Детектор рентгеновского излучения

Детектор рентгеновского излучения

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к детектору рентгеновского излучения и к соответствующему способу определения рентгеновского излучения. Настоящее изобретение дополнительно относится к рентгеновскому устройству, содержащему детектор рентгеновского излучения, к процессору и способу обработки для использования в рентгеновском устройстве, имеющем детектор рентгеновского излучения, и к компьютерной программе для реализации упомянутого способа обработки.

Уровень техники

Спектральные CT-системы на основе подсчета фотонов для исследования объекта, например, пациента, или материала, такого как шина или литая деталь, требуют наличия детекторов, которые могут поддерживать высокую скорость подсчета, сформированную в современных CT-системах с интегрированием по энергии. Обычно используемый материал для прямого преобразования не является достаточно быстрым для того, чтобы поддерживать высокие скорости подсчета, которые могут достигаться в таких системах. В частности, пикселы детектора сзади объекта близко к прямому пучку ("поверхностным пучкам") или непосредственно наблюдающие прямой пучок, обычно наблюдают такую высокую скорость подсчета, что они являются насыщенными, т.е. они не предоставляют применимый счетный сигнал, в частности, не с достаточной информацией энергии; для простоты, термин "поверхностные пучки" здесь также содержит пучки, которые ослабляются настолько недостаточно, что они заставляют пикселы наблюдать слишком высокую скорость подсчета, хотя геометрически эти пучки не находятся близко к поверхности объекта. Это может означать, с одной стороны, что вследствие очень высокой скорости подсчета импульсы более не могут отличаться друг от друга, т.е. пикселы, в дальнейшем также называемые "сенсорными элементами" датчика, включенного в детектор, являются насыщенными (такой пиксел или сенсорный элемент в дальнейшем также называется "накопленным пикселом"). С другой стороны, это может означать, что вследствие обширного захвата заряда часть или весь объем пикселов детектора становится поляризованными, т.е. внутреннее электрическое поле пробивается, так что электронно-дырочные пары, сформированные в кристалле вследствие взаимодействия с фотонами рентгеновского излучения, более не разделяются эффективно.

Во втором случае, трудно или даже невозможно получать корректную информацию из данных измерений ни с помощью детектора на основе подсчета фотонов, ни с помощью детектора с интегрированием по энергии, поскольку вследствие ослабленного электрического поля большинство электронно-дырочных пар, сформированных в рентгеновском взаимодействии, не собирается, так что информация энергии непрогнозируемым образом искажается. Тем не менее, в первом случае (т.е. в случае "насыщенного" либо "накопленного" пиксела или сенсорного элемента), представляется возможным решение, которое обеспечивается посредством настоящего изобретения.

US 2006/0208195 A1 раскрывает системы, способы и устройство, посредством которых твердотельный детектор рентгеновского излучения электронным образом очищается и съемка рентгеновского излучения при равномерной освещенности поля твердотельного детектора рентгеновского излучения имитируется с опорой на скорректированное смещение твердотельного детектора рентгеновского излучения. Имитация выдает усиленное изображение твердотельного детектора рентгеновского излучения, которое в свою очередь является подходящим для калибровки твердотельного детектора рентгеновского излучения без проецирования луча рентгеновского излучения на твердотельный детектор рентгеновского излучения.

US 7433443 B1 раскрывает систему CT-визуализации, включающую в себя вращающийся гентри, имеющий раскрытие, чтобы принимать объект, который должен быть просканирован, первый источник рентгеновского излучения, прикрепленный к вращающемуся гентри и сконфигурированный с возможностью излучать рентгеновское излучение в направлении объекта, второй источник рентгеновского излучения, прикрепленный к вращающемуся гентри и сконфигурированный с возможностью излучать рентгеновское излучение в направлении объекта. Первый детектор сконфигурирован с возможностью принимать рентгеновское излучение, которое излучается из первого источника рентгеновского излучения, а второй детектор сконфигурирован с возможностью принимать рентгеновское излучение, которое излучается из второго источника рентгеновского излучения. Первая часть первого детектора сконфигурирована с возможностью функционировать в суммирующем режиме, а первая часть второго детектора сконфигурирована с возможностью функционировать, по меньшей мере, в режиме подсчета фотонов.

Сущность изобретения

Цель настоящего изобретения заключается в том, чтобы предоставлять детектор рентгеновского излучения и соответствующий способ определения, которые обеспечивают предоставление точных и надежных данных измерений даже в случае, если счетные каналы некоторых сенсорных элементов насыщены и в силу этого не могут непосредственно предоставлять надежный счетный сигнал.

Дополнительная цель настоящего изобретения заключается в том, чтобы предоставлять рентгеновское устройство, процессор и способ обработки для использования в рентгеновском устройстве, имеющем детектор рентгеновского излучения, и компьютерную программу для реализации упомянутого способа обработки.

В первом аспекте настоящего изобретения, представляется детектор рентгеновского излучения, который содержит:

- блок датчиков для определения падающего рентгеновского излучения, содержащий определенное число сенсорных элементов,

- счетный канал в расчете на сенсорный элемент для получения счетного сигнала посредством подсчета (рентгеновских) фотонов или импульсов заряда, сформированных в ответ на падающее рентгеновское излучение с начала интервала измерений,

- суммирующий канал в расчете на сенсорный элемент для получения просуммированного сигнала, представляющего полную энергию излучения, определенного с начала интервала измерений, и

- блок обработки для оценки, из просуммированных сигналов сенсорных элементов, счетных сигналов сенсорных элементов, счетный канал которых насыщен в течение интервала измерений,

при этом упомянутый блок обработки сконфигурирован с возможностью:

- определения модели объекта из полученных просуммированных сигналов сенсорных элементов, и

- определения счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов из упомянутой модели объекта.

В дополнительном аспекте настоящего изобретения, представляется рентгеновское устройство, содержащее источник рентгеновского излучения для испускания рентгеновского излучения, детектор рентгеновского излучения согласно настоящему изобретению и блок восстановления для восстановления изображения из оцененных счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов и полученных счетных сигналов ненасыщенных сенсорных элементов.

В еще одном дополнительном аспекте настоящего изобретения представляется процессор для использования в рентгеновском устройстве, имеющем детектор рентгеновского излучения, содержащий блок датчиков для определения падающего рентгеновского излучения, содержащий определенное число сенсорных элементов, счетный канал в расчете на сенсорный элемент для получения счетного сигнала посредством подсчета (рентгеновских) фотонов или импульсов заряда, сформированных в ответ на падающее рентгеновское излучение с начала интервала измерений, и суммирующий канал в расчете на сенсорный элемент для получения просуммированного сигнала, представляющего полную энергию излучения, определенного с начала интервала измерений, причем упомянутый процессор содержит:

- блок обработки для оценки, из просуммированных сигналов сенсорных элементов, счетных сигналов сенсорных элементов, счетный канал которых насыщен в течение интервала измерений, и

- блок восстановления для восстановления изображения из оцененных счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов и полученных счетных сигналов ненасыщенных сенсорных элементов,

при этом упомянутый блок обработки сконфигурирован с возможностью:

- определения модели объекта из полученных просуммированных сигналов сенсорных элементов, и

- определения счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов из упомянутой модели объекта.

В еще одном другом аспектах настоящего изобретения, предусмотрены способ определения рентгеновского излучения, способ обработки и компьютерная программа, которая содержит средство программного кода для инструктирования компьютеру выполнять этапы способа обработки, когда упомянутая компьютерная программа выполняется на компьютере.

Предпочтительные варианты осуществления изобретения определяются в зависимых пунктах формулы изобретения. Следует понимать, что заявленные способы, процессор и компьютерная программа имеют аналогичные и/или идентичные предпочтительные варианты осуществления, как и заявленный детектор, и определяются в зависимых пунктах формулы изобретения.

Таким образом, настоящее изобретение предлагает использовать детектор рентгеновского излучения, имеющий датчик с сенсорными элементами (пикселами), которые предоставляют подсчитанное число выше одного или более энергетических пороговых значений и одновременно результат суммирующих измерений (предпочтительно в каждом пикселе). Результаты суммирующих измерений предоставляют информацию полного заряда, принимаемого посредством отдельных сенсорных элементов детектора в течение интервала измерений, которая, например, может быть полезной в случае больших квантовых потоков. Тем не менее, результаты суммирующих измерений дополнительно используются для того, чтобы достаточно точно оценивать счетные сигналы с информацией энергии сенсорных элементов, счетный канал которых насыщен в течение интервала измерений (причем эти сенсорные элементы обычно упоминаются как "насыщенные сенсорные элементы" или "накопленные пикселы").

Для этого модифицированного набора результатов измерений из счетного канала (некоторые из них получены из оценки для насыщенных сенсорных элементов, другие получены в реальных измерениях), могут применяться обычные процессы оценки данных, такие как восстановление изображения, например, расширенное разложение Альвареса-Маковски для визуализации K-краев или восстановление по элементам выборки для каждого элемента выборки.

Согласно настоящему изобретению, модель объекта может быть получена посредством восстановления сигналов суммирующего канала в каждом пикселе, причем эта модель объекта предоставляет некоторую оценку состава материала объекта, а также длин трактов пучков рентгеновских лучей специально для поверхностных пучков. Хотя в дополнение могут использоваться счетные сигналы ненасыщенных сенсорных элементов, они, в общем, являются обязательными для того, чтобы определять модель объекта, и/или для того, чтобы определять счетные сигналы насыщенных сенсорных элементов.

При доступности модели объекта в дополнительном варианте осуществления упомянутый блок обработки сконфигурирован с возможностью определения счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов посредством:

- моделирования пучков рентгеновских лучей, падающих на упомянутые насыщенные сенсорные элементы, из модели объекта и спектра пучков рентгеновских лучей перед объектом, и

- определения счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов из моделированных пучков рентгеновских лучей соответствующих насыщенных сенсорных элементов.

Здесь, "перед объектом" означает сторону объекта, обращенную к источнику рентгеновского излучения, т.е. до того, как пучки рентгеновских лучей ударяют объект. Согласно этому варианту осуществления, рассматривается (известный или измеренный) спектр пучков рентгеновских лучей перед объектом, причем эти пучки рентгеновских лучей завершаются в насыщенных пикселах. Эти (определенные) пучки рентгеновских лучей затем ослабляются посредством использования коэффициента ослабления для отдельных пучков рентгеновских лучей (или группы пучков рентгеновских лучей), полученного из модели объекта. Это предоставляет спектр пучка, падающего на насыщенный пиксел детектора. Таким образом, может получаться довольно точная оценка счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов.

Другими словами, согласно этому варианту осуществления, модель объекта используется для того, чтобы имитировать (с точки зрения энергетического спектра) эти пучки рентгеновских лучей сзади объекта (т.е. на стороне объекта, обращенной к детектору). Такие пучки рентгеновских лучей проходят по очень слабо поглощающим трактам через объект, так что скорость подсчета падающих пучков является настолько высокой, что накопление увеличивает уровень, который может корректироваться, причем эти пучки приводят к насыщению счетных каналов пикселов для определения. Моделированный пучок рентгеновских лучей для определенного пиксела затем используется для того, чтобы определять моделированный результат измерений для счетного канала рассматриваемого пиксела.

Предпочтительно, сигналы прямого пучка получают в каждом пикселе из воздушных сканирований (т.е. результатов измерений) с ограниченным потоком, так что ни один из пикселов не является насыщенным. Эти сигналы прямого пучка затем масштабируются с повышением до значений потока, используемых при измерениях с объектом. При этом подходе нет необходимости в предварительном сканировании (т.е. сканировании при малых дозах объекта, чтобы получать оценку свойств объектов, например, точной геометрии, обычно используемой для оптимизации дозы), чтобы определять модель объекта. Модель объекта получается из сбора данных одного сканирования, которое также предоставляет предусматриваемое изображение или изображения (например, в случае визуализации K-краев).

Предпочтительно, упомянутый счетный канал содержит, по меньшей мере, один дискриминатор, в частности, по меньшей мере, два дискриминатора, для подсчета фотонов или импульсов заряда на различных энергетических уровнях с начала интервала измерений и получения зависимых от энергии счетных сигналов с начала интервала измерений. В общем, используются, по меньшей мере, два дискриминатора, но также можно получать спектральную информацию из счетного канала с одним пороговым значением только в сочетании с суммирующим каналом. Например, два различных измерения предоставляют возможность выполнения комптоновского фоторазложения или разложения на два материала, которое представляет собой простой случай разложения Альвареса-Маковски, как, например, описано в WO 2007/010448 A2. Из зависимых от энергии счетных сигналов могут восстанавливаться различные виды информации изображений, например, информация изображений в отношении коронарных сосудов, включающая в себя толщину контрастного вещества, содержащегося в этих сосудах, так что может количественно определяться размер просвета, а также толщина кальцинированных областей сосуда, предоставляя возможность оценки кальцинозов.

Блок датчиков может быть реализован с использованием различных технологий. В одном варианте осуществления, упомянутый блок датчиков содержит считывающий слой с прямым преобразованием для прямого преобразования падающего рентгеновского излучения в сигналы электрического заряда, формирующие импульсы заряда. Предпочтительно, упомянутый блок датчиков дополнительно содержит суммирующий слой, представляющий упомянутый суммирующий канал, причем упомянутый суммирующий слой размещается на стороне считывающего слоя с прямым преобразованием, обращенной в направлении от падающего рентгеновского излучения, для преобразования рентгеновского излучения, достигающего упомянутого суммирующего слоя, в упомянутые просуммированные сигналы.

Детекторы, имеющие такой считывающий слой с преобразованием направления и/или суммирующий слой, и технология для их формирования являются общеизвестными в данной области техники. Например, WO 2009/072056 A2 раскрывает монолитно интегрированный кристаллический полупроводниковый детектор с прямым преобразованием для определения рентгеновского излучения,падающего на поверхность детектора, подвергаемую воздействию облучения рентгеновскими лучами, а также способ для изготовления такого полупроводникового детектора с прямым преобразованием. Во вводной части этого документа, описываются различные типы и технологии детекторов, которые могут, в общем, использоваться в блоке датчиков настоящего изобретения.

Дополнительно, WO 2007/010448 A2 описывает детектор рентгеновского излучения, который имеет датчик, поглощающий кванты рентгеновских лучей полихроматических спектров и формирующий электрический сигнал датчика, соответствующий поглощенным квантам рентгеновских лучей. Предусмотрен, по меньшей мере, один счетный канал, включающий в себя множество дискриминаторов, каждый из которых подсчитывает число сигналов заряда, определенных при различном соответствующем пороговом значении с начала интервала измерений, и суммирующий канал, который измеряет полный заряд сигналов заряда, определенных с начала интервала измерений.

Содержимое этих документов, в частности, описание детекторов, настоящим включено посредством ссылки в данный документ.

Предпочтительно, в варианте осуществления, упомянутый блок обработки сконфигурирован с возможностью оценки просуммированного сигнала сенсорного элемента, в котором недостаточное рентгеновское излучение достигается в суммирующем слое, посредством интерполяции просуммированных сигналов соседних сенсорных элементов или посредством экстраполяции счетного сигнала упомянутого сенсорного элемента. Таким образом, получаются достаточные данные измерений для восстановления изображения с достаточной детальностью.

В другом варианте осуществления, упомянутый блок датчиков содержит косвенный считывающий механизм для первоначального преобразования падающего рентгеновского излучения в (оптические) фотоны и последующего преобразования упомянутых (оптических) фотонов в сигналы электрического заряда. Такой косвенный считывающий механизм также является общеизвестным в данной области техники. Например, FDXD-детектор, включающий в себя сцинтилляционный слой для преобразования рентгеновских лучей в свет и фотодиоды для преобразования света в электрические заряды, описан в US 2001/0048080 A1. Содержимое этого документа, в частности, описание детектора, также включено посредством ссылки в данный документ.

Еще дополнительно, в варианте осуществления, упомянутый блок датчиков содержит считывающий механизм с прямым преобразованием для прямого преобразования падающего рентгеновского излучения в сигналы электрического заряда, формирующие импульсы заряда, и косвенный считывающий механизм для первоначального преобразования падающего рентгеновского излучения в фотоны и последующего преобразования упомянутых фотонов в упомянутые просуммированные сигналы.

Хотя, в общем, просуммированные сигналы сенсорных элементов являются достаточными для определения, например, посредством использования вышеописанной объектной модели, счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов, в варианте осуществления, блок обработки выполнен с возможностью оценки счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов из счетных сигналов ненасыщенных сенсорных элементов и просуммированных сигналов сенсорных элементов. Например, предусмотрен принцип усеченного восстановления, когда измерительные сигналы определенных пучков пропущены, причем этот принцип не использует просуммированные сигналы, но при этом также счетные сигналы ненасыщенных сенсорных элементов используются для оценки счетных сигналов насыщенных сенсорных элементов.

Рентгеновское устройство может представлять собой (медицинское или промышленное) рентгеновское устройство, например, имеющее стационарный механизм из источника рентгеновского излучения и детектора рентгеновского излучения, либо C-образный комплекс, на котором монтируются источник рентгеновского излучения и детектор рентгеновского излучения, либо CT-устройство, например, CT-устройство (для людей) с разрешением по энергии на основе подсчета фотонов. В варианте осуществления рентгеновского устройства предоставляются, по меньшей мере, два источника рентгеновского излучения и, по меньшей мере, два детектора рентгеновского излучения, каждый из которых сконфигурирован с возможностью определения излучения, испускаемого посредством одного из, по меньшей мере, двух источников рентгеновского излучения, при этом, по меньшей мере, один детектор сконфигурирован с возможностью выполнения измерений с подсчетом, чтобы предоставлять счетные сигналы, и, по меньшей мере, один другой детектор сконфигурирован с возможностью выполнения интегрированных измерений, чтобы предоставлять просуммированные сигналы.

Краткое описание чертежей

Эти и другие аспекты изобретения должны становиться очевидными и истолковываться со ссылкой на варианты осуществления, описанные ниже в данном документе. На следующих чертежах:

Фиг. 1 показывает первый вариант осуществления рентгеновского устройства согласно настоящему изобретению,

Фиг. 2 показывает первый вариант осуществления детектора рентгеновского излучения согласно настоящему изобретению,

Фиг. 3 показывает дополнительные сведения по детектору рентгеновского излучения, показанному на фиг. 2,

Фиг. 4 показывает схему, иллюстрирующую наблюдаемую скорость подсчета в зависимости от скорости подсчета падающих пучков согласно другому варианту осуществления,

Фиг. 5 показывает второй вариант осуществления детектора рентгеновского излучения согласно настоящему изобретению,

Фиг. 6 показывает второй вариант осуществления рентгеновского устройства согласно настоящему изобретению, и

Фиг. 7 показывает третий вариант осуществления рентгеновского устройства согласно настоящему изобретению.

Осуществление изобретения

Фиг. 1 показывает первый вариант осуществления рентгеновского устройства согласно настоящему изобретению, в частности, сканера 10 на базе CT (компьютерной томографии), сконструированного как рентгеновское устройство с C-образным штативом. CT-сканер 10 (который также может выглядеть по-другому, например, в форме трубки, имеющей кольцеобразную опору) включает в себя опору 12 и стол 14 для поддержки пациента 16. Опора 12 включает в себя узел 20 источника рентгеновского излучения, который проецирует пучок рентгеновских лучей, к примеру, веерный пучок или конический пучок, на детектор 24 рентгеновского излучения на противоположной стороне опоры 12 в то время, когда часть пациента 16 позиционируется между узлом 20 источника рентгеновского излучения и детектором 24 рентгеновского излучения.

Узел 20 источника рентгеновского излучения может быть сконфигурирован с возможностью доставлять излучение на множестве энергетических уровней, и детектор 24 рентгеновского излучения может быть сконфигурирован с возможностью формировать данные изображений в ответ на излучение на различных энергетических уровнях. Узел 20 источника рентгеновского излучения может включать в себя коллиматор 21 для регулирования формы пучка рентгеновских лучей. Коллиматор 21 может включать в себя один или более фильтров (не показаны) для создания излучения с определенными предписанными характеристиками. Детектор 24 рентгеновского излучения имеет множество сенсорных элементов (221; см. фиг. 2), сконфигурированных с возможностью считывания рентгеновских лучей, которые проходят через пациента 16. Каждый сенсорный элемент формирует электрический сигнал, представляющий интенсивность пучка рентгеновских лучей, по мере того, как он проходит через пациента 16.

Опора 12 может быть сконфигурирована с возможностью поворачиваться вокруг пациента 16. В другом варианте осуществления, опора 12 может быть сконфигурирована с возможностью поворачиваться вокруг пациента 16 в то время, когда он стоит (или сидит) в вертикальной позиции. Позиционирование опоры 12 и пациента 16 не ограничивается примерами, проиллюстрированными в данном документе, и опора 12 может иметь другие конфигурации (например, позиции или ориентации оси вращения), в зависимости от позиции и ориентации части тела, для которой требуется визуализация.

В проиллюстрированном варианте осуществления, CT-сканер 10 также включает в себя процессор 40, монитор 50 для отображения данных и устройство 52 ввода, такое как клавиатура или мышь, для ввода данных. Процессор 40 соединяется с контроллером 30. Вращение опоры 12 и работа узла 20 источника рентгеновского излучения управляются посредством контроллера 30, который предоставляет сигналы питания и синхронизирующие сигналы в узел 20 источника рентгеновского излучения и управляет скоростью вращения и позицией опоры 12 на основе сигналов, принимаемых из процессора 40. Контроллер 30 также управляет работой детектора 24 рентгеновского излучения. Например, контроллер 30 может управлять временем, когда сигналы/данные изображений считываются из детектора 24 рентгеновского излучения, и/или способом (например, по строкам или столбцам), которым сигналы/данные изображений считываются из детектора 24 рентгеновского излучения. Хотя контроллер 30 показан как отдельный компонент относительно опоры 12 и процессора 40, в альтернативных вариантах осуществления контроллер 30 может быть частью опоры 12 или процессора 40. Процессор 40 дополнительно может содержать блок восстановления для восстановления одного или более изображений из определенного рентгеновского излучения.

Во время сканирования, чтобы получать данные проекции рентгеновских лучей (т.е. данные CT-изображений), узел 20 источника рентгеновского излучения проецирует пучок рентгеновских лучей в направлении детектора 24 рентгеновского излучения на противоположной стороне опоры 12 в то время, когда опора 12 поворачивается вокруг пациента 16. В одном варианте осуществления, опора 12 выполняет вращение на 360 градусов вокруг пациента 16 в ходе получения данных изображений. Альтернативно, если используется полноконусный детектор, CT-сканер 10 может получать данные в то время, когда опора 12 вращается на 180 градусов плюс угол веерного пучка. Также могут использоваться другие углы поворота, в зависимости от конкретной используемой системы. В одном варианте осуществления, детектор 24 рентгеновского излучения сконфигурирован с возможностью формировать, по меньшей мере, 900 кадров изображений менее чем за 1 секунду. В таком случае, опора 12 должна вращаться вокруг пациента 18 только один раз, чтобы собирать достаточный объем данных изображений для восстановления компьютерных томографических изображений. В других вариантах осуществления, детектор 24 рентгеновского излучения может быть сконфигурирован с возможностью формировать кадры на других скоростях.

Пациент 16 позиционируется таким образом, что позиция располагается между узлом 20 источника рентгеновского излучения и детектором 24 рентгеновского излучения. После того, как истекло предписанное время (например, 150 секунд), измеренное с момента инъекции контрастного средства, опора 12 далее поворачивается вокруг пациента 16, чтобы формировать два набора данных изображений. Два набора данных изображений могут быть сформированы непосредственно друг за другом (например, в пределах 5-20 миллисекунд) с использованием излучения на разных уровнях либо в пределах любого периода времени при условии, что первый и второй наборы данных изображений захватываются достаточно быстро для того, чтобы обеспечивать то, что визуализируемый объект выглядит неподвижным. По мере того, как опора 12 поворачивается вокруг пациента 16, узел 20 источника рентгеновского излучения испускает излучение. В одном варианте осуществления, излучение испускается на одном энергетическом уровне или в широком энергетическом диапазоне. В другом варианте осуществления, излучение испускается попеременно на первом и втором (или даже большем) энергетическом уровне, в частности, имеющем первый энергетический уровень, который находится ниже края K-полосы поглощения (K-края) контрастного средства, и второй энергетический уровень, который находится выше K-края контрастного средства. Испускаемое излучение ослабляется пациентом 16 и падает на детектор 24 рентгеновского излучения.

Детектор 24 рентгеновского излучения формирует сигналы/данные изображений в ответ на падение излучения на него. Дополнительные наборы данных изображений для различных углов расположения опоры могут быть сформированы по мере того, как опора 12 поворачивается вокруг пациента. После того, как сформирован требуемый объем данных изображений (например, достаточный для восстановления объемного изображения), данные изображений могут быть сохранены на машиночитаемом носителе для последующей обработки, например, на жестком диске.

Детектор 24 рентгеновского излучения может быть сконструирован различными способами. Фиг. 2 показывает примерный детектор 24a рентгеновского излучения, содержащий устройство 200 визуализации (также называемое блоком датчиков), которое включает в себя слой 210 преобразования рентгеновских лучей, изготовленный из сцинтилляционного элемента, такого как йодид цезия (CsI), и фотодетекторную решетку 220 (например, фотодиодный слой), связанную со слоем 210 преобразования рентгеновских лучей. Слой 210 преобразования рентгеновских лучей формирует световые фотоны в ответ на рентгеновское излучение, и фотодетекторная решетка 220, которая включает в себя множество детекторных элементов 221, сконфигурирована с возможностью формировать электрический сигнал в ответ на световые фотоны из слоя 210 преобразования рентгеновских лучей. Слой 210 преобразования рентгеновских лучей и фотодетекторная решетка 220 могут быть пиксельными, в силу этого формируя множество элементов 230 визуализации, либо слой 210 преобразования рентгеновских лучей может быть непиксельным. Устройство 200 визуализации может иметь криволинейную поверхность (например, неполную дугу окружности). Такая конфигурация поверхности является полезной в том, что каждый из элементов 230 визуализации устройства 200 визуализации расположен практически на идентичном расстоянии от узла источника рентгеновского излучения. Устройство 200 визуализации альтернативно может иметь прямолинейную поверхность или поверхность, имеющую другие профили. Каждый элемент 230 визуализации (или пиксел) может иметь размер в поперечном сечении, который составляет приблизительно 200 микронов и более, а более предпочтительно, составляет приблизительно 400 микронов и более, хотя также могут использоваться элементы визуализации, имеющие другие размеры. Предпочтительный размер пиксела может быть определен посредством предписанного пространственного разрешения. Элементы 230 визуализации, имеющие 200-400 микронов в размере в поперечном сечении, оптимально подходят для общей анатомической визуализации, тогда как другие размеры в поперечном сечении могут быть предпочтительными для конкретных частей тела. Устройство 200 визуализации может изготавливаться из аморфного кремния, кристаллических и кремниевых пластин, кристаллической и кремниевой подложки или гибкой подложки (например, пластиковой) и может быть сконструирован с использованием технологий на основе плоских панелей (например, технологий на основе плоских панелей с активной матрицей) или других технологий, известных в области техники создания устройства визуализации.

Каждый из элементов 230 визуализации может содержать фотодиод (представляющий собой часть детекторного элемента 221), который формирует электрический сигнал в ответ на входной световой сигнал. Фотодиод принимает входной световой сигнал из слоя 210 преобразования рентгеновских лучей, который формирует свет в ответ на рентгеновские лучи 60. Фотодиоды соединяются с напряжением смещения решетки, чтобы подавать напряжение обратного смещения для элементов визуализации. Транзистор (к примеру, тонкопленочный FET с каналом n-типа) выступает в качестве переключающего элемента для элемента 230 визуализации. Когда требуется захватывать данные изображений из элементов 230 визуализации, управляющие сигналы отправляются в формирователь сигналов управления затвором, чтобы "выбирать" затвор(ы) транзисторов. Электрические сигналы из фотодиодов, "выбранных" посредством формирователя сигналов управления затвором, затем отправляются в усилители заряда, которые выводят сигналы/данные изображений для дополнительной обработки/отображения изображений.

В одном варианте осуществления, данные изображений дискретизируются из элементов 230 визуализации по одной линии за один раз. Альтернативно, данные изображений из множества линий элементов 230 визуализации могут быть дискретизированы одновременно. Такой механизм уменьшает время, которое требуется для считывания сигналов из всех линий элементов 230 визуализации в устройстве 200 визуализации. Это, в свою очередь, повышает частоту кадров (т.е. число кадров, которые могут быть сформированы посредством устройства 200 визуализации в секунду) устройства 200 визуализации.

Во время использования, излучение падает на детектор 24a рентгеновского излучения, который затем формирует сигналы/данные изображений в ответ на излучение. Например, излучение на первом энергетическом уровне падает на детектор 24a рентгеновского излучения, который затем формирует сигналы/данные изображений в ответ на излучение на первом энергетическом уровне. После того, как сигналы/данные изображений считываются из фотодетекторной решетки 220, излучение на втором энергетическом уровне направлено на узел 24a детектора. Узел 24a затем формирует сигналы/данные изображений в ответ на излучение на втором энергетическом уровне.

В одном варианте осуществления, один или более фильтров могут быть размещены между узлом 20 источника рентгеновского излучения и детектором 24 рентгеновского излучения (например, поверх слоя преобразования 210) до того, как излучение направляется на детектор 24a рентгеновского излучения. Фильтр(ы) изменяет(ют) излучение, выходящее от пациента 16, так что излучение, имеющее требуемую характеристику, должно приниматься посредством детектора 24a рентгеновского излучения. В одном варианте осуществления, первый(е) фильтр(ы) может(гут) быть использован(ы), чтобы максимизировать или оптимизировать определимый квантовый выход детектора 24a рентгеновского излучения для излучения на первом энергетическом уровне, тогда как второй(ые) фильтр(ы) может(гут) быть использован(ы), чтобы максимизировать или оптимизировать определимый квантовый выход детектора 24a рентгеновского излучения для излучения на втором энергетическом уровне. Например, детектор 24a рентгеновского излучения может иметь равномерную чувствительность ко всей энергии фотона в спектре, может иметь чувствительность, которая является пропорциональной энергии фотона, либо может иметь "дырки", в которых фотоны определенных энергетических диапазонов поглощаются неэффективно. Для каждого этих различных типов детектора 24a рентгеновского излучения один или более фильтров могут быть выбраны, чтобы максимизировать эффективность системы 10 (например, максимизировать реакцию системы 10 при измерении впрыскиваемого контрастного средства и/или минимизировать дозировку и время). Размещение фильтра(ов) может осуществляться вручную или механически. В некоторых вариантах осуществления, фильтры могут быть частями детектора 24 рентгеновского излучения.

Такой детектор 24a рентгеновского излучения является общеизвестным в данной области техники и описывается подробнее, например, в WO 2007/010448 A2 или US 2001/0048080 A1.

В альтернативных вариантах осуществления, детектор рентгеновского излучения может использовать другие схемы определения. Например, в альтернативных вариантах осуществления, вместо наличия слоя преобразования рентгеновских лучей, детектор рентгеновского излучения может включать в себя устройство визуализации, имеющи