TWI817088B - 血糖水平檢測的裝置及其方法 - Google Patents
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Abstract
本文公開了一種裝置，該裝置包括：X射線源，其被配置
為引導X射線穿過人體組織；X射線檢測器，其被配置為利用所述X射線捕獲所述人體組織的圖像；其中所述裝置被配置為從所述人體組織的所述圖像識別出血管的圖像，並被配置為基於所述血管的圖像來確定血糖水平。
Description
本發明是有關於一種檢測的裝置，且特別是有關於一種用於血糖水平檢測的裝置。
X射線檢測器是可用於測量X射線的通量、空間分佈、光譜或其他特性的裝置。
X射線檢測器可用於許多應用，其中一個重要的應用是成像。X射線成像是一種放射線照相技術，並且可用於揭示非均勻組成和不透明物體，比如人體，的內部結構。
用於成像的早期X射線檢測器包括照相底片和照相膠片。照相底片可以是具有光敏乳劑塗層的玻璃板。雖然照相底片被照相膠片取代，但由於它們提供的優良品質和極端穩定性，使得它們仍可用於特殊情況。照相膠片可以是具有光敏乳劑塗層的塑膠薄膜，比如條狀或片狀。
在20世紀80年代，可光激發的磷光板(PSP板)開始可用。可光激發的磷光板在其晶格中包含具有色心的磷光體材料。當可光激發的磷光板暴露於X射線時，由X射線激發的電子
被捕獲在色心中，直到它們被在可光激發的磷光板表面上掃描的雷射光束激發。當鐳射掃描所述可光激發的磷光板時，被捕獲的激發電子發出光，這些光被光電倍增管收集，收集的光被轉換成數目圖像。與照相底片和照相膠片相比，可光激發的磷光板可重複使用。
另一種X射線檢測器是X射線圖像增強器。X射線圖像增強器的元件通常在真空中密封。與照相底片、照相膠片以及可光激發的磷光板相比，X射線圖像增強器可產生即時圖像，即，不需要曝光後處理來產生圖像。X射線首先撞擊輸入磷光體(例如，碘化銫)並被轉換成可見光。然後可見光撞擊光電陰極(例如，含有銫和銻化合物的薄金屬層)並引起電子發射。發射的電子數目與入射X射線的強度成正比。發射的電子通過電子光學器件投射到輸出磷光體上並使輸出磷光體產生可見光圖像。
閃爍體在某種程度上與X射線圖像增強器的操作類似，因為閃爍體(例如，碘化鈉)吸收X射線並發射可見光，然後可以通過合適的圖像感測器檢測到可見光。在閃爍體中，可見光在所有方向上擴散和散射，從而降低空間解析度。減小閃爍體厚度有助於改善空間解析度，但也減少了X射線的吸收。因此，閃爍體必須在吸收效率和解析度之間達成折衷。
半導體X射線檢測器通過將X射線直接轉換成電信號很大程度上克服了如上所述問題。半導體X射線檢測器可包括吸收感興趣波長X射線的半導體層。當在半導體層中吸收X射線光子時，產生多個載流子(例如，電子和空穴)並在電場下朝向半導體層上的電觸點掃過。當前可用的半導體X射線檢測器(例如，
Medipix)中所需的繁瑣的熱管理可使得具有較大面積和大量像素的半導體X射線檢測器難以生產或不可能生產。
本文公開一種裝置，其包括：X射線源，其被配置為引導X射線穿過人體組織；X射線檢測器，其被配置為利用所述X射線捕獲所述人體組織的圖像；其中所述裝置被配置為從所述人體組織的所述圖像識別出血管的圖像，並被配置為基於所述血管的圖像來確定血糖水平。
在某方面，所述裝置被配置為通過根據所述血管的圖像確定所述血管對所述X射線的衰減來基於所述血管的圖像確定所述血糖水平。
在某方面，所述裝置被配置為通過所述衰減的時間變化基於所述血管的圖像來確定所述血糖水平。
在某方面，所述X射線的光子能量不超過10keV。
在某方面，所述X射線的光子能量在6keV至9keV範圍內。
在某方面，所述裝置進一步包括過濾器，該過濾器被配置為防止光子能量在預定範圍之外的那部分X射線到達所述人體組織。
在某方面，所述裝置進一步包括夾具，該夾具包括第一臂和第二臂，並且被配置為壓縮所述第一臂和所述第二臂之間的所述人體組織。
在某方面，所述X射線檢測器在所述第一臂中。
在某方面，所述第二臂對於所述X射線不透明。
在某方面，所述夾具被配置為將所述人體組織壓縮至固定厚度。
在某方面，所述X射線檢測器包括：X射線吸收層，其包括電觸點；第一電壓比較器，其被配置為將所述電觸點的電壓與第一閾值進行比較；第二電壓比較器，其被配置為將所述電壓與第二閾值進行比較；計數器，其被配置為記錄所述X射線吸收層所吸收的X射線光子的數目；控制器；其中所述控制器被配置為從所述第一電壓比較器確定所述電壓的絕對值等於或超過所述第一閾值的絕對值時開始時間延遲；其中所述控制器被配置為在所述時間延遲期間啟動所述第二電壓比較器；其中所述控制器被配置為當所述第二電壓比較器確定所述電壓的絕對值等於或超過所述第二閾值的絕對值時，使所述光子的數目增加一。
在某方面，所述控制器被配置為在所述時間延遲的開始或期滿時啟動所述第二電壓比較器。
在某方面，所述控制器被配置為使所述電觸點連接到電接地。
在某方面，所述電壓的變化率在所述時間延遲期滿時大致為零。
在某方面，所述X射線吸收層包括二極體。
在某方面，所述X射線吸收層包括矽、鍺、砷化鎵、碲化鎘、碲化鎘鋅或其組合。
在某方面，所述X射線檢測器不包括閃爍體。
在某方面，所述人體組織是耳垂或拇展肌。
本文公開一種方法，其包括：在第一時間點通過將所述人體組織暴露於X射線來捕獲所述人體組織的第一圖像；從所述人體組織的所述第一圖像識別出血管的第一圖像；在比所述第一時間點晚的第二時間點通過將所述人體組織暴露於X射線來捕獲所述人體組織的第二圖像；從所述人體組織的所述第二圖像識別出所述血管的第二圖像；基於所述血管的所述第二圖像和所述血管的所述第一圖像確定在所述第二時間點的所述血糖水平。
在某方面，所述人體組織在所述第一時間點和所述第二時間點具有相同的厚度。
在某方面，在所述第一時間點的血糖水平是已知的。
在某方面，確定在所述第二時間點的所述血糖水平是基於從所述血管的所述第二圖像測得的所述血管的X射線衰減與從所述血管的所述第一圖像測得的所述血管的X射線衰減之間的差。
在某方面，所述X射線的光子能量不超過10keV。
100:X射線檢測器
100A、100B、100C:全域計數器
106:人體組織
107:夾具
108:過濾器
109:X射線源
110:X射線吸收層
111:第一摻雜區
112:本徵區
113:第二摻雜區
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119A、119B:電觸點
120:電子器件層
121:電子系統
130:填充材料
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171:第一臂
172:第二臂
301:第一電壓比較器
302:第二電壓比較器
305:開關
306:電壓表
309:積分器
310:控制器
9000:裝置
t0、t1、t2、t3、te、tm、ts、tr:時間
RST:復位時段
TD1:時間延遲
V1:第一閾值
V2:第二閾值
圖1示意示出根據實施例的一種裝置。
圖2A示出從所述血管的圖像確定所述衰減的示例。
圖2B示意示出根據實施例的從所述血管的圖像確定的血糖水平的時間變化圖。
圖3A示意示出根據實施例的X射線檢測器的截面圖。
圖3B示意示出根據實施例的所述X射線檢測器的詳細截面圖。
圖3C示意示出根據實施例的所述X射線檢測器的替代詳細截面圖。
圖4A示意示出根據實施例的所述X射線檢測器的一部分的俯視圖。
圖4B示意示出根據實施例的所述X射線檢測器的框圖。
圖5A至圖5B分別示意示出根據實施例的所述X射線檢測器的電子系統的元件圖。
圖6示意示出根據實施例的由X射線的入射光子產生的載流子引起的電流的時間變化以及電壓的相應的時間變化。
圖7示出根據實施例的方法的流程圖。
圖1示意示出根據實施例的包括X射線源109、X射線檢測器100的裝置9000。所述X射線源109可以被配置為產生X射線並且引導所述X射線穿過人體組織106。所述X射線可以具有不大於10keV(例如，在6keV至9keV的範圍內)的光子能量。如圖1所示，所述裝置9000可以進一步包括過濾器108，該過濾器108被配置為防止光子能量在預定範圍之外(例如，在6keV至9keV範圍之外)的X射線的一部分到達所述人體組織106。所述人體組織106可以是耳垂、拇展肌或其他合適的組織。如圖1的示例所示，所述裝置9000可進一步包括夾具107。所述夾具107
具有第一臂171和第二臂172。所述夾具107被配置為壓縮所述第一臂171和所述第二臂172之間的所述人體組織106。所述夾具107可將所述人體組織106壓縮到固定厚度。例如，當所述夾具107關閉時，所述第一臂171和所述第二臂172間隔開固定距離。如圖1所示，所述X射線檢測器100可以在所述第一臂171中。所述第二臂172可以對於所述X射線不透明，使得來自所述X射線源109的所述X射線可以穿過所述第二臂172到達所述人體組織106。例如，所述第二臂172的至少一部分可以對於所述X射線不透明。
根據實施例，所述X射線檢測器100被配置為利用穿過所述人體組織106的所述X射線來捕獲所述人體組織106的圖像140。所述裝置9000可以被配置為從所述圖像140識別血管的圖像(例如，圖2A中的圖像141)，並基於所述血管的圖像確定血糖水平。所述血管中的血糖可能會影響所述血管與所述X射線的相互作用。例如，具有較高血糖水平的所述血管會更強烈地衰減所述X射線。所述裝置9000可以從所述血管的圖像確定所述血管對所述X射線的所述衰減，並使用該衰減來確定所述血糖水平。
圖2A示出了根據所述血管的圖像確定所述衰減的示例。在不被所述血管的任何部分覆蓋的所述人體組織106的圖像140中的像素被丟棄。所述圖像140的其餘像素構成所述血管的所述圖像141。計算所述圖像141的所述像素(即，圖像140的剩餘像素)的所述強度值的總和。該總和表示所述血管對X射線的衰減。
使用所述衰減來確定所述血糖水平可以包括使用所述衰
減的時間變化，例如從基線衰減開始，與之相關聯的所述血糖水平是已知的。在圖2B所示的示例中，血管的多個圖像(例如，141A、141B、141C)被所述裝置9000從在不同時間點所捕獲的所述人體組織106的圖像(圖像140A、140B、140C)識別出。例如，從在時間點t 1 捕獲的所述人體組織的圖像140A識別出所述血管的圖像141A；從在時間點t 2 捕獲的所述人體組織的圖像140B中識別出所述血管的圖像141B；從在時間點t 3 捕獲的所述人體組織的圖像140C識別出所述血管的圖像141C。在時間點t 1 的血糖水平可以是已知的。基於從所述圖像141B和141C確定的所述衰減相對於從圖像141A確定的所述衰減的時間變化，可以確定在時間點t 2 和時間點t 3 的所述血糖水平。
圖3A示意示出根據實施例的所述X射線檢測器100的截面圖。所述X射線檢測器100可包括X射線吸收層110和電子器件層120(例如，專用積體電路)，其用於處理或分析入射X射線在所述X射線吸收層110中產生的電信號。所述X射線吸收層110可包括半導體材料，比如矽、鍺、砷化鎵、碲化鎘、碲鋅鎘或其組合。所述半導體材料對於感興趣的X射線能量可具有高的品質衰減係數。在實施例中，所述X射線檢測器100不包括閃爍體。
如圖3B中的所述檢測器100的詳細截面圖所示，根據實施例，所述X射線吸收層110可包括由第一摻雜區111、第二摻雜區113的一個或多個離散區114組成的一個或多個二極體(例如，p-i-n或p-n)。所述第二摻雜區113可通過可選的本徵區112而與所述第一摻雜區111分離。所述離散區114通過所述第一摻雜區111或所述本徵區112而彼此分離。所述第一摻雜區111和所
述第二摻雜區113具有相反類型的摻雜(例如，第一摻雜區111是p型並且第二摻雜區113是n型，或者第一摻雜區111是n型並且第二摻雜區113是p型)。在圖1A中的示例中，所述第二摻雜區113的每個離散區114與所述第一摻雜區111和所述可選的本徵區112一起組成一個二極體。即，在圖1A中的示例中，所述X射線吸收層110包括多個二極體，其具有所述第一摻雜區111作為共用電極。所述第一摻雜區111還可具有離散部分。
當一個X射線光子撞擊包括二極體的所述X射線吸收層110時，所述X射線光子可被吸收並通過若干機制產生一個或多個載流子。一個X射線光子可產生10到100000個載流子。所述載流子可在電場下向其中一個二極體的所述電極漂移。所述電場可以是外部電場。所述電觸點119B可包括離散部分，其中的每個離散部分與所述離散區114電接觸。在實施例中，所述載流子可向不同方向漂移，使得由單個X射線光子產生的所述載流子大體上未被兩個不同的離散區114共用(“大體上未被共用”在這裡意指這些載流子中的不到2%、不到0.5%、不到0.1%或不到0.01%流向與餘下載流子不同的一個所述離散區114)。由入射在所述離散區114之一的足跡周圍的X射線光子所產生的載流子大體上未被另一所述離散區114共用。與一個離散區114相關聯的一個像素150可以是所述離散區114的周圍區，由入射在其中的X射線光子所產生的載流子大體上全部(超過98%、超過99.5%、超過99.9%或超過99.99%)流向所述離散區114。即，所述載流子中的不到2%、不到1%、不到0.1%或不到0.01%流到所述像素之外。
如圖3C中的所述檢測器100的替代詳細截面圖所示，根
據實施例，所述X射線吸收層110可包括具有半導體材，比如矽、鍺、砷化鎵、碲化鎘、碲鋅鎘或其組合，的電阻器，但不包括二極體。所述半導體對於其感興趣的所述X射線能量可具有較高的品質衰減係數。
當一個X射線光子撞擊包括電阻器但不包括二極體的所述X射線吸收層110時，所述X射線光子可被吸收並通過若干機制產生一個或多個載流子。一個X射線光子可產生10到100000個載流子。所述載流子可在電場下向所述電觸點119A和所述電觸點119B漂移。所述電場可以是外部電場。所述電觸點119B可包括離散部分。在實施例中，所述載流子可向不同方向漂移，使得由單個X射線光子產生的所述載流子大體上未被所述電觸點119B的兩個不同的離散部分共用(“大體上未被共用”在這裡意指這些載流子中的不到2%、不到0.5%、不到0.1%或不到0.01%流向與餘下的所述載流子不同的所述離散部分)。由入射在所述電觸點119B的這些離散部分之一的足跡周圍的X射線光子所產生的載流子大體上未被所述電觸點119B的這些離散部分中的另一個共用。與所述電觸點119B的離散部分相關聯的像素150可以是所述離散部分的周圍區，由入射在其中的X射線光子所產生的載流子大體上全部(超過98%、超過99.5%、超過99.9%或超過99.99%)流向所述電觸點119B的所述離散部分。即，所述載流子中的不到2%、不到1%、不到0.1%或不到0.01%流到與所述電觸點119B的一個離散部分相關聯的所述像素之外。
所述電子器件層120可以包括電子系統121，其適合於處理或解釋由入射在所述X射線吸收層110上的X射線光子產生的
信號。所述電子系統121可以包括類比電路(比如，濾波網路、放大器、積分器和比較器)或者數目電路(比如，微處理器和記憶體)。所述電子系統121可以包括由所述像素共用的元件或專用於單個像素的元件。例如，所述電子系統121可以包括專用於每個像素的放大器和在所有所述像素之間共用的微處理器。所述電子系統121可以通過通孔131電連接到所述像素。所述通孔之間的空間可以用填充材料130填充，這可以提高所述電子器件層120到所述X射線吸收層110的連接的機械穩定性。其他的鍵合技術可以在不使用通孔的情況下將所述電子系統121連接到所述像素。
圖4A示意示出根據實施例的具有像素150的陣列的所述X射線檢測器的一部分的俯視圖。所述陣列可以是矩形陣列、蜂窩陣列、六邊形陣列或任何其他合適的陣列。每個像素150可以被配置為檢測入射在其上的X射線光子並確定所述X射線光子的能量。所有所述像素150可以被配置為在相同的時間段內在多個能量倉內對入射在其上的X射線光子數進行檢測和計數。每個所述像素150可以具有其自己的模數轉換器(ADC)，該模數轉換器被配置為將代表入射X射線光子的能量的類比信號數位化為數目信號。對於X射線成像應用，模數轉換器具有10位或更高的解析度。每個像素150可被配置為測量它的暗電流，例如在每個X射線光子入射在其上之前或與之同時。每個像素150可被配置為從入射在其上的X射線光子的能量中減去所述暗電流的貢獻值。所述像素150可被配置為平行作業。例如，當一個像素150測量一個入射的X射線光子時，另一個像素150可能正在等待另一個X射線光子到達。所述像素150可以不必是單獨可定址的。
所述X射線檢測器100可以具有至少100、2500、10000或更多個像素150。所述檢測器100可以被配置為將所有所述像素150的子集(例如，覆蓋血管的像素)所計數的具有相同能量範圍的倉的X射線光子數目相加。例如，所述檢測器100可以將存儲在用於從6KeV到7KeV的能量的倉中的所述像素150的數目相加，將存儲在用於從8KeV到9KeV的能量的倉中的所述像素150的數目相加，等等。在實施例中，對能量在一定範圍內的穿過所述人體組織106的X射線的光子進行計數，並將其添加到相應的倉中。所述X射線檢測器100可以將所述倉的相加數彙編為入射在該X射線檢測器100上的X射線的光子強度的光譜。
圖4B示意示出根據實施例的所述檢測器100的框圖。每個像素150可以測量入射在其上的X射線的光子的能量151。在步驟152中，X射線的所述光子的所述能量151被數位化到多個倉，153A、153B、153C...，的之一。所述倉153A、153B、153C...分別具有相應的計數器154A、154B和154C。當所述能量151被分配到倉中時，存儲在相應計數器中的數目增加一。所述檢測器100可以將在像素150的所述子集中存儲在與相同能量範圍的倉相對應的所有計數器中的數目相加。例如，對於相同的能量範圍，將存儲在所述像素150的子集中的所有計數器154C中的數目相加並存儲在全域計數器100C中。存儲在所有所述全域計數器中的數目可以被編譯為入射在所述檢測器100上的X射線的能量譜。
圖5A和圖5B各自示出根據實施例的所述電子系統121的元件圖。所述電子系統121可以包括第一電壓比較器301、第二電壓比較器302、若干個計數器320(包括計數器320A、320B、
320C、320D)、開關305、可選的電壓表306和控制器310。
所述第一電壓比較器301被配置為將至少一個所述電觸點119B的電壓與第一閾值進行比較。所述第一電壓比較器301可被配置為直接監測電壓，或者通過對在一段時間內流過所述電觸點119B的電流進行積分來計算所述電壓。所述第一電壓比較器301可由所述控制器310可控地啟動或停用。所述第一電壓比較器301可以是連續比較器。即，所述第一電壓比較器301可被配置為被連續啟動，並連續地監測電壓。所述第一電壓比較器301可以是鐘控比較器。所述第一閾值可以是一個入射X射線光子能夠在所述電觸點119B上產生的最大電壓的1-5%、5-10%、10%-20%、20-30%、30-40%或40-50%。所述最大電壓可取決於入射X射線光子的能量、所述X射線吸收層110的材料和其他因素。例如，所述第一閾值可以是50mV、100mV、150mV或200mV。
所述第二電壓比較器302被配置為將所述電壓與第二閾值進行比較。所述第二電壓比較器302可被配置為直接監測所述電壓，或通過對一段時間內流過所述二極體或電觸點的電流進行積分來計算電壓。所述第二電壓比較器302可以是連續比較器。所述第二電壓比較器302可由所述控制器310可控地啟動或停用。在所述第二電壓比較器302被停用時，所述第二電壓比較器302的功耗可以是啟動所述第二電壓比較器302時的功耗的不到1%、不到5%、不到10%或不到20%。所述第二閾值的絕對值大於所述第一閾值的絕對值。如本文所使用的，術語實數x的“絕對值”或“模數”|x|是x的非負值而不考慮它的符號。即，
。所述第二閾值可以是所述第一閾值的200%-300%。例如，所述第二閾值可以是100mV、150mV、200mV、250mV或300mV。所述第二電壓比較器302和所述第一電壓比較器301可以是相同元件。即，所述電子系統121可以具有同一個電壓比較器，其可在不同時間將電壓與兩個不同的閾值進行比較。
所述第一電壓比較器301或所述第二電壓比較器302可包括一個或多個運算放大器或任何其他適合的電路。所述第一電壓比較器301或所述第二電壓比較器302可具有高速度以允許所述電子系統121在高通量的入射X射線光子下操作。然而，具有高速度通常以功耗為代價。
所述計數器320被配置為記錄入射在包括所述電觸點119B的所述像素150上的至少若干個X射線光子。所述計數器320可以是軟體元件(例如，電腦記憶體中存儲的數位)或硬體元件(例如，4017IC和7490IC)。在實施例中，每個像素的計數器320A與用於能量範圍的多個倉關聯。例如，計數器320A可以與能量範圍為6KeV-7KeV的粒子的倉相關聯，計數器320B可以與能量範圍為7KeV-8KeV的倉相關聯，計數器320C可以與能量範圍為8-9KeV的倉相關聯，計數器320D可以與能量範圍為9-10KeV的倉相關聯。當X射線的入射光子的能量由與所述計數器320相關聯的待存倉決定時，計數器320所登記的數目增加一。
所述控制器310可以是諸如微控制器和微處理器等的硬體元件。所述控制器310被配置為從所述第一電壓比較器301確定所述電壓的絕對值等於或超過所述第一閾值的絕對值(例如，
所述電壓的絕對值從低於所述第一閾值的絕對值增加到等於或超過所述第一閾值的絕對值的值)時啟動時間延遲。在這裡使用絕對值是因為電壓可以是負的或正的，這取決於是使用二極體的陰極電壓還是陽極電壓或使用哪個電觸點。所述控制器310可被配置為在所述第一電壓比較器301確定所述電壓的絕對值等於或超過所述第一閾值的絕對值之前，保持停用所述第二電壓比較器302、所述計數器320、以及所述第一電壓比較器301的操作中不需要的任何其他電路。在所述電壓變得穩定(即，所述電壓的變化率大體上為零)之前或之後，所述時間延遲可期滿。短語“變化率大體上為零”意指時間變化小於0.1%/ns。短語“變化率大體上為非零”意指所述電壓的時間變化至少為0.1%/ns。
所述控制器310可被配置為在所述時間延遲期間(其包括開始和期滿)啟動所述第二電壓比較器。在實施例中，所述控制器310被配置為在所述時間延遲開始時啟動所述第二電壓比較器。術語“啟動”意指使元件進入操作狀態(例如，通過發送諸如電壓脈衝或邏輯電平等信號，通過提供電力等)。術語“停用”意指使元件進入非操作狀態(例如，通過發送諸如電壓脈衝或邏輯電平等信號，通過切斷電力等)。操作狀態可具有比非操作狀態更高的功耗(例如，高10倍、高100倍、高1000倍)。所述控制器310本身可被停用，直到所述第一電壓比較器301的輸出電壓的絕對值等於或超過所述第一閾值的絕對值時才啟動所述控制器310。
如果在所述時間延遲期間，所述第二電壓比較器302確定所述電壓的絕對值等於或超過所述第二閾值的絕對值，則所述控制器310可被配置為使所述計數器320記錄的數目中至少有一
個數目增加一。
所述控制器310可被配置為使所述可選的電壓表306在所述時間延遲期滿時測量所述電壓。所述控制器310可被配置為使所述電觸點119B連接到電接地，以使電壓重定並且使所述電觸點119B上累積的任何載流子放電。在實施例中，所述電觸點119B在所述時間延遲期滿後連接到電接地。在實施例中，所述電觸點119B連接到電接地並持續有限的復位時段。所述控制器310可通過控制所述開關305而使所述電觸點119B連接到電接地。所述開關可以是電晶體，比如場效應電晶體(FET)。
在實施例中，所述電子系統121沒有類比濾波器網路(例如，RC網路)。在實施例中，所述電子系統121沒有類比電路。
所述電壓表306可將其測量的電壓作為類比或數位信號饋送給所述電子控制器310。
所述電子系統121可包括電連接到所述電觸點119B的積分器309，其中所述積分器309被配置為收集來自所述電觸點119B的電流子。所述積分器309可在運算放大器的回饋路徑中包括電容器。如此配置的所述運算放大器稱為電容跨阻放大器(CTIA)。電容跨阻放大器通過防止所述運算放大器飽和而具有高的動態範圍，並通過限制信號路徑中的頻寬來提高信噪比。來自所述電觸點119B的載流子在一段時間(“積分期”)內累積在電容器上。在所述積分期期滿後，所述電容器電壓被採樣，然後通過重定開關進行重定。所述積分器309可包括直接連接到所述電觸點119B的電容器。
圖6示意示出流過所述電觸點119B的，由入射在包括所
述電觸點119B的像素150上的X射線光子產生的載流子所引起的電流的時間變化(上曲線)和所述電觸點119B電壓的對應時間變化(下曲線)。所述電壓可以是電流相對於時間的積分。在時間t0，所述X射線光子撞擊所述像素150，載流子開始在所述像素150中產生，電流開始流過所述電觸點119B，並且所述電觸點119B的電壓的絕對值開始增加。在時間t1，所述第一電壓比較器301確定所述電壓的絕對值等於或超過所述第一閾值V1的絕對值，所述控制器310啟動時間延遲TD1並且所述控制器310可在所述TD1開始時停用所述第一電壓比較器301。如果所述控制器310在時間t1之前被停用，在時間t1啟動所述控制器310。在所述TD1期間，所述控制器310啟動所述第二電壓比較器302。如這裡使用的術語在時間延遲“期間”意指開始和期滿(即，結束)以及中間的任何時間。例如，所述控制器310可在所述TD1期滿時啟動所述第二電壓比較器302。如果在所述TD1期間，所述第二電壓比較器302確定在時間t2電壓的絕對值等於或超過所述第二閾值V2的絕對值，則所述控制器310等待電壓穩定。所述電壓在時間te穩定，這時X射線光子產生的所有載流子漂移出所述X射線吸收層110。在時間ts，所述時間延遲TD1期滿。在時間te之時或之後，所述控制器310使所述電壓表306數位化所述電壓並且確定X射線光子的能量落在哪個倉中。然後所述控制器310使對應於所述倉的所述計數器320記錄的數目增加一。在圖7的示例中，所述時間ts在所述時間te之後；即TD1在X射線光子產生的所有載流子漂移出X射線吸收層110之後期滿。如果無法輕易測得時間te，TD1可根據經驗選擇以允許有足夠的時間來收集由X射線光
子產生的大體上上全部的載流子，但TD1不能太長，否則會有另一個入射X射線光子產生的載流子被收集的風險。即，TD1可根據經驗選擇使得時間ts在時間te之後。時間ts不一定在時間te之後，因為一旦達到V2，控制器310可忽視TD1並等待時間te。因此，電壓和暗電流對電壓的貢獻值之間的差異的變化率在時間te大體上為零。所述控制器310可被配置為在TD1期滿時或在時間t2或中間的任何時間停用第二電壓比較器302。
在時間te的電壓與由X射線光子產生的載流子的數目成正比，所述數目與X射線光子的能量有關。所述控制器310可被配置為使用所述電壓表306來確定X射線光子的能量。
在TD1期滿或被所述電壓表306數位化後(以較遲者為准)，所述控制器310使所述電觸點119B連接到電接地並持續一個復位時段RST，以允許所述電觸點119B上累積的載流子流到地面並重定電壓。在RST之後，所述電子系統121已準備好檢測另一個入射X射線光子。若所述第一電壓比較器301被停用，所述控制器310可在RST期滿之前的任何時間啟動它。若所述控制器310被停用，可在RST期滿之前啟動它。
圖7示出了根據實施例的方法的流程圖。在步驟701中，在第一時間點，通過將所述人體組織106暴露於X射線來捕獲所述人體組織106的第一圖像。在步驟702中，從所述人體組織106的所述第一圖像識別出血管的第一圖像。在步驟703中，在晚於所述第一時間點的第二時間點，通過將所述人體組織106暴露於X射線來捕獲所述人體組織106的第二圖像。在步驟704中，從所述人體組織106的所述第二圖像識別出所述血管的第二圖像。在
步驟705中，基於所述血管的第一圖像和所述血管的第二圖像來確定第二時間點的血糖水平。所述人體組織106在所述第一時間點和所述第二時間點可以具有相同的厚度。所述第一時間點的所述血糖水平是已知的。基於從所述血管的所述第二圖像測得的所述血管的X射線衰減與從所述血管的所述第一圖像測得的所述血管的X射線衰減之間的差可以確定在所述第二時間點的所述血糖水平。
儘管本文已經公開了各個方面和實施例，但是其他方面和實施例對於本領域技術人員而言將是顯而易見的。本文公開的各個方面和實施例是為了說明的目的而不是限制性的，其真正的範圍和精神應該以本文中的發明申請專利範圍為准。
100:X射線檢測器
106:人體組織
107:夾具
108:過濾器
109:X射線源
140:圖像
171:第一臂
172:第二臂
9000:裝置
Claims (20)
- 一種用於血糖水平檢測的裝置，其包括：X射線源，其被配置為引導X射線穿過人體組織；以及X射線檢測器，其被配置為利用所述X射線捕獲所述人體組織的圖像，其中所述裝置被配置為從所述人體組織的所述圖像識別出血管的圖像，並被配置為基於所述血管的圖像來確定血糖水平，其中所述裝置被配置為通過根據所述血管的圖像確定所述血管對所述X射線的衰減來基於所述血管的圖像確定所述血糖水平，其中所述裝置被配置為通過所述衰減的時間變化基於所述血管的圖像來確定所述血糖水平。
- 如請求項1所述的裝置，其中所述X射線的光子能量不超過10keV。
- 如請求項1所述的裝置，其中所述X射線的光子能量在6keV至9keV範圍內。
- 如請求項1所述的裝置，其進一步包括過濾器，所述過濾器被配置為防止光子能量在預定範圍之外的那部分X射線到達所述人體組織。
- 如請求項1所述的裝置，其進一步包括夾具，所述夾具包括第一臂和第二臂，並且被配置為壓縮所述第一臂和所述第二臂之間的所述人體組織。
- 如請求項5所述的裝置，其中所述X射線檢測器在所述第一臂中。
- 如請求項5所述的裝置，其中所述第二臂對於所述X射線不透明。
- 如請求項5所述的裝置，其中所述夾具被配置為將所述人體組織壓縮至固定厚度。
- 如請求項1所述的裝置，其中所述X射線檢測器包括：X射線吸收層，其包括電觸點；第一電壓比較器，其被配置為將所述電觸點的電壓與第一閾值進行比較；第二電壓比較器，其被配置為將所述電壓與第二閾值進行比較；計數器，其被配置為記錄所述X射線吸收層所吸收的X射線光子的數目；以及控制器，其中所述控制器被配置為從所述第一電壓比較器確定所述電壓的絕對值等於或超過所述第一閾值的絕對值時開始時間延遲，其中所述控制器被配置為在所述時間延遲期間啟動所述第二電壓比較器，其中所述控制器被配置為當所述第二電壓比較器確定所述電壓的絕對值等於或超過所述第二閾值的絕對值時，使所述光子的數目增加一。
- 如請求項9所述的裝置，其中所述控制器被配置為在所述時間延遲的開始或期滿時啟動所述第二電壓比較器。
- 如請求項9所述的裝置，其中所述控制器被配置為使所述電觸點連接到電接地。
- 如請求項9所述的裝置，其中所述電壓的變化率在所述時間延遲期滿時大致為零。
- 如請求項9所述的裝置，其中所述X射線吸收層包括二極體。
- 如請求項9所述的裝置，其中所述X射線吸收層包括矽、鍺、砷化鎵、碲化鎘、碲化鎘鋅或其組合。
- 如請求項1所述的裝置，其中所述X射線檢測器不包括閃爍體。
- 如請求項1所述的裝置，其中所述人體組織是耳垂或拇展肌。
- 一種檢測血糖水平的方法，其包括：在第一時間點通過將人體組織暴露於X射線來捕獲所述人體組織的第一圖像；從所述人體組織的所述第一圖像識別出血管的第一圖像；在比所述第一時間點晚的第二時間點通過將所述人體組織暴露於X射線來捕獲所述人體組織的第二圖像；從所述人體組織的所述第二圖像識別出所述血管的第二圖像；以及 基於所述血管的所述第二圖像和所述血管的所述第一圖像確定在所述第二時間點的所述血糖水平，其中確定在所述第二時間點的所述血糖水平是基於從所述血管的所述第二圖像測得的所述血管的X射線衰減與從所述血管的所述第一圖像測得的所述血管的X射線衰減之間的差。
- 如請求項17所述的方法，其中所述人體組織在所述第一時間點和所述第二時間點具有相同的厚度。
- 如請求項17所述的方法，其中在所述第一時間點的血糖水平是已知的。
- 如請求項17所述的方法，其中所述X射線的光子能量不超過10keV。
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