JP5100045B2

JP5100045B2 - 多層直接変換式コンピュータ断層検出器モジュール

Info

Publication number: JP5100045B2
Application number: JP2006177411A
Authority: JP
Inventors: ジョン・エリック・ツカチク; ジェイムズ・ウォルター・ルブラン; ウェン・リ; デボラ・ジョイ・ウォルター; ヤンフェン・ドュ
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2005-06-29
Filing date: 2006-06-28
Publication date: 2012-12-19
Anticipated expiration: 2026-06-28
Also published as: US7212604B2; CN1891158A; JP2007007407A; CN1891158B; IL176444A0; US20070003006A1

Description

本発明は全般的には、診断用イメージング向けの放射線撮像検出器に関し、またさらに詳細には、光子計数及びエネルギー弁別を伴う高線束率イメージング向けの多層直接変換式コンピュータ断層（ＣＴ）検出器に関する。

Ｘ線やコンピュータ断層（ＣＴ）などの放射線イメージング・システムは、対象の内部の様子をリアルタイムで観察するために利用されてきた。典型的には、こうしたイメージング・システムは患者や手荷物などの関心対象物に向けてＸ線を放出するように構成されたＸ線源を含んでいる。対象のもう一方の側には放射線検出器アレイなどの検出用デバイスが位置決めされており、該対象を透過したＸ線を検出するように構成させている。検出器アレイの位置で受け取られる減衰したビーム状放射線の強度は、典型的には、対象によるＸ線の減衰に依存することが理解されよう。検出器アレイのうちの各検出器素子は、それぞれの検出器素子が受け取った減衰ビームを示す個々の電気信号を発生するように構成されている。次いでこの電気信号は、解析及び画像作成のためにデータ処理システムに送られる。

従来のＣＴイメージング・システムは、放射線エネルギーを電流信号に変換する検出器を利用しており、この信号はある時間期間にわたって積分され、次いで計測され最終的にディジタル化される。しかし、こうした検出器の欠点は、検出した光子の数及び／またはエネルギーに関してはデータすなわちフィードバックを提供できないことである。典型的には、従来のＣＴ検出器はシンチレータ構成要素とフォトダイオード構成要素を有することは当業者であれば理解されよう。シンチレータ構成要素は放射線に当たると放射線エネルギーによって発光する。さらに、フォトダイオードは、このシンチレータ構成要素の発光を検出し発光強度の関数とした電気信号を提供する。こうしたエネルギー弁別式の直接変換検出器は、Ｘ線計数だけではなく、検出した各Ｘ線のエネルギーレベルに関する計測値も提供することができる。典型的には、直接変換エネルギー弁別式検出器の製作にあたって半導体材料が使用されてきたが、こうした検出器の製作に別の材料が利用されることもある。

しかし、こうした直接変換半導体検出器の欠点は、この種の検出器が従来のＣＴシステムで典型的に見られるようなＸ線光子線束率での計数が不可能であることである。さらに、Ｘ線光子線束率が非常に高いと、最終的に検出器の飽和につながるようなパイルアップ（ｐｉｌｅ−ｕｐ）や分極を生じさせることが知られている。換言すると、こうした検出器は、比較的低いＸ線線束レベルのしきい値で飽和するのが典型的である。こうしたしきい値を超えると、その検出器応答は予測不可能となるか、線量利用度が低下する。

さらに、検出器が飽和すると撮像情報が失われることにつながると共に、結果としたＸ線投影やＣＴ画像にアーチファクトを生じさせることが理解されよう。さらに、検出器飽和に近い線束レベル並びに検出器飽和を超える線束レベルでは、ヒステリシスやその他の非線形効果が発生する。上で指摘したように、直接変換検出器はさらに、「分極（ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）」と呼ばれる現象の影響を受ける。この分極現象では、その材料の内部での電荷捕捉によって局所電界が変化し、その検出器計数及びエネルギー応答が予測不可能に変更され、かつその応答が以前の照射履歴によって違ってくるヒステリシスが生じる。具体的には、光子計数直接変換式検出器は、各Ｘ線光子発生に関連する固有の電荷収集時間（すなわち、不感時間）に起因して飽和する。各画素に対するＸ線光子吸収率が概ねこの電荷収集時間の逆数になるとパルスのパイルアップに起因して飽和が生じる。この電荷収集時間は、固定電界を得るための直接変換層の厚さと陽極接点サイズとのいずれか小さい方に概ね比例する。したがって、直接変換層を薄くすれば飽和率を高めることが可能である。しかし、Ｘ線をほとんど全部阻止しこれにより線量利用度を最大化するためには十分な厚さとすることが望ましい。Ｘ線の収集が不完全であると画質が低下する、すなわちノイズの多い画像が生じる。

さらに、Ｘ線光子計数率及びエネルギーを計測する検出器は、計数率飽和限界の影響を受ける。この限界は、検出器厚さを横切って転送するための電荷収集時間に関連する。検出器が薄ければ迅速な電荷収集が可能であるが、こうした検出器はその薄い寸法に沿ってＸ線が入射したときにＸ線を高効率に捕捉するだけの十分な阻止能を有していない。したがって、従来の検出器では、比較的大きな厚さ（例えば、１ｍｍを超える厚さ）をもつ単一の層を使用して高い効率を達成している。しかしこれでは、電荷収集時間が大きくなり、対応して低線束率の飽和限界となる。厚層検出器の別の欠点は、厚層を通過した転送の途中で電荷捕捉が起こる可能性が高いことである。捕捉された電荷は内部電界を変化させ、その結果検出器ゲイン及びスペクトル応答を変化させる。厚層を横切る転送はまた、画素間の電荷共有にも関連する。２つの画素間の境界近くで収集されたＸ線はこうした画素間で共有され、これが入射光子数の計数誤りや光子エネルギーの不正確な位置記録につながる。厚層はまた、被着技法で生成することが困難である。

従来式では、直接変換検出器は典型的には、単一の層から製作されている。電界は、層の厚さを横切るようにして該層の表面上の接点に電圧を印加することによって加えられる。この層はＸ線がその面に対する法線となるような方向に向けられる。この層の厚さを横切るように電荷転送が生ずる。この電荷転送の間に、クロストーク及び電荷捕捉が発生すると共に、不完全な電荷収集は検出器応答の変化を生じさせる。しかし、画素の接点寸法がその厚さと比べて小さければ（例えば、厚さの半分未満であれば）、その電荷収集時間は層の厚さの影響を受けにくく、かつむしろ「小画素」効果のために概ね画素接点サイズの関数となる。しかし、この小画素効果は分極を改善させることがなく、したがって、検出器層の厚さを横切るように転送させる間に電荷捕捉が生じる可能性は同じままである。さらに、小画素では画素間の電荷共有が大きくなりやすい。

高いＸ線線束率での光子計数を可能にするために従来考案された解決法としては、ミリ未満の画素サイズを用いて１つの画素あたりより低い計数率を実現すること、及び／または多重層の重ね合わせ積層検出器を用いて各検出器層ごとにより低い計数率を得ることが含まれる。しかし、ミリ未満の画素サイズの光子計数直接変換式検出器では、電荷共有に起因する検出器量子効率（ＤＱＥ）の損失がかなり大きくなり不利となる。さらに、その検出器がエネルギー弁別モードで動作して材料分解のために２つのエネルギー・ビンからのＸ線を計数する場合、ミリ未満の画素サイズに起因する電荷共有の増大によって高エネルギー・ウィンドウからこれより低エネルギーのウィンドウへの計数のスピルオーバー（ｓｐｉｌｌｏｖｅｒ）が大きくなり、これにより材料分解性能が劣化することになる。さらに、Ｘ線は検出器内で指数的に減衰しておりかつその減衰係数はＸ線エネルギーに対する依存度が大きいため、重ね合わせた多重層検出器を利用すると、様々な検出器層内におけるＸ線共有が不均一となる。

さらに、画素すなわち検出器素子をより小さくすると外周対面積比（ｐｅｒｉｍｅｔｅｒｔｏａｒｅａｒａｔｉｏ）が不都合に大きくなり、このためクロストークのレベルが上昇する。この外周は、２つ以上の画素間で電荷が共有されている領域である。この電荷の共有があると、読み出し電子回路が近傍の画素内で同時発生する信号を合成するように構成されていないため、不完全なエネルギー情報及び／またはＸ線光子の計数誤りが生じる。画素サイズ＜０．１ｍｍの薄型の光子計数直接変換シリコン層を用いると非常に高い線束率が可能であるが、こうした薄い層はＸ線を阻止するだけの十分な阻止能を保持しておらず不都合である。

さらに、電子及び正孔の動きが室温直接変換検出器が発生させる信号に寄与する。正孔は移動度が比較的低くかつ捕捉が強いことが、検出器性能の劣化の一因となる。この検出器性能の劣化には、Ｘ線吸収深度、分極、及び予測不可能で不安定な電荷収集の関数である不均一な検出器応答が含まれる。したがって、画素分解検出器の幾何学構成は、小画素効果を利用して検出器応答に対する正孔の寄与が軽減されるように構成することが望ましい。画素分解検出器では、十分な小画素効果を得るために画素接点サイズ対検出器厚の比を小さく維持することが望ましい。このためこのケースでは、陽極画素からの信号が陽極に到達する電子の数のみに比例しＸ線の相互作用深度と無関係であり、このため検出器応答が均一となりかつエネルギー分解能が高くなる。より十分な小画素効果を得ることの別の利点は、その信号電流パルス幅が検出器厚さではなく画素サイズの距離を横切る電子ドリフト時間によって決定されることに由来して検出器不感時間がより短くなることである。しかし、複数の薄い層を積層させた検出器構成では、その画素接点サイズが検出器の厚さに匹敵するかこの厚さより大きいと従来の単純な画素分解陽極を使用したのでは十分な小画素効果が得られない。このため、こうした検出器はエネルギー分解能の大幅な劣化を生じることがある。さらに、検出器不感時間が最適化されないことがある。
米国特許出願公開第２００４／０２５１４２０号米国特許出願公開第２００３／０１６９８４７号

したがって、従来式のＣＴシステムで典型的に見られるようなＸ線光子線束率において飽和しない直接変換エネルギー弁別式ＣＴ検出器を開発することが望ましい。さらに、検出器不感時間の短縮並びに実質的に均一で安定した検出器応答を有利に容易にし、これにより目下の技法の限界を回避できる直接変換エネルギー弁別式ＣＴ検出器を開発することが望ましい。

簡単に述べると、本技法の態様によれば、コンピュータ断層検出器モジュールが提供される。本検出器モジュールは上側側面及び底側側面を有するサブストレートを含む。さらに本検出器モジュールは、サブストレートと実質的に直角な方向でサブストレートの上側側面上に配置させた複数の検出器層を含んでおり、該複数の検出器層のそれぞれは放射線を吸収するように構成された直接変換材料を備えており、かつ該複数の検出器層のそれぞれは第１の側面及び第２の側面を備えている。さらに本検出器モジュールは、複数の検出器層のそれぞれの第１の側面上に配置させた複数の画素分解陽極接点を含む。さらに本検出器モジュールは、複数の検出器層のそれぞれの第２の側面上に配置させた共通陰極接点を含む。

本技法の別の態様では、コンピュータ断層検出器モジュールが提供される。本検出器モジュールは上側側面及び底側側面を有するサブストレートを含む。さらに本検出器モジュールは、サブストレートと実質的に直角な方向でサブストレートの上側側面上に配置させた複数の検出器層を含んでおり、該複数の検出器層のそれぞれは放射線を吸収するように構成された直接変換材料を備えており、かつ該複数の検出器層のそれぞれは第１の側面及び第２の側面を備えている。本検出器モジュールはまた、複数の検出器層のそれぞれの第１の側面上に配置させた複数の画素分解陽極接点を含んでおり、該複数の画素分解陽極接点は実質的に等しいサイズの陽極接点を備えている。さらに本検出器モジュールは、複数の検出器層のそれぞれの第２の側面上に配置させた共通陰極接点を含む。本検出器モジュールはまた複数の画素分解陽極接点のそれぞれの間に配置された非収集性（ｎｏｎ−ｃｏｌｌｅｃｔｉｎｇ）制御格子構造を含んでおり、該制御格子構造は複数の画素分解陽極接点における電子の収集を容易にするように構成されている。

本技法のまた別の態様では、コンピュータ断層検出器モジュールが提供される。本検出器モジュールは、上側側面及び底側側面を有するサブストレートを含む。さらに本検出器モジュールは、サブストレートの上側側面上に配置させた放射線を吸収するように構成された複数の検出器層を含んでおり、該複数の検出器層のそれぞれは直接変換材料を備えており、かつ該複数の検出器層のそれぞれは第１の側面及び第２の側面を含んでいる。本検出器モジュールはまた、複数の検出器層のそれぞれの第１の側面上に配置させた複数の画素分解陽極接点を含んでおり、該複数の画素分解陽極接点は異なるサイズの陽極接点を備えており、かつ該画素分解陽極接点のサイズは放射線の方向において増分式で増大している。さらに本検出器モジュールは、複数の検出器層のそれぞれの第２の側面上に配置させた共通陰極接点を含む。さらに本検出器モジュールは、複数の検出器層の隣接する層の間に配置させた相互電気接続層を含んでおり、該相互電気接続層は複数の検出器層のそれぞれの上に配置させた複数の画素分解陽極接点を読み出し電子回路に結合するように構成されている。

本技法のまた別の態様では、コンピュータ断層検出器モジュールが提供される。本検出器モジュールは、上側側面及び底側側面を有するサブストレートを含む。本検出器モジュールはまたサブストレートの上側側面上に配置させた放射線を吸収するように構成された複数の検出器層を含んでおり、該複数の検出器層のそれぞれは放射線の方向に対してある角度をもつ方向を向いており、かつ該複数の検出器層のそれぞれは直接変換材料を備えており、かつ該複数の検出器層のそれぞれは第１の側面及び第２の側面を含んでいる。さらに本検出器モジュールは、複数の検出器層のそれぞれの第１の側面上に配置させた複数の画素分解陽極接点を含む。さらに本検出器モジュールは、複数の検出器層のそれぞれの第２の側面上に配置させた共通陰極接点を含む。さらに本検出器モジュールは、複数の検出器層の隣接する層の間に配置させた相互電気接続層を含んでおり、該相互電気接続層は複数の検出器層のそれぞれの上に配置させた複数の画素分解陽極接点を読み出し電子回路に結合するように構成されている。

本技法のまた別の態様では、コンピュータ断層イメージング（ＣＴ）システムが提供される。本システムは放射線ストリームを放出するように構成された放射線源を含む。さらに本ＣＴイメージング・システムは、放射線ストリームを検出し該放射線ストリームに応答して１つまたは複数の信号を発生させるように構成された検出器アセンブリを含んでおり、該検出器アセンブリは複数の検出器を備えており、かつ該複数の検出器のそれぞれはサブストレートの上側側面上に配置させた複数の検出器層を備えており、かつ該複数の検出器層のそれぞれは直接変換材料を備えており、かつ該複数の検出器層のそれぞれは第１の側面及び第２の側面を含んでおり、かつ該複数の検出器層のそれぞれは放射線を吸収するように構成されている。さらに本ＣＴイメージング・システムは、放射線源及び検出器アセンブリを回転させて複数の検出器からデータ収集システムを介して１組または複数組の投影データを収集するように構成させたシステム制御装置を含む。本ＣＴイメージング・システムはさらに、放射線源及び検出器アセンブリと動作可能に結合されたコンピュータ・システムを含んでおり、該コンピュータ・システムは１組または複数組の投影データを受け取るように構成されている。

本発明に関するこれらの特徴、態様及び利点、並びにその他の特徴、態様及び利点については、同じ参照符号が図面全体を通じて同じ部分を表している添付の図面を参照しながら以下の詳細な説明を読むことによってより理解が深まるであろう。

従来のＣＴイメージング・システムは、放射線エネルギーを電流信号に変換する検出器を利用しており、この信号はある時間期間にわたって積分され、次いで計測され最終的にディジタル化される。しかし、こうした検出器の欠点は、検出した光子の数及び／またはエネルギーに関するデータすなわちフィードバックを提供できないことである。さらに、こうしたエネルギー弁別式の直接変換検出器は、Ｘ線計数だけではなく、検出した各Ｘ線のエネルギーレベルに関する計測値も提供することができる。しかし、こうした直接変換半導体検出器の欠点は、この種の検出器が従来のＣＴシステムで典型的に見られるようなＸ線光子線束率での計数が不可能であることである。さらに、Ｘ線光子線束率が非常に高いと、最終的に検出器の飽和につながるようなパイルアップや分極を生じさせることが知られている。換言すると、こうした検出器は、比較的低いＸ線線束レベルのしきい値で飽和するのが典型的である。したがって、従来式のＣＴシステムで典型的に見られるようなＸ線光子線束率において飽和しない直接変換エネルギー弁別式ＣＴ検出器を開発することが望ましい。さらに、検出器不感時間の短縮並びに実質的に均一で安定した検出器応答を有利に容易にし、これにより目下の技法の限界を回避するような直接変換エネルギー弁別式ＣＴ検出器を開発することが望ましい。

図１は、本技法によって画像データを収集し処理するためのイメージング・システム１０を表したブロック図である。図示した実施形態では、システム１０は、本技法に従ってＸ線投影データを収集し、この投影データを画像に再構成し、かつ表示及び解析のためにこの画像データを処理するように設計されたコンピュータ断層（ＣＴ）システムである。図１に示した実施形態では、イメージング・システム１０はＸ線放射源１２を含む。例示的な一実施形態では、Ｘ線放射源１２はＸ線管である。Ｘ線放射源１２は、陽極に導かれてＸ線を発生させるための熱電子陰極式または半導体式の電子放出体、あるいは実際には所望の対象の撮像に有用なスペクトル及びエネルギーを有するＸ線を発生させることが可能な別の任意の放出体を含むことがある。適当な電子放出体の例としては、タングステン・フィラメント、タングステン・プレート、電界型放出体（field emitter）、熱電界型放出体（thermal field emitter）、ディスペンサ型陰極、熱電子陰極、光放出体、及び強誘電体陰極が含まれる。

放射線源１２はコリメータ１４の近くに位置決めされることがあり、またこのコリメータ１４は放射線源１２が放出した放射線ストリーム１６を成形するように構成されることがある。放射線ストリーム１６は患者１８など撮像対象を包含する撮像ボリューム内を通過する。放射線ストリーム１６は、検出器アレイの構成（以下で検討する）並びにデータ収集に関する所望の方法に応じて全体として扇形状や円錐形状とすることがある。放射線の一部２０は、対象内またはその周辺を通過し、その全体を参照番号２２で表した検出器アレイに当たる。このアレイの検出器素子は入射Ｘ線ビームの強度を表す電気信号を発生させる。これらの信号は収集され処理されて、対象内のフィーチャの画像が再構成される。

放射線源１２は、ＣＴ検査シーケンスのためにパワー信号と制御信号の両方を提供するシステム制御装置２４によって制御を受けている。さらに、検出器２２がシステム制御装置２４に結合されており、システム制御装置２４は検出器２２内で発生した信号の収集を指令している。システム制御装置２４はさらに、ダイナミックレンジの初期調整、ディジタル画像データの挟み込み（ｉｎｔｅｒｌｅａｖｉｎｇ）、その他などの様々な信号処理及びろ過機能を実行することがある。一般に、システム制御装置２４は、検査プロトコルを実行すると共に収集したデータを処理するようにイメージング・システムの動作を指令している。本コンテキストでは、システム制御装置２４はさらに、典型的には汎用または特定用途向けディジタル・コンピュータ、コンピュータが実行するプログラム及びルーチンを保存するための付属のメモリ回路、並びに構成パラメータ及び画像データ、インタフェース回路、その他に基づいた信号処理回路も含んでいる。

図１に示した実施形態では、システム制御装置２４はモータ制御装置３２を介して回転サブシステム２６及び直線的位置決めサブシステム２８に結合されている。一実施形態では、回転サブシステム２６は、Ｘ線源１２、コリメータ１４及び検出器２２を患者１８の周りに１周または複数周回転させることができる。別の実施形態では、回転サブシステム２６は、線源１２と検出器２２のうちの一方のみを回転させることや、Ｘ線放射を発生させるように様々な静止式の電子放出体及び／または撮像ボリュームの周りにリング状に配列させた検出器素子を差動式に起動させることがある。線源１２及び／または検出器２２が回転を受けている実施形態では、回転サブシステム２６はガントリを含むことがある。したがって、ガントリを操作するためにシステム制御装置２４を利用することがある。直線的位置決めサブシステム２８によって患者１８（また、より具体的には患者テーブル）を直線的に変位させることができる。したがって、患者１８のある特定の部位の画像を作成するために、ガントリの内部で患者テーブルを直線的に移動させることができる。

さらに、放射線源１２はシステム制御装置２４の内部に配置させたＸ線制御装置３０によって制御することがあることは当業者であれば理解されよう。具体的には、Ｘ線制御装置３０はＸ線源１２に対してパワー信号及びタイミング信号を提供するように構成されている。

さらに、システム制御装置２４はデータ収集システム３４も備えるように図示している。この例示的な実施形態では、検出器２２はシステム制御装置２４に結合されており、またさらに詳細にはデータ収集システム３４に結合されている。データ収集システム３４は検出器２２の読み出し電子回路が収集したデータを受け取る。データ収集システム３４は典型的には、検出器２２からサンプリングしたアナログ信号を受け取ると共に、コンピュータ３６により引き続き処理させるためにこのデータをディジタル信号に変換する。

コンピュータ３６は典型的には、システム制御装置２４に結合させる、あるいはシステム制御装置２４と一体化させている。データ収集システム３４が収集したデータは、引き続き処理し再構成するためにコンピュータ３６に送られることがある。コンピュータ３６は、メモリ３８を備える、またはメモリ３８と連絡させることがあり、このメモリ３８はコンピュータ３６による処理済みデータまたはコンピュータ３６により処理させようとするデータを保存することが可能である。こうした例示的なシステム１０は大量のデータを保存するように構成させた任意の種類のメモリを利用する可能性があることを理解すべきである。さらに、メモリ３８は収集システムの位置に配置されることや、データの保存やパラメータの処理のためのネットワーク・アクセス可能な記憶メディア、及び／または以下に記載する技法を実現するためのルーチンなどのリモート構成要素を含むことがある。

コンピュータ３６はさらに、システム制御装置２４により可能とさせるスキャン動作やデータ収集などの機能を制御するように適応させることがある。さらにコンピュータ３６は、キーボードその他の入力デバイス（図示せず）を装備するのが典型的であるようなオペレータ・ワークステーション４０を介してオペレータからコマンドやスキャン・パラメータを受け取るように構成されることがある。これによりオペレータは、入力デバイスを介してシステム１０を制御することができる。したがって、オペレータはコンピュータ３６からの再構成画像やシステムに関連するその他のデータの観察、撮像の開始、その他を実施することができる。

再構成画像の観察には、オペレータ・ワークステーション４０と結合させたディスプレイ４２を利用することがある。さらに、スキャンした画像はまたオペレータ・ワークステーション４０と結合させることができるプリンタ４４によってプリントすることがある。ディスプレイ４２及びプリンタ４４はまた、直接かオペレータ・ワークステーション４０を介するかのいずれかによりコンピュータ３６と接続させることがある。オペレータ・ワークステーション４０はまた、画像蓄積伝送システム（ＰＡＣＳ）４６と結合させることがある。ＰＡＣＳ４６は放射線科情報システム（ＲＩＳ）、病院情報システム（ＨＩＳ）などのリモートシステム４８と、あるいは内部または外部ネットワークと結合させ、様々な箇所にいる別の者がこの画像データにアクセスできるようにすることもあり得ることに留意すべきである。

さらに、コンピュータ３６及びオペレータ・ワークステーション４０は、標準的なまたは特殊目的のコンピュータ・モニタや付属の処理回路を含み得る別の出力デバイスと結合させることもあることに留意すべきである。システム・パラメータの出力、検査の要求、画像の観察、その他のためにシステム内でさらに１つまたは複数のオペレータ・ワークステーション４０をリンクさせることがある。一般に、ディスプレイ、プリンタ、ワークステーション、及びシステムの内部に提供される同様のデバイスは、データ収集構成要素に対してローカルとすることや、こうした構成要素からリモートとし、１つまたは複数の構成可能ネットワーク（インターネット、仮想私設網、その他など）を介して画像収集システムとリンクさせて施設や病院の内部のどこか、あるいは全く別の場所に置かれることがある。

上で指摘したように、本実施形態で利用する例示的なイメージング・システムは、図２により詳細に示したようにＣＴスキャン・システム５０とすることがある。ＣＴスキャン・システム５０は、アキシャル方向のカバー域をもつワイドアレイ、大きなガントリ回転速度、及び高い空間分解能を提供できる多重スライスＣＴ（ＭＳＣＴ）システムとすることがある。別法として、ＣＴスキャン・システム５０は、被検体の内部臓器の全体などあるボリュームに対する大きなガントリ回転速度または小さいガントリ回転速度による撮像を可能にするために円錐ビーム幾何学構成及び面積検出器を利用するボリュメトリックＣＴ（ＶＣＴ）システムとすることがある。ＣＴスキャン・システム５０は、患者１８をその内部に通過させる開口５６を有するフレーム５２及びガントリ５４を備えるように図示している。フレーム５２及びガントリ５４の開口５６内には患者テーブル５８を位置決めし、患者１８の移動（典型的には、直線的位置決めサブシステム２８（図１参照）によるテーブル５８の直線的な変位）を容易にさせることがある。ガントリ５４は放射線源１２（焦点６２からＸ線放射を放出するＸ線管など）を備えるように図示している。心臓イメージングでは、その放射線ストリームは心臓を含む患者１８の断面に向けられる。

典型的な動作では、Ｘ線源１２は焦点６２から検出器アレイ２２に向けてＸ線ビームを投射する。鉛またはタングステン製のシャッタなどのコリメータ１４（図１参照）は、Ｘ線源１２から出るＸ線ビームのサイズ及び形状を規定するのが典型的である。検出器２２は一般に、心臓や胸部などの関心対象内またはその周囲を通過するＸ線を検出する複数の検出器素子によって形成される。各検出器素子は、Ｘ線ビームが検出器に衝突している間のその素子の位置におけるＸ線ビーム強度を表す電気信号を発生させる。ガントリ５４はコンピュータ３６により複数の放射線像が収集できるように関心対象の周りで回転させる。

したがって、Ｘ線源１２及び検出器２２が回転するに連れて、減衰を受けたＸ線ビームに関連するデータが検出器２２によって収集される。検出器２２から収集したデータは次いで前処理及び較正を受け、スキャン対象の減衰係数の線積分（ｌｉｎｅｉｎｔｅｇｒａｌｓ）を表すようにそのデータが条件付けされる。一般に投影と呼ばれるこの処理済みデータは次いで、フィルタ処理されかつ逆投影されて、スキャンした部位の画像が形成される。ある種のモードでは、形成される画像に組み込まれる投影データは、ガントリ５４の３６０度未満の回転に対する投影データのことや、３６０度を超える回転に対する投影データのことがある。

再構成が終わると、図１及び２のシステムによって作成された画像によって、患者１８の内部フィーチャ６６が明らかになる。疾病の状態（またさらに一般的に、医学的状況またはイベント）を診断するための従来の方式では、放射線医や内科医は特徴的な関心対象フィーチャを識別するために再構成画像６４を検討することになる。心臓イメージングでは、こうしたフィーチャ６６には、関心対象の冠動脈または狭窄病変やその他のフィーチャが含まれており、これらは個々の担当医のスキルや知識に基づいて画像内で識別可能となる。別の解析は様々なＣＡＤアルゴリズムの機能に基づくことがある。

動的に移動する組織の画像６４の再構成は、特別の関心を提示することがある。心拍サイクルの異なるフェーズで収集したデータ点を包含する投影データの組は、再構成画像や隣接する一連の画像からなるレンダリング済みボリューム内で不連続性や動き関連のアーチファクトを生じさせることがある。したがって心臓イメージングのコンテキストでは、同じ心拍フェーズ（心拡張期の間など動きが最も小さくなるフェーズの間など）からの投影データを収集または選択することが一般に望ましい。

図３は、多層直接変換式ＣＴ検出器モジュール６８の例示的な一実施形態の斜視図を表している。このＣＴ検出器モジュール６８は、光子計数及びエネルギー弁別を伴う高線束率Ｘ線イメージングに利用されることがある。図面は例示を目的としており、縮尺通りに描かれていないことは当業者であれば理解されよう。例示的なＣＴ検出器モジュール６８は、複数スライスの直接変換材料を相互電気接続層を介在させて積層することによって形成されることがある（これについては、以下で記載することにする）。

ここで考案した構成では、ＣＴ検出器モジュール６８は上側側面及び底側側面を有するサブストレート７０を含むように表している。一実施形態では、サブストレート７０はプリント回路基板（ＰＣＢ）などの電子機械的サブストレートを含むことがある。しかしサブストレート７０はまた、ガラス、シリコンまたはプラスチック、あるいは多層セラミック（ただし、これらに限らない）など別の材料を含むことがあることが理解されよう。

図示した実施形態では、ＣＴ検出器モジュール６８は、複数の検出器層７２がサブストレート７０上に配置されているように表している。複数の検出器層７２のそれぞれは、それぞれに第１の側面及び第２の側面を有している。さらに、複数の検出器層７２はサブストレート７０と実質的に直角な方向でサブストレート７０の上側側面上に配置させることがある。複数の検出器層７２は、約０度から約５度までの範囲の角度でサブストレート７０上に配置させることがある。一実施形態では、複数の検出器層７２は、サブストレート７０と直交する方向（例えば、０度の角度）で配置させることがある。さらに、複数の検出器層７２のそれぞれは直接変換材料を含むことがある。直接変換材料は放射線を吸収するように構成させることがあることが理解されよう。さらに、直接変換材料からなるスライスは結晶またはセラミックのブロックから切り出されることがある。別法として、直接変換材料からなるスライスは、相互接続層上に被着させる、あるいはスクリーン印刷されることがある。さらに、参照番号７４は複数の検出器層７２内部にある個々の検出器層を意味している。

上で指摘したように、複数の検出器層７２のそれぞれは第１の側面及び第２の側面を含む。ここで考案した構成では、複数の検出器層７２の第１の側面のそれぞれの上に複数の画素分解陽極接点７６を配置させることがある。一実施形態では、複数の画素分解陽極接点７６は２次元アレイの形に配列させることがある。さらに、ここで考案した構成では、複数の画素分解陽極接点７６のそれぞれは実質的に同じサイズである。さらに、複数の画素分解陽極接点７６のそれぞれは、金、白金または別の金属を組み合わせたものからなる被着層を用いて形成させることがある。さらに、複数の検出器層７２の第２の側面のそれぞれの上には連続する共通陰極接点７８を配置させることがある。図示した実施形態では、この複数の検出器層７２のそれぞれは、該複数の検出器層７２のそれぞれがサブストレート７０の方向と直角でありかつ放射線の方向８０に沿った方向を向くようにしてサブストレート７０上に配列させることがある。共通陰極接点７８は、金、白金または別の金属を組み合わせたものからなる被着層を用いて形成させることがある。この実施形態では、電荷転送の方向と放射線の方向は直角である。サブストレート７０上で複数の検出器層７２のこの配列を利用すると、高線束率Ｘ線の検出を複数の検出器層７２間で共有させることができ、これにより検出器層７２の任意の線束率飽和を回避することができ有利である。さらに、Ｘ線光子はサブストレートと実質的に直交する方向８０に伝播する。Ｘ線はこのＸ線が検出器層７２上に当たる領域で優先的に吸収される。別法として一実施形態では、この複数の検出器層７２のそれぞれは、該複数の検出器層７２のそれぞれが放射線の方向８０と直交する方向を向くようにしてサブストレート７０上に配置させることがある。

本技法の例示的な態様では、ＣＴ検出器モジュール６８はさらに、複数の画素分解陽極接点のそれぞれの間に配置させた非収集性制御格子構造７６を含むことがある（これについては、図７を参照しながらさらに詳細に記載することにする）。

複数の検出器層７２に関する言及を続けると一実施形態では、複数の検出器層７２のそれぞれの高さ８２は約１ｍｍから約５ｍｍまでの範囲とすることがある。さらに、複数の検出器層７２の長さ８４は約４ｍｍから約３２ｍｍまでの範囲とすることがある。さらに、複数の検出器層７２のそれぞれは実質的に薄くなるように構成させることがある。例えば、複数層７２のそれぞれの厚さ８６は約０．２ｍｍから約２ｍｍまでの範囲とすることがある。

本技法の態様では、ＣＴ検出器モジュール６８はさらに、複数の検出器層７２の隣接層のそれぞれの間に配置させ相互電気接続層を含むことがある。相互電気接続層は、複数の検出器層７２のそれぞれの上に配置させた複数の画素分解陽極接点７６及び共通陰極接点７８を、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）などの読み出し電子回路に電気的に結合するように構成させることがあることが理解されよう。相互電気接続層はフレキシブル回路を含むことがある。さらにこのフレキシブル回路は、ポリイミド薄膜上に形成させた銅（Ｃｕ）トレースを含むことがある。別法として、画素分解陽極接点７６のアレイに対する相互接続は、複数の検出器層７２上に直接配置した金属トレース（図示せず）を介して適応させることがある。こうした金属トレースは、ＰＣＢまたはサブストレート７０に対して配線結合によって電気的に結合させる場所である検出器層７２の外周のところまで陽極接点７６の間を延びるように構成させることがある。この実施形態では、隣接する検出器層７２間の電気的短絡を防止するために複数の検出器層７２のそれぞれの間に絶縁性の積層材料を配置することが望ましい場合があることが指摘できる。

一実施形態では、ＣＴ検出器モジュール６８は、Ｚ方向に延びると共に複数の検出器層７２の隣接層のそれぞれの間に配置させた相互電気接続層８８を含むことがある。この相互接続層８８は、複数の画素分解陽極接点７６及び共通陰極接点７８の相互電気接続層８８を介した読み出し電子回路への結合を容易にするように構成させる得るコネクタ９０を含むことがある。ＣＴ検出器モジュール６８はさらに、サブストレート７０とでＪ字型の接点をつくる複数の検出器層７２の隣接層のそれぞれの間に配置させた相互電気接続層９２を含むことがある。さらに、ＣＴ検出器モジュール６８は、マイナスＹ方向に延びると共に複数の検出器層７２の隣接層のそれぞれの間に配置させた相互電気接続層９４を含むことがある。サブストレート７０を通過した相互電気接続層９４の延伸は、サブストレート７０内のスロットまたはスリットによって適応させることがある。さらに、この相互接続層９４は、複数の画素分解陽極接点７６及び共通陰極接点７８の相互電気接続層９４を介した読み出し電子回路への結合を容易にするように構成させる得るコネクタ９６を含むことがある。参照番号９８は検出器層７２のうちの１つの上にある１つの縦列を意味している。図４は、図３のＣＴ検出器モジュール６８の１つの例示的な層７２の１つの縦列９８に関する拡大図を表している。

ここで図５に進むと、図３の個別の検出器層７４上にある複数の画素分解陽極接点７６の例示的な配列の前面像１００を表している。図６は、図５の検出器層７４の側面像１０２を表している。

図７は、図３の個別の検出器層７４上にある複数の画素分解陽極接点７６の別の例示的配列の前面像１０４を表している。上で指摘したように検出器層７４は、入射した放射線を吸収するように構成した直接変換材料を含むことがある。参照番号１０６は本技法の態様による複数の画素領域を意味している。さらに、参照番号１０８は複数の画素分解陽極接点を意味している。この実施形態では、画素領域１０６の画素ピッチは画素分解陽極接点７６（図５参照）の画素ピッチと実質的に同じである。さらに、画素分解陽極接点１０８の幅は、実質的に画素領域１０６のピッチ未満である。例えば、画素領域１０６の画素ピッチは概ね０．５ｍｍから約３ｍｍまでの範囲とすることがあり、一方画素分解陽極接点１０８の幅は約０．２ｍｍから約１ｍｍまでの範囲とすることがある。換言すると、画素分解陽極接点１０８のサイズは図５に示した陽極画素分解接点７６のサイズよりかなり小さい。このため、画素分解陽極接点１０８のサイズは、十分な小画素効果が得られるように十分に小さくなる一方、その画素ピッチは検出器厚さ８６（図３参照）に匹敵するかこれを超えるような大きなピッチに維持される。

ＣＴ検出器モジュール６８など室温直接変換検出器で発生させる信号に対しては電子及び正孔の動きがかなり寄与することが理解されよう。さらに、検出器層７４の厚さ８６に対する画素接点サイズの比を小さく保ち、激しい捕捉や電荷収集不良を受けやすい正孔寄与を軽減させるような十分な画素効果を保証することが望ましい。さらに、陽極画素からの信号は陽極に到達する電子の数に比例しておりＸ線相互作用深度と無関係であるため、均一な検出器応答及び良好なエネルギー分解能を実現することができる。信号電流パルス幅は検出器厚さではなく画素接点サイズの距離を横切る電子ドリフト時間によって決まるため、小画素効果を十分にすると検出器不感時間が短くなるので有利である。

上で指摘したように、本技法の例示的な態様では、複数の検出器層７４（図３参照）のそれぞれの上の複数の陽極画素領域１０６のそれぞれの間には、非収集性制御格子構造１１０を配置させており、この制御格子構造１１０は複数の画素分解陽極接点１０８における電子の収集を容易にするように構成される。本技法の態様によれば、格子電極１１０は、多層直接変換式検出器モジュール６８の各層７４上に配置させた複数の陽極画素領域１０６のそれぞれを囲繞し、各画素分解陽極接点１０８のサイズを十分な小画素効果が得られるように十分に小さくする一方でその画素ピッチを検出器厚さ８６に匹敵するかこれを超えるような大きなピッチに維持するように構成させることがある。この格子により電荷収集を容易にすることは、その陽極接点サイズを画素ピッチと比べてかなり小さくさせた構成、及び格子と小陽極接点サイズの組み合わせを使用して小画素効果を保証している構成において特に有用である。

格子電極１１０には画素分解陽極接点１０８に対する負バイアスを与え、格子１１０の位置での電子の収集を防止することがある。このため、バイアスを受けた格子１１０は電界の集束に役立つと共に画素分解陽極接点１０８の位置における電子の収集を容易にし、これにより電荷収集を向上させることができる。このため、画素領域１０６のピッチと比べて画素分解陽極接点１０８の幅をより小さくすることができ、スペクトル応答の忠実度を向上させることができるので有利となる。換言すると、画素の出力電荷により、入力されたＸ線光子エネルギーがより良好に示される。この有益な効果を最大限にするためには、その格子に検出器層７４の陽極側の上の面積のうちのある小さな比率だけを占有させると共に、小面積の画素分解陽極接点１０８を有するようにすることが望ましい。電界集束を最適化しかつ陽極接点の位置での電荷の高効率収集を保証するためにそれぞれが増分式のバイアスを受けた多層リソグラフィを用いて製作した幾つかの格子リングをネスト状にすることも可能である。換言すると、図７の例示的構成１０４では、陽極画素領域１０６は画素分解陽極接点１０８を有するように構成されている。一実施形態では、画素分解陽極接点１０８は陽極画素領域１０６の中心に配置させることがある。このため、画素ピッチは図５の場合と同じままである。さらに格子構造１１０は、電荷収集を向上させるために画素分解陽極接点１０８のバイアスと異なるバイアスを受けている。図８は、図７の検出器層の側面像１１２を表している。

複数の格子リング（図示せず）をネスト状にして複数の陽極画素領域１０６の周りに格子構造を形成させることがあることに留意されたい。さらに、複数の格子リングのそれぞれは、画素分解陽極接点１０８の位置での電荷の高効率収集を保証するために互いに対して増分式にバイアスを受けることがある。一実施形態では、そのネスト状の格子リングは多層リソグラフィを利用して製作されることがある。

図３を参照すると、複数の検出器層７２のそれぞれの厚さ８６を横切る共通陰極７８から複数の陽極画素７６までの電荷の転送を支援するために複数の検出器層７２のそれぞれの両端に電界を加えることがある。例えば共通陰極接点７８はマイナス１０００ボルトのバイアスを受けることがある。さらに、複数の画素分解陽極接点７６は、各陽極接点７６を読み出しＡＳＩＣ上のそれぞれの増幅器チャンネルと結合させた状態で接地バイアスを受けることがある。ここで図７に戻ると、画素分解陽極接点１０８により収集する電荷の駆動を容易にするために、格子構造１１０は複数の画素分解陽極接点１０８のバイアスと異なるバイアスを受けることがある。格子電極１１０は、画素分解陽極接点１０８と共通陰極接点７８の両バイアス電圧の間の電圧でバイアスを受け、これにより電荷収集画素分解陽極接点１０８の位置での電荷収集を保証することがある。

図９は、本技法の態様による図３のＣＴ検出器モジュール６８の検出器層７４上にある画素分解陽極接点１０８に関するさらに別の例示的配列の前面像１１４である。本技法の例示的な態様では、必ずしも陽極画素領域１０６の完全な囲繞を要しないことがある。したがってこの実施形態では、その格子構造は、陽極画素領域１０６の各側の上に配置されるようにした格子フィンガ１１６の形態でパターン形成されている。

ここで図１０を参照すると、本技法の態様による図３のＣＴ検出器モジュール６８の検出器層７４上にある画素分解陽極接点７６に関する別の例示的配列の前面像１１８を表している。この例示的な実施形態では、入射線束プロフィールに関する複数のサンプルの取得を容易にするように、その複数の画素分解陽極接点７６にオフセットを与えることがある。この配列によれば、エイリアシング・アーチファクト数の減少によってより良好な空間分解能の取得が容易になるので有利である。図示した実施形態では、画素分解陽極接点７６は１／２画素分のオフセット１２０で配列させている。

ここで図１１に進むと、本技法の態様による別の例示的な多層直接変換式ＣＴ検出器モジュール１２２の斜視図を表している。図３を参照しながら上に記載したように、図１１のＣＴ検出器モジュール１２２は上側側面及び底側側面を有するサブストレート１２４を含む。さらに図３の場合と同様に、サブストレート１２４の上側側面上に複数の検出器層１２６を配置させることがある。この複数の検出器層１２６のそれぞれは、入射する放射線を吸収するように構成した直接変換材料を含むことがある。さらに、複数の検出器層１２６のそれぞれは、それぞれに第１の側面及び第２の側面を有することがある。

さらに上に記載したように、複数の検出器層１２６の第１の側面のそれぞれの上で複数の画素分解陽極接点をアレイの形に配列させることがある。この実施形態では、その複数の陽極接点は、そのサイズが放射線の方向１３６で増分式に増大するようにして異なるサイズの陽極接点を含む。この例示的実施形態では、その複数の陽極接点はより小さい陽極接点１３０とより大きい陽極接点１３２とを含む。より小さい複数の陽極接点１３０は複数の検出器層１２６のそれぞれの上で、より大きい複数の陽極接点１３２と比べて放射線源１３６のより近くに配置させることがある。さらに、複数の検出器層１２６のそれぞれの第２の側面上に共通陰極接点１３４を配置させることがある。さらに参照番号１２８は、複数の検出器層１２６の内部にある個々の検出器層を意味している。

引き続いて図１１を参照すると、複数の検出器層１２６のそれぞれは、該複数の検出器層１２６のそれぞれが放射線の方向１３６と実質的に平行な方向を向くようにしてサブストレート１２４上に配列させることがある。したがって、共通陰極接点１３４から複数の画素分解陽極接点１３０、１３２まで電荷は横方向に横切って転送される。換言すると、電荷転送方向は放射線の方向１３６と実質的に直角である。このため、Ｘ線を有効に阻止するのに望ましい検出器層１２８の高さ１３８は電荷収集時間、電荷捕捉及び電荷共有現象と無関係とすることができる。これに応じて、短い電荷収集時間及び関連した大きな飽和線束率限界を実現するために検出器層１２８の厚さ１４２を十分に薄くなるように選択することができる。さらに、薄い検出器層内でも電子と正孔の両者が高効率で収集されるため分極も低下させることができる。

複数の検出器層１２６のそれぞれの内部でＸ線は様々な深度で吸収されることが理解されよう。これに応じて、本技法の例示的な態様では、画素分解陽極画素１３０、１３２のアレイのサイズ及び多重度はＣＴ検出器モジュール１２２の性能を最適化するように調整することができる。具体的には、Ｘ線が検出器層１２６に当たった領域においてそのＸ線が優先的に吸収される。このため、複数の陽極接点は画素分解陽極接点のサイズが放射線の方向１３６で増分式で増大するようにして異なるサイズの陽極接点を含むように構成させることがある。これに応じてこの実施形態では、放射線の入射箇所のより近くに配置させる複数の陽極接点１３０のサイズは複数の陽極接点１３２のサイズと比べて比較的小さくすることがある。例えば、より小さい陽極接点１３０のサイズは約０．２×０．２ｍｍ^２から約１．０×１．０ｍｍ^２までの範囲とすることがある。さらに、放射線の方向１３６に沿ったさらに先に配置させる複数の陽極接点１３２のサイズはこのより小さい複数の陽極接点１３０と比較して比較的大きくし、かつこの小さい陽極接点１３０と横方向で同じピッチを維持するために形状を矩形とすることがある。例えば、こうしたより大きな陽極接点１３４のサイズは約０．２×０．５ｍｍ^２から約１．０×３．０ｍｍ^２までの範囲とすることがある。

複数の検出器層１２６に対する言及を続けると、図３を参照しながら上に記載したように一実施形態では、複数の検出器層１２６のそれぞれの高さ１３８は約２ｍｍから約５ｍｍまでの範囲とすることがある。さらに、複数の検出器層１２６の長さ１４０は約４ｍｍから約３２ｍｍまでの範囲とすることがある。さらに、複数の検出器層１２６のそれぞれは実質的に薄くなるように構成させることがある。例えば複数層１２６のそれぞれの厚さ１４２は、約０．２ｍｍから約１ｍｍまでの範囲とすることがある。

本技法の態様では、ＣＴ検出器モジュール１２２はさらに、複数の検出器層１２６の隣接層のそれぞれの間に配置させた相互電気接続層を含むことがある。この相互電気接続層は、ディジタル信号に変換するために複数の検出器層１２６のそれぞれの上に配置させた複数の画素分解陽極接点１３０、１３２及び共通陰極接点１３４を読み出し電子回路と電気的に結合するように構成されることがあることが理解されよう。

一実施形態では、ＣＴ検出器モジュール１２２は、Ｚ方向に延びると共に複数の検出器層１２６の隣接層のそれぞれの間に配置させた相互電気接続層１４４を含むことがある。この相互接続層１４４は、複数の画素分解陽極接点１３０、１３２及び共通陰極接点１３４の相互電気接続層１４４を介した読み出し電子回路への結合を容易にするように構成し得るコネクタ１４６を含むことがある。ＣＴ検出器モジュール１２２はさらに、サブストレート１２４とでＪ字型の接点をつくる、複数の検出器層１２６の隣接層のそれぞれの間に配置させた相互電気接続層１４８を含むことがある。さらにＣＴ検出器モジュール１２２は、マイナスＹ方向に延びると共に複数の検出器層１２６の隣接層のそれぞれの間に配置させた相互電気接続層１５０を含むことがある。さらにこの相互接続層１５０は、複数の画素分解陽極接点１３０、１３２及び共通陰極接点１３４の相互電気接続層１５０を介した読み出し電子回路への結合を容易にするように構成し得るコネクタ１５２を含むことがある。参照番号１５４は検出器層１２６のうちの１つの上にある１つの縦列を意味している。図１２は、図１１のＣＴ検出器モジュール１２２の例示的な層１２６の１つの縦列１５４の拡大図を表している。図１３は、図１１の個々の検出器層１２８上にある複数の画素分解陽極接点１３０、１３２に関する例示的な一配列の前面像１５６を表している。

図１４は、図１１の個々の検出器層１２８上にある画素分解陽極接点に関する別の例示的配列の前面像１５８を表している。さらに、本技法の態様によるより小さい複数の陽極画素領域１６０及びより大きな複数の陽極画素領域１６２も図示している。この実施形態では、陽極画素領域１６０のそれぞれのピッチは、画素分解陽極接点１３０（図１１参照）のピッチと実質的に同じである。さらに、複数の陽極画素領域１６２のそれぞれのピッチは陽極画素１３２（図１１参照）のピッチと実質的に同じである。しかし、参照番号１６４で示した画素分解陽極接点の表面積は、陽極画素領域１６０及び１６２の表面積と比べて実質的により小さい。換言すると、画素分解陽極接点１６４のサイズは、図１１に示した画素分解陽極接点１３０及び１３２のサイズと比べて実質的により小さい。このため上に記載したように、画素分解陽極接点１６４のサイズは、十分な小画素効果が得られるように十分に小さくなる一方、その画素ピッチは検出器厚さ１４２（図１１参照）に匹敵するかこれを超えるような大きなピッチに維持される。

複数の検出器層１２６のそれぞれの上で異なるサイズの画素分解陽極接点としたこの例示的な配列を使用すると、より高計数率飽和を実現することができる。さらに、この配列によれば、電荷共有による劣化を生じることなく陽極接点についてより小さい画素サイズが可能となる。さらに、電荷捕捉現象が減少するためＣＴ検出器モジュール１２２の応答を比較的より安定的にすることができる。さらに、複数の検出器層１２６のそれぞれの間において電荷共有が全く生じない。このため、例示的なＣＴ検出器モジュール１２２は、入射線束率の関数としたより一貫した応答によって入射放射線を計測するように構成させることができる。

上で指摘したように本技法の例示的な態様では、非収集性制御格子構造１６６が各検出器層１２８（図１１参照）上に配置させた複数の陽極画素領域１６０、１６２のそれぞれを囲繞している。格子構造１６６は複数の画素分解陽極接点１６４における電子の収集を容易にするように構成させることがある。格子電極１６６は、各画素分解陽極接点のサイズを十分な小画素効果が得られるように十分に小さくする一方で、その画素ピッチは検出器厚さ１４２（図１１参照）に匹敵するかこれを超えるような大きなピッチに維持させるように構成させることがある。格子電極１６６には、画素分解陽極接点１６４に対する負バイアスを与え、格子１６６の位置での電子の収集を防止することがある。したがって、バイアスを受けた格子１６６は、電界の集束に役立つと共に、上に記載したように画素分解陽極接点１６４の位置における電子の収集を容易にしている。

図１５は、図１１のＣＴ検出器モジュール１２２の検出器層１２８上にある陽極画素領域１６０、１６２に関するさらに別の例示的配列の前面像１６８であり、この格子構造は陽極画素領域の各側の上に配置されるようにした格子フィンガ１７０の形態でパターン形成されている。

ここで図１６を参照すると、本技法の態様による図１１のＣＴ検出器モジュール１２２の検出器層１２８上にある陽極画素領域１３０、１３２に関するさらに別の例示的配列の前面像１７２を表している。図１０を参照しながら上に記載したように、複数の陽極画素１３０、１３２には、入射線束プロフィールに関する複数のサンプルの取得を容易にするようにオフセット１７４を与えることがある。

ここで図１７を参照すると、本技法の態様によるさらに別の例示的な多層直接変換式ＣＴ検出器モジュール１７６の斜視図を表している。上に記載したように、ＣＴ検出器モジュール１７６はサブストレート１７８を含むことがある。サブストレート１７８上には、直接変換材料１８２を含み得る複数の検出器層１８０を配置させることがある。複数の検出器層１８０の第１の側面のそれぞれの上に異なるサイズの複数の画素分解陽極接点１８４、１８６を配置させることがあり、また一方複数の検出器層１８０の第２の側面のそれぞれの上に共通陰極接点１８８を配置させることがある。さらに、参照番号１８２は複数の検出器層１８０の内部にある個々の検出器層を意味している。

図１１の場合と同様に、本技法の例示的な態様では、複数の検出器層１８０のそれぞれは放射線の方向１９０に対してある角度θ１９２をなす方向を向いている。換言すると、複数の検出器層１８０のそれぞれは、それぞれの共通陰極１８８が放射線をある小さい入射角度１９２で受け取るような方向を向いている。さらに、複数の検出器層１８０のそれぞれは、２次元センサアレイ内において、Ｘ線軌道に沿った検出器層１８０の投影幅が陽極画素１８４、１８６からなるアレイの画素ピッチと実質的に等しいような直線として機能するように構成させることがある。２次元センサアレイ内の画素に対応するＸ線線束によって、入射角度１９２が小さいために検出面積を増大させたストリップ状の検出器層１８０の照射が容易になる。さらに、このＸ線線束はこのストリップ内の複数の読み出し画素によって均等に共有される。このため、傾斜角度１９２及び各検出器層１８０のサイズの適当な選択によって、各検出器層１８０の位置における単位検出面積あたりの放射線束率を所定の比率だけ減少できるので有利となり得る。一実施形態ではこの所定の比率は、入射角度１９２、検出器層１８０のサイズ及び読み出し画素のサイズによって決定することができる。引き続いて各読み出しの後で、複数の読み出し画素で記録された計数を合成し、２次元センサアレイ内の画素に関連付けされたデータを取得することができる。

引き続いて図１７を参照すると、複数の検出器層１８０のそれぞれは、それぞれに高さ１９４、長さ１９６及び厚さ１９８を有する。さらに複数の検出器層１８０のそれぞれの間には、コネクタ２０２を有するＺ方向に延びる相互電気接続層２００が配置されている。ＣＴ検出器モジュール１７６はさらに、サブストレート１７８とでＪ字型の接点をつくる相互電気接続層２０４を含むことがある。さらに、ＣＴ検出器モジュール１７６は、マイナスＹ方向に延びておりコネクタ２０８を有する相互電気接続層２０６を含むことがある。図１８は、図１７の検出器層１８２の側面像２１０を表している。

図１９は、本技法の態様による図１７のＣＴ検出器モジュール１７６の検出器層１８２に関する例示的な一配列の前面像２１２を表している。Ｘ線源１２（図１参照）は点線源とすることがあることが理解されよう。さらに、有する長さがかなり大きい検出器層１８０では、そのＸ線軌道２１４が平行ビームの幾何学構成に従わないことがある。ある実施形態では、そのＸ線軌道２１４はファンビーム幾何学構成に従うことがある。これに応じて、複数の陽極接点の画素分解を、ファンビームをカバーしてエネルギーを収集するように構成し直すと有利となり得る。本技法の例示的な一実施形態によれば、検出器層２１６の形状及び複数の画素分解陽極接点２１８の形状はＸ線軌道に従って調整されることがある。

本明細書の上で記載したＣＴ検出器モジュール６８、１２２、１７６の様々な実施形態によれば、迅速であり一貫しておりかつ効率の良い電荷収集が容易となり、これにより飽和に至るまでのＸ線光子線束率キャパシティが増大する。したがって、ＣＴ検出器モジュール６８、１２２、１７６は、エネルギー分解能の向上と検出器不感時間の短縮を示す。さらに、例示的なステアリング格子構造を使用することによって、実質的により小さな画素分解陽極接点の利用が容易になり、これにより小画素効果が増強される。さらに、検出器層間に電荷共有が全く生じない。したがって、ＣＴ検出器モジュール６８、１２２、１７６によれば、画素サイズを小さくしても電荷共有ペナルティがなくかつ画素分解陽極接点のオフセットによりサンプリングが向上するため、より高い分解能を得ることができる。さらに、Ｘ線入射角度及び検出器層のサイズを適正に選択することによって、複数の読み出し画素間でのＸ線線束の均等な共有を実現できる一方、各検出器層において比較的大きな物理的画素サイズを維持することができる。各検出器層において大きな物理的画素サイズを維持できることは、電荷共有及びスピルオーバーの制御を支援する際に有利である。

さらに、直接変換材料は厚さが減少するため相互電気接続層上に被着させることや、スクリーン印刷させることができる。大面積のスプール状のウェッブ（ｗｅｂ）内で相互接続層に変換材料を直接付着させる大ボリューム積層処理を利用することができる。こうしたウェッブは引き続いて、展開させて（ｕｎｒｏｌｌｅｄ）その検出器の製作に適した寸法からなるセクションとなるように切断することがある。さらに、こうした検出器セクションの被着、切断及び積層は低コスト製造のために自動化することができる。

本発明のある種の特徴についてのみ本明細書において図示し説明してきたが、当業者によって多くの修正や変更がなされるであろう。したがって、添付の特許請求の範囲は、本発明の真の精神の範囲に属するこうした修正や変更のすべてを包含させるように意図したものであることを理解されたい。また、図面の符号に対応する特許請求の範囲中の符号は、単に本願発明の理解をより容易にするために用いられているものであり、本願発明の範囲を狭める意図で用いられたものではない。そして、本願の特許請求の範囲に記載した事項は、明細書に組み込まれ、明細書の記載事項の一部となる。

本技法の態様による処理画像の作成に使用するためのＣＴイメージング・システムの形態をした例示的なイメージング・システムのブロック図である。図１のＣＴシステムの物理的実現形態のブロック図である。本技法の態様による例示的な多層直接変換式ＣＴ検出器の斜視図である。本技法の態様による図３のＣＴ検出器の例示的な層のうちの１つの縦列の拡大図である。本技法の態様による図３のＣＴ検出器の１つの層上にある陽極接点に関する例示的な一配列の前面像である。本技法の態様による図５の検出器層の側面像である。本技法の態様による図３のＣＴ検出器の１つの層上にある陽極接点に関する別の例示的配列の前面像である。本技法の態様による図７の検出器層の側面像である。本技法の態様による図３のＣＴ検出器の１つの層上にある陽極接点に関するさらに別の例示的配列の前面像である。本技法の態様による図３のＣＴ検出器の１つの層上にある陽極接点に関する別の例示的配列の前面像である。本技法の態様による別の例示的な多層直接変換式ＣＴ検出器の斜視図である。本技法の態様による図１１のＣＴ検出器の例示的な層のうちの１つの縦列の拡大図である。本技法の態様による図１１のＣＴ検出器の１つの層上にある陽極接点に関する例示的な一配列の前面像である。本技法の態様による図１１のＣＴ検出器の１つの層上にある陽極接点に関する別の例示的配列の前面像である。本技法の態様による図１１のＣＴ検出器の１つの層上にある陽極接点に関するさらに別の例示的配列の前面像である。本技法の態様による図１１のＣＴ検出器の１つの層上にある陽極接点に関する別の例示的配列の前面像である。本技法の態様によるさらに別の例示的な多層直接変換式ＣＴ検出器の斜視図である。本技法の態様による図１７の検出器層の側面像である。本技法の態様による図１７のＣＴ検出器の検出器層の例示的な一配列の前面像である。

符号の説明

１０イメージング・システム
１２線源
１４コリメータ
１６放射線ストリーム
１８対象／患者
２０放射線の一部
２２検出器
２４システム制御装置
２６回転サブシステム
２８直線的位置決めサブシステム
３０Ｘ線制御装置
３２モータ制御装置
３４データ収集システム
３６コンピュータ
３８メモリ
４０オペレータ・ワークステーション
４２ディスプレイ
４４プリンタ
４６画像蓄積伝送システム
４８リモートシステム
５０ＣＴスキャン・システム
５２フレーム
５４ガントリ
５６開口
５８患者テーブル
６２焦点
６４画像スライス
６６フィーチャ
６８多層式直接変換検出器モジュールの例示的実施形態
７０サブストレート
７２複数の検出器層
７４個々の検出器層
７６画素分解陽極接点
７８共通陰極接点
８０放射線の方向
８２検出器層の高さ
８４検出器層の長さ
８６検出器層の厚さ
８８Ｚ方向に延びる相互電気接続層
９０コネクタ
９２サブストレートとでＪ字型の接点をつくる相互電気接続層
９４Ｙ方向に延びる相互電気接続層
９６コネクタ
９８検出器層上の１つの縦列
１００制御格子構造を伴わない検出器層の前面像
１０２制御格子構造を伴わない検出器層の側面像
１０４リング状の制御格子構造を伴った検出器層の前面像
１０６陽極画素領域
１０８画素分解陽極接点
１１０リング状制御格子構造
１１２リング状制御格子構造を伴った検出器層の側面像
１１４フィンガ形状制御格子構造を伴った検出器層の前面像
１１６フィンガ形状制御格子構造
１１８オフセットさせた陽極接点を伴った検出器層の前面像
１２０陽極接点のオフセット
１２２多層式直接変換検出器モジュールの例示的な実施形態
１２４サブストレート
１２６複数の検出器層
１２８個々の検出器層
１３０小さい画素分解陽極接点
１３２大きい画素分解陽極接点
１３４共通陰極接点
１３６放射線の方向
１３８検出器層の高さ
１４０検出器層の長さ
１４２検出器層の厚さ
１４４Ｚ方向に延びる相互電気接続層
１４６コネクタ
１４８サブストレートとでＪ字型の接点をつくる相互電気接続層
１５０Ｙ方向に延びる相互電気接続層
１５２コネクタ
１５４検出器層上の１つの縦列
１５６制御格子構造を伴わない検出器層の前面像
１５８リング状制御格子構造を伴った検出器層の前面像
１６０小さい画素分解陽極接点
１６２大きい画素分解陽極接点
１６４陽極接点電極
１６６リング状制御格子構造
１６８フィンガ形状制御格子構造を伴った検出器層の前面像
１７０フィンガ形状制御格子構造
１７２オフセットさせた陽極接点を伴った検出器層の前面像
１７４陽極接点のオフセット
１７６多層式直接変換検出器モジュールの例示的実施形態
１７８サブストレート
１８０複数の検出器層
１８２個々の検出器層
１８４小さい画素分解陽極接点
１８６大きい画素分解陽極接点
１８８共通陰極接点
１９０放射線の方向
１９２検出器層向きの角度
１９４検出器層の高さ
１９６検出器層の長さ
１９８検出器層の厚さ
２００Ｚ方向に延びる相互電気接続層
２０２コネクタ
２０４サブストレートとでＪ字型の接点をつくる相互電気接続層
２０６Ｙ方向に延びる相互電気接続層
２０８コネクタ
２１０傾斜した検出器層の側面像
２１２例示的な検出器層の前面像
２１４放射線の方向
２１６例示的な検出器層
２１８サイズを様々とした画素分解陽極接点

Claims

上側側面及び底側側面を有し、ＸＺ平面に沿って配置されたサブストレート（７０）と、
前記サブストレート（７０）の上側側面上でサブストレート（７０）と実質的に直角な方向でＹＺ平面に沿って配置させた複数の検出器層（７２）であって、該複数の検出器層（７２）のそれぞれは放射線を吸収するように構成された直接変換材料を備えており、かつ該複数の検出器層（７２）のそれぞれは第１の側面及び第２の側面を備えている、複数の検出器層（７２）と、
前記複数の検出器層（７２）のそれぞれの第１の側面上に配置された複数の画素分解陽極接点（７６）と、
前記複数の検出器層（７２）のそれぞれの第２の側面上に配置された共通陰極接点（７８）と、
前記複数の検出器層（７２）の隣接層のそれぞれの間に配置させた相互電気接続層（８８）であって、前記相互電気接続層（８８）のＺ方向の寸法が前記複数の検出器層（７２）のＺ方向の寸法よりも大きく、前記相互電気接続層（８８）が前記複数の検出器層（７２）のＺ方向の縁を超えてＺ方向に延び、前記相互電気接続層（８８）は該複数の検出器層（７２）のそれぞれの上に配置させた複数の画素分解陽極接点（７６）を読み出し電子回路に結合するように構成されているコネクタ（９０）を備える、相互電気接続層（８８）と、
を備えるコンピュータ断層検出器モジュール（６８）。
上側側面及び底側側面を有し、ＸＺ平面に沿って配置されたサブストレート（７０）と、
前記サブストレート（７０）の上側側面上でサブストレート（７０）と実質的に直角な方向でＹＺ平面に沿って配置させた複数の検出器層（７２）であって、該複数の検出器層（７２）のそれぞれは放射線を吸収するように構成された直接変換材料を備えており、かつ該複数の検出器層（７２）のそれぞれは第１の側面及び第２の側面を備えている複数の検出器層（７２）と、
前記複数の検出器層（７２）のそれぞれの第１の側面上に配置された複数の画素分解陽極接点（１０８）であって、該複数の画素分解陽極接点（１０８）は実質的に等しいサイズの陽極接点を備える複数の画素分解陽極接点（１０８）と、
前記複数の検出器層（７２）のそれぞれの第２の側面上に配置された共通陰極接点（７８）と、
前記複数の画素分解陽極接点（１０８）のそれぞれの間に配置された非収集性制御格子構造（１１０）であって、該制御格子構造（１１０）は複数の画素分解陽極接点（１０８）に対する負バイアスが与えられる制御格子構造（１１０）と、
前記複数の検出器層（７２）の隣接層のそれぞれの間に配置され、前記複数の検出器層（７２）のそれぞれの上に配置させた複数の画素分解陽極接点（７６）を読み出し電子回路に結合するように構成されているＪ字型の相互電気接続層（９０）を備え、
該相互電気接続層（９０）のＹ方向の寸法が前記複数の検出器層（７２）のＹ方向の寸法よりも大きく、前記相互電気接続層（９０）の前記サブストレート（７０）側の端部が屈曲して、前記サブストレート（７０）と接点を形成する、相互電気接続層（８８）と、

を備えるコンピュータ断層検出器モジュール（６８）。
前記相互電気接続層は、フレキシブル回路を含み、該フレキシブル回路は、ポリイミド薄膜上に形成させた銅（Ｃｕ）トレースを含む、請求項１または２に記載の検出器モジュール。
さらに、前記複数の画素分解陽極接点（１０８）のそれぞれの間に配置された非収集性制御格子構造（１１０）であって、該制御格子構造（１１０）は複数の画素分解陽極接点（１０８）に対する負バイアスが与えられる非収集性制御格子構造（１１０）を備える請求項１乃至３のいずれかにに記載の検出器モジュール。
前記複数の画素分解陽極接点は１／２画素分のオフセット（１２０）で配列されている、請求項１乃至４のいずれかに記載の検出器モジュール。
前記直接変換材料は前記相互電気接続層上に被着又は、スクリーン印刷されている、請求項１乃至５のいずれかに記載の検出器モジュール。
放射線ストリーム（１６）を放出するように構成された放射線源（１２）と、
請求項１乃至６のいずれかに記載の検出器アセンブリと、
前記放射線源（１２）及び検出器アセンブリを回転させ前記複数の検出器（２２）からデータ収集システム（３４）を介して１組または複数組の投影データを収集するように構成されたシステム制御装置（２４）と、
前記放射線源（１２）及び検出器アセンブリと動作可能に結合されたコンピュータ・システム（３６）であって、前記１組または複数組の投影データを受け取るように構成されているコンピュータ・システム（３６）と、
を備えるＣＴイメージング・システム（１０）。