチスクリーン（モニタ７２）等を介して手動で開始してもよい。

ステップ２０２では、電子回路モジュール１１８の内部の第一及び第二（Ｎ）のカウンタ１３２及び１３６を、ゼロ・フォトンが取得されたことを反映するようにリセットする。ステップ２０４では、イメージング・システム１０は第一のビューを開始し、ステップ２０６では、データを取得する。この実施形態の例では、カウンタの各々、例えばカウンタ１３２及び１３６の各々が、所定の範囲内のエネルギを伴うＸ線事象を数える。好ましくは、各所定の範囲は連続であって、重なり合わない。

図４へ移り、ステップ２２４では、図１のＸ線源１５からのＸ線（図２）のような放射線事象１２０がピクセル位置において吸収されて、ピクセル・アノード１１０において信号を生ずる。ピクセル・アノード１１０は信号１２２を発生し、この信号は前置増幅器１２４へ送られて増幅される。前置増幅器１２４は、図２に示すように電子回路モジュール１１８の内部に設けられていてもよいし別個の構成要素であってもよい。ステップ２２６では、前置増幅器１２４は信号１２２を増幅して整形する。増幅後の信号１２６は、放射線事象１２０を示す少なくともエネルギ成分とパルス持続時間成分とを有するパルスを含んでおり、次いでこの信号１２６は閾値解析器１２８へ渡される。

ステップ２２８では、閾値解析器１２８は増幅後の信号１２６の事象エネルギを解析する。取得形式及び現在検出されている放射線の形式（例えばＸ線又はガンマ線）に応じて、幾つかの形式の解析が生じ得る。Ｘ線エネルギは、ＨＶ発生器７４の設定に応じて、２０ｋｅＶ〜１２０ｋｅＶにわたり得る。例示のみのために述べると、ＮＭ撮像では、６５ｋｅＶ〜６５０ｋｅＶの範囲内の値を有する１又は複数の放射性同位体を用いることができる。ＮＭガンマ事象は低速で生じる。各々のＮＭ事象を、好ましくはワークステーション６８のようなホスト・コンピュータにおいて慎重に精査する。この目的を達するために、信号は通常はディジタル化されて、結果に対してエネルギ補正のようなディジタル処理が実行される。信号のディジタル化は、電子回路モジュール１１８の内部で実行され得る。代替的には、事象エネルギを示すアナログ信号が電子回路モジュール１１８から送信されて、電子回路モジュール１１８の外部でディジタル化されてもよい。従って、ガンマ線及びＸ線の両方が取得されている場合には、エネルギの重なりの可能性が存在する。しかしながら、ＨＶのレベル及び用いられている放射性同位体のエネルギが既知であれば、１又は複数の閾値を検出器１００及びイメージング・システム１０によって決定することができる。ＮＭ速度又はＮＭ線束はピクセル当たり約１Ｈｚであり、ＣＴ走査時のＸ線束はピクセル当たり約１ＭＨｚという低速で開始し得る。Ｘ線束はＮＭ線束よりも遥かに大きいため、走査時にエネルギ範囲の重なりが生じた場合には、ＮＭ取得時にはＸ線源１５をオフに切り換える。しかしながら、ＮＭ線束はＸ線束に関して無視し得るほど小さく、従ってＣＴ取得に干渉しない。別個のＮＭ走査が実行される場合には、ＮＭ放射性同位体に起因するがＸ線として数えられるコンプトン散乱によるガンマ線事象を数えてＣＴ走査から減算することができる。

ＮＭモードでは、エネルギを詳細に解析するが、この解析は典型的には、ワークステーション６８において生ずる。例えば、一つのエネルギ補正マップを用い、１又は複数のエネルギ窓を用いて、１又は複数のカウンタを各々のピクセル・アノード１０８〜１１６に関連付けする。対照的に、ＣＴモードでは、線束速度（ｆｌｕｘＲａｔｅ）が大きく、第一及び第二のカウンタ１３２及び１３６のようなカウンタは検出器１００に設けられる（例えばＡＳＩＣとして一体化される）。

図５は、フォトンのエネルギ・レベルに基づいて有効フォトン事象を解析して数える本発明の一実施形態による方法を示す。ステップ２４０では、図２の閾値解析器１２８は放射線事象１２０のエネルギＥを１又は複数の閾値レベルに関して解析する。Ｅが最小閾値Ｅ_０よりも小さい場合には、ステップ２４２において放射線事象１２０を拒絶することができる。選択随意で、Ｅが１００ｋｅＶのような最大Ｘ線エネルギ閾値Ｅ_Ｎ以上である場合には、放射線事象１２０を「非Ｘ線事象」として識別して、ＮＭ事象として処理するか、又はステップ２５０において拒絶することもできる。Ｅ_ＮはＸ線ＨＶ発生器７４のＨＶ設定に基づくものであってもよいし、又はＨＶの分数（例えばＨＶの％）であってもよい。従って、雑音に基づいたものであり得る放射線事象１２０は数えられない。

代替的には、多数のカウンタが、特定のエネルギ範囲内で生ずる各々の放射線事象１２０を数えてもよい。従って、ＥがＥ_０以上であり、且つ第一のエネルギ閾値Ｅ_１よりも小さい場合には、ステップ２４４において、閾値解析器１２８は信号１３０を第一のカウンタ１３２へ送って、放射線事象１２０を有効事象として数えるように第一のカウンタ１３２に命令する。ＥがＥ_１以上であり、且つ第二のエネルギ閾値Ｅ_２よりも小さい場合には、ステップ２４６において、閾値解析器１２８は信号１３４を第二のカウンタ１３６へ送って、放射線事象１２０を有効事象として数えるように第二のカウンタ１３６に命令する。図２には第一及び第二のカウンタ１３２及び１３６のみが図示されているが、カウンタの数は、図５に示すように任意の数のエネルギ範囲Ｎを数えるように増大されてよい。このように、ＥがＥ_Ｎ−１以上であり、且つエネルギ閾値Ｅ_Ｎよりも小さい場合には、ステップ２４８において、閾値解析器１２８は、放射線事象１２０を有効事象として数えるように適当なカウンタＮに命令する。換言すると、第一のカウンタ１３２、第二のカウンタ１３６、…、第Ｎのカウンタは、関連するピクセルによって検出された有効フォトンの各々を数える専用のカウンタである。各々のピクセルが少なくとも１基の専用カウンタ１３２を有する。各々の有効フォトンを数えることにより、画像データが失われたり平均化されたりすることがないためさらに良好な分解能を達成することができる。エネルギＥ_０、Ｅ_１、…、Ｅ_Ｎは、各々のピクセルのゲインのばらつき及び偏り、個別の前置増幅器１２４、並びに当該ピクセルに関連するその他成分を反映するように各々のピクセル毎に特定的であってよい。この場合には、較正を実行することができる。

１基のカウンタ１３２がＸ線エネルギ範囲全体に割り当てられている場合には、ＥがＥ_１設定よりも大きければ、放射線事象１２０は２以上のＸ線で構成されていると想定される場合もあるし、高エネルギ・ガンマ事象である場合もある。放射線事象１２０を如何に取り扱うかは、ＮＭのみ、ＣＴのみ、又はＮＭ及びＣＴ同時といった動作モードに依存し得る。放射線事象１２０がＸ線事象として数えられている場合には、閾値解析器１２８は信号１３０を第一のカウンタ１３２へ送る等のように信号をカウンタへ送って、放射線事象１２０を２回（又はこれ以上）の有効事象として数えるように第一のカウンタ１３２に命令する。

図４へ戻り、ステップ２３０では、閾値解析器１２８は増幅後の信号１２６のパルス持続時間Ｔを解析する。図６は、パルス持続時間Ｔに基づいて有効放射線事象１２０を数える本発明の一実施形態による方法を示す。１よりも多いパルス持続時間閾値を用いることができる。

選択随意で、パルス持続時間Ｔを持続時間の最小値及び最大値の一方又は両方に対して比較することができる。ステップ２６０では、閾値解析器１２８はパルス持続時間Ｔを持続時間最小値Ｔ_ＭＩＮに対して比較する。ＴがＴ_ＭＩＮよりも小さい場合には、放射線事象１２０は有効事象ではなく、ステップ２６２において拒絶される。同様に、Ｔが最大持続時間Ｔ_ＭＡＸよりも大きい場合には、放射線事象１２０は有効ではなく、ステップ２６４において拒絶される。

閾値Ｔ_１が、平均フォトンの持続時間（例えば約１マイクロ秒）に基づいて設定されてもよい。ＴがＴ_１よりも小さい場合には、ステップ２６６において、閾値解析器１２８は信号１３０を第一のカウンタ１３２へ送って、放射線事象１２０を１回の有効事象として数えるように第一のカウンタ１３２に命令する。ＴがＴ_１以上である場合には、ステップ２６８において、閾値解析器１２８は信号１３０を第一のカウンタ１３２へ送って、放射線事象１２０を２回の有効事象として数えるように第一のカウンタ１３２に命令する。

フローは図３のステップ２０８へ戻り、ここで、ワークステーション６８及びＣＰＵ等が、取得時間、予め決められた時間又は所望の計数の総数のいずれかが完了したかを判定する。完了パラメータの一つが満たされていなければ、フローはステップ２０６へ戻る。例えば、単一のビューの取得時に１回よりも多く計数データを転送するようにプリセット時間又はプリセット計数の数を設定することができる。取得若しくはプリセット時間が経過するか、又は所望の計数が満たされたら、フローはステップ２１０へ移る。

ステップ２１０では、マルチプレクサ１４０が第一及び／又は第二（第Ｎ）のカウンタ１３２及び１３６からそれぞれ線１４２及び１４４を介して計数データを読み出し、これらの計数データを線１４８を介して読み出しバス１４６へ転送する。カウンタ１３２及び１３６は、読み出された後にはゼロにリセットされる。次いで、読み出しバス１４６はデータをワークステーション６８へ転送する。選択随意で、ワークステーション６８は各々のピクセル・データ・チャネル１１９に対してカウンタ１３２及び１３６からの計数データを送るように要求を周期的に送り、次いで、カウンタ１３２及び１３６をリセットすることを要求することができる（ステップ２０２）。代替的には、第一及び第二のカウンタ１３２及び１３６は、カウンタ１３２及び１３６の一方が予め決められた値に達したら何時でも、カウンタ１３２又は１３６をゼロにリセットして、予め決められた値に達したとするメッセージをワークステーション６８へ送るように構成されてもよい。次いで、当該ビューが終わったら、カウンタ１３２及び１３６の値を読み出し、従って、カウンタ１３２及び１３６が予め決められた値に達していないときには計数の完了数にアクセスする。ステップ２１０へ戻り、取得が完了していない場合には、フローはステップ２０６へ戻る。取得が完了した場合には、フローはステップ２１２へ移る。

ステップ２１２では、ワークステーション６８、アプリケーション又は利用者が、もう一つのビューを取得するか否かを判定する。取得する場合には、フローはステップ２１４へ移る。ガントリ１４及び検出器１００が、次のビューを取得するように準備され、この準備はソフトウェア・プロトコルをロードすること、並びに／又はＣアーム保持体２２、ガントリ１４、検出器１００、テーブル・トップ１８及び／若しくは寝台１９を移動させることを含み得る。フローはステップ２０４へ戻り、次の取得が開始される。他のビューを取得しない場合には、フローはステップ２１２からステップ２１６へ移り、方法は完了する。

尚、一旦ステップ２０４において取得が開始したら、放射線事象１２０は連続的に検出されて解析されることを理解されたい。換言すると、放射線事象１２０は、前回検出された放射線事象１２０が閾値解析器１２８によって評価され、破棄され、又は第一及び第二のカウンタ１３２及び１３６の一方の内部の計数の総数に加算され、計数情報が転送されているのと同時に検出され得る。また、複数のマルチプレクサ１４０をバス１４６でのデータ衝突を防止するように同期させながら、複数のモジュール１１８が並列で動作していることを理解されたい。

図７は、本発明の一実施形態に従って形成される超高速読み出しバス１５６を含む検出器１５２の内部のデータ・チャネル１５５を示す。図２に関連してこれまでに議論した構成要素は同じ部材番号で示されている。

図７では、電子回路モジュール１５４が前置増幅器１２４、閾値解析器１２８及び選択随意要素のアナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）１７８を含んでいる。ＡＤＣ１７８は、放射線事象１２０からのエネルギ・データを保持しなくてもよい場合には省かれ又は迂回されてもよい。このように、ＡＤＣ１７８を用いて、ＮＭデータを取得しているとき等に各々の事象をエネルギ情報に関連付けすることができる。電子回路モジュール１５４は、前述と同じ態様でピクセル・アノード１１０と相互接続されている。

超高速読み出しバス１５６は、有効放射線事象１２０が生じたら閾値解析器１２８又はＡＤＣ１７８から線１５８を介して信号を受け取る。超高速読み出しバス１５６は、放射線事象１２０が取得されると同時に放射線事象１２０を処理することができるため、第一及び／又は第二のカウンタ１３２及び１３６によって有効放射線事象１２０を追跡する必要はない。例示のみのために述べると、１よりも多い超高速読み出しバス１５６が検出器１５２に相互接続されることができ、これら超高速読み出しバス１５６の各々が、検出器１５２の一区画又はピクセル・アノード１０８〜１１６の総数の部分集合から事象データを読み出す。

図８は、ＣＴ走査時に経験され得るような飽和速度（saturation rate）の近く又は飽和速度を超える高い放射線事象１２０計数速度を扱う機構を含む本発明の一実施形態による検出器１６０の内部のデータ・チャネル１６１を示す。図２の検出器１００と共通の要素は、同じ部材番号を用いて示されている。

電子回路モジュール１６２が、ピクセル・アノード１１０に相互接続されている。前置増幅器１２４は、信号１２２を増幅して整形し、次いで、増幅後の信号１２６を選択器１６４へ渡す。選択器１６４は、パルス・カウンタ下位モジュール１６３及び電流検出器下位モジュール１６５に相互接続されている。選択器１６４は、下位モジュール１６３及び１６５の両方に常に接続されていてもよいし、下位モジュール１６３及び１６５の一方がイメージング・システム１０からの命令によって選択されてもよい。代替的には、選択器１６４は、線束が少ないときにはパルス・カウンタ下位モジュール１６３を選択し、線束が多いときには電流検出器下位モジュール１６５を選択することができる。線束は、ピクセルに流れる電流によって又は信号１２６の時間平均によって推定することができる。例えば、選択器１６４は、放射線事象１２０が受け取られている速度を飽和速度に対して比較する。飽和速度は、ピクセル・アノード１１０又は電子回路モジュール１６２の内部の構成要素が飽和するいずれか低い方の飽和点を示すことができ、この点では、全ての放射線事象１２０が数えられない場合がある。例示のみのために述べると、対象１７のエッジ又は対象１７の外部の面積に沿ってＸ線データを取得するピクセル及び／又はピクセルに付設されている電子回路モジュール１６２は、患者の胴体のような対象１７の厚みの大きい部分を透過するＸ線に比較してＸ線が遥かに小さい減弱しか受けないか又は全く受けないため、急激に飽和し得る。幾つかの実施形態では、ピクセルの全て又はピクセルの複数の群の動作モードを１回の命令によって変更する。例えば、幾つかの電子回路モジュール１６２が１個のＡＳＩＣの内部に存在する場合には、同じＡＳＩＣの内部で全ての選択器１６４の動作を変更することが好ましい場合がある。

放射線事象１２０が飽和速度を下回る速度で受け取られている場合には、増幅後の信号１２６は線１９２を介してパルス・カウンタ下位モジュール１６３の内部の閾値解析器１２８へ渡されて、前述のように処理される。放射線事象１２０が飽和速度に近い速度又は飽和速度を超える速度で受け取られている場合には、選択器１６４は増幅後の信号１２６を線１９４を介して電流検出器下位モジュール１６５の内部の電流積分器１６６へ渡す。電流積分器１６６は、増幅後の信号１２６の電流レベルを測定し、するとピクセルはこのとき電流モードで動作する。従って、検出器１６０の全て又は一部を電流モードで動作するように指定する必要はなく、個別のピクセルにおいて検出された全ての有効事象は、飽和速度を下回ったときに数えられる。

電流積分器１６６は、線１７０を介してアナログ信号をアナログ−ディジタル変換器（ＡＤＣ）１６８へ出力する。ＡＤＣ１６８は、電流積分器１６６の積分時間にわたる平均電流を示す信号を出力する。出力された信号は、ピクセル・アノード１１０へのフォトンの平均到達速度を反映している。

第一及び第二のカウンタ１３２及び１３６、並びにＡＤＣ１６８は、線１７４、１７５及び１７６を介してデータをマルチプレクサ１４０へ出力する。すると、マルチプレクサ１４０はデータを読み出しバス１４６へ出力することができる。選択随意で、１又は複数のバッファ１７２が、読み出しバス１４６へのデータの出力に先立って、マルチプレクサ１４０からデータを受け取って保持してもよい。例えば、バッファ１７２は、読み出しバス１４６が利用可能となるまでデータを保持することができる。尚、バッファ１７２を図２及び図７において上で議論した検出器１００及び１５２の内部に用いてもよいことを理解されたい。当業者には、複数の別個のバスを線１７４、１７５又は１７６を介したデータ出力に用い得ることが明らかであろう。

図９は、ＮＭ及びＣＴの両方を検出することが可能な本発明の一実施形態によるピクセル用のデータ・チャネル１８９を示す。データ・チャネル１８９は、多重モダリティ走査を取得するように構成されることが可能な多重モダリティ検出器１８０の内部に設けられている。多重モダリティ検出器１８０は上で議論した図２、図７及び図８と共通の要素を有し、これらの要素は類似の部材番号で示されている。

電子回路モジュール１８２が、異なる形式の放射線からの信号を処理する異なる組のサーキットリを含んでいる。電子回路モジュール１８２は選択随意で第一の選択器１８４を有し、選択器１８４は、パルス・カウンタ下位モジュール１６３、電流検出器下位モジュール１６５及びＮＭ解析器下位モジュール１８７と相互接続されている。第一の選択器１８４は、下位モジュール１６３、１６５及び１８７の各々に同時に接続されていてもよいし、又は第一の選択器１８４は、下位モジュール１６３、１６５又は１８７の一つを選択する命令をワークステーション６８から受けてもよい。代替的には、下位モジュール１６３、１６５及び１８７の幾つか又は全てが信号ソース（例えば増幅後の信号１２６）に接続される一方で、下位モジュール１６３、１６５及び１８７の幾つか又はいずれも第一の選択器１８４を介して接続されていなくてもよい。

ワークステーション６８は、電子回路モジュール１８２の部分集合が異なる形式の放射線データを取得するか又は放射線データを異なる態様で取得すべく構成されるように、多重モダリティ検出器１８０を論理的に構成することができる。例えば、第一の選択器１８４は四路スイッチであってよく、第一の設定はデータを線１８６に沿ってＮＭ解析器下位モジュール１８７へ渡し、ガンマ線を処理する。ＮＭ解析器下位モジュール１８７は、図２において前述したように、閾値解析器１９６、第一のカウンタ１９７、及び第Ｎのカウンタ１９８を含み得る。代替的には、閾値解析器１９６は信号のエネルギを測定して、データをＡＤＣ１９９へ渡してもよい。第一の選択器１８４の第二の設定は、データを線１８８に沿ってパルス・カウンタ下位モジュール１６３の内部の閾値解析器１２８へ渡し、Ｘ線を計数モードで処理し、第三の設定は、データを線１９０に沿って電流検出器下位モジュール１６５の内部の電流積分器１６６へ渡し、Ｘ線データを電流モードで処理し、第四の設定は、データを線１９２に沿って第二の選択器１８５へ渡し、ここでＸ線データは、図８において前述したように、取得計数速度に応じて計数モード又は電流モードのいずれかで処理される。

第一の選択器１８４は、入力された信号を受け取り、また計数速度を検出するサーキットリをさらに含み得る。従って、計数速度が高速であると判定された場合には、第一の選択器１８４は、多重モダリティ検出器１８０の構成（すなわちＣＴモード、ＮＭモード又はＣＴ／ＮＭ同時モード）に従ってデータを処理しながら、データを線１８８、１９０又は１９２の１本に出力するように選択することができる。

例えば、電子回路モジュール１８２の小部分集合が、Ｘ線フォトンを取得するように構成され得る一方で、電子回路モジュール１８２の大部分集合が、ＮＭ（ガンマ）フォトンを取得するように構成される。幾つかの場合には、高エネルギＮＭフォトン及び低エネルギＸ線フォトンを同じピクセル・アノード１０８〜１１６において同時に取得してもよい。動作のモードは、ワークステーション６８からの命令によって、又は到達する信号の形式を監視することにより、決定される。

図１０は、図９において議論されたデータ・チャネル１８９のようにＣＴ及びＮＭの両方で動作することが可能なピクセル用のデータ・チャネルを用いてフォトン事象を解析する本発明の一実施形態による方法を示す。ステップ２８０では、第一の選択器１８４は、前述のように、線束を飽和閾値に対して比較する。線束が飽和閾値よりも大きい場合には、フローはステップ２８２へ移り、電流検出器下位モジュール１６５が選択される。入力された信号を連続的に監視して、飽和閾値よりも大きいか小さいかを判定することができる。

入力された信号が飽和閾値よりも小さい場合には、フローはステップ２８４へ移る。閾値解析器１６７は放射線事象１２０のエネルギＥを１又は複数の閾値レベルに関して解析する。閾値レベルは、用いられている放射性同位体のエネルギによって決定されてもよいし、及び／又はＨＶレベルに基づいて決定されてもよい。Ｅが最小閾値Ｅ_０よりも小さい場合には、ステップ２８６において放射線事象１２０を拒絶することができる。選択随意で、Ｅが最大エネルギ閾値Ｅ_Ｎよりも大きい場合には、ステップ２８８において放射線事象１２０を拒絶することができる。

ＥがＥ_０以上であり、且つ第一のエネルギ閾値Ｅ_１以下である場合には、ステップ２９０において、放射線事象１２０はパルス・カウンタ下位モジュール１６３へ渡される。Ｅが第一のエネルギ閾値Ｅ_１よりも大きく、且つ第二のエネルギ閾値Ｅ_２以下である場合には、ステップ２９２において、放射線事象１２０はＮＭ解析器下位モジュール１８７へ渡される。ＮＭ解析器下位モジュール１８７は、信号をさらに解析し若しくは処理してもよいし、又は信号をワークステーション６８へ転送してさらなる処理を施してもよい。

図１１は、横列及び縦列を成して配列された結晶のマトリクス１０２を有する本発明の一実施形態による検出器３００を示す。各々の結晶１０２は、図９の電子回路モジュール１８２のような電子回路モジュール（図示されていない）と相互接続されて、検出器モジュール３０２を形成している。検出器モジュール３０２との用語は、電子回路モジュール１８２と結晶１０２との組み合わせを指す。従って、前述のように、単一のＡＳＩＣを用いて多数の電子回路モジュール１８２を形成することができる。検出器３００の検出器モジュール３０２は、検出器モジュール３０２の第一の部分集合３０４及び検出器モジュール３０２の第二の部分集合３０６に論理的に分割されている。尚、同じＡＳＩＣの内部に形成されている電子回路モジュール１８２又は検出器モジュール３０２を異なる論理的部分集合に分割し得ることを理解されたい。

例示のみのために述べると、第一の部分集合３０４はＸ線データを計数モードで取得することができる。第一の部分集合３０４はまた、放射線事象１２０を取得する速度が飽和速度に近い又は飽和速度を超える場合には、Ｘ線データを電流モードで取得することもできる。第二の部分集合３０６は、ガンマ・フォトン・データを取得するのに用いられ得る。

図１２は、本発明の一実施形態による多重モダリティ・システム３２２の内部で用いられる検出器３００及びＸ線源３２０の概略的な側面図を示す。多重モダリティ・システム３２２は、図１において議論したようなＣアーム・ガントリ１４又は他の適当なガントリ構成を含み得る。検出器３００の検出器モジュール３０２は、図１１に示すように、Ｘ線フォトン・データを取得する第一の部分集合３０４及びガンマ・フォトン・データを取得する第二の部分集合３０６に論理的に分割されている。第二の部分集合３０６は当技術分野で公知のようにコリメータ３２８によって覆われている。患者３２４が、検出器３００とＸ線源３２０との間でテーブル３２６に載置され得る。患者３２４は放射性核種トレーサを含んでおり、このトレーサは第二の部分集合３０６によって取得される。

図１３は、Ｘ線フォトン・データを取得する第一の検出器３５２及びガンマ・フォトン・データを取得する第二の検出器３５４を用いた本発明の一実施形態による多重モダリティ・システム３５０を示す。共通のガントリ・ステータ３５６が、Ｘ線管３６０を支持して配置する第一のＸ線ロータ３５８に相互接続されている。第二のＸ線ロータ３６２が共通のガントリ・ステータ３５６に相互接続されており、第一の検出器３５２を支持している。また、共通のガントリ・ステータ３５６には、第二の検出器３５４及び付設されているコリメータ３６６を担持したＮＭロータ３６４も相互接続されている。例として述べると、第一及び第二の検出器３５２及び３５４は、上で議論した検出器１００、１５２、１６０又は１８０の一つであってよい。代替的には、検出器３５２及び３５４の一方が、所望のフォトン・データを取得するために当技術分野において用いられている異なる形式の検出器であってもよい。第一及び第二の検出器３５２及び３５４の各々が、図１１の電子回路モジュール１８２のような電子回路モジュールを含んでおり、第一及び第二の検出器３５２及び３５４の各々がＸ線フォトン・データ、ガンマ・フォトン・データ、又はＸ線フォトン・データ及びガンマ・フォトン・データの組み合わせを取得するように再構成されることを可能にしている。

従って、１よりも多い形式の放射線データを取得することが可能な多重モダリティ検出器が、検出器の各々のピクセルに相互接続されている電子回路要素を用いて形成され得る。検出器は、２以上の形式の取得を同時に取得するように論理的に構成され得る。代替的には、多重モダリティ検出器は、１又は複数の他の検出器と共に一つのシステムとして結合されていてもよい。他の検出器もまた多重モダリティ検出器であってもよいし、ＳＰＥＣＴ及び／又はＰＥＴのような単一型モダリティ又は二重型モダリティ用の放射線データを取得する専用の検出器であってもよい。尚、ＰＥＴ検出及び撮像は、ＮＭ検出能力に加えて、フォトンの対の同時検出を決定するために２基の相対向する検出器及びタイミング・サーキットリを必要とすることを理解されたい。タイミングは、当技術分野で公知のように、アナログ同時計数回路を用いて図ることもできるし、又は各々のＮＭ検出事象を「タイム・スタンプ」に関連付けして、予め決められた互いの時間近傍の範囲内のタイム・スタンプを有する事象の対をディジタル的に選択することにより図ることもできる。

本発明の様々な実施形態の技術的効果は、Ｘ線データ、ガンマ線データ、又は両者を同時に取得することにある。検出器の各々のピクセルでのデータ事象が、当該ピクセルと相互接続されている検出器モジュールによって検出器の内部で解析され且つ／又は計数され得る。これらのデータ事象を時間成分及びエネルギ成分について１又は複数の閾値に対して比較することができる。加えて、各々の検出器モジュールを、特定の形式の放射線データを取得するように構成してもよいし、又は計数速度に基づいてデータ事象を処理してもよい。

様々な特定の実施形態について本発明を説明したが、当業者は、特許請求の範囲の要旨及び範囲内にある改変を加えて本発明を実施し得ることを認められよう。

本発明の一実施形態によるイメージング・システムの模式図である。本発明の一実施形態による検出器のブロック図の内部のデータ・チャネルを示す図である。イメージング・システムによってＸ線又はガンマ線のような放射線事象を取得する本発明の一実施形態による方法を示す図である。各々のピクセルに付設されている電子回路モジュールの内部での本発明の一実施形態による各ステップの流れ図である。フォトンのエネルギ・レベルに基づいて有効フォトン事象を解析して数える本発明の一実施形態による方法を示す図である。パルス持続時間Ｔに基づいて有効放射線事象を数える本発明の一実施形態による方法を示す図である。本発明の一実施形態に従って形成された超高速読み出しバスを含む検出器の内部のデータ・チャネルを示す図である。ＣＴ走査時に経験され得るような飽和速度の近く又は飽和速度を超える高い放射線事象計数速度を扱う機構を含む本発明の一実施形態による検出器の内部のデータ・チャネルを示す図である。ＮＭ及びＣＴの両方を検出することが可能な本発明の一実施形態によるピクセル用のデータ・チャネルを示す図である。図９において議論されるデータ・チャネルのようなＣＴ及びＮＭの両方で動作することが可能なピクセル用のデータ・チャネルを用いてフォトン事象を解析する本発明の一実施形態による方法を示す図である。横列及び縦列を成して配列された結晶のマトリクスを有する本発明の一実施形態による検出器を示す図である。本発明の一実施形態による多重モダリティ・システムの内部で用いられる検出器及びＸ線源の概略的な側面図である。Ｘ線フォトン・データを取得する第一の検出器及びガンマ・フォトン・データを取得する第二の検出器を用いた本発明の一実施形態による多重モダリティ・システムを示す図である。

符号の説明

１０イメージング・システム
１４Ｃアーム・ガントリ
１５Ｘ線源
１６Ｘ線／ガンマ線二重検出器
１７対象
１８テーブル・トップ
１９寝台
２１テーブル・トップ用摺動／昇降機構
２２Ｃアーム保持体
２４保持体の台
２８支持台
３０底面
３２、３３レール系統
３６円錐形放射ビーム
４０、４２、４４センサ
５０プロセッサ
５２制御インタフェイス
５４データ・インタフェイス
６２心臓
６４心臓モニタ
６６コンジット
６８ワークステーション
７０キーボード
７２モニタ
７４ＨＶ（高電圧）発生器
１００検出器
１０２結晶マトリクス
１０４共通カソード
１０６検出野
１０８、１１０、１１２、１１４、１１６ピクセル・アノード
１１８電子回路モジュール
１１９データ・チャネル
１２０放射線事象
１２２信号
１２４前置増幅器
１２６増幅後の信号
１２８閾値解析器
１３０、１３４信号
１３２、１３６カウンタ
１４０マルチプレクサ
１４２、１４４、１４８線
１４６読み出しバス
１５２検出器
１５４電子回路モジュール
１５５データ・チャネル
１５６超高速読み出しバス
１５８線
１６０検出器
１６１データ・チャネル
１６２電子回路モジュール
１６３パルス・カウンタ下位モジュール
１６４選択器
１６５電流検出器下位モジュール
１６６電流積分器
１６８ＡＤ変換器
１７０、１７４、１７５、１７６線
１７２バッファ
１７８ＡＤ変換器
１８０多重モダリティ検出器
１８２電子回路モジュール
１８４第一の選択器
１８５第二の選択器
１８６線
１８７ＮＭ解析器下位モジュール
１８８、１９０、１９２、１９４線
１８９データ・チャネル
１９６閾値解析器
１９７第一のカウンタ
１９８第Ｎのカウンタ
１９９ＡＤ変換器
３００検出器
３０２検出器モジュール
３０４Ｘ線データを取得する部分集合
３０６ガンマ・フォトン・データを取得する部分集合
３２０Ｘ線源
３２２多重モダリティ・システム
３２４患者
３２６テーブル
３２８コリメータ
３５０多重モダリティ・システム
３５２Ｘ線フォトン・データ検出器
３５４ガンマ・フォトン・データ検出器
３５６ガントリ・ステータ
３５８、３６２Ｘ線ロータ
３６０Ｘ線管
３６４ＮＭロータ
３６６コリメータ

Claims

放射線データを感知して取得する検出器であって、
ピクセルのマトリクスを形成し、放射線検出野を有して放射線事象を感知する固体結晶と、
各々の前記ピクセルに取り付けられており、各々の前記ピクセル毎に前記放射線事象を数える電子回路モジュールと
を備えており、該電子回路モジュールは、
前記放射線事象を解析して、前記放射線事象に関連するエネルギ・レベルを予め決められた閾値に対して比較することにより有効事象を識別する閾値解析器と、
前記有効事象を数える少なくとも第一のカウンタと
をさらに含んでいる、検出器。
前記放射線事象はガンマ・フォトン及びＸ線フォトンの一方であり、前記電子回路モジュールは、
前記ガンマ・フォトンを処理する第一の組のサーキットリと、
前記Ｘ線フォトンを処理する第二の組のサーキットリと
をさらに含んでいる、請求項１に記載の検出器。
前記放射線事象はガンマ・フォトン及びＸ線フォトンの一方であり、前記電子回路モジュールは、
前記ガンマ・フォトンを処理する第一の組のサーキットリと、
前記Ｘ線フォトンを処理する第二の組のサーキットリと、
前記放射線事象の形式に基づいて前記第一及び第二の組のサーキットリの一方を選択する選択器と
をさらに含んでいる、請求項１に記載の検出器。
前記少なくとも一つのカウンタは第一及び第二のカウンタをさらに含んでおり、前記閾値解析器は前記エネルギ・レベルを第一及び第二のエネルギ範囲に対して比較し、前記第一のカウンタは前記第一のエネルギ範囲内にあるエネルギ・レベルを有する前記有効事象を数え、前記第二のカウンタは前記第二のエネルギ範囲内にあるエネルギ・レベルを有する前記有効事象を数え、前記第一及び第二のエネルギ範囲は互いに関して異なっている、請求項１に記載の検出器。
前記放射線事象は第一及び第二の形式の放射線事象をさらに含んでおり、前記閾値解析器は、前記有効事象を前記第一及び第二の形式の放射線事象の一方として同時に識別する、請求項１に記載の検出器。
前記電子回路モジュールは、
前記放射線事象の計数速度を飽和速度に対して比較する選択器と、
前記計数速度が前記飽和速度よりも大きい場合に、前記放射線事象に関連する電流を測定する電流積分器と
をさらに含んでいる、請求項１に記載の検出器。
放射線データを感知して取得するシステムであって、
横列及び縦列を成すピクセルのマトリクスを形成する固体結晶を含む検出器であって、当該検出器は、放射線事象を感知する放射線感知面を有し、当該検出器は、前記固体結晶に相互接続されており前記放射線事象を数える電子回路モジュールをさらに含んでおり、該電子回路モジュールは相異なる形式の放射線事象を数える構成要素を含んでいる、検出器と、
該検出器を対象に関して所定の位置に保持するガントリと、
前記放射線事象を表わす信号データを受け取るワークステーションと
を備えたシステム。
Ｘ線放射線事象を発生するＸ線源であって、前記検出器に対面して配置されており前記ガントリに相互接続されているＸ線源をさらに含んでいる請求項７に記載のシステム。
前記検出器は第一及び第二のピクセル部分集合をさらに含んでおり、
前記電子回路モジュールは、第一及び第二の形式の放射線事象を取得する第一及び第二の組の構成要素をさらに含んでおり、前記第一の組の構成要素は前記第一のピクセル部分集合と連絡しており、前記第二の組の構成要素は前記第二のピクセル部分集合と連絡しており、前記第一の組の構成要素はＸ線源から放出されたＸ線放射を表わす前記放射線事象を取得し、前記第二の組の構成要素は前記対象から放出されたガンマ線放射を表わす放射線事象を取得する、請求項７に記載のシステム。
前記電子回路モジュールは、前記放射線事象を数える少なくとも１基の専用カウンタをさらに含んでおり、前記ピクセルの各々が前記少なくとも１基の専用カウンタと連絡している、請求項７に記載のシステム。
前記電子回路モジュールは、
前記放射線事象を数えるカウンタであって、前記ピクセルの各々が専用の当該カウンタと連絡している、カウンタと、
前記放射線事象の持続時間を持続時間閾値に対して比較する閾値解析器であって、前記カウンタは、前記放射線事象の前記持続時間が前記持続時間閾値よりも大きいときに前記放射線事象の計数を１よりも大きい数だけ増加させる、閾値解析器と
をさらに含んでいる、請求項７に記載のシステム。
陽電子放出計断層写真法（ＰＥＴ）、単光子放出断層写真法（ＳＰＥＣＴ）、計算機式断層写真法（ＣＴ）、静的Ｘ線撮像及び動的Ｘ線撮像の少なくとも一つを表わす放射線データを取得する第二の検出器をさらに含んでいる請求項７に記載のシステム。
互いから離隔して形成されている第一及び第二の検出器をさらに含む前記検出器と、
前記第一の検出器を支持する第一のロータ及び前記第二の検出器を支持する第二のロータをさらに含む前記ガントリと
をさらに含んでいる請求項７に記載のシステム。
ピクセルのマトリクスを含む固体検出器により放射線事象を検出するステップと、
専用のカウンタにより各々の前記ピクセルにおける前記放射線事象を数えるステップであって、前記ピクセルの各々が前記専用のカウンタに相互接続されている、数えるステップと
を備えた放射線事象を取得する方法。
前記放射線事象の各々の持続時間を閾値に対して比較するステップと、
前記閾値よりも大きい前記持続時間を有する前記放射線事象を２回の放射線事象として数えるステップと
をさらに含んでいる請求項１４に記載の方法。
前記放射線事象のエネルギ・レベルを第一及び第二のエネルギ範囲に対して比較するステップをさらに含んでおり、前記数えるステップは、前記第一のエネルギ範囲内にある前記放射線事象を第一のカウンタにより数えるステップと、前記第二のエネルギ範囲内にある前記放射線事象を第二のカウンタにより数えるステップをさらに含んでいる、請求項１４に記載の方法。
前記放射線事象の計数をカウンタに記憶させるステップと、
予め決められた時間及び予め決められた回数の事象の一方に基づいて前記放射線事象の前記計数を読み取るステップと、
前記カウンタをリセットするステップと
をさらに含んでいる請求項１４に記載の方法。
前記検出するステップに関連する検出速度を決定するステップと、
前記検出速度を飽和速度閾値に対して比較するステップと、
前記検出速度が前記飽和速度閾値を上回るときに前記放射線事象を電流積分器へ渡すステップと
をさらに含んでいる請求項１４に記載の方法。
前記検出器を第一及び第二のピクセル部分集合に分割するステップと、
ガンマ・フォトンを表わす前記放射線事象を前記第一のピクセル部分集合により検出するステップと、
Ｘ線フォトンを表わす前記放射線事象を前記第二のピクセル部分集合により検出するステップと
をさらに含んでいる請求項１４に記載の方法。
第一の形式の放射線を表わす前記放射線事象を取得するために、第一のピクセル・アノードと連絡している第一のカウンタを選択するステップと、
第二の形式の放射線を表わす前記放射線事象を取得するために、前記第一のピクセル・アノードと連絡している第二のカウンタを選択するステップと
をさらに含んでおり、前記第一及び第二の形式の放射線は互いに関して異なっている、請求項１４に記載の方法。