Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет



Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет
Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет
Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет
Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет
Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет
Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет
Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет
Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет
Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет

 


Владельцы патента RU 2473099:

КОНИНКЛЕЙКЕ ФИЛИПС ЭЛЕКТРОНИКС Н.В. (NL)

Изобретение относится к позитронно-эмиссионной томографии (PET) и/или однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) в медицинских приложениях с использованием пикселей разных размеров или подобного. При конструировании детекторных матриц для устройств диагностического формирования изображений, таких как устройства PET или SPECT, виртуальный детектор или пиксель комбинирует сцинтилляционные кристаллы (10, 20, 40) с фотодетекторами (12) в отношениях, которые отклоняются от стандартного отношения 1:1. Множественные фотодетекторы могут склеиваться в единичный кристалл, чтобы создавать виртуальный пиксель (10, 20, 40), который может быть базирующимся на программном обеспечении или базирующимся на аппаратном обеспечении. Информация световой энергии и отметки времени для попадания гамма-луча на кристалл могут вычисляться с использованием процессора виртуализатора или с использованием сети триггерной линии и логики преобразователя время-цифра. Дополнительно или альтернативно, множественные кристаллы (54) могут быть ассоциированными с каждым из множества фотодетекторов (52). Попадание гамма-луча на конкретный кристалл затем определяется посредством табличного поиска смежных фотодетекторов (52), которые регистрируют равные световые интенсивности, и кристалл (54), общий для таких фотодетекторов (52), идентифицируется как местоположение попадания. Технический результат - улучшение совместимости между детекторными матрицами или сканерами с использованием кристаллов разных размеров. 10 н. и 22 з.п. ф-лы, 8 ил.

 

Настоящая заявка находит конкретное применение в сканерах позитронно-эмиссионной томографии (PET) и/или однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) в медицинских приложениях с использованием пикселей разных размеров или подобного. Однако следует принять во внимание, что описанный способ (способы) может также находить применение в других типах систем сканирования и/или других медицинских приложениях.

Размер сцинтилляционного пикселя в PET является первичным фактором, определяющим пространственное разрешение результирующего изображения. Таким образом, в зависимости от рассматриваемого приложения, геометрия сканера и пиксельный размер оптимизируются, чтобы максимизировать производительность сканера и конкурентоспособность. Например, обычный пиксельный размер, используемый в сканере полного тела, - это 4×4 мм2, в то время как в сканере мозга или животного может использоваться пиксельный размер 2×2 мм2 до 1×1 мм2, чтобы увеличивать разрешение. Связь 1:1 между сцинтилляционными пикселями и фотодетекторами часто используется, чтобы оптимизировать производительность, и приводит к необходимости в специально конструируемом световом детекторе для каждого конкретного приложения. Это, однако, имеет следствием также значительные изменения для цепи светового обнаружения. В стандартных системах с использованием фотоумножительных трубок и логики Ангера это дополнительно означает, что конструкция световода и размер фотоумножительных трубок должны быть адаптированы, таким образом, ведя к более высокой разработке системы и стоимостям производства.

Наличие более большого количества детекторов, связанных с каждым сцинтилляционным элементом, улучшает пространственное разрешение, и множество детекторов может определять, где в сцинтилляторе происходит событие сцинтилляции. Однако временное разрешение для определения измерений времени пролета может компрометироваться, так как каждый из множественных детекторов видит только часть света и может принимать его с разными задержками. Напротив, связывание каждого сцинтиллятора с соответствующим детектором оптимизирует временное разрешение, но уменьшает пространственное разрешение. Единичный детектор, который принимает весь свет от кристалла, может обеспечивать точную отметку времени, но разрешение является ограниченным размером сцинтиллятора.

Дополнительно, в стандартных базирующихся на кристаллах системах PET, сцинтилляционные кристаллы связываются со световыми детекторами либо на основе 1:1 (пикселированное считывание) или посредством световода с использованием логики Ангера для идентификации кристалла. Недостаток пикселированного считывания - это огромное количество каналов, и, по мере того, как размер кристалла становится меньше, стоимость фотодетекторов. Базирующиеся на логике Ангера системы, с другой стороны, преобразуют много кристаллов на малое количество фотодетекторов, ведя к более маленькому количеству каналов за счет увеличенного накапливания и мертвого времени и, таким образом, уменьшенной способности скорости счета.

Таким образом, имеется неудовлетворенная необходимость в данной области техники в системах и способах, которые способствуют преодолению недостатков, отмеченных выше.

В соответствии с одним аспектом матрица виртуальных пикселей для системы диагностического формирования изображений включает в себя виртуальный пиксель, содержащий, по меньшей мере, сцинтилляционный кристалл, множество фотодетекторов, оптически связанных с сцинтилляционным кристаллом, которые генерируют выходные сигналы в ответ на сцинтилляции в кристалле, и виртуализатор, который обрабатывает выходные сигналы, ассоциированные с попаданием гамма-луча на сцинтилляционный кристалл, как обнаруживается посредством множества фотодетекторов, и вычисляет отметку времени для попадания гамма-луча.

В соответствии с другим аспектом способ вычисления отметки времени для виртуального пикселя включает в себя прием попадания гамма-луча на сцинтилляционный кристалл виртуального пикселя, оценку выходных сигналов от каждого из множества фотодетекторов, оптически связанных с сцинтилляционным кристаллом, чтобы определять энергию и отметку времени фотодетектора для каждого фотодетектора, ассоциированного с попаданием гамма-луча, и вычисление полной энергии попадания гамма-луча посредством комбинирования энергий, обнаруженных посредством множества фотодетекторов, ассоциированных с попаданием гамма-луча. Способ дополнительно включает в себя вычисление отметки времени для попадания гамма-луча как функции отметки времени фотодетектора, зарегистрированной, по меньшей мере, одним фотодетектором в множестве фотодетекторов.

Еще другой аспект относится к детекторной матрице для устройства диагностического формирования изображений, включающего в себя множество фотодетекторов, размещенных в матрице, и множество сцинтилляционных кристаллов, размещенных в матрице и оптически связанных с множеством фотодетекторов, при этом фотодетекторная матрица и сцинтилляционная матрица являются смещенными друг от друга, так что некоторые из сцинтилляционных кристаллов являются связанными с разным количеством фотодетекторов, чем другие сцинтилляционные кристаллы. Детекторная матрица дополнительно включает в себя процессор, который идентифицирует сцинтилляционный кристалл, на который попал гамма-луч, на основе выходного сигнала, сгенерированного одним или более из множества фотодетекторов, оптически связанных с сцинтилляционным кристаллом, на который попал гамма-луч.

Одно преимущество состоит в том, что уменьшается стоимость конструкции детекторной матрицы.

Другое преимущество обеспечивается универсальной микросхемой детекторной матрицы для множественных размеров сканеров.

Другое преимущество заключается в улучшенной совместимости между детекторными матрицами или сканерами с использованием кристаллов разных размеров.

Другие дополнительные преимущества настоящего изобретения будут очевидны для специалистов в данной области техники при чтении и понимании последующего подробного описания.

Новаторские решения могут относиться к различным компонентам и компоновкам компонентов, и различным этапам и компоновкам этапов. Чертежи предназначены только для иллюстрации различных аспектов и их не следует толковать как ограничивающие это изобретение.

Фиг.1 иллюстрирует виртуальный пиксель, который применяется в детекторной микросхеме, которая выполнена с возможностью быть оптически связанной с любой из многообразия сцинтилляционных матриц.

Фиг.2 показывает базирующийся на аппаратном обеспечении виртуальный пиксель, который применяется в универсальной микросхеме способом, аналогичным базирующемуся на программном обеспечении виртуальному пикселю, описанному выше.

Фиг.2A иллюстрирует выходные сигналы от четырех фотодетекторов, которые отвечают на сцинтилляцию кристалла соответствующими импульсами A, B, C и D.

Фиг.3 - это иллюстрация базирующегося на аппаратном обеспечении виртуального пикселя, который рассчитан на использовании логики Ангера для определения отметки времени при попадания гамма-луча на виртуальный пиксель.

Фиг.4 иллюстрирует пример схемы квазипикселированного считывания для систем формирования изображений PET, с сохранением преимущества классических способов пикселированного считывания, включая прямую связь кристаллов с индивидуальными фотодетекторами, с одновременным уменьшением количества каналов считывания в четыре ряда.

Фиг.5 иллюстрирует способ использования базирующегося на программном обеспечении виртуального пикселя, способствующий комбинированию более мелких реальных пикселей.

Фиг.6 иллюстрирует способ использования базирующегося на аппаратном обеспечении виртуального пикселя, способствующий комбинированию более мелких реальных пикселей.

Фиг.7 иллюстрирует способ обеспечения схемы квазипикселированного считывания и уменьшения каналов считывания для детектора, содержащего фотодетекторы, напрямую связанные с некоторым количеством кристаллов сцинтилляции.

Фиг.8 иллюстрирует устройство диагностического формирования изображений, такое как может применяться в сочетании с одним или более детекторов, детекторных матриц, пиксельных матриц, виртуальных пикселей и/или способов, описанных в настоящем документе.

Фиг.1 иллюстрирует виртуальный пиксель, который применяется в детекторной микросхеме, которая сконфигурирована, чтобы быть оптически связанной с любой из многообразия сцинтилляционных матриц (не показаны). "Виртуальный" пиксель может быть конфигурируемой комбинацией фотодетекторов и сцинтилляционных кристаллов, сконструированных, чтобы действовать или проявляться как заданный стандартный тип детектора, как, например, 4×4 матрица 1×1 мм2 фотодетекторов, или матрица некоторого другого размера заданного размера фотодетекторов. Универсальная микросхема уменьшает стоимость производства посредством обеспечения возможности использовать одну и ту же микросхему на многообразии сканеров PET. Хотя системы и способы, здесь описанные, представлены в значительной степени по отношению к системам PET, следует принять во внимание, что такие системы и/или способы могут использоваться в сочетании с системами SPECT, также как другими системами обнаружения излучения.

Изменение конструкции, производство и тестирование нового базирующегося на CMOS фотодетектора является дорогостоящим предприятием. Чтобы преодолеть эту помеху, является желательным сконструировать детектор цифрового полупроводникового фотоумножителя, который подходит для всех типов приложений в PET и/или SPECT. Эта проблема может преодолеваться посредством комбинирования нескольких мелких пикселей в более крупные виртуальные пиксели, что может выполняться либо посредством аппаратного обеспечения, либо программного обеспечения. Например, четыре твердотельных детектора могут размещаться в виде квадрата и могут использоваться как четыре независимых детектора, сгруппированных вместе, чтобы работать как единичный детектор, и т.д. Виртуальный пиксель способствует введению виртуализации для детекторов PET на основе цифрового полупроводникового фотоумножителя, который интегрирует элемент распознавания света и схемы считывания на микросхему. Таким образом, виртуальный пиксель, проиллюстрированный на Фиг.1, демонстрирует базирующуюся на программном обеспечении схему виртуализации, и последующие чертежи (показывающие базирующиеся на аппаратном обеспечении схемы виртуализации) показывают дополнительные схемы, которые способствуют соединению нескольких более мелких фотодетекторов 12 в более крупные виртуальные пиксели, которые подходят для конкретного применения без приношения в жертву производительности детектора. Как результат, конструируется детектор "один размер соответствует всем", экономя, таким образом, на затратах на конструирование и производство и обеспечивая улучшенную производительность считывания по сравнению с монолитным пикселем того же размера.

В одном варианте осуществления виртуальный пиксель содержит сцинтилляционный кристалл 10 заданного размера и множество более мелких пикселей 12 фотодетектора. В соответствии с различными аспектами виртуализатором 14 (например, процессором) применяется некоторый алгоритм, чтобы комбинировать частичные данные детектора в конечное "попадание", что описывает воспринятое событие регистрации гамма-луча на части кристалла виртуального пикселя. Дополнительно, аппаратное обеспечение, которое улучшает временное разрешение и уменьшает скорость данных, может применяться в соединении с виртуальным пикселем.

Следующий пример представлен, чтобы иллюстрировать сценарий, в котором виртуальные пиксели являются полезными. Например, может быть желательным реализовать фотодетектор с наименьшим практическим пиксельным размером, как, например, 1×1 мм2 в случае сканера животного, и затем склеить более большие кристаллы с 2×2 или 4×4 фотодетекторами, если детектор подлежит использованию в сканере мозга или человека. Дополнительно к этому примеру, либо 4, либо 16 фотодетекторных пикселей могут обнаруживать фотоны, излученные из кристалла, и внешняя логика, реализованная в отдельной программируемой пользователем вентильной матрице (FPGA) или подобном, может комбинировать пиксели, чтобы получать энергию и время гамма-попадания. Это, однако, может вести к уменьшенному временному разрешению, так как пиксели видят только 1/4 или 1/16 света, излученного кристаллом, что может конкретно нести вред, так как большие пиксели используются в сканерах PET времени пролета, где временная информация является особенно важной. Чтобы строить виртуальные пиксели без компрометирования временного разрешения, триггерные линии фотодетекторов могут комбинироваться вместе симметрическим способом, как описано ниже относительно Фиг.2.

Согласно другим аспектам программное обеспечение может применяться, чтобы обеспечивать возможность пользователю выбирать (например, посредством разворачиваемого меню или некоторого другого интерфейса) размер виртуального пикселя на основе приложения, для которого виртуальный пиксель должен применяться в детекторной матрице. Программное обеспечение также может применяться, чтобы выбирать активные триггерные линии в аппаратном виртуальном пикселе, что обеспечивает изменяемое поведение виртуального пикселя.

Фиг.2 показывает базирующийся на аппаратном обеспечении виртуальный пиксель, который применяется в универсальной микросхеме способом, аналогичным базирующемуся на программном обеспечении виртуальному пикселю, описанному выше. Виртуальный пиксель включает в себя триггерные линии 22, которые соединяют более мелкие фотодетекторы 12, содержащиеся виртуальным пикселем. Дополнительно, могут применяться преобразователи 26 время-код (TDC), чтобы измерять время для первого фотона, прибывающего на любой из комбинированных пикселей.

Более того, комбинация сигнала проверки действительности применяется, чтобы проверять действительность результирующего попадания, как описано в патентной заявке США номер 11/467670, озаглавленной "Digital Silicon Photomultiplier", поданной 28 августа, 2006. Сигнал проверки действительности используется, чтобы определять, является ли событие реальным попаданием, или было ли обнаружение инициировано темновым событием. Это используется, чтобы отличать реальные попадания от шума, в то время как первый триггерный уровень, который используется, чтобы останавливать TDC, устанавливается немного выше шумового минимального уровня, чтобы получать оптимальное временное разрешение. В виртуальном пикселе сигнал проверки действительности является полезным, так как первая ячейка, которая возбуждается, останавливает TDC и запускает обнаружение. Поэтому, в случае темнового события, проверка действительности предотвращает для пикселя исполнение полного обнаружения и последующее отбрасывание данных, что увеличивает мертвое время пикселя, так как любое попадание в течение этого времени ведет к некорректной отметке времени и также возможно к некорректной энергии.

Проверка действительности работает следующим образом: в цифровом полупроводниковом фотоумножителе триггерная сеть иерархически подразделяется на вертикальные столбцовые линии, которые приводят в действие горизонтальную триггерную линию, которая затем подсоединяется к TDC. Проверка действительности попадания означает, что более чем одна столбцовая триггерная линия показывает попадание для попадания, подлежащего проверке действительности. Например, согласно одному примеру, если четыре столбца демонстрируют активность в пределах приблизительно 5 нс, то событие может считаться реальным попаданием. Иначе пиксель может быстро переустанавливаться, и быть готовым для следующего попадания. Вероятность обнаружения 4 темновых подсчетов в соответствующей линии в пределах 5 нс является достаточно низкой, чтобы делать предшествующую схему проверки действительности высокоэффективной. Таким образом, чтобы проверить действительность попадания в виртуальном пикселе, по меньшей мере, один из фотодетекторов проверяет действительность попадания. Следует принять во внимание, что другие количества столбцов, демонстрирующих активность (например, более чем четыре, менее чем четыре и т.д.), также как другие временные периоды (например, более чем 5 нс, менее чем 5 нс и т.д.), могут применяться в состоянии с различными схемами проверки действительности, здесь описанными, и что предшествующий пример является иллюстративным по характеру, и не предполагается, что он ограничивает объем описанных аспектов.

Одно из различий между "программной" и "аппаратной" виртуализациями - это то, что в случае аппаратной виртуализации фотодетекторы 12, включенные в виртуальный пиксель, вносят вклад напрямую в отметку времени попадания, так как их триггерные линии соединены через уравновешенную схему, соединенную с дополнительным компонентом 26 TDC. В некоторых вариантах осуществления компонент TDC включает в себя также накапливающий сумматор, который суммирует частичные фотонные подсчеты от соответствующих фотодетекторов, содержащихся виртуальным пикселем. Таким образом, статистика по фотонам остается, по существу, неизменной. Хотя 2×2 мм2 виртуальный пиксель показан на Фиг.2, четыре из виртуальных пикселей могут использоваться, чтобы реализовывать 4×4 мм2 пиксель, если требуется, и так далее. Селектор/мультиплексор 28 выбирает, какие данные передавать одному или более выходным буферам (не показаны). В одном варианте осуществления программное обеспечение определяет, какие триггерные линии активировать в аппаратном виртуальном пикселе, чтобы манипулировать поведением пикселей.

В программной виртуализации отметка времени и энергия конечного попадания вычисляются посредством алгоритма, который также может реализовываться во внешней FPGA по причинам производительности, если требуется. Алгоритм использует отметки времени и энергии от всех пикселей, включенных в виртуальный пиксель, и вычисляет отметку времени и энергию попадания, как если бы все пиксели были соединены вместе. В то время как вычисление полной энергии является непосредственным, вычисление отметки времени может быть более усложненным.

Возможны несколько способов вычисления отметки времени комбинированного попадания. Например, отметка времени может вычисляться способом, аналогичным тому, который используется в логике Ангера, как взвешенная по энергии сумма частичных отметок времени. То есть, как проиллюстрировано на Фиг.2A, каждый из четырех проиллюстрированных детекторов отвечает на сцинтилляцию соответствующим импульсом A, B, C, и D, чье начало является показательным для времени и чья площадь является показательной для энергии. Однако этот способ включает в себя несколько операций умножения-сложения и деления с фиксированной точкой, подлежащих реализации в аппаратном обеспечении. Другой способ использует отметку времени попадания с наивысшей энергией (например, C в примере из Фиг.2A) при предположении, что эта отметка времени должна быть наиболее точной из-за статистики фотонов. Альтернативно, самая ранняя отметка времени (например, A на Фиг.2A) может использоваться независимо от энергии частичного попадания - этот способ имитирует жесткий монтаж триггерных линий виртуальных пикселей. Хотя имеются некоторые источники ошибки (например, квантовый шум, сдвиги TDC и числовые ошибки), которые могут оказывать влияние на отметку времени более чем в случае аппаратной виртуализации, программная виртуализация является относительно дешевой и не требует какого-либо дополнительного аппаратного обеспечения, что может вести к потенциально более высокой отдаче производства из-за меньшего количества логических элементов.

Фиг.3 является иллюстрацией базирующегося на аппаратном обеспечении виртуального пикселя, который способствует использованию логики Ангера, чтобы определять отметку времени для попадания гамма-луча на виртуальный пиксель. Например, фотодетекторная микросхема может оптимизироваться для сканера с кристаллами 2×2 мм2, как показано на чертеже. Такая же микросхема может использоваться в сканере полного тела, где 2×2 пиксели комбинируются, чтобы реализовывать 4×4 мм2 виртуальный пиксель с временным разрешением, оптимизированным для времени пролета (TOF). С другой стороны, такой же детектор может также подсоединяться к световоду и 1×1 мм2 кристаллам, например, в сканере животного. Альтернативно, схема преобразования также может использоваться без световода. Схемы, реализующие логику Ангера, могут помещаться на самой микросхеме, таким образом, делая тип считывания прозрачным для остальной части системы. Ориентация фотодетекторных пикселей 12, содержащихся виртуальным пикселем, может оптимизироваться, чтобы минимизировать любую "мертвую область" благодаря электронике, как показано на Фиг.3. Дополнительно, пространство между пикселями 12 может использоваться для схем обработки и подобного.

Чтобы минимизировать количество схем, используемых для виртуализации, некоторые существующие компоненты могут использоваться повторно (например, TDC, буферы I/O, накапливающие сумматоры и т.д.). Триггерная сеть 22 формирует симметрическое уравновешенное дерево буферов. Дополнительно, логика проверки действительности попадания (не показана) соединяется аналогичным способом, чтобы способствовать разделению триггерных сигналов вследствие темновых событий и реальных попаданий. По меньшей мере, один из сигналов проверки действительности от каждого пикселя может показывать действительное попадание для того, чтобы обнаружение продолжалось. Логика проверки действительности в реальных пикселях может дополняться логикой проверки действительности виртуального пикселя, чтобы выполнять это. Более того, последовательность обнаружения может управляться конечным автоматом виртуального пикселя.

Дополнительно, время считывания виртуального пикселя является, по существу, идентичным времени считывания мелких пикселей, составляющих виртуальный пиксель, по сравнению с монолитным большим пикселем, где время считывания увеличивается с размером пикселя. Это является результатом параллельного считывания более мелких пикселей, что может делаться быстрее, чем в большом пикселе, имеющем больше линий для считывания.

Следует понимать, что хотя различные аспекты, описанные в настоящем документе, различаются между базирующимися на программном обеспечении виртуальными пикселями и базирующимися на аппаратном обеспечении виртуальными пикселями, предполагается, что комбинация как аппаратных, так и программных виртуальных пикселей соответствует объему и сущности этой заявки. Например, комбинация отдельных аппаратных и программных виртуальных пикселей может применяться в единичной матрице виртуальных пикселей. Согласно другому примеру единичный виртуальный пиксель может применять любой или все из признаков программного виртуального пикселя, как, например, описано относительно Фиг.1, также как любые или все из признаков аппаратного виртуального пикселя, как, например, описано относительно Фиг.2 и 3. Более того, матрица виртуальных пикселей, применяющая или программные, или аппаратные виртуальные пиксели, может применять виртуальные пиксели разных размеров, чтобы локализовать требуемый пиксельный размер на заданной интересующей области или подобном.

В другом варианте осуществления комбинация размеров виртуального пикселя используется в единичной детекторной матрице. Например, 1×1 виртуальные пиксели могут применяться около интересующей области, чтобы максимизировать пространственное разрешение в этом местоположении, в то время как более большие виртуальные пиксели (например, 2×2, 4×4, и т.д.) могут применяться где-то в другом месте. Согласно еще другому варианту осуществления 1×1 виртуальный пиксель применяется для целей пространственного разрешения, и 2×2 или 4×4 виртуальный пиксель, смежный там, применяется для целей временного разрешения. В этом примере, шаблон альтернативных размеров виртуального пикселя применяется в одной и той же детекторной матрице.

Фиг.4 иллюстрирует пример схемы квазипикселированного считывания для систем формирования изображений PET или SPECT, с поддержкой преимущества классических способов пикселированного считывания, с включением сюда прямого связывания кристаллов с индивидуальными фотодетекторами, наряду с уменьшением количества каналов считывания в четыре раза. Описывается детекторная матрица 50, на которой количество фотодетекторов 52 и каналов электроники, используемых, чтобы достигать заданного уровня чувствительности, уменьшено, таким образом, обеспечивая возможность уменьшения стоимости входного модуля детектора. Дополнительно, прямое связывание кристаллов 54 со светочувствительной поверхностью уменьшает необходимость в световоде. Более того, высота кристалла может быть половиной размера высоты фотодетектора. Как показано на Фиг.4, кристаллы 54 соединяются напрямую с чувствительной поверхностью фотодетекторов 52. Размер кристалла приблизительно 1/2 высоты фотодетектора, ведя к преобразованию 4:1. Кристаллы размещены так, что один кристалл доставляет весь свет в центральный фотодетектор одиночно, 2 кристалла совместно используют свет 1:1 с детекторами, смежными к каждой половине стороны, и 4 кристалла совместно используют 1/4 света с детекторами, смежными в углах. Простая базирующаяся на таблице поиска логика (например, дискретизированная логика Ангера или подобное) может использоваться, чтобы идентифицировать кристалл посредством измерения отношения света, совместно используемого между соседними фотодетекторами.

Детекторная матрица 50 предлагает преимущество обеспечения возможности пикселированного считывания только с 1/4 каналов, необходимых в стандартных вариантах осуществления, таким образом, уменьшая стоимость электронного заднего модуля. В противоположность истинному пикселированному считыванию только 25% попаданий гамма-луча ведут к мертвому времени единичного канала. 50% попаданий ведут к мертвому времени двойного канала, и в оставшихся 25% попаданий четыре канала являются мертвыми вследствие совместно использования света между соседними фотодетекторами. Детектор дополнительно обеспечивает возможность для обнаружения взаимного влияния вследствии комптоновского рассеяния, когда индивидуальные взаимодействия отделяются посредством, по меньшей мере, двух кристаллов.

Чтобы противодействовать рентгеновской флоуресценции, которая может вести к неправильной идентификации кристалла, наблюдение поля фотодетектора 3×3 может использоваться как вход для более детализированной дискретизированной таблицы поиска. На Фиг.4, например, кристалл 1 доставляет 100% своего принятого света в фотодетектор 1, кристаллы 2 и 3, каждый, представляют 50% их принятого света с фотодетекторными парами 1 и 2, и 1 и 3 соответственно. Кристалл 4 распределяет свой принятый свет равным образом всем четырем фотодетекторам, и так далее.

Согласно другому примеру установка кристаллов 54 в сдвинутом, смещенном положении относительно фотодетекторов 52 улучшает пространственное разрешение. Например, если 100% света от заданного кристалла принимается посредством только одного из фотодетекторов, то процессор 56 определяет, что кристалл находится под центром фотодетектора, регистрирующего свет. Например, процессор осуществляет вычисление с таблицей поиска, сохраненной в памяти 58, чтобы идентифицировать конкретный кристалл, передающий свет в фотодетектор, положение которого известно. На Фиг.4, когда фотодетектор 1 регистрирует передачу света и никакие другие фотодетекторы не регистрируют передачу, процессор определяет, что попадание произошло на кристалле 1, так как кристалл 1 является единственным кристаллом, который может передавать полный пакет света в фотодетектор 1.

Если величина света, принятого двумя смежными фотодетекторами, является равной, то процессор аналогично определяет, что свет - от кристалла сцинтилляции, который охватывает эти два фотодетектора. Например, если фотодетектор 1 регистрирует передачу света, поиск в таблице в памяти 58, выполняемый процессором 56, будет показывать, что попадание было принято в кристалле 1, кристалле 2 или кристалле 3. Посредством вычисления, зарегистрировали ли другие фотодетекторы равную передачу света, процессор может осуществлять перекрестную ссылку для фотодетекторов, чтобы изолировать точный кристалл. В этом примере, если фотодетектор 2 регистрирует передачу света, равную передаче, зарегистрированной фотодетектором 1, то процессор определяет, что попадание произошло на кристалл 2. Альтернативно, если фотодетектор 3 регистрирует пакет света, равный пакету, зарегистрированному фотодетектором 1, то процессор определяет, что кристалл 3 принял попадание.

Если величина света, принятого четырьмя смежными фотодетекторами, является равной, то сцинтилляционный кристалл определяется как расположенный равным образом под четырьмя детекторами. На Фиг.4, если все четыре фотодетектора регистрируют, по существу, равную передачу света, то процессор определяет, что попадание было принято на кристалле 4. Таким способом, могут использоваться относительно простые отношения, чтобы определять пространственное положение сцинтилляции с разрешением, более маленьким, чем размер детектора.

Следует принять во внимание, что хорошее пространственное разрешение и хорошее временное разрешение не являются взаимно исключающими факторами. Например, один из вариантов осуществления может применять пиксель с одним лавинным фотодиодом режима Гейгера (APD), который может способствовать достижению хорошего временного разрешения для любого размерного сцинтилляционного кристалла заданного соотношения геометрических размеров.

Фиг.5 иллюстрирует способ 60 использования базирующегося на программном обеспечении виртуального пикселя, чтобы способствовать комбинированию более мелких реальных пикселей. На 62 применяется базирующийся на программном обеспечении виртуальный пиксель, как, например, виртуальный пиксель, описанный относительно Фиг.1. На 64 оцениваются отметки времени и энергии от всех реальных пикселей в виртуальном пикселе. Полная энергия вычисляется на 66, например, посредством суммирования всех энергий, зарегистрированных на реальных пикселях в виртуальном пикселе. На 68 вычисляется отметка времени для попадания, зарегистрированного на виртуальном пикселе. Вычисление отметки времени выполняется согласно одному или более разным способам.

Например, согласно одному варианту осуществления, отметка времени вычисляется с использованием способа логики Ангера, при этом вычисленная отметка времени является взвешенной по энергии суммой частичных отметок времени. Согласно другому варианту осуществления отметка времени, вычисленная на 68, является отметкой времени попадания наивысшей энергии, что, как предполагается, является наиболее точным на основе фотонных статистик. Согласно другому варианту осуществления отметка времени, вычисленная на 68, является самой ранней отметкой времени, ассоциированной с попаданием, независимо от энергии частичного попадания. Этот вариант осуществления имитирует аппаратную триггерную линию, как, например, триггерную линию, описанную относительно базирующегося на аппаратном обеспечении виртуального пикселя из Фиг.2 и 3, также, как Фиг.6 ниже. Таким способом, стоимость виртуального пикселя минимизируется, так как базирующийся на программном обеспечении виртуальный пиксель не требует какого-либо дополнительного аппаратного обеспечения.

Фиг.6 иллюстрирует способ 80 использования базирующегося на аппаратном обеспечении виртуального пикселя, чтобы способствовать комбинированию более маленьких реальных пикселей. На 82 применяется базирующийся на аппаратном обеспечении виртуальный пиксель, который содержит множество более маленьких реальных пикселей, как, например, описано относительно Фиг.2 и 3, выше. На 84 оцениваются вклады каждого реального пикселя в полную энергию и отметку времени виртуального пикселя. На 86 вычисляется полная энергия, зарегистрированная в виртуальных пикселях, как, например, посредством суммирования энергий всех реальных пикселей в виртуальном пикселе.

На 88 отметка времени для попадания гамма-луча определяется с использованием аппаратных триггерных линий и TDC, и компонента. Например, так как все пиксели, содержащиеся аппаратным виртуальным пикселем, имеют триггерные линии, соединенные через уравновешенную схему, соединенную с TDC, все пиксели могут вносить вклад напрямую в отметку времени попадания.

Согласно другому варианту осуществления может применяться логика Ангера, чтобы способствовать использованию стандартной микросхемы с заданным размером кристалла для более больших или более маленьких приложений сканирования. Например, фотодетекторная микросхема может оптимизироваться для сканера с кристаллами 2×2 мм2, и такая же микросхема может использоваться в сканере полного тела, если комбинируются четыре пикселя 2×2, чтобы реализовывать виртуальный пиксель 4×4 мм2 с временным разрешением, оптимизированным для TOF.

Дополнительно или альтернативно, одна и та же детекторная микросхема может подсоединяться к световоду и кристаллам 1×1 мм2, например, в сканере животного. Еще дополнительно, микросхема 2×2 мм2 может быть связана с кристаллами 1×1 мм2 в преобразовании, как описано выше относительно Фиг.4. Схема, реализующая логику Ангера, может помещаться в той же микросхеме, таким образом, делая тип считывания прозрачным для остальной части системы. Ориентация фотодетекторных пикселей, строящих виртуальный пиксель, может оптимизироваться, чтобы минимизировать мертвую область благодаря электронике, как показано на Фиг.3, выше.

Фиг.7 иллюстрирует способ 100 обеспечения возможности схемы квазипикселированного считывания и уменьшения каналов считывания для детектора, содержащего фотодетекторы, напрямую связанные с некоторым количеством кристаллов сцинтилляции, как, например, детектор 50, описанный выше. В этом примере, кристаллы имеют высоту 1/2 размера высоты фотодетекторов, с которыми они связаны. Согласно одному варианту осуществления, на 102, попадание обнаруживается на первом фотодетекторе. На 104 делается определение относительно того, зарегистрировал ли второй фотодетектор, смежный с первым фотодетектором, попадание, содержащее, по существу, равную величину света. На 106 выполняется табличный поиск для всех смежных фотодетекторов, регистрирующих, по существу, равные попадания, чтобы определять, где попадание было принято. На 108 кристалл, который принял попадание, идентифицируется на основе фотодетекторов, которые зарегистрировали, по существу, равные попадания.

Согласно одному примеру первый фотодетектор регистрирует попадание на 102, и никакой второй фотодетектор не регистрирует попадание по определению на 104. В этом сценарии поиск таблицы на 106 дает результатом идентификацию единичного кристалла на 108, который является кристаллом, который связан единственно с первым фотодетектором и не перекрывает какие-либо другие фотодетекторы. Согласно другому примеру, в котором два смежных фотодетектора принимают попадания, по существу, равной величины, как обнаружено на 102 и 104, затем поиск на 106 будет давать результатом идентификацию, на 108, кристалла, который перекрывает оба фотодетектора и никакой другой фотодетектор. Согласно еще другому примеру четыре фотодетектора регистрируют, по существу, равные попадания, как определяется на 102 и 104. В этом случае поиск на 106 будет идентифицировать кристалл, который перекрывает угол всех четырех фотодетекторов, на 108.

Фиг.8 иллюстрирует устройство 120 диагностического формирования изображений, такое как может применяться в сочетании с одним или более из детекторов, детекторных матриц, пиксельных матриц, виртуальных пикселей и/или способов, здесь описанных. Устройство 120 диагностического формирования изображений включает в себя корпус 122 и опору 124 предмета. Внутри корпуса 122 находится детекторная матрица 126. Детекторная матрица 126 включает в себя множество индивидуальных детекторных элементов 128. Матрица 126 размещается так, что детекторные элементы 128 распределяются равномерно около области 130 формирования изображений. Детекторная матрица 126 может быть кольцом детекторов 128, множественными кольцами или дискретными плоскими панелями, размещенными против друг друга. Каким бы фактическое расположение или компоновка детекторов 128 ни было, является предпочтительным размещать детекторы так, что каждый детектор имеет множество дополняющих детекторов по области формирования изображений, чтобы способствовать обнаружению совпадения. В позитронно-эмиссионной томографии (PET) пары гамма-лучей вырабатываются посредством события аннигиляции позитронов в области формирования изображений и перемещаются в противоположных направлениях. Эти гамма-лучи обнаруживаются как пары, с незначительной задержкой (порядка наносекунд) между обнаружениями, если один гамма-луч проходит дальше, чтобы достигать детектор, чем другой.

Перед тем как начинается сканирование PET, в предмет вводится радиоактивный медицинский препарат. Радиоактивный медицинский препарат содержит радиоактивный элемент, связанный с маркерной молекулой. Маркерная молекула ассоциирована с областью, подлежащей изображению, и имеет тенденцию собираться там под действием нормальных процессов в теле. Например, быстро умножающиеся раковые клетки имеют тенденцию расходовать анормально высокие величины энергии, дублируя себя. Таким образом, радиоактивный медицинский препарат может подсоединяться к молекуле, такой как глюкоза, которую клетка обычно метаболизирует, чтобы создавать энергию, собираться в таких областях и проявляться как "горячие зоны" на изображении. Другие способы наблюдают маркерные молекулы, перемещающиеся в кровеносной системе.

Для формирования изображений PET выбранный радиоизотоп излучает позитроны. Позитрон может перемещаться только на очень короткое расстояние (порядка нанометров) перед тем, как он аннигилирует в реакции аннигиляции, которая создает два противоположно направленных гамма-луча. Пара гамма-лучей перемещается в противоположных направлениях со скоростью света, попадая в пару противолежащих детекторов.

Когда гамма-луч встречает детекторную матрицу 126, генерируется временной сигнал от переднего фронта результирующего электрического импульса. Триггерный процессор 132 отслеживает каждый детектор 128 на всплеск энергии, например, определяя полную площадь под импульсом, характеристику энергии каждого принятого гамма-луча. Триггерный процессор 132 проверяет генератор 133 тактовых импульсов и выдает отметку для каждого обнаруженного гамма-луча с временем отметки приема переднего фронта. Отметка времени сначала используется процессором 134 верификации события, чтобы определять, какие гамма-лучи являются парой, которая определяет линию ответа (LOR). Так как гамма-лучи перемещаются со скоростью света, если обнаруженные гамма-лучи прибывают более чем на несколько наносекунд раздельно, они, вероятно, не были сгенерированы одним и тем же событием аннигиляции, и отбрасываются. Расчет времени является особенно важным в TOF-PET, так как незначительное различие в, по существу, одновременных событиях может использоваться, чтобы дополнительно локализовать событие аннигиляции вдоль LOR. По мере того как тактовые частоты компьютерного процессора становятся быстрее, также возрастает точность, с которой событие может локализоваться вдоль своей LOR. В камере SPECT, LOR или траектория для каждого обнаруженного гамма луча определяется посредством коллимации, линии LOR сохраняются в буфере 144 хранения событий, и процессор 146 реконструкции реконструирует линии LOR в представление изображения предмета с использованием фильтрованной обратной проекции или другого соответствующего алгоритма реконструкции. Реконструкция может затем отображаться для пользователя на устройстве 148 отображения, печататься, сохраняться для более позднего использования, и подобное.

1. Матрица виртуальных пикселей для системы диагностического формирования изображений, включающая в себя:
виртуальный пиксель, содержащий, по меньшей мере, матрицу сцинтилляционных кристаллов (10);
множество фотодетекторов (12), размещенных в матрице и оптически связанных с матрицей сцинтилляционных кристаллов (10), которые генерируют выходные сигналы в ответ на сцинтилляции в кристалле; и
виртуализатор (14), который обрабатывает выходные сигналы, ассоциированные с попаданием гамма-луча на заданный сцинтилляционный кристалл, что обнаруживается посредством одного или более из множества фотодетекторов, и вычисляет отметку времени для попадания гамма-луча;
при этом упомянутая фотодетекторная матрица и упомянутая матрица сцинтилляционных кристаллов являются смещенными друг от друга, так что некоторые из сцинтилляционных кристаллов являются связанными с количеством фотодетекторов, отличающимся от такового для других сцинтилляционных кристаллов.

2. Система по п.1, в которой виртуальный пиксель является базирующимся на программном обеспечении виртуальным пикселем и виртуализатор (14) применяет алгоритм, который вычисляет отметку времени.

3. Система по п.2, в которой виртуализатор (14) вычисляет отметку времени как взвешенную по энергии сумму частичной отметки времени фотодетектора из выходных сигналов каждого из множества фотодетекторов (12).

4. Система по п.2, в которой виртуализатор (14) вычисляет отметку времени как функцию выходного сигнала фотодетектора (12), регистрирующего наибольший уровень энергии относительно других фотодетекторов (12) в виртуальном пикселе.

5. Система по п.2, в которой виртуализатор (14) вычисляет отметку времени как функцию самой ранней отметки времени фотодетектора, зарегистрированной фотодетектором (12) в виртуальном пикселе.

6. Система по п.1, в которой виртуальный пиксель является базирующимся на аппаратном обеспечении виртуальным пикселем и включает в себя сеть, которая соединяет триггерную линию (22) от каждого из множества фотодетекторов (12) с преобразователем (26) время - код.

7. Система по п.6, дополнительно включающая в себя селектор/мультиплексор (28), который выбирает данные отметки времени из всех отметок времени фотодетектора, принятых по сети, для передачи в, по меньшей мере, один выходной буфер.

8. Система по п.1, в которой матрица виртуальных пикселей размещается в устройстве диагностического формирования изображений и виртуализатор (14) включает в себя:
процедуру или средство (64, 84) для оценки энергий и отметок времени, ассоциированных с множеством фотодетекторов в виртуальном пикселе в ответ на попадание гамма-луча;
процедуру или средство (66, 86) для вычисления полной энергии, ассоциированной с попаданием гамма-луча; и
процедуру или средство (68, 88) для вычисления отметки времени для попадания гамма-луча.

9. Система по п.1, в которой множество фотодетекторов (12) включает в себя 16 фотодетекторов, расположенных в виде 4×4 матрицы.

10. Система по п.1, в которой множество фотодетекторов (12) включает в себя 4 фотодетектора, расположенных в 2×2 матрице.

11. Система по п.10, дополнительно включающая в себя:
множество сцинтилляционных кристаллов, расположенных в прямоугольной решетке;
множество 2×2 матриц фотодетекторов, оптически связанных с сцинтилляционными кристаллами со смещением, так что в каждой 2×2 матрице один из фотодетекторов является оптически связанным только с одним сцинтилляционным кристаллом, один из фотодетекторов является оптически связанным с двумя из сцинтилляционных кристаллов и два из фотодетекторов являются оптически связанными с четырьмя из сцинтилляционных кристаллов.

12. Способ вычисления отметки времени для виртуального пикселя по п.1, который применяется в устройстве диагностического формирования изображений, при этом способ включает в себя:
оценку энергий и отметок времени, ассоциированных с множеством фотодетекторов (12) в виртуальном пикселе при регистрации попадания гамма-луча;
вычисление полной энергии, ассоциированной с попаданием гамма-луча; и вычисление отметки времени для попадания гамма-луча.

13. Способ конструирования ядерного устройства формирования изображений с использованием матриц виртуальных пикселей по п.1, содержащий:
для конструирования устройства с высоким пространственным разрешением, выполняют оптическое связывание сцинтилляционных кристаллов с фотодетекторами с отношением, по меньшей мере, 1:1 и
для конструирования устройства с высоким временным разрешением выполняют оптическое связывание сцинтилляционных кристаллов с фотодетекторами с отношением сцинтилляционных кристаллов к фотодетекторам 1:4 или менее.

14. Способ вычисления отметки времени для виртуального пикселя, включающий в себя:
прием попадания гамма-луча на сцинтилляционный кристалл (10) виртуального пикселя;
оценку выходных сигналов от каждого из множества фотодетекторов (12) в матрице фотодетекторов, оптически связанных со сцинтилляционным кристаллом, чтобы определять энергию и отметку времени фотодетектора для каждого фотодетектора, ассоциированного с попаданием гамма-луча;
вычисление полной энергии попадания гамма-луча посредством комбинирования энергий, обнаруженных множеством фотодетекторов (12), ассоциированных с попаданием гамма-луча;
вычисление отметки времени для попадания гамма-луча как функции отметки времени фотодетектора, зарегистрированной, по меньшей мере, одним фотодетектором (12) в множестве фотодетекторов;
при этом упомянутый сцинтилляционный кристалл включен в матрицу сцинтилляционных кристаллов и при этом упомянутая фотодетекторная матрица и упомянутая матрица сцинтилляционных кристаллов являются смещенными друг от друга так, что некоторые из сцинтилляционных кристаллов являются связанными с количеством фотодетекторов, отличающимся от такового для других сцинтилляционных кристаллов.

15. Способ по п.14, дополнительно включающий в себя вычисление отметки времени для попадания гамма-луча как взвешенной по энергии суммы частичной отметки времени фотодетектора от каждого из множества фотодетекторов (12), ассоциированных с попаданием гамма-луча.

16. Способ по п.14, дополнительно включающий в себя вычисление отметки времени как функции отметки времени фотодетектора для фотодетектора (12), регистрирующего наивысший уровень энергии относительно других фотодетекторов в виртуальном пикселе.

17. Способ по п.14, дополнительно включающий в себя вычисление отметки времени как функции самой ранней отметки времени фотодетектора, зарегистрированной посредством фотодетектора (12) в виртуальном пикселе.

18. Способ по п.14, дополнительно включающий в себя вычисление отметки времени как функции частичных отметок времени, принятых в преобразователе (26) время - код через сетевое соединение триггерной линии от каждого из множества фотодетекторов.

19. Способ по п.14, дополнительно включающий в себя:
расположение множества сцинтилляционных кристаллов в прямоугольной решетке;
оптическое связывание множества 2×2 матриц фотодетекторов со сцинтилляционными кристаллами со смещением, так что в каждой 2×2 матрице один из фотодетекторов является оптически связанным только с одним сцинтилляционным кристаллом, один из фотодетекторов является оптически связанным с двумя из сцинтилляционных кристаллов и два из фотодетекторов являются оптически связанными с четырьмя из сцинтилляционных кристаллов.

20. Процессор или машиночитаемый носитель, запрограммированный, чтобы выполнять способ по п.14.

21. Детекторная матрица (50) для устройства диагностического формирования изображений, включающая в себя:
множество фотодетекторов (52), расположенных в виде матрицы;
множество сцинтилляционных кристаллов (54), расположенных в виде матрицы и оптически связанных с множеством фотодетекторов, при этом фотодетекторная матрица и сцинтилляционная матрица являются смещенными друг от друга, так что некоторые из сцинтилляционных кристаллов (54) являются связанными с количеством фотодетекторов (52), отличающимся от такового для других сцинтилляционных кристаллов (54); и
процессор, который идентифицирует сцинтилляционный кристалл (54), на который попал гамма-луч, на основе выходного сигнала, сгенерированного одним или более из множества фотодетекторов (52), оптически связанных со сцинтилляционным кристаллом (54), на который попал гамма-луч.

22. Детекторная матрица по п.21, в которой длина каждой стороны каждого сцинтилляционного кристалла (54) составляет приблизительно 1/2 длины каждой стороны каждого фотодетектора (52), так что каждый фотодетектор (52) является ассоциированным с девятью сцинтилляционными кристаллами (54).

23. Детекторная матрица по п.21, дополнительно включающая в себя:
множество сцинтилляционных кристаллов, расположенных в прямоугольной решетке;
множество 2×2 матриц фотодетекторов, оптически связанных со сцинтилляционными кристаллами со смещением, так что в каждой 2×2 матрице один из фотодетекторов является оптически связанным только с одним сцинтилляционным кристаллом, при этом один из фотодетекторов является оптически связанным с двумя из сцинтилляционных кристаллов и два из фотодетекторов являются оптически связанными с четырьмя из сцинтилляционных кристаллов.

24. Детекторная матрица по п.21, в которой процессор (56) включает в себя:
процедуру или средство (102) для обнаружения регистрации света на первом фотодетекторе (52);
процедуру или средство (104) для определения, зарегистрировал ли, по меньшей мере, второй фотодетектор (52), смежный с первым фотодетектором (52), величину света, равную величине света, зарегистрированной на первом фотодетекторе (52);
процедуру или средство (106) для выполнения поиска таблицы фотодетекторов (52), регистрирующих, по существу, равные величины света; и
процедуру или средство (108) для идентификации сцинтилляционного кристалла (54), перекрывающего все фотодетекторы (52), регистрирующие, по существу, равную величину света, в качестве сцинтилляционного кристалла (54), в котором было принято попадание гамма-луча.

25. Способ идентификации сцинтилляционного кристалла (54) в детекторной матрице (50) по п.21, включающий в себя:
обнаружение регистрации света от гамма-луча в первом фотодетекторе (52);
определение, зарегистрировал ли, по меньшей мере, второй фотодетектор (52), смежный с первым фотодетектором (52), величину света, равную величине света, зарегистрированной в первом фотодетекторе (52);
выполнение табличного поиска фотодетекторов (52), регистрирующих, по существу, равные величины света; и
идентификацию сцинтилляционного кристалла (54), перекрывающего все фотодетекторы (52), регистрирующие, по существу, равную величину света, в качестве сцинтилляционного кристалла (54), в который было попадание гамма-лучом.

26. Способ идентификации местоположения попадания гамма-луча на детекторной матрице (50) по п.21, включающий в себя:
расположение множества сцинтилляционных кристаллов в прямоугольной решетке;
оптическое связывание множества 2×2 матриц фотодетекторов со сцинтилляционными кристаллами со смещением, так что в каждой 2×2 матрице один из фотодетекторов является оптически связанным только с одним сцинтилляционным кристаллом, один из фотодетекторов является оптически связанным с двумя из сцинтилляционных кристаллов и два из фотодетекторов являются оптически связанными с четырьмя из сцинтилляционных кристаллов.

27. Пиксельная матрица с перестраиваемой конфигурацией, включающая в себя:
матрицу фотодетекторов (12);
матрицу сцинтилляционных кристаллов (10), в которой кристаллы имеют любые размеры, выбираемые из множества размеров;
средство (14) обработки, которое обрабатывает выходные сигналы, ассоциированные с попаданием гамма-луча на один из сцинтилляционных кристаллов (10), что обнаруживается посредством соответствующей части матрицы фотодетекторов (12), чтобы вычислять отметку времени для попадания гамма-луча; и
при этом упомянутая фотодетекторная матрица и упомянутая матрица сцинтилляционных кристаллов являются смещенными друг от друга так, что некоторые из сцинтилляционных кристаллов являются связанными с количеством фотодетекторов, отличающимся от такового для других сцинтилляционных кристаллов.

28. Пиксельная матрица по п.27, в которой каждый пиксель сконфигурирован, чтобы иметь размер фотодетекторной матрицы, по меньшей мере, один из 1×1, 2×2 или 4×4.

29. Пиксельная матрица по п.28, в которой размер матрицы является выбираемым.

30. Пиксельная матрица по п.27, применяемая в, по меньшей мере, одном из следующего: сканер всего тела, сканер животного или сканер мозга с дополнительным детектором.

31. Пиксельная матрица по п.28, в которой отношение сцинтилляционных кристаллов (10) к фотодетекторам (12) выбирается как одно из 4:1, 1:1 и 1:4.

32. Способ создания пиксельной матрицы по п.27, включающий в себя
построение первого сканера с детектором в первой конфигурации пиксельной матрицы и
построение второго сканера с детектором во второй конфигурации пиксельной матрицы;
при этом первая и вторая конфигурации пиксельной матрицы применяют разные отношения фотодетекторов (12) к сцинтилляционным кристаллам (10).



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к медицинским системам получения изображения, в частности оно касается гамма-камер, содержащих две, три, четыре или более радиационных детекторных головок, и описывается с конкретной ссылкой на них.

Изобретение относится к области спектральной компьютерной томографии (СТ), а также относится к детектированию рентгеновского излучения и другого излучения, где желательно получить информацию относительно интенсивности или энергетического спектра обнаруженного излучения.

Изобретение относится к области детектирования излучения. .

Изобретение относится к детекторам для медицинской визуализирующей техники, например, в однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) или позитронно-эмиссионной томографии (PET).

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к медицинским диагностическим гамма-камерам, предназначенным для ранней диагностики злокачественных опухолей и других заболеваний человека путем визуализации распределения радиоактивных препаратов, вводимых в организм с диагностической целью.

Изобретение относится к устройству рентгеновской визуализации и способу рентгеновской визуализации с использованием рентгеновских лучей

Изобретение относится к области диагностической визуализации. Аппарат для диагностической визуализации, содержащий: детекторную матрицу, включающую в себя индивидуальные детекторные элементы (16), для приема событий излучения от области сканирования (18); инициирующий процессор (20) для присвоения метки времени воспринятым потенциальным событиям; процессор (24) верификации событий, который применяет критерии верификации к пикам канала измерительного элемента; процессор (30) преобразования событий, который преобразует воспринятые события и соответствующие линии отклика в пространственно смещенные преобразованные события; буферную память (32) для хранения событий в виде списка для хранения действительных событий, имеющих метку времени; процессор (34) восстановления для реконструирования действительных событий в виде изображения области (18) сканирования; и дополнительно содержащий: процессор (38) анализа изображения, который анализирует изображение, реконструированное процессором (34) восстановления, на предмет артефактов движения и распознает события излучения для преобразования процессором (30) преобразования событий; при этом анализ посредством процессора (38) анализа изображения применяется несколько раз с целью уменьшения артефактов в реконструированном изображении с каждым повтором. Технический результат - повышение качества изображения. 3 н. и 8 з.п. ф-лы, 3 ил.

Изобретение относится к устройству формирования гамма-изображения. Устройство формирования гамма-изображения, содержащее гамма-камеру (10) для съемки изображения наблюдаемой сцены (17) в гамма-лучах, называемого гамма-изображением, имеющую переднюю сторону (11) и ось обзора (х1'), и вспомогательную камеру (15) для съемки изображения наблюдаемой сцены (17) в видимом свете, при этом вспомогательная камера (15) расположена перед передней стороной (11) гамма-камеры (10), которая представляет собой коллиматорную гамма-камеру с точечным отверстием, причем вспомогательная камера (15) имеет оптическую ось (х2'), по существу, совпадающую с осью обзора (х1') гамма-камеры (10), так что изображение в видимом свете и гамма-изображение снимаются, по существу, одновременно с одним и тем же направлением обзора, благодаря чему определяют расположение источников радиации, находящихся на расстоянии от десятков сантиметров до десятков метров от гамма-камеры. Технический результат - повышение качества формирования гамма-изображения. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к формированию спектральных изображений и находит конкретное применение в спектральной компьютерной томографии (CT). Спектральный процессор, который обрабатывает сигнал детектора, показывающий полихроматическое излучение, детектированное системой формирования изображений, содержащий: первый канал обработки, который формирует первый спектральный сигнал, полученный из сигнала детектора, при этом первый спектральный сигнал включает в себя первую спектральную информацию о сигнале детектора; и второй канал обработки, который формирует второй спектральный сигнал, полученный из составляющей переменного тока сигнала того же самого сигнала детектора, при этом второй спектральный сигнал включает в себя вторую спектральную информацию о сигнале детектора, при этом первый и второй спектральные сигналы используются для спектрального разложения сигнала детектора. Технический результат - повышение спектрального разрешения. 3 н. и 17 з.п. ф-лы, 7 ил.

Изобретение относится к способам и устройствам определения положения и интенсивности пучка заряженных частиц. Устройство для мониторинга параметров пучка ионов содержит сцинтиллятор, установленный перпендикулярно направлению пучка ионов, фотоприемники, расположенные равномерно по периметру сцинтиллятора, схему регистрации и обработки сигналов с фотоприемников, при этом сцинтиллятор выполнен в виде дискообразной светонепроницаемой камеры, а фотоприемники установлены в отверстиях, выполненных в ее боковой стенке, и снабжены светофильтрами, прозрачными для инфракрасного излучения, при этом сцинтиллятор вместе с фотоприемниками заключен в герметичную оболочку с отверстиями для впуска и выпуска сцинтиллирующего газа. Технический результат - повышение точности определения координат пучка и быстродействие системы мониторинга. 1 ил.

Изобретение относится к спектральному получению отображения и находит конкретное применение в спектральной компьютерной томографии (КТ). Система получения отображения содержит матрицу (110) детекторов, включающую в себя матрицу (202) сцинтилляторов, которая принимает излучение и генерирует показывающий это световой сигнал, и матрицу (204) цифровых фотоумножителей, оптически связанных с матрицей (202) сцинтилляторов, которая принимает световой сигнал и генерирует показывающий это цифровой сигнал, препроцессор (118), содержащий канал (212) подсчета фотонов, который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует первый выходной сигнал, интегрирующий канал (210), который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует второй выходной сигнал, и канал (214) генерирования моментов, который обрабатывает цифровой сигнал и генерирует третий выходной сигнал, причем упомянутый канал генерирования моментов содержит фильтр (218), умножитель 220 и интегратор 222, и реконструктор (122), который спектрально разлагает первый, второй и третий выходные сигналы. Технический результат - повышение качества изображения. 3 н. и 12 з.п. ф-лы, 5 ил.

Изобретение относится к системам формирования ядерного изображений. При детектировании событий сцинтилляции в системе формирования ядерного изображения процесс обработки установки временной метки и стробирования энергии внедряют в автономные детекторные модули (ADM) (14) для уменьшения объема последующей обработки. Каждый ADM (14) съемно установлен на неподвижно закрепленной детали (13) детектора и содержит массив (66) сцинтилляционных кристаллов и ассоциированный(ые) светоприемник(и) (64), такой(ие) как кремниевый фотоумножитель или тому подобное. Светоприемник(и) (64) соединен(ы) с модулем (62) обработки в или на одном из ADM (14), который выполняет стробирование энергии и установку временной метки. Технический результат - уменьшение объема обработки служебных данных. 6 н. и 13 з.п. ф-лы, 5 ил.

Изобретение относится к области формирования радионуклидных изображений и связанным с ними областям. Способ формирования радионуклидных изображений содержит этапы, на которых сохраняют данные о формировании радионуклидного изображения, содержащие количественные значения энергии событий обнаружения излучения, причем данные о формировании радионуклидного изображения получены посредством формирования радионуклидного изображения объекта; создают энергетическое окно, используемое при фильтрации данных о формировании радионуклидного изображения, основываясь на (i) полученном нерадионуклидном изображении объекта или (ii) первоначальном реконструированном изображении объекта, созданном посредством реконструкции сохраненных данных о формировании радионуклидного изображения; фильтруют сохраненные данные о формировании радионуклидного изображения, соответствующие сохраненным количественным значениям энергии событий обнаружения излучения, используя созданное энергетическое окно, для создания набора отфильтрованных данных о формировании радионуклидного изображения и реконструируют набор отфильтрованных данных о формировании радионуклидного изображения для создания реконструированного изображения объекта. Технический результат - повышение качества изображения. 4 н. и 7 з.п. ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к технологиям формирования медицинских изображений. Система детекторов излучения содержит первый и второй слои детекторов, с различными размерами поперечных сечений, расположенные друг под другом. Система формирования изображений, обеспечивающая осуществление способа формирования изображения, содержит гентри, множество систем детекторов, расположенных вокруг области исследования, источник рентгеновского излучения и процессор реконструкции. Комбинированная система формирования изображений в передаваемом и эмиссионном излучении содержит гентри, источник передаваемого излучения, расположенный смежно с областью исследования, и систему детекторов излучения, расположенных вокруг области исследования. Использование изобретения позволяет повысить эффективность сканирования. 4 н. и 15 з.п. ф-лы, 7 ил.

Изобретение относится к формированию изображений, а конкретнее к чувствительным к вертикальному излучению детекторам одной и/или многих энергий. Матрица чувствительных к вертикальному излучению детекторов включает в себя по меньшей мере одну детекторную пластину. Детекторная пластина включает в себя матрицу сцинтилляторов, включающую в себя, по меньшей мере, верхнюю сторону, которая принимает излучение, нижнюю сторону и заднюю сторону, и монтажную плату фотодатчиков, включающую в себя фоточувствительную область, оптически связанную с задней стороной матрицы сцинтилляторов. Детекторная пластина дополнительно включает в себя обрабатывающую электронику, размещенную под матрицей сцинтилляторов, гибкую монтажную плату, электрически соединяющую фоточувствительную область и обрабатывающую электронику, и экран для защиты от излучения, расположенный под нижней частью матрицы сцинтилляторов между сцинтиллятором и обрабатывающей электроникой, тем самым защищая обрабатывающую электронику от остаточного излучения, проходящего через матрицу сцинтилляторов. Технический результат - повышение качества изображения. 2 н. и 13 з.п. ф-лы, 11 ил.
Наверх