[go: up one dir, main page]

CN1190467A - 半导体伽马射线摄像机和医学成像系统 - Google Patents

半导体伽马射线摄像机和医学成像系统 Download PDF

Info

Publication number
CN1190467A
CN1190467A CN95197623.0A CN95197623A CN1190467A CN 1190467 A CN1190467 A CN 1190467A CN 95197623 A CN95197623 A CN 95197623A CN 1190467 A CN1190467 A CN 1190467A
Authority
CN
China
Prior art keywords
detection
imaging system
detection unit
channel
event
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN95197623.0A
Other languages
English (en)
Inventor
C·L·林格伦
S·J·弗里森汉
J·F·布特勒尔
P·F·杜蒂
W·L·阿希布恩
R·L·肯维尔
F·L·奥古斯丁
B·阿波托夫斯基
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Star Equity Holdings Inc
Original Assignee
Digirad Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Family has litigation
First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=23469710&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=CN1190467(A) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
Application filed by Digirad Corp filed Critical Digirad Corp
Publication of CN1190467A publication Critical patent/CN1190467A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4258—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector for detecting non x-ray radiation, e.g. gamma radiation
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1642—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using a scintillation crystal and position sensing photodetector arrays, e.g. ANGER cameras
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/243—Modular detectors, e.g. arrays formed from self contained units
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/247—Detector read-out circuitry
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/30—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from X-rays
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F39/00—Integrated devices, or assemblies of multiple devices, comprising at least one element covered by group H10F30/00, e.g. radiation detectors comprising photodiode arrays
    • H10F39/10—Integrated devices
    • H10F39/12—Image sensors
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F39/00—Integrated devices, or assemblies of multiple devices, comprising at least one element covered by group H10F30/00, e.g. radiation detectors comprising photodiode arrays
    • H10F39/10—Integrated devices
    • H10F39/12—Image sensors
    • H10F39/18—Complementary metal-oxide-semiconductor [CMOS] image sensors; Photodiode array image sensors
    • H10F39/189—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F39/00—Integrated devices, or assemblies of multiple devices, comprising at least one element covered by group H10F30/00, e.g. radiation detectors comprising photodiode arrays
    • H10F39/10—Integrated devices
    • H10F39/12—Image sensors
    • H10F39/191—Photoconductor image sensors
    • H10F39/195—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)
  • Solid State Image Pick-Up Elements (AREA)
  • Image Input (AREA)
  • Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
  • Light Receiving Elements (AREA)
  • Studio Devices (AREA)

Abstract

本申请公开了一种包括一个成像头、一个信号处理器、一个数据采集系统、和一个图象处理计算机的成像系统。该成像头包括一个探测器和一个用于将所说辐射导向所说探测器的开孔。所说探测器包括一组密堆积的探测模块(206),所说模块包括安装在一个电路托板(214)上的一组探测单元(212),所说电路托板上包括用于调整和处理当一个探测单元吸收辐射时产生的电脉冲的通道。所说脉冲的幅度表示所吸收辐射能量的幅度。所说探测模块采用下通电路自动地寻找有效事件,即仅仅寻找那些存储了超过一个预定阈值的幅度的探测单元。

Description

半导体伽马射线摄像机和医学成像系统
发明背景
1.发明领域一般来说，本发明涉及主要应用于医学放射成像特别是核医疗学的放射成像领域。具体地说，本发明涉及用于检测对应于核医疗学和其它应用中采用的辐射源的空间分布的辐射并构成一个图象的一种改进的装置和方法。
2.相关领域的介绍
医疗诊断成像技术开始于1895年W.C.Roenthen发现X射线，今天它已经包括放射成像技术、核医疗学成像技术、超声波成像技术、计算机层析摄影成像技术、和磁共振成像技术。一般来说各种成像技术的目的都是为病人体内的参数、特征或治疗过程提供一个空间映射图。
在放射成像技术和计算机层析摄影成像技术中，用一个X射线源发射X射线束通过病人身体透射到一个适合的探测器例如一张底片或一张底板上。该探测器检测入射X射线束的强度分布，并形成表示该辐射经过在病人体内的吸收和散射后的衰减程度的图象。
核医疗学诊断首先将一种放射性药物注射到病人体内，然后测量从病人体内发射的伽马辐射的强度分布。放射性药物是通过将一种同位素(放射性)示踪物附着在已知可以优选地积累在所检测器官中的一种药物中构成的。因此，辐射图形就是对所检测器官中血液流动状况、新陈代谢、或受体密度的一种量度，并提供有关器官功能的信息。或者是采用辐射图形的单一投影图象(平面图象)，或者是获取从不同方向得到的多个投影图象并用于计算三维发射分布(单光子发射计算机层析摄影术或称SPECT)。用于核医疗学诊断中的辐射成像系统通常被称为“伽马”摄像机。
早期的核医疗学成像系统采用扫描方法来成像。这种早期的系统通常采用一个闪烁型伽马射线探测器配合一个可以在选定的坐标方向连续移动，即以平行扫描的方式动作的聚焦准直器对所检测的区域进行扫描。这些早期成像系统的缺点是获得该系统或正在检测的器官的图象所需的曝光时间较长。此外，常常难以实现对这类器官的动态研究。
现有技术中另一种类型的放射检测系统利用一种“Anger”型伽马闪烁摄像机(以其发明者H.O.Anger命名，参见“A New Instrumentfor Mapping Gamma Ray Emitters”一文，发表在Biology and MedicineQuarterly Report，U.C.R.L.-3653，1957)，来测定从病人身体中发射出来的辐射图形。这些核医疗学成像装置使用较大的碘化钠闪烁晶体与一组光电倍增管(PMT)相结合。位于闪烁晶体前面的一个准直孔将伽马射线聚焦到该晶体上，从注射到病人体内的放射性药物中发射的伽马射线在该晶体中产生闪光(闪烁)，这些闪烁又由光电倍增管转换成电信号。放射探测装置的侧面和后面用高密度屏蔽材料，一般采用铅进行遮挡以防止射线从准直器以外的其它路径进入探测器。计算机根据光电倍增管信号的相对幅值确定每次闪烁的位置。晶体的面积通常为200-400平方英寸。
Anger型摄像机的局限性来源于将闪烁转换成电信号的过程。干扰因素包括：(1)光电倍增管的作用视场角度与发生闪烁事件点的距离的变化，(2)由于折射率不匹配造成的光折射和光导向传播，(3)光电倍增管之间无法避免的盲区，(4)远距离光电倍增管的更高的有效密度(因此具有更重的重量)，(5)各个光电倍增管的不一致的空间灵敏度，(6)从一个光电倍增管到另一个光电倍增管灵敏度的变化，(7)光电倍增管灵敏度的瞬时变化，(8)几厘米宽的无法避免的边缘盲区，即在外层光电倍增管中间区域以外不能确定位置的圆周区域。其它误差则来源于光电倍增管的不稳定性以及闪烁晶体的易碎性和吸湿性。
更不利的是，由于探测系统包括闪烁体、光导管和光电倍增管而使得探测系统体积较大，铅屏蔽层则又增加了Anger摄像机的重量和成本。此外，在Anger摄像机周围的不灵敏区(盲区)使得它难以对较小的器官和身体的某些部分(例如胸部)进行成像。另外，Anger摄像机较大的体积及其较重的重量阻碍了它有效地应用于诸如手术室、特别监护病房、或者病人身边这样的场所。
按照Anger摄像机的设计，闪烁体探测元件是布置成平面形状的。而对于某些应用来说，使探测元件按照能够与被检测体更加接近的形状布置是十分有利的。
已经有人发明出半导体探测阵列成像装置来解决Anger摄像机的问题，例如可参见美国专利US-4,292,645；US-5,132,542；IEEETransaction on Nuclear Science，Vol.NS-27，No.3，1980年6月“Semiconductor Gamma Cameras in Nuclear Medicine”和IEEETransaction on Nuclear Science，Vol.NS-25，No.1，1978年2月，“Two-Detector，512-Element，High Purity Germanium Camera Prototype”。许久以来，人们已经认识到，由于半导体探测器阵列具有非常小的体积和重量、优异的空间分辨率、可直接将伽马光子转换成电信号、能够在车载条件下进行数据处理、高稳定性和可靠性而对于核医疗学成像领域具有潜在的吸引力。采用这种技术，吸收在半导体探测器中的伽马射线辐射在探测器材料中产生空穴和电子，在一个偏置电压的作用下，这些空穴和电子由于它们各自电荷极性的不同而分离开并朝向半导体材料的相反表面运动。然后这些电子流和空穴流被电路放大和调整以产生电信号，对这些电信号进行处理以指示出相应的入射伽马射线辐射的位置和强度。
对于应用这些原理的原型半导体探测器阵列的开发已经获得了不同程度的成功。例如，采用低温冷却锗探测器和室温HgI2探测器构成的两维探测器阵列的尝试由于低温冷却和HgI2技术难以实用等相关问题而大多局限于实验室中。早期对于采用碲化镉(CdTe)探测器的旋转线性阵列构成的一种成像系统的可行性研究也同样证明不是一种令人满意的解决方案而被放弃了。
现有技术中半导体伽马摄像机的一个实例公开在授予Schlosser等人的美国专利US-4,292,645中。Schlosser提供了一种用于在主要由锗构成的半导体伽马探测器的掺杂区域设置必要的电触点的改进技术。一层电阻材料与探测器表面上的许多导电条带接触，位于所说电阻层侧面、平行于所说导电带并与两个放大器相连的两个信号读取电触点可以识别出吸收伽马射线的条带。在探测器的相反一面也同样设置，但是导电条带与顶表面上的导电条带是正交的。闪烁事件的空间位置就是所确定的正交条带的交叉点。用于顶表面的两个放大器和用于底表面的两个放大器处理发生在整个成像装置中的闪烁事件。尽管这种技术使得电子元件的数量较少，但是使用整个晶体探测每一伽马射线是一个缺点。其结果就是，当探测器的体积增大时分辨率降低，可以达到的计数率降低。
现有技术中采用半导体探测器阵列的伽马射线成像系统的另一个实例公开在Materials Research Society SymposiumProceedings，Vol.302(Materials  ReseachSociety，Pittsburgh，1993)，43-45页中Bradley E.Patt所写的“Multi-Eliment Mercury Iodide Detector Systems for X-Ray and Gamma-RayImaging”一文。Patt提出在半导体晶体的相反两面使用正交的条带构成半导体探测器阵列的象素，每一条带使用一个放大器。利用正交条带信号的重合来确定晶体中吸收伽马射线的位置。不利的是，随着探测器面积变大以及条带的长度增加，这些条带的电容以及条带中来自探测器的漏电流增大。电容和漏电流都会降低脉冲能量的分辨率，而这又导致了成像装置性能的下降。
现有技术缺乏足够大而能够满足核医疗学应用或者能够在室温下工作的半导体探测器阵列。所以，需要有一种克服了Anger摄像机缺点，具有适合于医疗成像应用的有效面积，周边的盲区可以忽略，并且可以在室温下工作的探测器。需要有一种制造这种用于核医疗学和其它应用中的探测器的成本合适的方法。
半导体探测器阵列可以通过将许多单个的探测器单元组合起来而构成。但是，如果将单个的探测器单元制造得足够小以满足空间分辨率的要求，则放大信号所需的放大器的数量将非常大。对于红外和低能X射线的应用，现有技术的焦平面阵列和硅带探测器与用于每个单元的若干放大器和一个复路转换器相结合，该复路器对于大量的输入只有一个输出(参见Nuclear Instruments and Methods in PhysicsResearch，Vol.226，1984，200-203页；及IEEE transactions on NuclearScience，Vol.NS-32，No.1，1985年2月，417页)。这些现有技术的数据读取电路不足以处理由用于核医疗学成像的伽马射线探测器诸如CZT探测器阵列所产生的信号。
此外，由于在各个探测器单元之间以及在各个放大器之间的响应特性存在差异，需要有一种方法对每个探测单元及其相关放大器的增益和效率进行归一化处理。
本发明提供这样一种半导体伽马摄像机和成像系统，利用这种成像系统既可以得到平面图象，又可以得到SPECT图象。该成像系统包括用于探测从一个被检测体上发射出来的辐射的一个探测器、用于调整和处理所探测的辐射信号的电路、用于控制探测过程和根据探测器产生的信号形成和显示图象的一台计算机、用于向使用者显示图象和提供数据的输出装置。
发明概要
下面描述本发明的一种成像系统，该系统包括一个成像探头、一个信号处理器、一个数据采集系统和一个图象处理计算机。所说成像头可取的是包括一个X射线或伽马射线探测器和用于将所说射线导向所说探测器的一个入口例如一个准直器或小孔。在优选实施例中，探测器包括一组密堆积的探测模块。每个探测模块包括一组安装在一个电路托板上的探测单元。探测单元产生其幅值指示出被探测单元吸收的辐射的幅值的电脉冲。在优选实施例中，探测单元与包含在所说成像头中的电路托板相连接。所说电路托板包括用于调整和处理由探测单元产生的信号的电路和用于准备经过处理的信号以便由信号处理器进行进一步处理的电路。每个探测单元具有一个相应的调整和处理通道。所说探测单元可取的是由碲化镉锌材料构成。
根据本发明，每个调整和处理通道储存超过预定阈值的探测单元电脉冲的幅值。当一个探测单元吸收足够多的辐射以产生具有超过所说阈值的幅值的电脉冲时，与该探测单元相关的通道记录一个有效的探测单元“事件”。这些探测模块采用了一种下通(fall-through)电路，这种电路自动地仅仅寻找那些已经记录了一次有效事件的探测单元。当得到信号处理器的指示时，该下通电路搜索记录过有效事件的下一个探测单元和相关的通道。当搜索到下一个记录事件时，所说探测模块产生该单元的地址和形成该有效事件的电脉冲的幅值。每个探测单元的地址和脉冲幅值被提供给信号处理器做进一步处理。
信号处理器从调整和处理通道中采集数据，对这些数据进行归一化和格式化处理，并将其存储在一个存储块中以备数据采集计算机的访问。此外，信号处理器为探测器提供一个偏压，并且提供被探测模块用于甄别有效事件的事件阈值电压。该信号处理器执行诊断、增益归一化和响应效率归一化的功能。
数据采集系统包括与信号处理器和图象处理计算机系统通信的硬件和软件。该数据采集系统控制对从调整和处理通道接收的数据的采集和处理，根据具有与现有成像摄像机兼容格式的事件数据产生图象数据，并将这些数据传送到图象处理计算机中。该数据采集系统还提供一种用于保存探测单元事件直方图和脉冲高度分布数据的装置。该数据采集系统能够产生标准格式的图象以便可以利用市售的图象系统显示所得到的图象。
图象处理计算机根据探测单元产生的信号显示图象。该图象处理计算机在经过处理的信号基础上对图象进行标准化处理，并将标准化的图象显示在显示装置上。该图象处理计算机具有一个操作者的用户界面，来控制数据采集模式、从数据采集系统接收图象数据，在一个显示装置上实时显示图象，和与显示装置及其它读取装置进行通信。该图象处理计算机还具有一个用于调整成像系统中所用的操作参数的装置。
本发明的优选实施例的详细内容体现在附图和以下的描述中。对于本领域技术人员来说，一旦了解了本发明的详细内容，显然可以作出大量的改进和变化。
附图简介
图1表示本发明的摄像机和成像系统。
图2表示图1中的摄像机和成像系统，其中表示了本发明的探测器、信号处理器、数据采集系统和图象处理计算机。
图3a表示用于图2所示的探测器中的一个探测模块的分解透视图。
图3b表示图2所示的探测模块的另一个实施例的分解透视图。
图4表示图2所示的探测模块底板的方块图。
图5a为用于图4所示的探测模块底板中的探测模块的方块图，表示了信号在用于实现探测模块功能的模拟和数字ASIC之间的连接关系。
图5b为用于读取记录在本发明的探测单元调整和处理通道中的有效事件的下通电路的简化方块示意图。
图6表示图5a所示的模拟ASIC的方块示意图。
图7表示图5a所示的数字ASIC的方块示意图。
图8表示图2所示的信号处理器的功能方块示意图。
图9表示图8所示信号处理器的其它细节部分。
在不同附图中的相同参照数字和标号指示相同的部件。
对本发明的详细说明
在整个说明中，所示的优选实施例和实例都只应被认为是本发明的示例，而不应视为对本发明的限制。以下的说明描述了伽马射线的探测，但是同样也可以认为是对X射线探测的描述。许多X射线应用要求零部件具有不同的尺寸。
图1中表示了本发明的半导体伽马射线摄像机和医疗成像系统，下文中称之为“摄像机”，并且在附图中用参照数字100表示。同时参见图1和图2，本发明的摄像机100包括一个伽马射线探测器200、一个用于将伽马射线引导到所说探测器的入射孔例如一个准直器或小孔205、一个信号处理器300、一个数据采集计算机400、一个图象处理计算机系统450和一个用于将摄像机定位在病人、人体器官或其他物体102近处的台架500。探测器200用于探测从物体102发射出来的辐射。探测器200产生的信号利用任何常规装置，可取的是一根数字通信链路202传送到信号处理器300。
如图2所示，摄像机100最好还包括用于将所得到的物体102的图象传输和显示在现场和远处的本发明使用者处的一组输入和输出装置。例如，该摄像机100可取的是至少包括来自一个装置诸如一个心电图仪的输入端口和一个将物体102的图象显示给现场使用者(未示出)的显示装置604。但是，图象也可以通过电信网络616利用传真机600或一个调制解调器602或直接通过一个数字网络(未示出)传输到不在现场或在远处的使用者。摄像机100可以利用各种纸件显示装置制作图象的“硬拷贝”。例如，摄像机100可以包括一个激光打印机606，一个点阵打印机608、一个绘图仪610用以制作图象的纸件或胶片拷贝。摄像机100还可以将物体102的数字化图象存在一个磁性数据存储装置614和/或一个光学数据存储装置612中。
利用本发明的摄像机100能够得到来自放射性同位素的辐射的平面图象和单光子发射计算机断层分析图象(SPECT)。摄像机100用于获取使用常规的伽马摄像机难以接近和成像的区域的图象。摄像机100还可以获取通常在核医疗学中得到的图象。如图2所示，伽马射线探测器200可取的是包括安装在一个模块板208上的探测模块206阵列204。模块板208将由探测模块产生的信号传输到信号处理器300以进行处理，如下文中参照图3-4更加详细描述的，每个探测模块206包括由能够在室温下以可接受的性能探测伽马辐射的半导体材料构成的探测单元阵列212。此外，每个探测模块206包括安装在一个托板214上的若干集成电路(IC)，它们可工作地与探测单元212耦合，放大、调整和处理由探测单元产生的电信号以传输到信号处理器300。信号处理器300从伽马射线探测器200取得信号，校正数据，并将数据放入存储器中以备数据采集计算机400用于生成物体102的图象。图象显示在显示器604并使用如图2所示的其它输出装置存储、打印或传输。下面在各个章节中分别介绍摄像机100的重要部件。
伽马射线探测器
本发明的伽马射线探测器200包括安装在模块板208上的一个紧密堆积的探测模块206的阵列。模块板208将探测模块206产生的信号传送到信号处理器300。探测器200可取的是包括一个探测模块206的8×8阵列。为了便于表示，图2表示了一个4×5的探测模块206阵列。探测模块206可取的是1英寸×1英寸大小。所以，伽马射线探测器200的优选实施例具有64平方英寸的“有效”探测面积。
本发明的另一个实施例将探测模块206安装成非平面形状，以构成一个更加适合于对某些物体成像的探测表面。此外，尽管所说明的实施例描述的探测器200具有设置成阵列形式的探测模块206，但是本发明还可以采用包括设置成其它结构的探测模块206的探测器200。例如，模块206可以设置成线性、或环形、或者任何其它适合的形状。
探测器200的模块板208和探测模块206封装在一个光密外壳中。在模块板208和探测模块206的后面和侧面设置有屏蔽材料，最好是铅，以防止散射的辐射对所获取的图象产生不利影响。屏蔽层还可以用碳化钨或者其它高密度和具有足够质量的材料制成以阻止非正常的散射辐射进入探测单元并因此降低摄像机100所形成的图象的质量。所说外壳(未示出)可取的是还包括位于探测模块206表面上方的一个薄铝窗口。这个窗口可以防止探测模块受到光和物理损伤，而又允许从被检测的物体102发射出来的伽马射线穿过窗口，并吸收在探测单元212中。窗口还可以用任何不会吸收规定量的成像辐射的低原子序数的材料制成。
外壳可以采用螺钉或其它固定方式固定在模块板208、探测单元206、和屏蔽材料周围。数字通信链路202通过形成在一端的一个孔或狭缝(未示出)进入外壳中。狭缝和外壳边沿可取的是制成光密的。外壳可取的是采用防震技术支撑在台架500上。在一个优选实施例中，外壳中的温度由一个将热量从外壳中排出的冷却系统控制。
在该探测器的有效表面周围的盲区是很小的。它是由探测器周边上的屏蔽材料和支撑外壳造成的，通常小于0.5英寸。
探测模块
图3a表示本发明的一个探测模块206的分解透视图。如图3a所示，探测模块206包含一个安装在一个1平方英寸大小的陶瓷或塑料底板中的集成电路。探测模块206的半导体探测材料，子部件210包括一个探测单元212阵列。探测单元212可取的是构成一个8×8阵列。在本发明的一个优选实施例中，探测单元212包括一组形成在子部件210的下表面上的碲化镉锌(CZT)伽马射线探测区域。探测晶体也可以由碲化镉、碘化汞、锗、硅或其它X射线或伽马射线感光材料构成。如在现有技术中已知的，CZT材料具有良好的性能和空间分辨率，可以在室温下工作，并且可以制成各种尺寸的大体积晶体。CZT晶体将从被检测物体102(图1)接收的伽马射线转换成电荷脉冲。电荷脉冲的幅值指示出所吸收的伽马射线的能量。
图3a所示的探测模块206安装在位于子部件210的上表面和下表面上的薄板中。上板(未示出)具有用于向探测模块206施加偏压、使探测外壳与偏压绝缘、和对CZT晶体提供物理保护的装置。上板可以使从物体102发射的伽马射线穿过该薄板，并吸收在探测单元212中。在该优选实施例中，薄板是用0.5毫米厚的铝板制成。上板和/下板也可以由玻璃环氧树脂电路托板或其它绝缘材料制成。下板230具有用于将探测单元212与电路托板214连接的装置。下板230包括一组位置与探测单元212的位置对应的接触焊区232。这组接触焊区232使得每个探测单元与电路托板214上表面上的对应输入接触焊区电连接。这些接触焊区232彼此之间电绝缘。
电路托板214中封装有集成电路和无源器件，并且使这些集成电路与探测单元212和模块板300相互连接。电路托板214可取的是由陶瓷或塑料制成。在优选实施例中，电路托板214中的厚膜电阻和电容将来自探测单元212的信号传输到集成电路的输入端，而将探测器漏电流分流到地电位。
在本发明的优选实施例中，子部件210的电极是由CZT上的一层金构成的。此外，也可以使用铂、碳、或其它导电材料。探测单元212由子部件210下表面上的一个电极阵列构成。伽马射线探测器200(图1)的空间分辨率主要取决于探测单元212的大小。通过钝化电极之间的CZT晶体表面可以提高其性能和长期稳定性。
在另一种情况下，形成在探测模块206中的探测单元212阵列由分开的CZT晶体构成，在图3a中为四个CZT晶体218、220、222和224。所示的晶体可取的是由12.7毫米×12.7毫米长宽、3毫米厚的光谱级晶体构成。在每个晶体218-224的上表面和下表面上附着有金电触膜或电触层。每个晶体的下表面上的电极形成一个金的方格图案，每一个探测单元使用一个方格。在优选实施例中，金方格的边长大约为3毫米。方格之间的分界线216可取的是经过钝化，从而在探测单元之间形成大于100兆欧姆的绝缘。
在优选实施例中，用导电的环氧树脂将探测单元212的电极粘结到底板的接触焊区上，并使底板与电路托板214的输入接触焊区接触。此外，也可以采用其它的导电粘结方式，例如铟-点粘结方式。
因此，探测器输入端通过电路托板214的上表面与电路托板214中的集成电路连接。其它输入端和输出端通过电路托板214下表面上的一组管脚240与集成电路连接。这组管脚240可以与固定在模块板208(图2)上的插口或插座连接器匹配。如上所述，现有技术中的半导体辐射探测器组件通常以使该组件至多在三个侧边接合的方式与调整电路对接。图2所示的这种探测模块206结构的优点在于使探测模块206可以在全部四个侧边接合。所以，本发明的探测模块206的优点在于提供了一种能够以多种方式与其它探测模块206结合的模块单元，以构成具有所需结构的核医疗学成像装置。
图3b也表示了相同的探测模块206，但是其中的半导体探测单元213阵列是由子部件210的上表面和下表面上的正交条带构成的。采用正交条带的一个优点是对于相同的空间分辨率信号调整通道的数量较少，或者采用相同数量的信号调整通道可以增大空间分辨率。在这个实施例中，来自上表面的信号通过一个电容电阻网络输送到集成电路的输入端。图3b中所示的另一个实施例可取的是在一个外部尺寸大约为32毫米×34毫米的模块中包含中心距为1毫米的32根上部条带和32根下部条带。这种模块仅仅在一个边沿上具有较少的盲区，其结构使得盲区最小，以使该模块可以在三个侧边上完全接合和在四个侧边上接合而只有一个侧边存在一个较小的盲区。半导体材料是由具有形成在表面上的条带的一个或多个单元构成的，并根据需要连接以构成整个阵列。
CZT晶体已经由Aurora Technologies Corporation of SanDiego，California公司从1980年后期，和eV Products ofSaxonburg，Pennsylvania公司从1993年开始销售。碲化镉可以从美国、亚洲和欧洲的销售商处购得。
CZT探测器的钝化
在本发明的优选实施例中，CZT子部件210的表面钝化区域通过在CZT上形成一层绝缘薄膜而构成。在该优选实施例中，在碲化镉锌基质表面上淀积金属层以后在该基质上生长一层天然氧化膜。生成天然氧化膜确保了形成在基质中的金属触片或触线之间的电阻值增大并保持为高电阻值。
用过氧化氢溶液在低温下处理CZT表面就可以在CZT表面上形成一层绝缘薄膜216(图2)。在淀积一层金属之后，将CZT基质用浓度大约为3％-30％的过氧化氢水溶液在大约20℃-60℃的温度下根据温度的不同处理2秒-1小时即可生成一层天然的氧化层。例如，CZT探测单元阵列最好是在用过氧化氢水溶液处理之前首先进行金属化处理和涂覆成一定图样。一般来说，CZT子部件210放置在大约3％浓度的温度为60℃的过氧化氢水溶液中大约30分钟。但是，可以根据所期望的氧化层厚度和氧化层生成速度改变温度。在将CZT按照如上所述方式处理后，就在CZT基质的表面上生成一层黑色的、高电阻值氧化膜，这层氧化膜大大减少了探测单元212之间的表面漏电流。将经过钝化的探测单元212在相对较低的温度下在氧气-氮气环境中进行烘烤可以进一步降低漏电流。例如，通常是将经过钝化的探测单元在空气中大约60℃的温度下烘烤大约30分钟。
探测单元212之间的氧化膜216可以溶解在氯化氢溶液中。该氧化膜还可以溶解在一种通常用于接触金属化处理的酸性含水HAuCl4电解电镀溶液中。在金属化之前通过钝化CZT晶片来制造CZT探测器时能够溶解氧化膜是十分重要的。此外，当需要有选择地除去氧化层以淀积金属时，以及在一种氧化-蚀刻/金属电镀结合处理工艺中溶解氧化膜是十分有帮助作用的。
本发明的钝化CZT探测晶体表面的方法解决了已知的、由于各种原因产生的与照相平板印刷技术有关的问题。利用照相平板印刷技术制作的单晶片阵列结构具有金属化触点之间表面电阻值低的缺点，这显然是由于化学计量的改变和其它化学影响造成的。由照相平板印刷技术产生的表面效应对于单晶片阵列装置是十分令人讨厌的。此外，边沿的钝化增强了阵列探测器的单个单元探测器在高压下工作的能力，并且降低了漏电流。利用上述的化学钝化方法缓解了照相平板印刷技术所产生的问题。本发明由于将CZT表面进行化学钝化处理，因而相对于现有技术具有明显的优点。例如，天然生成的绝缘层消除了与在CZT基质上淀积一层氧化物相关的问题。此外，可以容易地和低成本地制造具有天然氧化层的CZT晶体。这种氧化层具有高电阻并降低了探测单元212之间的漏电流。另外，这种天然氧化物是与CZT基质化学相容的。
探测模块板
图4表示了图2所示的探测模块板208的方块示意图。该探测模块板包括一个插座连接器阵列，图2所示的每个探测模块206就插入这些插座中。探测模块也可以焊接在该模块板上。图4表示了探测模块输入/输出管脚的相互连接。在一个实施例中，伽马射线探测器200由设置成5×7阵列的35个探测模块组成。但是，用于图示实施例的阵列大小仅仅是举例而已，不应视为对本发明的限制。本发明的伽马射线探测器200可以设置成由X个探测模块206组成的N×M阵列或任何形状或大小的阵列。在这种N×M阵列摄像机与图示实施例之间的唯一区别是这些模块映射到图象中的方式和所需的地址线的数量。例如，在一个实施例中，用六根地址线指定设置成正方形的64个探测模块206的位置。同样的64个单元也可以设置成任何其它所需的形状，例如长方形、圆形，以角环状或正交状排列。在一个包括16×16探测模块阵列的实施例中，在模块地址总线256上需要8条信号激活线。
图4中所示的每个探测模块206与焊接或用其它方式电连接到模块板208上的相应的一个插座连接器匹配。这些插座密堆积在模块板208上，当这些模块全部插入并与插座配合后，探测模块206的四条边彼此相互紧靠在一起。模块板可取的是在每个模块位置处包括“推出孔”(未示出)，以使技术人员在测试和维修过程中可以在不损坏模块的情况下将模块206安装在插座上或从插座上拆除模块206。
数字和模拟信号都可以如图4示意性表示的通过模块板208上的线迹以已知方式传送到每个插座。数字信号和电源线通过与数字通信链路202(图2)连接的输入和输出端口与模块板208相连。如图2所示，以及下面参照图8更详细介绍的，数字通信链路202与信号处理器300相连。从每个探测模块206中输出的模拟信号一起被传送到模块板208并通过一根模拟链路203，最好是一根双轴电缆，经由线性缓冲器250、252传输到信号处理器300。通过调整和屏蔽模拟输出信号和用不同的通信线202、203传送模拟和数字信号从而大大减少了模拟信号与数字信号之间的相互串扰。
在图4所示的实施例中，探测模块具有一组与固定在模块板208的模块插座中的对应的插入式连接器匹配的输入/输出管脚240(图3a)。图示实施例中每个模块插座的管脚功能在下面的表1中列出。管脚和下面所列出的功能如以下参照图4所介绍的，具有相应的集成电路输入/输出功能件。
接地连接、偏压信号、和电源电压都通过探测模块板208的内层传送到探测模块206。电源管脚与旁路电容器(未示出)相连，这些旁路电容器使这些电源分别旁路到地电位。数字和线性信号在模块板208和信号处理器300上(图2)均经过信号缓冲器。表2列出了将模块板208与信号处理器300连接起来的数字通信链路202的插头管脚的功能。
    管脚     功能     输入/输出
    1-6     单元地址     输出
    7     进入     输入
    8     脱离     输出
    9     有效的     输出
    10     地址使能     输出
    11     推进     输入
    12     线性基准     输出
    13     线性输出     输出
    14     阈值     输入
    15     阈值基准     输入
    16     模拟电源#1     n/a
    17     模拟接地#l     n/a
    18     模拟电源#2     n/a
    19     模拟接地#2     n/a
    20     数字电源#2     n/a
    21     数字接地#2     n/a
    22     测试信号(线性)     输入
    23   测试移位寄存器CLK     输入
    24 测试移位寄存器数据输入     输入
    25 测试移位寄存器数据输出     输出
表1-探测模块管脚功能列表
    接线     功能     输入/输出
    1-6     单元地址     输出
    7-14     模块地址     输出
    15     有效性     输出
    16     推进     输入
    17     闲值     输入
    18     偏压     n/a
    19     模拟电源     n/a
    20     模拟接地     n/a
    21     数字电源     n/a
    22     数字接地     n/a
    23     缓冲器电源     n/a
    24     缓冲器电源     n/a
    25     缓冲器接地     n/a
    26     底板接地     n/a
    27     测试信号     输入
    28     测试数据     输入
    29   移位寄存器#l     输入
    30   移位寄存器#2     输入
表2-通信线202的连线列表
在该优选实施例中，从信号处理器300传送到探测模块板208的信号包括电压信号和接地基准电位信号以及“推进”信号。如下所详述的，当下通寻址确定在探测单元212中存在有效事件时，地址信号和“有效性”信号以及模拟输出从探测模块板208传输到信号处理器300。这些信号被送到模块板208上每一个探测模块206。例如，探测模块206的所有有效传输线均被送到线260。偏压信号(可取的是200-500伏)施加在每个探测模块的上表面，并在摄像机操作中激励探测单元212。
模块地址信号和单元地址信号通过与模块板208上的每个探测模块连接的公共地址总线256、262传输到信号处理器300。模块地址总线256和单元地址总线262逻辑地结合以构成一条n-位宽的地址总线。在优选实施例中，与信号处理器300相连的地址总线是14位宽。在优选实施例中，模块地址总线256被信号处理器300作为最高位的地址位，而单元地址总线262被作为最低位的地址位。地址总线256和262由设置在每个探测模块位置处的三态缓冲器驱动。在一个给定的时间只有一个探测模块206在地址总线256、262上确立一个地址。
在优选实施例中，每个探测模块206的模块地址硬连线到位于模块板208上的每个模块中的一个三态收发器。就是说，通过将相应的位与数字地电位和电源相连而使每个模块插座的二进制地址预先线连确连。如以下参照图5-7更加详细地介绍的，当下通寻址到达一个具有有效数据的探测模块时，该模块输出一个模拟信号(通过一个线性信号输出线270)、一个“有效”信号、一个“地址使能”信号、和唯一地确定该探测单元212的地址信号。当一个“地址使能”信号被确立为真值时，探测模块206中的数字IC在地址总线256上确立探测单元地址，位于该模块位置的一个三态地址缓冲器在总线262上确立探测模块地址。所以，探测模块206被设计成完全可交换的。因而探测模块206不能被数据采集计算机400进行常规意义上的“寻址”。而且，如下文中参照图5-图7所详述的，当一个事件发生时模块206启动该地址。如图4所示，通过将来自一个模块的“脱离”(fall-out)输出信号(例如脱离信号280)耦合到作为下一个模块的“进入”(fall-in)信号(例如进入信号282)，将探测模块206连接在一起形成一个“菊花链”结构。如下所述，所说的“进入”和“脱离”信号被用于实现本发明的“下通”数据方案。
如下所详述的，当一个探测模块206在线260上确立一个有效信号时，信号处理器300读取和处理“地址”总线上的探测单元地址和“线性输出”线上的模拟信号。然后信号处理器300通过在数字通信链路202上产生和发送一个“推进”信号而重新开始下通寻址和数据采集操作。
探测模块-模拟和数字集成电路的相互连接
电路托板214可取的是包括三个集成电路：两个模拟专用集成电路(ASIC)和一个数字专用集成电路。两个模拟专用集成电路将模拟信号放大并整形以便数字专用集成电路进行处理。数字集成电路将由模拟集成电路产生的模拟信号与一个基准信号或一个阈值电压信号进行比较。如果该信号大于阈值(一次有效命中)，则设置一个锁存信号，使得该模拟值存储在一个峰值探测电路中。如果被一个下通信号所使能，数字集成电路产生一个“有效”信号和一个“地址使能”信号。在图5a的方块示意图中表示了探测模块206中两个模拟ASIC 700和一个数字ASIC 800之间的相互连接。来自探测单元212的64个信号经由电路托板214上的厚膜电容器传送到模拟集成电路的输入端。来自各个探测单元212的漏电流通过印刷在电路托板214上的厚膜电阻接地。
虽然本发明是以在每个探测模块206中包含两个模拟集成电路来表示的，但是本领域的技术人员应当理解，由多个模拟ASIC 700所执行的信号调整功能在变形实施例中可以由一个ASIC 700实现，并且在一个ASIC 700中的模拟通道的数量可以大于32或者小于32。此外，本发明还将模拟和数字处理功能结合在一个集成电路中。
由于在受到辐照时探测单元212产生低幅度的电脉冲，所以在处理这些信号的过程中产生的任何噪声都会对生成的图像产生不利影响。本发明通过将模拟和数字电路分别制作在不同的专用集成电路中而明显地减少了串扰和噪声。
现有技术中某些成像装置使用的专用集成电路要求周期地重新设置与每个探测单元212相关的前置放大器以补偿探测器和放大器输入电流。这种重新设置操作通常是由跨接在前置放大器反馈路径中的一个模拟开关完成的。这个开关的操作产生了较大的杂乱信号并且在瞬时间使得前置放大器不能工作。无源的反馈网络是难以实现的，因为必须使用高电阻值以有效地降低噪声值。目前还不能生产这样高值的电阻。如图5a所示，本发明通过在模拟专用集成电路700的每一个输入端上的输入端口704和相应的输入衰减器706之间设置一个电阻/电容网络702而消除了这个问题中的探测器电流部分。该电阻/电容网络702在漏电流进入模拟专用集成电路700之前将漏电流从探测单元212分流到模块板208上的一个模拟接地点712。该电阻/电容网络702中的电阻708和电容710的典型值分别为200M(和100pF。放大器输入电流通过采用一个高输出阻抗的放大器作为前置放大器的反馈元件而得到补偿。每个探测模块206的8×8阵列的每个探测单元212与电路托板214上的一个输入端口704电连接。由探测单元212产生并传输到64个输入端口704的信号是其值在6000-60000个电子范围内的相对较低电平的信号。
一个探测模块206在有效通信线260中确立的信号指出至少一个探测单元212已经接受了一次需要处理并被下通寻址操作选择的命中。随着一次有效命中，并且等待足以使该线性信号在峰值检测器中稳定的一段短暂的时间之后，数字专用集成电路800使一个内部门开始工作，并且等待由一个下通信号启动工作，这在下文中将要详细介绍。数字专用集成电路可以同时存储对于探测模块206中的所有探测单元212的有效命中。在一个探测单元212接受一次有效命中之后，它等待着由一个下通信号启动工作。然后集成电路800在输出线260上确立一个“有效”信号和在输出衰减器831上传输一个地址使能信号。如上所述和如图4所示，所有探测模块206的有效信号传输线260电连接在一起，有效信号通过数字通信链路202传输到信号处理器300。
因此，如果伽马射线探测器200中任何一个探测单元产生一次有效命中，则当该探测单元被下通信号启动时，确立该探测单元的有效信号和地址使能信号。在数字专用集成电路800的每个通道中的峰值检测器将从该探测单元212接收的电荷脉冲幅值存储起来直到由信号处理器300读取。如图5a所示，存储的模拟信号通过一个与线性总线270相连的模拟衰减区817传输到信号处理器300。这一命中保持在数字专用集成电路800中直到它被读取、处理和被由信号处理器300产生的一个推进信号258清除。数字专用集成电路800中的每个峰值检测器将把一个探测单元212产生的连续命中的最高的幅值存储起来直到它被信号处理器300重新设置。该峰值检测器的“保持偏差”可取的是不大于每微秒0.0001％。
当信号处理器300完成处理事件时，它在推进信号线258上确立一个“推进”信号。如图4所示，每个模块206的推进信号线258是电连接在一起的。当该推进信号线258被确立为真值时，激活的探测模块206(即当前控制地址总线256、262和线性总线270的探测模块)清除有效输出信号线(有效信号线、地址信号线、和线性信号线)并且许可下通信号推进到下一个锁定的探测单元。
下通电路
供每个探测单元使用的专用集成电路800中包含一个下通电路。在图5b中以一组串连在一起的逻辑“与”和“或”门表示了一个简化的下通电路的方块示意图。给出这个简单的下通电路图是为了介绍其功能。每个探测单元212在该专用集成电路800中有一个锁存器用于存储由该探测单元212接收到的有效命中信号。例如，如图5b所示，锁存器808存储了由第一探测单元(DE0)接收到的一个命中信号，锁存器810存储了由位于8×8阵列中的第二探测单元(DE1)接收到的一个命中信号，等等。锁存器输出耦合到相应的下通电路块812和814。电路块812具有一个来自或门816的第一输入，该或门816与进入信号线282相连。模块板208上的探测模块266的进入和脱离信号线以菊花链形式连接在一起(图4)。例如，探测模块266的脱离信号线280与下一个探测模块268的进入信号输入端282相连。探测模块阵列的最后一个探测模块284的脱离信号线280与一个或非门286相连。该或非门286的输出端与第一探测模块266的进入信号输入端282相连。
所以，伽马射线探测器200的每个探测模块206中的下通电路都连接在一起，构成一个环形的下通回路。或非门286使得能够在继续供给动力的过程中重新初始化该下通系统。例如，在电源接通时，一个PWR_UP信号288被确立为高电平，这使得一个冲息多谐振荡器(one-shot multivibrator)290在第一探测模块266的进入信号线282上撤销一个逻辑零脉冲。再参照图5b，如果没有设置第一探测模块266的第一探测单元锁存器808(即与该锁存器808相关的第一探测单元212没有接受一次有效命中)，或门816输出一个逻辑低电平。这个逻辑低电平输入与探测单元212的8×8阵列的下一个探测单元212(例如DE1)相关的下一个下通电路块814的一个或门818。如果下一个探测单元锁存器810没有设置(即与锁存器810相关的第二探测单元212没有接受一次有效命中)，则或门818也输出一个逻辑低电平。后续的下通电路块类似地继续产生一个逻辑低电平，这个过程在整个下通电路块链中进行直到发现一个探测单元接受了一次命中，从而设置了它的相应的锁存器。如果在探测模块266中没有探测单元212接受了一次有效命中，就是说，如果探测模块266的数字专用集成电路800没有一个锁存器被设置，探测模块从其脱离信号线280输出一个逻辑低电平。该低电平信号被输入到下一个模块268的进入信号输入线282。因此，该逻辑低电平信号穿过每个后续模块的或门直到一个探测单元计数了一个准备处理的事件为止，或者该信号通过最后一个模块并返回到第一个模块。
一个输入到任何一个或门(即或门816、818，等等)的逻辑高电平信号终止了下通过程。当发现一个事件时，数字专用集成电路800触发三态缓冲器(未示出)，这使得该集成电路能够控制数字地址总线256、262和线性信号线270(图4)。受到命中然后使下通电路停止的探测单元212的地址由该集成电路800输出到该探测单元地址总线262。该集成电路的探测模块206的地址还由该地址使能线832从该收发装置确立到模块地址线256上。如上所述，该模块地址是通过硬连接到模块板208上，并输入到能够被地址使能信号启动的8位收发装置。使得下通过程终止的探测单元212的模拟信号利用数字专用集成电路800的探测单元地址输出线262选择。
由于一次命中产生的有效信号使得信号处理器300读取并处理该地址信号和模拟信号。由于下通电路结构保证了一次只能有一个探测模块206被启动，所以其它的探测模块不能访问总线。在信号处理器300完成处理该事件并向各个探测模块共享的推进信号线258确立一个“推进”信号之前，该下通过程保持在停止状态。当激活的探测模块接收到该推进信号时，它顺序地执行下述功能：重新设置当前正被寻址的峰值检测器；撤销有效信号使得该有效信号线260呈现一个逻辑低电平值；撤销地址使能信号；禁止三态缓冲器，从而释放地址和信号总线；并且在其脱离信号线上确立一个逻辑低脉冲。下通过程在数字集成电路800的下一个下通电路块中重新开始。
由于下通模式以连续方式，一次一个单元地扫描探测单元，接受了一次有效命中的探测单元212不能影响或中断对其它探测单元的扫描过程。所有的单元都被“锁住”或截止，直到它们在随后的下通扫描过程中被读取。因此，每个探测模块206的各个探测单元212具有被信号处理器300处理的同等机会。
集成电路(ICs)
图6表示了图5a中所示模拟专用集成电路700的方块示意图。可取的是，每个模拟专用集成电路700包括32个通道。每个通道可取的是包括一个输入衰减器(pad)706，当伽马射线被吸收时，该输入衰减器用于接收和调整由其相关的探测单元212产生的模拟信号。每个通道包括一个电荷放大器718，和一个整形放大器720。前置放大器结合了一个电流源放大器(在图6中用电阻738表示)以保持电路的直流稳定性。所说整形放大器的上升和下降时间通过连接在专用集成电路700外部的电阻来设置。
选择电容器740的优选值以得到所需的延迟时间。放大器718被设计用于将由探测单元212产生的脉冲放大到能够触发专用集成电路800中的比较器的电平值。可取的是，该放大器718将该模拟信号放大到大约等于1伏特的电平值。
选择整形放大器720的上升和下降时间以使白噪声和1/F噪声分布影响最小和取得良好的基线恢复特性。可取的是上升时间为0.1到1.0微秒，而下降时间为1到10微秒。整形放大器720的输出传送到数字专用集成电路800中的相应峰值检测器的输入端。
如图7所示，数字专用集成电路800可取的是包括与每个探测模块206相关的64个探测单元212对应的64个并行通道。每个通道包括一个峰值检测器820、一个比较器822、一个事件锁存器824、与门826、828、一个下通电路块830、一个地址编码器832。
如以上参照图5a所述，峰值检测器820通过将由探测单元212产生的连续脉冲的最大值存储起来直到一个有效信号“锁定”其它相继产生的脉冲来执行检测模拟信号峰值的功能。相继产生的脉冲被“锁定”直到该峰值被读取。开关814使得当探测单元地址有效时，来自选定峰值检测器的模拟信号能够经由线性输出信号线817传送到信号处理器300。
如图7所示，峰值检测器820包括从下通电路块(830、836、838)连接到开关814的控制线833。在控制线833驱动下，开关814使选定的峰值检测器820的输出传送到信号缓冲器812。当且仅当探测单元的地址是有效的时候，在任何一个峰值检测器820中存储的模拟电压才会被推进信号842重新设置。就是说，如果一个开关814被一个下通电路块(例如830)激活，则当该推进信号842被确立时，与该被触发的开关814相连的峰值检测器被重新设置。因此，在信号处理器300处理由一个峰值检测器存储的事件之后，它清除该选定的峰值检测器820以使其可以开始累计后续的命中事件。
缓冲器/驱动器812与开关810相连。开关810由一个地址有效信号线848控制。下面将参照下通电路块启动信号更加详细地介绍地址有效信号线848。该缓冲器/驱动器812的输出与输出信号输出衰减器817相连，后者通过线性输出信号线270与信号处理器300相连(图4和图5)。
如图7所示，第一输入端经由输入衰减器802与一个比较器822相连。第二输入端经由该系统中所有模块共用的阈值电压(VTH)输入线804与该比较器822相连。如果探测单元信号幅值的电压低于该阈值电压，则不记录该事件。但是，如果探测单元信号幅值大于该阈值(VTH)，则比较器822确立其输出(可取的是在其输出端确立一个逻辑高电平)以设置相应的锁存器824。如在下文中所详述的，在该信号被信号处理器300处理并被重新设置之前，该信号保持记录在事件锁存器824中。
与门826和828具有两种不同的定时功能。与门826用于确保在有效信号产生之前，由一个探测单元212所产生的脉冲可以稳定保持在与该探测单元212相关的峰值检测器820中(图7)。这个逻辑1在输入到该与门826之前经过反相，这使得该与门的输出转换成一个逻辑低电平值。在输入802所接收的脉冲被转换成低于阈值电压之前，该与门826的输出继续保持在逻辑低电平值。所以，该与门826防止了在该脉冲回复到低于阈值电压之前事件锁存器824的输出通过它传送到与门828的输入端。这一延迟保证了在一次命中传送到下通电路块830之前峰值检测器820保持稳定。这保证了由该峰值检测器820产生的通过输出信号衰减器(out-sig pad)817传输的模拟信号与该脉冲的峰值相对应。
与门828与下通电路块830结合以便于实施上述的下通模式。如下面所详述的，与门828防止了接受一次命中的探测单元212在被该下通电路扫描之前中断下通过程。该与门828与下通电路块共同保证了每一个事件锁存器824被按照顺序扫描以及每一个探测单元具有被信号处理器300处理的同等机会。
如上面参照图5a所述，当“推进”信号258确立在推进输入衰减器842时，经过扫描的事件锁存器824通过重置信号线844重新设置。如图7所示，已被触发的锁存器824的重置线844与优先选择/下通电路块830相连。当一个选定的电路块830接收到一个推进信号842时，电路块830通过重置线844重新设置该锁存器824。
下通电路块包括与一组地址编码器(即832、870、890等)相连的“启动”输出端。当与选定的优先选择电路块相连的事件锁存器824包含一个事件以及选定的优先选择电路块目前正被扫描时(即，下通过程已经到达选定的优先选择电路块)，使选定的优先选择电路块确立一个启动输出信号。进而该启动输出信号使得一个地址编码器(例如，832)在一条内部地址总线846上提供一个地址，该地址指示出包含一次有效命中的探测单元212。然后，确立一个有效地址信号848，该信号可使模拟开关850关闭。然后在探测单元地址总线262上确立探测单元地址信号，并传送到信号处理器300。
如以上参照图5-图7所述的，每个探测模块206具有一个模拟专用集成电路700，该集成电路将由该探测单元212产生的模拟信号放大，并将该模拟信号与一个对于所有探测模块206共用的阈值电压进行比较。该阈值电压可取的是大于噪声电平。当由一个探测单元212产生的模拟信号超过该阈值电压并且该探测单元被按照如上所述的下通模式“寻址”时，该数字专用集成电路800产生一个有效信号260，该信号通知计算机信号处理器300至少一个探测单元212已经接收了一次需要处理的命中。该数字专用集成电路800控制线性和地址总线并输出探测单元212的地址和放大信号的幅值。一旦信号处理器读取并处理了该事件，专用集成电路700、800就清除该标志位和由所寻址的探测单元212产生的线性信号。如下面所详述的，信号处理器300通过在推进信号线258确立“推进”信号来指示何时已经处理过一个事件。
因此，伽马射线探测器200，更具体地说，模块板208对于信号处理器300来说就象一个非常简单的模拟/数字输入装置，它包括一个探测器阵列，在该信号处理器300产生一个读取完成确认之前(借助于推进信号258)，该探测器产生脉冲高度和地址信息，并且存储这个信息。当该信号处理器300已经完成对一个探测单元的地址的处理，并且读取了该单元的线性信号时，该系统产生一个推进信号258，从而可以对下一个未寻址的探测单元进行寻址操作。探测模块阵列中具有一次命中记录的下一个单元将产生其地址信号、模拟信号、和一个有效标志信号。从而使信号处理器300从轮询每一个探测单元212，包括没有未决命中的探测单元，的时间密集任务中解放出来。事实上，利用上面参照图5-图7所述的下通方式，探测单元的寻址与信号处理器300的处理过程无关。当信号处理器300已经读取了探测单元事件数据时，它简单地在推进信号线258上产生推进脉冲信号。如图2所示，信号处理器300封装在一个与数据采集计算机400接口的电路托板上。信号处理器300与探测器200之间的所有通信都通过通信链路202和203进行。
信号处理器300
信号处理器300从伽马射线探测器200中采集数据，将数据归一化和格式化，并将其存储在存储器块中以备数据采集计算机400读取。此外，信号处理器300向探测器200提供一个偏压，并提供一个事件阈值电压，探测模块206利用该阈值电压甄别有效的伽马射线脉冲。
图8是信号处理器300的功能块示意图。信号处理器300可取的是包括一个场可编程门阵列(FPGA)302；一个快速模数转换器(ADC)304；一个用于增益归一化的快速数模转换器(DAC)306；一个用于设置事件阈值电压的阈值DAC316；一个用于与数据采集计算机400通信的输入/输出端口318；一个选通收发装置314；一个数字窗块322，其具有一个低通端口324和一个高通端口326；一个锁存器328；一个测试信号发生器370；一个1毫秒时钟372；一个偏压电源254。如下所详述的，信号处理器300还包括分成几块的随机存取存储器(RAM)：一个增益存储器块308、一个直方图存储器块310和一个脉冲高度分布存储器块312，它们是按照存储在其中的数据类型命名的。如以下参照附图9所详述的，信号处理器300还包括两个“乒乓”缓冲器346、348，它们存储在数据存储的“流模式”中使用的储存地址信息。
信号处理器300与模块板之间的所有通信信号和电源供给都是通过通信链路202和203进行的。例如，如图8所示，线性输入线270通过模拟通信链路203与所有探测模块206的线性输出端相连。地址输入端通过地址线256和262与FPGA302相连；有效线与有效信号线260相连；推进信号在推进信号线258上传送；阈值电压在阈值信号线272上传送；测试信号在测试信号线274上传送；偏压信号通过偏压信号线254传送；而所有这些信号都要经过模拟通信链路203。
FPGA302使得信号处理器300的功能可以用软件控制。在初始化时，数据采集计算机400通过并行输入/输出端口318向信号处理器300传送配置信息。这个配置信息指定了数据采集的模式。例如，信号处理器300可以配置FPGA302将超过软件控制的阈值电压的事件数据存储在直方图存储器块310中。或者，可以指定几个脉冲高度窗口，并且可以在直方图存储器块310中为每个窗口累计一个单独的直方图。此外，可以将从每个探测单元212接收的脉冲高度分布或谱图存储在脉冲高度存储器块312中。这些模式的每一种都可以在FPGA302初始化时分别指定。
当有效信号线260状态变为真时，就从地址线256、262中读取探测单元地址。这个地址用于寻址包含该单元的增益归一化因子的存储器位置。这个信息传送到DAC306中，后者输出一个正比于单元增益的电压。ADC304利用DAC306输出的这个电压将由选定处理通道产生的模拟信号进行归一化和转换，并输出到线270上。
单元地址还用于将脉冲高度幅值映射到直方图存储器块310，或者，映射到脉冲高度分布存储器块312中。在一次初始测量过程中，增益归一化因子设定为一，并利用一个同位素源测量各个单元的响应。然后用主计算机分析这些响应以得到在成像过程中使用的增益因子。按照这种方法消除了单元响应的偏差，因而大大提高了成像质量。当命中事件已经经过采集、归一化、和存储处理时，在链路258上产生一个推进信号，该信号使得伽马射线探测器200推进到下一个具有有效命中的探测单元。
如上所述，信号处理器300的一个重要功能是探测单元增益的归一化。信号处理器利用增益存储器块308执行该增益归一化功能。增益存储器块308包含适用于伽马射线探测器200中的每一个探测单元的一个增益归一化因子。在该优选实施例中，探测系统具有多达256个探测模块206并且每个模块具有64个探测单元212。每个脉冲高度分布包含2个字节深度的128个通道。所以，在这个实例中，增益存储器块308具有256×64×128×2，或4194304个存储字节的存储单元。当发生一个事件时，增益存储器块308被寻址，数据被传送到增益归一化DAC306中。进而又控制ADC304的瞬时满刻度范围。于是ADC304的输出被“增益归一化”处理。该ADC“完成”信号344使得数据存储操作开始进行。
增益归一化因子开始时是先将该因子设定为1而得到的。然后信号处理器300在脉冲高度存储器块312中累计每个单元的脉冲高度分布。用数据采集计算机400分析该脉冲高度分布以得到每个单元的相对增益，将正比于这个值的一个数字存储在增益存储器块308中作为各个探测单元的一个增益归一化因子。利用如此得到的增益归一化因子对在数据采集过程中从每个探测单元212接收到的模拟信号进行归一化处理。
在脉冲高度模式，利用单元地址和ADC输出通过地址线340和输出线338对脉冲高度存储器块312寻址以构成各个探测单元212的脉冲高度谱图。因此，每个单元地址是与一个128存储单元的直方图相关的。ADC的高七位指定这128个存储单元的地址。在其地址出现在ADC上时将直方图中每个存储单元增一。为了提高统计准确率，可以在每个存储单元指定大于一个字节的存储空间。因此，脉冲高度存储器312为伽马射线探测器200中的每个探测单元212累计一个脉冲高度谱图。数据采集计算机400可以通过访问该脉冲高度存储器块312分析这个谱图。
在图象收集模式中，每个探测单元地址为4字节存储深度，并且每次出现在地址线上时地址增加1，ADC输出为正常幅值。因此，可以根据所探测的伽马射线能量构成输出数据的直方图。如图8所示，地址和事件幅值通过地址信号线340和338传送到数字窗口块322中。数字窗口块具有一个高通端口326和一个低通端口324。数据采集计算机400通过经由计算机总线320将一个低幅值和一个高幅值写入该低通端口和高通端口324和326而将所产生的值提供给这些端口。ADC304的输出与存储在低通端口和高通端口324、326中的值进行比较。如果幅度线338上的值处于数字窗口的低通端口和高通端口324、326中存储的低值和高值之间，则利用地址线340上的单元地址寻址直方图存储器310。在该直方图存储器310的该单元地址中的值增加1并重新写入该地址。
在“列表”模式，每个事件都是按“时间标记的”。地址信息与ADC的8位和来自一个时钟的3位结合，放置在乒乓缓存器对中的一个。这些缓存器的大小使得数据便于以数据采集的高速率传输数据。当一个缓存器充满时，数据传输转换到另一个缓存器，并产生一个中断信号，建立满的缓存器到可选的与数据采集计算机400或者成像处理计算机系统450相连的一个硬盘中的DMA传输。来自一个端口的输出信号将迫使该缓存器在终止数据采集时清空。
对于伽马射线探测器200中的可通过8位地址线寻址的256个模块，每个图象直方图需要一个65536字节的存储器块(256×64×4)。信号处理器应用双端口存储器，从而使得FPGA302和数据采集计算机400的CPU可以同时存取该增益存储器块。
一旦存储器310和312写入探测单元数据，FPGA302在推进信号线258上产生推进信号，该信号可使下一个事件输出到事件地址线256、262和线性输入线270。如以上参照附图5-图7所述，按序扫描各个探测模块206，直到发现一个模块具有有效命中。信号处理器300读取该有效命中地址和线性数据。在优选实施例中，当没有有效命中事件时，扫描所有探测模块206需要大约2.5微秒的时间，而处理每个探测单元命中事件需要大约2微秒的时间。在每秒大约220000次计数情况下，信号处理器300将每一次完整扫描平均读取一个数据点，其最大读取速率大约为每秒500000计数。
成像系统450可以动态显示伽马射线脉冲高度分布或出现在预定的脉冲高度值之间的事件直方图。此外，数据采集计算机400可以根据存储器块310和312中的数据执行诊断功能。例如，在初步测量中，成像装置放置在用于成像的一个均匀的同位素辐射场中。每个单元的数据采集速率记录在该系统中，每个单元的相对计数率被用于求得该单元的探测效率因子。接着进行的分析利用这些因子校正单元探测效率的偶然偏差。
如图8所示，信号处理器300还包括一个阈值DAC316，该DAC可以在软件的控制下调整通过阈值电压线272传送到探测模块206的阈值电压。向阈值DAC316的输入是通过计算机总线320进行的。
在优选实施例中，信号处理器300还包括表示在图9中的多个功能块。信号处理器300包括两个地址缓存器346、348，一个缓存器指示器350、和一个1毫秒时钟352。利用图9所示的硬件，除了可以如上所述生成直方图并将直方图数据存储在直方图存储器块310中，信号处理器300还可以将地址信息存储在内存地址缓存器346、348中。地址信息与由时钟352产生的定时信息一起存储在内存地址缓存器346、348中。当第一缓存器346存满时，地址信息由缓存器指示器350指到第二缓存器348中。当第一缓存器346存满时，缓存器指示器350还通过控制线362向数据采集计算机400产生一个写盘中断信号。如图9所示，控制线362与计算机总线320相连。当缓存器指示器在控制线362上确立中断信号时，数据采集计算机400开始一个第一中断程序，将数据从第一缓存器346转移到一个数据盘(例如图1中所示的数据存储装置614)。当第二缓存器348存满时，缓存器指示器350产生一个第二写盘中断信号，该信号使数据采集计算机400执行一个第二中断程序，将数据从第二缓存器348转移到数据盘中。接着地址信息又载入第一缓存器346中。这种存储的地址和定时信息的“流模式”由数据采集计算机400通过在CPU中执行的软件程序进行控制。
为了使地址和数据与外部事件的发生同步，信号处理器300方便地用存储在地址缓存器346、348中的地址信息标记事件。例如，为了使存储在缓存器346、348中的地址与一个事件例如心脏收缩同步，提供了一个来自心脏监护传感器的信号。在信号线364上产生一个逻辑值输入信号。当一个外部事件发生时，信号线364被确立，这使得在输入缓存器346、348中的地址数据流中产生一个特殊的标记。例如，一个事件可以使地址位之一设定或清除，所以可以被用作一个标记。当数据被处理成时间分段时，标记的时间事件将使得数据被划分成定相的时间片。在另一个实施例中，图9中所示的缓存器346、348可以用于存储地址、脉冲高度数据、和定时信息。
然后可以将这种流动信息从硬盘中读回，并划分成与外部时间标记相关的时间仓(time bin)。因此可以构成心脏收缩或其它重复出现的事件的时间历史。或者，可以用来自外部位置编码器的脉冲代替时钟信息，这使得可以在断层分析应用中存储与位置相关的图象。
DAC356与调整器358和DC/DC转换器360共同工作以构成一个用于产生偏压254的调整电压源。向DAC356的输入在软件控制下通过计算机总线320进行。转换器输出电压的一部分被用作一个高增益功放的比较输入电压。该放大器控制转换器的驱动信号以将工作偏压维持在所需值。
当发生一个事件时，产生该事件的探测单元212的地址被用于通过增益地址总线332寻址增益存储器块308。在所说明的实施例中，FPGA302将模块地址总线356与探测单元地址总线262结合构成增益地址总线332。如上所述，FPGA302将模块地址作为最高位的地址位对待，而将单元地址作为最低位的地址位对待。当FPGA302通过增益地址总线332寻址增益存储器块308时，在增益归一化信号线334上传输用于待处理的探测单元的预先计算出的增益归一化因子。然后将用于待处理探测单元212的预先存储增益归一化因子锁存在增益归一化锁存器328中。在所说明的实施例中，信号处理器300采用一个8位DAC306，该DAC306从锁存器328中接收8位增益归一化因子。当将选定的增益归一化因子锁存在锁存器328中时，DAC306产生一个对应于该8位增益归一化因子的模拟基准值。这个增益基准电压输出到基准电压线336中，该基准电压线与快速ADC304相连。由DAC306产生的基准输出电压被用作快速ADC304的基准电压。快速ADC304的输入电压是通过探测模块板208的线性输出线270提供的。由于该快速ADC304是比值型模数转换器，ADC304的输出正比于从线性输入线270上所接收的输入信号与由DAC306通过基准电压线336提供的基准电压。因此，快速ADC304产生由探测单元(接收命中的)产生的、并经过存储在增益存储器308(用于该探测单元212的)中的增益归一化因子调整的线性输入信号的幅值的数字表示。所以ADC304在幅度线338上产生一个8位的输出信号，该输出与每个探测单元212中的具体增益变化和在相应的放大和调整电路中的变化无关。
FPGA302在将一个转换信号输入到快速ADC304之前等待短暂的时间以便锁存器328和DAC306输出的选通瞬态的稳定。转换信号通过转换信号线342传输，并使快速ADC304在幅度线338上产生一个数字输出。该快速ADC304在大约50纳秒或更少时间内进行模数转换，从在信号线342上确立该转换信号到在幅度线338上产生一个输出的总转换时间大约为300纳秒。当完成转换时，该快速ADC304在信号线334上确立一个ADC完成信号以通知FPGA302。当该ADC完成信号确立在信号线344上时，FPGA302在推进信号线258上确立推进信号，该信号释放了占线的探测模块206，向前推进以发现下一个待处理的探测单元事件。在开始处理下一个探测单元事件时可以更新直方图存储器310。
数据采集计算机
数据采集计算机400包括与信号处理器300和成像处理计算机系统450通信的硬件和软件。该数据采集计算机400控制从探测模块206阵列接收的数据的采集和处理，根据事件数据产生具有与已有成像摄像机兼容格式的图象数据，并将这些数据传输到图象处理计算机系统450。数据采集计算机400还包括一个用于保持探测单元事件直方图和脉冲高度分布数据的装置，并且能够产生标准格式的图象以使这些图象可以由图象处理计算机450利用市场上可以购买到的图象系统显示出来。例如，在一个优选实施例中，数据采集计算机400将图象直方图通过一条快速数据链路传输到一个图象处理计算机。在一个第二实施例中，每个事件的相对位置和信号幅度通过一条并行链路传送到该图象处理计算机中。在后者的实施例中，图象处理计算机执行产生直方图的任务。
图象可以按照任何可以被时钟分辨的所需的速率进行时间标记。在一个优选实施例中，按照每秒30帧的速率标记这些数据。所以，如果按照大约每秒300000个计数的速率采集数据，每个用时间标记的帧包含大约10000个数据点。
数据采集计算机400和信号处理器300由于具有探测单元增益和探测单元效率归一化功能而增加了探测器200的适应性，并且降低了其成本。这一优点来源于降低了对探测单元质量的严格要求和不需要使探测单元/放大/峰值检测功能序列增益的匹配。
数据采集计算机400分析每个探测单元212的相对效率，并对所接收的数据进行归一化处理，以确保均匀的辐射能够产生具有均匀强度的图象(即对于每个象素受到相同辐射的探测单元产生相同的灰度)。因此，在初始化之后，信号处理器300和数据采集计算机400保证当受到相同辐射时，每个探测单元212产生一个相同显示的响应，该响应与由探测单元212产生的实际响应无关。归一化特征降低了生产具有一致的响应和增益特性的探测单元212和探测模块206相关的成本。这个特征消除了调整各个探测单元212的增益和与其相关的放大和调整电路的需要。这个特征还提高了每个探测单元212的能量分辨率和提高了排除康普顿散射事件的能力。它还提高了图象系统的长期稳定性。这些特征是在不明显降低数据处理率的前提下实现的：本发明的数据采集计算机400可以处理每秒500000计数的总计数率。
信号处理器300和数据采集计算机400还由于具有在软件控制下可以改变功能的特征而增加了适应性，从而避免了当需要附加功能时耗费成本地重新设计电路托板。
图象处理计算机系统
图象处理计算机系统450提供一个与使用者的接口，控制数据采集模式，从数据采集计算机400接收图象数据，在显示器604上实时显示图象，以及与显示器和读取装置通信。它还便于调整操作参数，例如，系统所用的伽马射线能量约束和标定参数。它与数据采集计算机400的通信是通过一个标准接口例如以太网(Ethernet)或SCSI-2利用所使用的具体图象处理计算机系统450优选的数据协议进行的。该图象处理计算机系统在操作者控制下可以进行图象显示、旋转、切片、加亮感兴趣的区域等等。
如图2所示，图象处理计算机系统450还可以在任何与其相连的显示装置上显示图象。这个系统包括硬件和软件以控制图2所示的输入和输出装置。
至此，已经介绍了一种核医疗学成像系统，其中图象系统包括一个成像头200、信号处理器300、一个数据采集计算机400。该成像头包括一个密堆积探测模块阵列。每个探测模块包括一个安装在一个电路托板上的半导体探测单元阵列，其中所说电路托板包括调整和处理探测单元产生的信号和准备经过处理的信号以便由信号处理器进行进一步处理的电路。成像系统根据这些经过处理的信号产生图象并将产生的图象显示在一个显示器上。探测模块可取的是由碲化镉锌材料制成。当探测单元吸收大于由信号处理器控制的一个阈值的伽马射线能量时(一次有效的命中)，每个探测模块和探测单元的地址被输送到信号处理器。探测模块采用一种下通模式以自动地按照次序仅仅读取那些已经接收了一次有效命中的探测单元，和产生这些单元的地址以及所吸收光子能量的幅度信号。该信号处理器具有诊断、增益归一化、响应效率归一化、和数据采集功能。成像系统根据探测单元产生的信号显示图象。
上面已经介绍了本发明的若干实施例。尽管如此，应当理解在不脱离本发明的构思和范围的前提下仍然可以作出许多改进。例如，探测模块206可以采用其它可以紧靠的形状，例如三角形、长方形或六角形。同样，探测单元可以具有除正方形以外的其它形状。此外，如上所述，每个探测模块的两个模拟专用集成电路可以结合成一个专用集成电路。同样，数字和模拟功能可以利用一个专用集成电路来实现。另外，增益归一化的方法在模拟值转换成数字值之后完全可以用软件来进行。所以，应当理解本发明并不限于具体的示例实施例，而仅仅由权利要求书的范围所确定。

Claims (80)

1、一种核辐射成像系统，它包括：
a.一个准直器；和
b.一个位于所说准直器附近的成像探测器，包括：
    (1)一组探测模块，其中每个探测模块包括一组探测单
元，所说探测单元产生其幅度指示所吸收的X射线或伽马射线
的光子的辐射大小的电脉冲，
    (2)用于调整所说脉冲的装置，该装置与所说探测单元
可控制地相连，其中所说调整装置对所说脉冲进行低噪声放大
和整形，和
    (3)用于处理所说经过整形的脉冲的装置，所说装置与
所说调整装置可控制地相连，其中所说处理装置：
        (a)利用幅度甄别技术识别有效事件；
        (b)存储表示入射光子能量的电压值；和
        (c)产生对应于有效事件的事件地址。
2、如权利要求1所述的成像系统，还包括：
    a.一个数据处理装置，其中所说数据处理装置按以下方式
响应一个有效事件：
        (1)存储与该有效事件对应的地址；
        (2)计算出一个归一化的事件幅度；和
        (3)将该事件存储在一个选定的存储器体中。
3、如权利要求2所述的成像系统，还包括一个计算机成像系统，其与所说的数据处理装置相连，其特征在于：所说计算机成像系统访问存储在选定存储器体中的数据，并控制成像数据的模式，所说计算机成像系统将所说数据格式化成图象数据，并在显示媒体上显示所说图象。
4、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说探测模块构成一个1×1阵列。
5、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说探测模块构成一个5×7阵列。
6、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说探测模块构成一个16×16阵列。
7、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说探测模块构成一个非矩形形状。
8、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说探测模块构成一个与一个非平面表面例如头部或胸部一致的形状。
9、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说探测单元包括一个分隔开以构成一个探测单元阵列的半导体晶片。
10、如权利要求9所述的成像系统，其特征在于：所说半导体晶片包括拼装在一起的一组半导体晶片。
11、如权利要求9所述的成像系统，其特征在于：所说半导体晶片包括连接到暴露在伽马射线中的所说晶片的一侧上的一个电极，所说半导体晶片还包括连接在所说晶片相反一侧上的一个电极阵列。
12、如权利要求11所述的成像系统，其特征在于：所说半导体由碲化镉锌(CZT)构成，所说电极由一种金属构成，所说电极是所说CZT晶片上淀积成的一薄层，所说CZT晶片上没有被电极金属覆盖的部分被形成在所说表面上的一层钝化层所覆盖。
13、如权利要求12所述的成像系统，其特征在于：所说钝化层通过将CZT晶片浸没在一种过氧化氢水溶液中并将所说CZT晶片在空气中烘烤而形成的。
14、如权利要求12所述的成像系统，其特征在于：所说钝化层是通过将CZT晶片浸没在温度为60℃的3％重量浓度的过氧化氢水溶液中，并且在60℃的空气中烘烤大约30分钟而形成的。
15、如权利要求9所述的成像系统，其特征在于：所说探测单元阵列是一个8×8的正方形阵列。
16、如权利要求15所述的成像系统，其特征在于：所说探测单元阵列的外部尺寸为1平方英寸。
17、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说探测单元包括至少一块拼合在一起的CZT晶体，其中所说CZT晶体由确定各个探测单元的导体区域形成一定图案，所说导体区域被钝化区域分隔开，所说钝化区域是通过用过氧化氢溶液处理导体之间的区域而形成的。
18、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说伽马射线辐射能量范围大约为5KeV到10MeV。
19、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说处理装置包括模拟和数字集成电路。
20、如权利要求2所述的成像系统，其特征在于：所说处理装置包括峰值检测和比较装置，其中所说调整装置与所说峰值检测装置和所说比较装置相连，所说处理装置还包括一组与所说比较装置相连的锁存器，所说比较装置将所说探测单元脉冲的幅度与一个基准值进行比较，比较装置根据比较结果设置一个选定的锁存器。
21、如权利要求20所述的成像系统，其特征在于：所说数据处理装置采用了一种处理设置锁存器的下通方法，所有设置的锁存器是按照预定的次序读取的。
22、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：在所说探测单元与所说调整装置之间可控制地连接有一组电阻和电容。
23、如权利要求22所述的成像系统，其特征在于：所说电阻和电容利用了厚膜技术。
24、如权利要求22所述的成像系统，其特征在于：所说电阻和电容利用了薄膜技术。
25、如权利要求12所述的成像系统，其特征在于：所说探测模块还包括一个电路托板，该电路托板具有将CZT晶片与所说调整装置连接在一起的一组内部连线。
26、如权利要求25所述的成像系统，其特征在于：所说电路托板具有管脚网格阵列结构。
27、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说探测模块还包括一个电路托板，所说电路托板的材料的热膨胀系数基本等于所说CZT晶片的膨胀系数。
28、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说探测模块具有若干侧面，整个表面区域用可探测辐射的材料覆盖，每个探测模块与其它探测模块在各个侧面上紧靠在一起。
29、如权利要求1所述的成像系统，其特征在于：所说成像系统用于探测由一个生物系统或器官发射的辐射。
30、如权利要求29所述的成像系统，其特征在于：所说成像系统用于单光子发射计算机断层分析成像(SPECT)应用。
31、如权利要求9所述的成像系统，其特征在于：所说半导体晶片被分隔开以形成第一组和第二组平行条带，所说的第一组条带位于所说探测模块的上表面上，所说第二组条带位于所说探测模块的下表面上，所说第二组条带与所说第一组条带垂直。
32、如权利要求31所述的成像系统，其特征在于：所说探测单元形成在所说第一组和第二组正交条带的交叉点上。
33、用于获得由一个源发射的辐射的位置和强度的图象的一个成像系统，它包括：
a.用于探测辐射能量和入射位置的一个成像探测器，包括：
    (1)一组探测模块，所说探测模块构成一个N×M阵
列，每个探测模块包括一组探测单元，所说探测单元产生指示
所吸收辐射能量值的电脉冲；
    (2)用于支撑所说探测模块的装置，所说用于支撑所说
模块的装置提供机械支撑，电噪声屏蔽，杂散光子辐射屏蔽，
内部的电连接；
    (3)用于调整一个吸收光子事件的装置，所说用于调整
的装置与所说探测单元可控制地相连，所说用于调整的装置对
由所说探测单元产生的脉冲提供低噪声放大和整形；和
    (4)与所说调整装置可控制地相连的装置，用于处理经
过调整的吸收光子事件，所说事件处理装置：
        (a)利用幅度甄别技术识别有效事件；
        (b)存储表示每个入射光子能量值的电压值；和
        (c)产生相应于有效事件的事件地址和
b.用于处理数据的装置，其可控制地与事件处理装置相连，所说数据处理装置响应一个有效事件：
        (1)存储所说有效事件的事件地址；
        (2)计算归一化的事件幅度；和
        (3)将所说事件存储在一个选定的存储器体中。
34、如权利要求33所述的成像系统，其特征在于：所说探测单元包括相互分隔以形成一个n×m探测单元阵列的半导体晶片。
35、如权利要求34所述的成像系统，其特征在于：所说半导体晶片拼合在一起的一组半导体晶片。
36、如权利要求34所述的成像系统，其特征在于：所说半导体晶片被分隔开以形成第一组和第二组平行条带，所说第一组条带位于所说探测模块的上表面上，所说第二组条带位于所说探测模块的下表面上，所说第二组条带垂直于所说第一组条带。
37、如权利要求36所述的成像系统，其特征在于：所说探测单元形成在所说第一组和第二组正交条带的交叉点处。
38、如权利要求34所述的成像系统，其特征在于：所说半导体晶片包括连接到暴露在伽马射线中的所说晶片的一侧上的一个电极，所说半导体晶片还包括连接在所说晶片相反一侧上的一个电极阵列。
39、如权利要求38所述的成像系统，其特征在于：所说半导体由碲化镉锌(CZT)构成，所说电极由一种金属构成，所说电极是在所说CZT晶片上淀积成的一薄层，所说CZT晶片上没有被电极金属覆盖的部分被形成在所说表面上的一层钝化氧化层所覆盖。
40、如权利要求39所述的成像系统，其特征在于：所说钝化氧化层通过将CZT晶片浸没在一种过氧化氢水溶液中并将所说CZT晶片在空气中烘烤而形成的。
41、如权利要求39所述的成像系统，其特征在于：所说钝化氧化层是通过将CZT晶片浸没在温度为60℃的3％重量浓度的过氧化氢水溶液中，并且在60℃的空气中烘烤大约30分钟而形成的。
42、如权利要求34所述的成像系统，其特征在于：所说探测单元阵列是一个8×8的正方形阵列。
43、如权利要求42所述的成像系统，其特征在于：所说探测单元阵列的外部尺寸为1平方英寸。
44、一种探测模块，包括：
a.具有一个上表面和一个下表面的一种半导体辐射探测器，所说下表面通过用导体区域构成所说表面的选定区域的图案而形成一组探测单元，每个探测单元产生指示每个单元接收的辐射能量值的一个探测单元电荷脉冲，并将所说探测单元脉冲传送到与每个单元的下表面相连的一个电极；和
b.与所说探测器机械相连的一个电子电路托板，所说电路托板包括用于处理所说探测单元脉冲的电路，所说电路包括至少一个与每个探测单元相连的用于调整和处理所说探测单元脉冲的通道。
45、如权利要求44所述的探测模块，还包括安装在所说探测器与所说电路托板之间的一个电路板，所说电路板将电极从每个单元的下表面上连接到每个单元的一个调整和处理通道。
46、如权利要求44所述的探测模块，还包括安装在所说探测器的上表面并与之电连接的一块薄板。
47、如权利要求44所述的探测模块，还包括安装在所说探测器下表面上的一块薄板。
48、如权利要求46和47所述的探测模块，其特征在于：所说薄板由陶瓷制成。
49、如权利要求48所述的探测模块，其特征在于：所说薄板的厚度小于0.025英寸。
50、如权利要求44所述的探测模块，其特征在于：所说通道放大、调整和处理所说探测单元脉冲，所说调整和处理通道存储超过一个参考阈值的探测单元脉冲的幅度和地址。
51、如权利要求50所述的探测模块，其特征在于：当所说通道被一个下通装置启动时传输所存储的幅度和地址，所说下通装置在处理一个上游通道之后启动所说通道。
52、如权利要求50所述的探测模块，其特征在于：所说调整和处理通道还包括漏电流补偿装置，所说补偿装置补偿由所说探测单元产生的较大的和变化的漏电流。
53、一种探测模块，包括：
a.具有一个上表面和一个下表面的一种半导体辐射探测器，所说下表面形成一组探测单元，每个探测单元产生脉冲来指示由每个单元接收的被吸收光子的辐射能量值并将所说探测单元脉冲传送到与每个单元的下表面相连的一个电极；和
b.与所说探测器机械相连的一个电子电路托板，所说电路托板包括用于处理所说探测单元脉冲的电子电路，所说电路包括至少一个用于各个探测单元的通道，当一个探测单元脉冲超过一个基准阈值时，所说处理通道产生一个标记。
54、用于处理从一组伽马射线探测单元接收的脉冲的一种电路，包括：
a.分别与唯一一个探测单元对应的一组模拟通道，每个模拟通道与相应的探测单元相连，每个模拟通道对由相应的探测单元产生的脉冲进行放大、整形和积分；
b.分别与唯一一个模拟信道对应的一组数字通道，每个数字通道与相应的模拟通道相连，所说数字通道把由相应的探测单元产生的经过放大的脉冲幅度与一个阈值进行比较，所说数字通道将比较的结果锁存，并且所说的数字通道提供相应的探测单元的地址和相应的脉冲幅度，以便一个成像系统的访问。
55、如权利要求54所述的电路，其特征在于：所说电路包括一个集成电路。
56、如权利要求54所述的电路，其特征在于：所说模拟和数字通道是彼此物理分离的，以提高抗噪声能力和减少串扰。
57、一种半导体探测器，其上形成导体区域阵列，从而构成一个探测单元阵列。
58、如权利要求57所述的半导体探测器，其特征在于：所说半导体由碲化镉锌构成。
59、如权利要求58所述的半导体探测器，其特征在于：在导体区域之间的区域是经过钝化的。
60、如权利要求59所述的半导体探测器，其特征在于：所说钝化是通过将导体区域之间的区域用一种过氧化氢溶液进行处理而得到的。
61、一种用于将从被检测的物体中发射出来的辐射进行成像的核医疗学成像系统，包括：
a.一个成像头，包括一组探测模块，每个探测模块包括一组探测单元，所说探测单元在受到辐射时产生表示被所说探测单元吸收的辐射能量幅值的脉冲；
b.事件处理装置，安装在所说探测模块中，用于处理所说脉冲，所说事件处理装置把对应于产生超过预定阈值的脉冲的每个探测单元的事件做标记；
c.数据处理装置，与所说事件处理装置相连，用于连续地读取经过标记的事件；和
d.一个计算机成像系统，与所说数据处理装置相连，所说成像系统访问所说数据处理装置以读取所说相继的经过标记的事件，所说成像系统把对应于所说经过标记的事件的探测单元的脉冲格式化成图象数据，并在一个显示器上显示所说图象。
62、一种用于将从一个被检测的物体中发射的辐射成像的摄像机，包括：
a.一个成像头，包括一组探测模块，所说探测模块彼此紧靠在一起构成一个阵列，所说探测模块包括一组半导体探测单元，所说探测单元产生表示被所说探测单元吸收的辐射能量幅度的脉冲；和
b.处理装置，安装在所说探测模块中，用于处理所说脉冲，所说处理装置放大、调整和处理所说脉冲，所说处理装置存储超过一个阈值的脉冲。
63、一个用于选择由一组信号调整和处理通道产生的事件的下通事件系统，每个通道与一个相应的探测单元相连，每个通道调整和处理由相应的探测单元产生的电脉冲，当所说相应的探测单元产生一个超过预定阈值的脉冲时每个通道产生一个有效事件，它包括：
a.用于扫描所说通道的装置，所说扫描装置按照预定的次序扫描每个通道，直到发现一个有效事件，在发现一个有效事件时，启动所说包含有效事件的通道，并在继续按照次序扫描后续的通道之前等待接收一个推进信号。
64、如权利要求63所述的下通事件系统，其特征在于：每个通道独立地调整和处理由相应的探测单元产生的电脉冲。
65、如权利要求63所述的下通事件系统，其特征在于：每个通道接收由相应的探测单元在任意时间产生的电脉冲。
66、如权利要求63所述的下通事件系统，其特征在于：每个通道根据由相应的探测单元产生的电脉冲的幅度产生一个有效事件。
67、如权利要求63所述的下通事件系统，其特征在于：每个通道存储超过预定阈值的电脉冲的幅度。
68、如权利要求67所述的下通事件系统，其特征在于：被所说读取装置启动的所说通道产生一个有效信号，输出一个与被启动通道相关的地址，和输出被启动通道存储的幅度。
69、如权利要求68所述的下通事件系统，在接收到所说推进信号时，被启动的通道不再输出所说有效信号，相关地址、和幅度，所说被启动通道重新设置被启动通道存储的幅度。
70、如权利要求68所述的下通事件系统，其特征在于：所说被启动通道产生由被启动通道存储的幅度的数字表示。
71、一个用于处理由一组调整和处理通道产生的信号的信号处理器，每个通道可控制地与一个相应的探测单元相连，后者产生表示被所说探测单元吸收的辐射能量幅度的电脉冲，每个通道存储一个超过一个预定阈值的电脉冲的幅度，当所说电脉冲超过一个预定阈值时每个通道产生一个事件，它包括：
a.用于对一个产生一个事件的通道存储的幅度采样的装置；
b.与所说采样装置可控制地相连、用于归一化由所说通道和相应的探测单元产生的增益的装置，所说归一化装置将采样的幅度进行归一化；
c.与所说归一化装置相连的、用于存储所说归一化幅度的装置。
72、如权利要求71所述的信号处理器，其特征在于：每个探测单元具有唯一的地址，每个产生一个事件的通道将相应的探测单元的地址传输到所说信号处理器，所说信号处理器还包括与所说采样装置相连、用于读取所传输的地址的装置。
73、如权利要求72所述的信号处理器，其特征在于：所说信号处理器在存储所说归一化幅度之后产生一个推进信号。
74、如权利要求72所述的信号处理器，其特征在于：所说信号处理器还包括与所说采样装置相连、用于以一个时间标记来标记传输的地址和归一化幅度的装置，所说地址、幅度和时间标记一起存储在一个与所说信号处理器相连的存储装置中。
75、如权利要求74所述的信号处理器，其特征在于：存储在所说存储装置中的所说地址、幅度和时间标记分类成与一个外部事件标记相关的时间仓。
76、如权利要求71所述的信号处理器，其特征在于：所说归一化装置包括：
a.具有一个基准输入端和一个模拟输入端的一个模数转换器，所说模拟输入端用于输入所说采样幅度；和
b.与所说基准输入端相连、用于存储一组增益归一化因子的装置，每个探测单元具有一个相应的预先存储的增益归一化因子，所说存储装置将与产生所说事件的通道相连的探测单元的增益归一化因子输出到所说基准输入端，从而使所说模数转换器产生一个归一化信号。
77、一种把由一组调整和处理通道和一组探测单元产生的信号归一化的方法，每个探测单元产生表示由所说探测单元吸收的辐射能量幅度的电脉冲，每个通道可控制地与唯一一个探测单元相连，该方法包括以下步骤：
a.将所说探测单元暴露在单能光子辐射中；
b.产生由每个探测单元产生的脉冲幅度的一个映射；
c.根据所说幅度映射将由所说通道产生的电信号归一化。
78、一种用于归一化由一组探测单元产生的电脉冲的方法，所说电脉冲表示由所说探测单元吸收的辐射能量幅度，该方法包括以下步骤：
a.将所说探测单元暴露在一个均匀的辐射场中；
b.产生每个探测单元的效率的映射；
c.根据所说效率映射，归一化由每个探测单元产生的电脉冲。
79、用于归一化由一组处理通道产生的信号增益的一种电路，包括：
a.具有一个基准输入端和一个模拟输入端的一个模数转换器，所说模拟输入端用于输入由一个选定通道产生的信号；和
b.与所说基准输入端相连、用于存储一组增益归一化因子的装置，每个通道具有一个相应的预先存储的增益归一化因子，所说存储装置将相应于所选定通道的一个增益归一化因子输出到所说基准输入端，从而使所说模数转换器产生一个增益归一化信号。
80、如权利要求79所述的增益归一化电路，其特征在于：所说增益归一化信号是实时产生的。
CN95197623.0A 1994-12-23 1995-12-21 半导体伽马射线摄像机和医学成像系统 Pending CN1190467A (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US37280794A 1994-12-23 1994-12-23
US08/372,807 1994-12-23

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN1190467A true CN1190467A (zh) 1998-08-12

Family

ID=23469710

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN95197623.0A Pending CN1190467A (zh) 1994-12-23 1995-12-21 半导体伽马射线摄像机和医学成像系统

Country Status (11)

Country Link
US (8) US5786597A (zh)
EP (4) EP1251364A2 (zh)
JP (4) JP3358817B2 (zh)
KR (1) KR987001092A (zh)
CN (1) CN1190467A (zh)
AU (1) AU706101B2 (zh)
BR (1) BR9510290A (zh)
CA (1) CA2208576A1 (zh)
DE (1) DE69534284T2 (zh)
MX (1) MX9704632A (zh)
WO (1) WO1996020412A1 (zh)

Cited By (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100339722C (zh) * 2002-06-12 2007-09-26 皇家飞利浦电子股份有限公司 使用伽马照相机的医学成像方法以及核成像设备
CN100539171C (zh) * 2005-07-11 2009-09-09 佳能株式会社 转换设备、放射检测设备和放射检测系统
CN101405620B (zh) * 2006-03-23 2012-07-25 浜松光子学株式会社 放射线检测器及放射线检测方法
CN102985849A (zh) * 2010-07-15 2013-03-20 日立民用电子株式会社 放射线检测装置
CN103745760A (zh) * 2014-01-16 2014-04-23 上海交通大学 基于全光激光等离子体加速器的γ射线源
CN102608648B (zh) * 2006-07-28 2015-06-03 皇家飞利浦电子股份有限公司 正电子发射断层摄影中的飞行时间测量
CN105182401A (zh) * 2015-09-30 2015-12-23 沈阳东软医疗系统有限公司 一种核探测器晶体位置识别装置
CN105455832A (zh) * 2015-11-19 2016-04-06 青岛市市立医院 一种半导体放射线检测器以及核医学诊断装置
CN105759301A (zh) * 2016-04-07 2016-07-13 中国科学院高能物理研究所 基于SiPM的核医学成像平板探测器
CN106707324A (zh) * 2015-11-16 2017-05-24 Dr科技股份有限公司 辐射检测器和具有其的射线照相术设备
CN106772533A (zh) * 2017-02-10 2017-05-31 北京格物时代科技发展有限公司 放射物残留扫描装置及系统
CN107102348A (zh) * 2008-12-10 2017-08-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用作可缩放pet和spect系统构建块的自主探测器模块
WO2018053774A1 (en) * 2016-09-23 2018-03-29 Shenzhen Xpectvision Technology Co.,Ltd. Packaging of semiconductor x-ray detectors
CN108607164A (zh) * 2018-04-16 2018-10-02 王彦冬 一种用于超声引导粒子植入布源分布状况检测方法
CN109690353A (zh) * 2016-09-13 2019-04-26 皇家飞利浦有限公司 用于x射线和核成像的组合成像探测器
CN114415225A (zh) * 2021-12-20 2022-04-29 核工业西南物理研究院 一种核聚变α粒子损失探测器
CN115097514A (zh) * 2022-08-05 2022-09-23 黑龙江省原子能研究院 一种核探测器高低温实验装置及控制系统
CN116322586A (zh) * 2020-10-13 2023-06-23 爱尔康公司 双增益光束检测
WO2024138727A1 (en) * 2022-12-30 2024-07-04 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Photon-counting detectors for detecting radiation rays
CN118882828A (zh) * 2024-07-12 2024-11-01 深圳芯途智感科技有限公司 一种颜色识别传感器和系统
CN119200733A (zh) * 2024-09-23 2024-12-27 北京卫星环境工程研究所 空间粒子辐射探测器的电压控制方法和装置

Families Citing this family (189)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR987001092A (ko) * 1994-12-23 1998-04-30 엘. 린그렌 클린턴 반도체 감마 선 카메라 및 의학 화상 시스템(Semiconductor Gamma-Ray Camera and Medical Imaging System)
US6194726B1 (en) 1994-12-23 2001-02-27 Digirad Corporation Semiconductor radiation detector with downconversion element
US5605856A (en) * 1995-03-14 1997-02-25 University Of North Carolina Method for designing an electronic integrated circuit with optical inputs and outputs
GB2307785B (en) * 1995-11-29 1998-04-29 Simage Oy Forming contacts on semiconductor substrates for radiation detectors and imaging devices
US6236050B1 (en) * 1996-02-02 2001-05-22 TüMER TüMAY O. Method and apparatus for radiation detection
GB2318411B (en) * 1996-10-15 1999-03-10 Simage Oy Imaging device for imaging radiation
WO1998016852A1 (en) * 1996-10-17 1998-04-23 Siemens Medical Systems, Inc. Rotating small camera for tomography
EP0939909B1 (en) * 1996-11-24 2003-06-25 Ge Medical Systems Israel, Ltd. Solid state gamma camera
FR2757954B1 (fr) * 1996-12-30 1999-01-22 Commissariat Energie Atomique Tete de detection et collimateur pour gamma-camera
US6678462B1 (en) * 1997-03-25 2004-01-13 Sony Corporation Electronic device, method and apparatus for controlling an electronic device, and electronic device control system
WO1998047103A1 (en) * 1997-04-17 1998-10-22 Ge Medical Systems Israel, Ltd. Direct tomographic reconstruction
US6043106A (en) * 1997-05-28 2000-03-28 Mescher; Mark J. Method for surface passivation and protection of cadmium zinc telluride crystals
US5933706A (en) * 1997-05-28 1999-08-03 James; Ralph Method for surface treatment of a cadmium zinc telluride crystal
AU3310299A (en) * 1998-02-25 1999-09-15 Digirad Corporation Combined large area semiconductor radiation detector and imager
US5931782A (en) * 1998-03-18 1999-08-03 Capintec, Inc. Method and apparatus for determining by radiation detection the condition and functioning of a body undergoing test and a novel ejection fraction meter
US6236051B1 (en) 1998-03-27 2001-05-22 Kabushiki Kaisha Toshiba Semiconductor radiation detector
US6285028B1 (en) * 1998-06-02 2001-09-04 Kabushiki Kaisha Toshiba Semiconductor radiation detector and nuclear medicine diagnostic apparatus
US6255657B1 (en) * 1998-09-01 2001-07-03 Bechtel Bwxt Idaho, Llc Apparatuses and methods for detecting, identifying and quantitating radioactive nuclei and methods of distinguishing neutron stimulation of a radiation particle detector from gamma-ray stimulation of a detector
JP3531908B2 (ja) * 1999-02-17 2004-05-31 キヤノン株式会社 撮像装置、放射線検出装置および画像処理システム
WO2000059211A1 (en) * 1999-03-31 2000-10-05 The Regents Of The University Of California Multi-channel detector readout method and integrated circuit
AU4600600A (en) * 1999-04-26 2000-11-10 Simage Oy Self triggered imaging device for imaging radiation
FR2793072B1 (fr) 1999-04-30 2001-11-30 Commissariat Energie Atomique Dispositif de detection compact pour gamma camera
FR2793071B1 (fr) * 1999-04-30 2001-06-08 Commissariat Energie Atomique Gamma camera miniature a detecteurs semiconducteurs
FR2793374B1 (fr) * 1999-05-06 2001-06-22 Commissariat Energie Atomique Procede de formation d'image
US6359281B1 (en) * 1999-05-06 2002-03-19 Siemens Medical Systems, Inc. High voltage distribution system for solid state scintillation detectors and gamma camera system incorporating the same
FR2794287B1 (fr) * 1999-05-25 2003-06-06 Commissariat Energie Atomique Detecteur a semi-conducteur pour la detection de rayonnements ionisants
JP4298081B2 (ja) * 1999-09-01 2009-07-15 キヤノン株式会社 半導体装置及びそれを備えた放射線撮像システム
JP2001074845A (ja) * 1999-09-03 2001-03-23 Canon Inc 半導体装置及びそれを用いた放射線撮像システム
DE19950915B4 (de) * 1999-10-21 2004-06-17 Forschungszentrum Jülich GmbH Verfahren zur Bestimmung eines Ortes, an dem ein Detetkionssignal am wahrscheinlichsten erfolgt ist und Auswerteeinheit für ein Detektorsystem
US6396898B1 (en) * 1999-12-24 2002-05-28 Kabushiki Kaisha Toshiba Radiation detector and x-ray CT apparatus
WO2001087140A2 (en) * 2000-05-16 2001-11-22 Crosetto Dario B Method and apparatus for anatomical and functional medical imaging
IL137580A (en) * 2000-07-30 2005-11-20 Integrated Detector & Electron Readout system for solid state detector arrays
US8909325B2 (en) 2000-08-21 2014-12-09 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
US8565860B2 (en) 2000-08-21 2013-10-22 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system
US8489176B1 (en) 2000-08-21 2013-07-16 Spectrum Dynamics Llc Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
DE10043475A1 (de) * 2000-09-04 2002-03-28 Siemens Ag Detektor und Verfahren zum Nachweis von Strahlung
US6538245B1 (en) * 2000-10-26 2003-03-25 Rockwell Science Center, Llc. Amplified CMOS transducer for single photon read-out of photodetectors
US6603123B1 (en) 2000-11-08 2003-08-05 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Correction for depth-dependent sensitivity in rotating slat-collimated gamma camera
US6472667B1 (en) 2000-11-24 2002-10-29 Koninklijke Philips Electronics N.V. Data reduction architecture for nuclear medicine imagers
US6459086B1 (en) 2000-11-24 2002-10-01 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Digital peak detector for radiation detection systems
US6586744B1 (en) 2000-11-24 2003-07-01 Marconi Medical Systems, Inc. Method of cooling high density electronics
US6472668B1 (en) 2000-11-24 2002-10-29 Koninklijke Philips Electronics N.V. High voltage distribution system for CZT arrays
US6414316B1 (en) * 2000-11-30 2002-07-02 Fyodor I. Maydanich Protective cover and attachment method for moisture sensitive devices
JP4031618B2 (ja) * 2001-02-28 2008-01-09 安西メディカル株式会社 放射線源検出装置
US6631285B2 (en) 2001-03-15 2003-10-07 Koninklijke Philips Electronics, N. V. Fast transform for reconstruction of rotating-slat data
US6627893B1 (en) 2001-03-15 2003-09-30 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Focused rotating slat-hole for gamma cameras
US6593576B2 (en) 2001-03-15 2003-07-15 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Variable angular sampling rate for rotating slat-hole detectors of gamma cameras
US6590215B2 (en) 2001-04-05 2003-07-08 Toshiba Corporation Readout circuit for a charge detector
US7785098B1 (en) 2001-06-05 2010-08-31 Mikro Systems, Inc. Systems for large area micro mechanical systems
US7141812B2 (en) * 2002-06-05 2006-11-28 Mikro Systems, Inc. Devices, methods, and systems involving castings
CA2702143C (en) 2001-06-05 2014-02-18 Mikro Systems, Inc. Methods for manufacturing three-dimensional devices and devices created thereby
US6589180B2 (en) 2001-06-20 2003-07-08 Bae Systems Information And Electronic Systems Integration, Inc Acoustical array with multilayer substrate integrated circuits
JP3710398B2 (ja) * 2001-06-21 2005-10-26 安西メディカル株式会社 医用画像撮像装置
US6694172B1 (en) 2001-06-23 2004-02-17 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Fault-tolerant detector for gamma ray imaging
IL143980A0 (en) * 2001-06-25 2002-04-21 Imarad Imaging Systems Ltd Three dimensional radiation detection
US6510195B1 (en) * 2001-07-18 2003-01-21 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Solid state x-radiation detector modules and mosaics thereof, and an imaging method and apparatus employing the same
DE10135427A1 (de) * 2001-07-20 2003-02-13 Siemens Ag Flächenhafter Bilddetektor für elektromagnetische Strahlen, insbesondere Röntgenstrahlen
US6781132B2 (en) * 2001-08-10 2004-08-24 The Regents Of The University Of Michigan Collimated radiation detector assembly, array of collimated radiation detectors and collimated radiation detector module
DE10142531A1 (de) * 2001-08-30 2003-03-20 Philips Corp Intellectual Pty Sensoranordnung aus licht- und/oder röntgenstrahlungsempfindlichen Sensoren
IL145745A (en) * 2001-10-03 2006-08-20 Orbotech Medical Solutions Ltd Two-dimensional radiation detector
US6940070B2 (en) 2001-10-25 2005-09-06 Tumay O Tumer Imaging probe
US6781133B2 (en) * 2001-11-01 2004-08-24 Radiation Monitoring Devices, Inc. Position sensitive solid state detector with internal gain
US6965110B2 (en) * 2001-11-06 2005-11-15 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. High voltage distribution for a radiographic sensor device
US7818047B2 (en) * 2001-11-09 2010-10-19 Nova R&D, Inc. X-ray and gamma ray detector readout system
US6809311B2 (en) * 2001-11-15 2004-10-26 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method of gamma ray event selection
EP1316818A3 (en) * 2001-12-03 2012-04-11 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus
US7297958B2 (en) * 2001-12-03 2007-11-20 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus
CA2474450A1 (en) * 2002-02-01 2003-08-07 Board Of Regents, The University Of Texas System Asymmetrically placed cross-coupled scintillation crystals
WO2003081280A2 (en) 2002-02-01 2003-10-02 Board Of Regents, The University Of Texas System A production method for making position-sensitive radiation detector arrays
US7189971B2 (en) * 2002-02-15 2007-03-13 Oy Ajat Ltd Radiation imaging device and system
US7132664B1 (en) 2002-11-09 2006-11-07 Crosetto Dario B Method and apparatus for improving PET detectors
US20040164249A1 (en) * 2003-02-26 2004-08-26 Crosetto Dario B. Method and apparatus for determining depth of interactions in a detector for three-dimensional complete body screening
ATE338345T1 (de) * 2002-03-03 2006-09-15 Interon As Aktiverpixelsensormatrix und dessen herstellungsverfahren
IL148555A (en) * 2002-03-07 2007-07-04 Gamma Medica Ideas Norway As Readout circuit for particle detector
JP4231414B2 (ja) * 2002-03-27 2009-02-25 株式会社日立製作所 放射線撮像装置および放射線撮像システムならびに放射線を用いた撮像支援方法および放射線検出器
US7170062B2 (en) * 2002-03-29 2007-01-30 Oy Ajat Ltd. Conductive adhesive bonded semiconductor substrates for radiation imaging devices
GB2392308B (en) * 2002-08-15 2006-10-25 Detection Technology Oy Packaging structure for imaging detectors
FR2844918B1 (fr) * 2002-09-20 2005-07-01 Commissariat Energie Atomique Procede de fabrication d'electrodes sur un materiau semi- conducteur de type ii-vi ou sur un compose de ce materiau
ES2204322B1 (es) * 2002-10-01 2005-07-16 Consejo Sup. De Invest. Cientificas Navegador funcional.
JP4582022B2 (ja) * 2002-10-07 2010-11-17 株式会社日立製作所 放射線検出器，放射線検出素子及び放射線撮像装置
US6906330B2 (en) * 2002-10-22 2005-06-14 Elgems Ltd. Gamma camera
FR2847676B1 (fr) * 2002-11-25 2005-02-11 Commissariat Energie Atomique Cuircuit de traitement ameliore pour chaine de spectrometrie et chaine de spectrometrie utilisant un tel circuit
US7223981B1 (en) * 2002-12-04 2007-05-29 Aguila Technologies Inc. Gamma ray detector modules
AU2003303585A1 (en) * 2002-12-20 2004-07-29 Board Of Regents, The University Of Texas System Methods and apparatus for tuning scintillation detectors
JP4133429B2 (ja) * 2003-02-24 2008-08-13 浜松ホトニクス株式会社 半導体装置
US20040152975A1 (en) * 2003-01-30 2004-08-05 Ira Blevis Image registration
GB2401766B (en) * 2003-03-11 2006-03-15 Symetrica Ltd Improved gamma-ray camera system
CA2518153A1 (en) * 2003-03-17 2004-09-30 Anthony M. Passalaqua Method and system for creating an image of a radiation source
JP2004363304A (ja) 2003-06-04 2004-12-24 Toshiba Corp 半導体装置の検査方法及び検査装置
US7064336B2 (en) * 2003-06-20 2006-06-20 The Regents Of The University Of California Adaptable radiation monitoring system and method
DE10332333B4 (de) * 2003-07-16 2006-08-03 Siemens Ag Detektormodul
US20070029495A1 (en) * 2003-09-24 2007-02-08 Petrillo Micheal J Alignment method and apparatus for pixilated detector
US7508387B2 (en) * 2003-09-30 2009-03-24 International Business Machines Corporation On demand calibration of imaging displays
US7253387B2 (en) * 2003-10-31 2007-08-07 The Regents Of The University Of California List mode multichannel analyzer
US8571881B2 (en) 2004-11-09 2013-10-29 Spectrum Dynamics, Llc Radiopharmaceutical dispensing, administration, and imaging
US9470801B2 (en) 2004-01-13 2016-10-18 Spectrum Dynamics Llc Gating with anatomically varying durations
WO2008010227A2 (en) 2006-07-19 2008-01-24 Spectrum Dynamics Llc Imaging protocols
WO2006051531A2 (en) 2004-11-09 2006-05-18 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging
US8586932B2 (en) 2004-11-09 2013-11-19 Spectrum Dynamics Llc System and method for radioactive emission measurement
EP1709585B1 (en) 2004-01-13 2020-01-08 Spectrum Dynamics Medical Limited Multi-dimensional image reconstruction
US7968851B2 (en) 2004-01-13 2011-06-28 Spectrum Dynamics Llc Dynamic spect camera
JP4303603B2 (ja) * 2004-01-13 2009-07-29 株式会社日立製作所 核医学診断装置、及びその検出器ユニット
WO2005082009A2 (en) * 2004-02-25 2005-09-09 Digirad Corporation Small field-of-view detector head ('spect') attenuation correction system
JP4224425B2 (ja) * 2004-05-11 2009-02-12 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー Ｃｔ画像生成方法およびｘ線ｃｔ装置
EP1778957A4 (en) 2004-06-01 2015-12-23 Biosensors Int Group Ltd OPTIMIZING THE MEASUREMENT OF RADIOACTIVE RADIATION ON SPECIAL BODY STRUCTURES
JP2006090827A (ja) * 2004-09-24 2006-04-06 Hitachi Ltd 放射線検査装置及びそのタイミング補正方法
DE102004048962B4 (de) * 2004-10-07 2006-09-21 Siemens Ag Digitale Röntgenaufnahmevorrichtung bzw. Verfahren zur Aufnahme von Röntgenabbildungen in einer digitalen Röntgenaufnahmevorrichtung
US9943274B2 (en) 2004-11-09 2018-04-17 Spectrum Dynamics Medical Limited Radioimaging using low dose isotope
US9316743B2 (en) 2004-11-09 2016-04-19 Biosensors International Group, Ltd. System and method for radioactive emission measurement
US8615405B2 (en) 2004-11-09 2013-12-24 Biosensors International Group, Ltd. Imaging system customization using data from radiopharmaceutical-associated data carrier
US8423125B2 (en) 2004-11-09 2013-04-16 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging
WO2008059489A2 (en) 2006-11-13 2008-05-22 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging applications of and novel formulations of teboroxime
US7495225B2 (en) * 2004-12-08 2009-02-24 General Electric Company Methods and apparatus for pixilated detector masking
EP1875272B1 (en) * 2004-12-22 2017-03-08 Koninklijke Philips N.V. Real-time list mode reconstruction
EP1886257A1 (en) 2005-05-11 2008-02-13 Optosecurity Inc. Method and system for screening luggage items, cargo containers or persons
US7991242B2 (en) 2005-05-11 2011-08-02 Optosecurity Inc. Apparatus, method and system for screening receptacles and persons, having image distortion correction functionality
CN101198860A (zh) * 2005-06-16 2008-06-11 Ⅱ-Ⅵ有限公司 能量鉴别散射成像系统
US8644910B2 (en) 2005-07-19 2014-02-04 Biosensors International Group, Ltd. Imaging protocols
US8837793B2 (en) 2005-07-19 2014-09-16 Biosensors International Group, Ltd. Reconstruction stabilizer and active vision
US7180055B1 (en) * 2005-08-09 2007-02-20 Sandia Corporation Nuclear sensor signal processing circuit
US8110810B2 (en) 2005-12-29 2012-02-07 Lawrence Livermore National Security, Llc Methods for increasing the sensitivity of gamma-ray imagers
US20070205367A1 (en) * 2006-03-01 2007-09-06 General Electric Company Apparatus and method for hybrid computed tomography imaging
US8070987B2 (en) 2006-03-03 2011-12-06 Washington State University Research Foundation Compositions of doped, co-doped and tri-doped semiconductor materials
WO2007112003A2 (en) * 2006-03-24 2007-10-04 Mcw Research Foundation, Inc. System and method for direct digitization of nmr signals
US7385201B1 (en) * 2006-04-27 2008-06-10 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Strip photon counting detector for nuclear medicine
US7394072B2 (en) * 2006-05-03 2008-07-01 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Gamma camera calibration and diagnosis using pulse injection
US8894974B2 (en) 2006-05-11 2014-11-25 Spectrum Dynamics Llc Radiopharmaceuticals for diagnosis and therapy
US7899232B2 (en) 2006-05-11 2011-03-01 Optosecurity Inc. Method and apparatus for providing threat image projection (TIP) in a luggage screening system, and luggage screening system implementing same
US7326906B2 (en) * 2006-06-03 2008-02-05 Orbotech Medical Solutions Ltd. Digital readout system
US7601966B2 (en) * 2006-06-28 2009-10-13 Spectrum Dynamics Llc Imaging techniques for reducing blind spots
US7720524B2 (en) * 2006-07-04 2010-05-18 Shyam Mohan Srinivas Method, apparatus, and system for detecting disease states in a living body using a gamma ray counter
US8494210B2 (en) 2007-03-30 2013-07-23 Optosecurity Inc. User interface for use in security screening providing image enhancement capabilities and apparatus for implementing same
US7645997B2 (en) 2006-09-29 2010-01-12 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Positioning of photodetection events
EP1916543A1 (en) * 2006-10-24 2008-04-30 DKFZ Deutsches Krebsforschungszentrum, Stiftung des Öffentlichen Rechts Triple-modality imaging system
US9275451B2 (en) 2006-12-20 2016-03-01 Biosensors International Group, Ltd. Method, a system, and an apparatus for using and processing multidimensional data
US20080203304A1 (en) * 2007-02-22 2008-08-28 The Regents Of The University Of Ca Multichannel instrumentation for large detector arrays
US8193815B2 (en) * 2007-06-25 2012-06-05 Koninklijke Philips Electronics N.V. Photodiode self-test
CN101861527B (zh) 2007-08-08 2013-08-14 皇家飞利浦电子股份有限公司 硅光电倍增器触发网络
CN102763005B (zh) * 2007-08-08 2016-10-19 皇家飞利浦电子股份有限公司 硅光电倍增器读出电路
US8049178B2 (en) * 2007-08-30 2011-11-01 Washington State University Research Foundation Semiconductive materials and associated uses thereof
US7479639B1 (en) 2007-08-30 2009-01-20 Orbotech Medical Solutions Ltd. Apparatus, method and system for determining energy windows in medical-imaging systems
US20100305873A1 (en) * 2007-09-12 2010-12-02 Glenn Sjoden Method and Apparatus for Spectral Deconvolution of Detector Spectra
US8521253B2 (en) 2007-10-29 2013-08-27 Spectrum Dynamics Llc Prostate imaging
JP2011509399A (ja) * 2007-12-20 2011-03-24 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 直接変換検出器
JP5096946B2 (ja) * 2008-01-30 2012-12-12 浜松ホトニクス株式会社 固体撮像装置
JP4928497B2 (ja) * 2008-05-12 2012-05-09 株式会社リコー 画像処理装置、画像処理方法、画像処理プログラム及び記憶媒体
WO2010036801A2 (en) 2008-09-26 2010-04-01 Michael Appleby Systems, devices, and/or methods for manufacturing castings
CN101685072B (zh) * 2008-09-28 2011-05-11 同方威视技术股份有限公司 用于辐射成像的探测器模块及具有其的辐射成像检查系统
CN101923878A (zh) * 2009-06-17 2010-12-22 鸿富锦精密工业（深圳）有限公司 数据存储控制系统及方法
US8338788B2 (en) 2009-07-29 2012-12-25 Spectrum Dynamics Llc Method and system of optimized volumetric imaging
US8324719B2 (en) * 2009-08-31 2012-12-04 General Electric Company Electronic package system
GB2475063A (en) * 2009-11-04 2011-05-11 Univ Leicester Charge detector for photons or particles.
US8420996B2 (en) * 2009-12-23 2013-04-16 Nokia Corporation Intensity estimation using binary sensor array with spatially varying thresholds
US8296940B2 (en) 2010-04-19 2012-10-30 General Electric Company Method of forming a micro pin hybrid interconnect array
US9139316B2 (en) 2010-12-29 2015-09-22 Cardinal Health 414, Llc Closed vial fill system for aseptic dispensing
USD679016S1 (en) * 2011-03-21 2013-03-26 Planmeca Oy Arm for a dental X-ray apparatus
US9417332B2 (en) 2011-07-15 2016-08-16 Cardinal Health 414, Llc Radiopharmaceutical CZT sensor and apparatus
US20130102772A1 (en) 2011-07-15 2013-04-25 Cardinal Health 414, Llc Systems, methods and devices for producing, manufacturing and control of radiopharmaceuticals-full
WO2013012813A1 (en) 2011-07-15 2013-01-24 Cardinal Health 414, Llc Modular cassette synthesis unit
JP2014521992A (ja) 2011-07-19 2014-08-28 ヘプタゴン・マイクロ・オプティクス・プライベート・リミテッド 受動光学構成要素の製造方法および受動光学構成要素を備えるデバイス
US20130060134A1 (en) * 2011-09-07 2013-03-07 Cardinal Health 414, Llc Czt sensor for tumor detection and treatment
ES2675308T3 (es) 2011-09-07 2018-07-10 Rapiscan Systems, Inc. Sistema de inspección de rayos X que integra datos de manifiesto con procesamiento de obtención de imágenes/detección
US8930155B2 (en) 2011-11-15 2015-01-06 Fuji Electrict Co., Ltd. Pulse processing device and radiation measuring device
US8813824B2 (en) 2011-12-06 2014-08-26 Mikro Systems, Inc. Systems, devices, and/or methods for producing holes
CN108095761B (zh) 2012-03-07 2021-10-15 齐特奥股份有限公司 空间对准设备、空间对准系统及用于指导医疗过程的方法
EP2866666B1 (en) * 2012-06-28 2019-08-07 Mobius Imaging, LLC Method and system for x-ray ct imaging
JP5800336B2 (ja) * 2012-07-23 2015-10-28 株式会社リガク 放射線測定方法及び放射線測定装置
DE102012213814A1 (de) 2012-08-03 2014-02-06 Siemens Aktiengesellschaft Röntgendetektor
DE102013206404B3 (de) * 2013-04-11 2014-03-06 Siemens Aktiengesellschaft Sensorchip, computertomographischer Detektor diesen aufweisend, sowie ein Herstellungsverfahren und ein Betriebsverfahren dafür
US9960124B2 (en) * 2013-10-23 2018-05-01 General Electric Company Integrated shield structure for mixed-signal integrated circuits
US9684083B2 (en) * 2014-04-01 2017-06-20 General Electric Company X-ray detector panel
JP6528376B2 (ja) * 2014-08-27 2019-06-12 富士通株式会社 撮像装置及びその製造方法
US10617401B2 (en) 2014-11-14 2020-04-14 Ziteo, Inc. Systems for localization of targets inside a body
WO2016191529A1 (en) * 2015-05-26 2016-12-01 Georgia Tech Research Corporation Bioelectronic devices, systems, and uses thereof
EP3772702A3 (en) 2016-02-22 2021-05-19 Rapiscan Systems, Inc. Methods for processing radiographic images
US10502622B2 (en) * 2016-06-30 2019-12-10 U.S.A. As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Detector control and data acquisition with custom application specific integrated circuit (ASIC)
JP6776024B2 (ja) * 2016-06-30 2020-10-28 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線検出器、ｘ線検出器モジュール、支持部材及びｘ線ｃｔ装置
US10481284B2 (en) * 2017-10-19 2019-11-19 Kromek Group, PLC Modular gamma imaging device
US10598801B2 (en) 2017-10-19 2020-03-24 Kromek Group, PLC Modular gamma imaging device
KR20210028139A (ko) * 2018-03-14 2021-03-11 소니 어드밴스드 비주얼 센싱 아게 3d-ic 기술로 제조된 이벤트-기반 비전 센서
US11121302B2 (en) 2018-10-11 2021-09-14 SeeQC, Inc. System and method for superconducting multi-chip module
KR102198511B1 (ko) * 2019-02-28 2021-01-05 한국원자력 통제기술원 우라늄 농축도 측정용 ｃｚｔ 검출기 어레이 기반 임베디드 시스템 및 그 작동 방법
IL287027B2 (en) 2019-04-09 2025-06-01 Ziteo Inc Methods and systems for high performance and versatile molecular imaging
RU2740737C1 (ru) * 2019-12-04 2021-01-20 федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Самарский национальный исследовательский университет имени академика С.П. Королёва" Каскадный полупроводниковый детектор для газовой хроматографии
EP3879229B1 (en) 2020-03-09 2023-06-14 Murata Manufacturing Co., Ltd. Mems gyroscope sensitivity compensation
WO2023287804A1 (en) * 2021-07-13 2023-01-19 CapeSym, Inc. Micro-structured crystalline radiation detectors
US12468054B2 (en) 2022-09-09 2025-11-11 Redlen Technologies, Inc. Radiation detector module with local processing unit
CN120615172A (zh) * 2022-12-30 2025-09-09 上海联影医疗科技股份有限公司 用于探测辐射线的光子计数探测器
CN119024402B (zh) * 2024-09-19 2025-11-18 西北核技术研究所 基于一体式位置灵敏碲锌镉探测器的数字化康普顿加和谱仪及其能谱探测方法

Family Cites Families (55)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2980500A (en) * 1958-04-25 1961-04-18 Monsanto Chemicals Method for the preparation of semiconductor cadmium compounds
US3188594A (en) * 1962-01-25 1965-06-08 Gen Electric Thermally sensitive resistances
US3418471A (en) * 1963-11-07 1968-12-24 Richard W Hanes Visualizing internal structure
US3540859A (en) * 1966-09-09 1970-11-17 Merck & Co Inc Metal chalcogenides and intermediates for their preparation
US3390090A (en) * 1966-09-12 1968-06-25 Merck & Co Inc Metallic selenides and tellurides and process for making same
US3372997A (en) * 1966-12-22 1968-03-12 Du Pont Ternary copper, zinc, cadmium and manganese dichalcogenides having the pyrite-type crystal structure
US3717762A (en) * 1970-09-21 1973-02-20 Baird Atomic Inc Sensing matrix for a radioactivity-distribution detector
US3721938A (en) * 1971-12-23 1973-03-20 Tyco Laboratories Inc Cadmium telluride devices with non-diffusing contacts
US3999071A (en) * 1975-08-26 1976-12-21 Etat Francais Nuclear detectors sensitive to alpha, beta, and gamma rays and to thermal neutrons and to methods of treatment of crystals of such detectors
US4055765A (en) * 1976-04-27 1977-10-25 The Ohio State University Gamma camera system with composite solid state detector
US4047037A (en) * 1976-02-09 1977-09-06 The Ohio State University Gamma ray camera for nuclear medicine
US4055766A (en) * 1976-04-27 1977-10-25 The Ohio State University Control system for gamma camera
US4093857A (en) * 1976-12-20 1978-06-06 Raytheon Company Radiographic normalizing system
US4187427A (en) * 1978-01-09 1980-02-05 General Electric Company Structure for collimated scintillation detectors useful in tomography
US4255659A (en) * 1978-03-27 1981-03-10 The Regents Of The University Of California Semiconductor radiation detector
US4245158A (en) * 1979-03-26 1981-01-13 American Science And Engineering, Inc. Soft x-ray spectrometric imaging system
US4243885A (en) * 1979-09-25 1981-01-06 The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy Cadmium telluride photovoltaic radiation detector
US4292645A (en) * 1979-10-18 1981-09-29 Picker Corporation Charge splitting resistive layer for a semiconductor gamma camera
JPS58168980A (ja) * 1982-03-31 1983-10-05 Toshiba Corp 放射線検出器
US4633881A (en) * 1982-07-01 1987-01-06 The General Hospital Corporation Ambulatory ventricular function monitor
JPH0640077B2 (ja) * 1983-10-12 1994-05-25 松下電器産業株式会社 放射線受像方法
EP0161324B1 (en) * 1984-05-14 1987-11-25 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Quantum-counting radiography method and apparatus
US4682604A (en) * 1985-02-25 1987-07-28 The Regents Of The University Of California Coincidence counting emission tomographic probe: method and apparatus
US4672207A (en) * 1985-08-21 1987-06-09 The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy Readout system for multi-crystal gamma cameras
US4920969A (en) * 1985-10-08 1990-05-01 Capintec, Inc. Ambulatory physiological evaluation system including cardiac monitoring
US5007427A (en) * 1987-05-07 1991-04-16 Capintec, Inc. Ambulatory physiological evaluation system including cardiac monitoring
US5111818A (en) * 1985-10-08 1992-05-12 Capintec, Inc. Ambulatory physiological evaluation system including cardiac monitoring
US4755679A (en) * 1986-06-19 1988-07-05 Wong Wai Hoi Method and apparatus for maximizing counts of a PET camera
US5072458A (en) * 1987-05-07 1991-12-17 Capintec, Inc. Vest for use in an ambulatory physiological evaluation system including cardiac monitoring
FR2615961B1 (fr) * 1987-05-27 1991-09-06 Commissariat Energie Atomique Procede de prise en compte des impulsions de localisation delivrees par une gamma camera
US4846187A (en) * 1987-12-01 1989-07-11 The Center For Molecular Medicine And Immunology Dual isotope scintigraphic image enhancement
US5085325A (en) * 1988-03-08 1992-02-04 Simco/Ramic Corporation Color sorting system and method
FR2631132B1 (fr) * 1988-05-03 1991-09-20 Thomson Csf Detecteur d'images radiologiques
US4911905A (en) * 1988-10-03 1990-03-27 Texas Instruments Incorporated Method of forming stoichiometric II-VI compounds of high purity
US4950897A (en) * 1989-01-04 1990-08-21 University Of Toronto Innovations Foundation Thermal wave sub-surface defect imaging and tomography apparatus
US5005195A (en) * 1989-03-10 1991-04-02 Expert Image Systems, Inc. Digital readout system for radiographic imaging
US5036201A (en) * 1990-03-09 1991-07-30 Care Wise Medical Products Corporation Probe and collimator for quick releasable mounting thereon
US5027817A (en) * 1989-06-22 1991-07-02 New York University Statistical based display for positron emission tomography scans
US5005193A (en) * 1989-06-29 1991-04-02 Texas Instruments Incorporated Clock pulse generating circuits
US5376795A (en) * 1990-07-09 1994-12-27 Regents Of The University Of California Emission-transmission imaging system using single energy and dual energy transmission and radionuclide emission data
US5119818A (en) * 1990-07-25 1992-06-09 Care Wise Medical Products Corporation Radiation detecting biopsy probe
US5057690A (en) * 1990-08-29 1991-10-15 The United States Of America As Represented By The Department Of Energy Battery driven 8 channel pulse height analyzer with compact, single gamma-peak display
US5105087A (en) * 1990-11-28 1992-04-14 Eastman Kodak Company Large solid state sensor assembly formed from smaller sensors
US5138167A (en) * 1991-01-23 1992-08-11 University Of Alabama - Birmingham Split energy radiation detection
US5132542A (en) * 1991-02-11 1992-07-21 Bernd Bassalleck Digital gamma ray imaging device
US5354987A (en) * 1992-12-07 1994-10-11 Texas Instruments Incorporated Calibrating focal plane arrays using multiple variable radiometric sources
IL105881A (en) * 1993-06-02 1995-10-31 Israel State A lightweight head for a gamma camera and a gamma camera assembly that includes it
US5451789A (en) * 1993-07-19 1995-09-19 Board Of Regents, The University Of Texas System High performance positron camera
US5530249A (en) * 1994-06-09 1996-06-25 The Regents Of The University Of California Electrode configuration and signal subtraction technique for single polarity charge carrier sensing in ionization detectors
US5742060A (en) * 1994-12-23 1998-04-21 Digirad Corporation Medical system for obtaining multiple images of a body from different perspectives
KR987001092A (ko) * 1994-12-23 1998-04-30 엘. 린그렌 클린턴 반도체 감마 선 카메라 및 의학 화상 시스템(Semiconductor Gamma-Ray Camera and Medical Imaging System)
US5498880A (en) * 1995-01-12 1996-03-12 E. I. Du Pont De Nemours And Company Image capture panel using a solid state device
GB2308935B (en) * 1996-01-06 2000-01-12 Marconi Gec Ltd A thermal imager referencing system
US5777338A (en) * 1996-12-11 1998-07-07 Regents Of The University Of Michigan Ionization detector, electrode configuration and single polarity charge detection method
US6028309A (en) * 1997-02-11 2000-02-22 Indigo Systems Corporation Methods and circuitry for correcting temperature-induced errors in microbolometer focal plane array

Cited By (32)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN100339722C (zh) * 2002-06-12 2007-09-26 皇家飞利浦电子股份有限公司 使用伽马照相机的医学成像方法以及核成像设备
CN100539171C (zh) * 2005-07-11 2009-09-09 佳能株式会社 转换设备、放射检测设备和放射检测系统
CN101405620B (zh) * 2006-03-23 2012-07-25 浜松光子学株式会社 放射线检测器及放射线检测方法
CN102608648B (zh) * 2006-07-28 2015-06-03 皇家飞利浦电子股份有限公司 正电子发射断层摄影中的飞行时间测量
CN107102348A (zh) * 2008-12-10 2017-08-29 皇家飞利浦电子股份有限公司 用作可缩放pet和spect系统构建块的自主探测器模块
CN107102348B (zh) * 2008-12-10 2020-12-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 用作可缩放pet和spect系统构建块的自主探测器模块
CN102985849A (zh) * 2010-07-15 2013-03-20 日立民用电子株式会社 放射线检测装置
CN102985849B (zh) * 2010-07-15 2015-08-19 日立阿洛卡医疗株式会社 放射线检测装置
CN103745760A (zh) * 2014-01-16 2014-04-23 上海交通大学 基于全光激光等离子体加速器的γ射线源
US9810629B2 (en) 2015-09-30 2017-11-07 Shenyang Neusoft Medical Systems Co., Ltd. Recognition of position of crystal in nuclear detector
CN105182401A (zh) * 2015-09-30 2015-12-23 沈阳东软医疗系统有限公司 一种核探测器晶体位置识别装置
CN105182401B (zh) * 2015-09-30 2019-05-21 东软医疗系统股份有限公司 一种核探测器晶体位置识别装置
CN106707324A (zh) * 2015-11-16 2017-05-24 Dr科技股份有限公司 辐射检测器和具有其的射线照相术设备
US11058374B2 (en) 2015-11-16 2021-07-13 Drtech Corp Radiation detector and radiography apparatus having the same
CN106707324B (zh) * 2015-11-16 2019-06-04 Dr科技股份有限公司 辐射检测器和具有其的射线照相术设备
CN105455832A (zh) * 2015-11-19 2016-04-06 青岛市市立医院 一种半导体放射线检测器以及核医学诊断装置
CN105759301A (zh) * 2016-04-07 2016-07-13 中国科学院高能物理研究所 基于SiPM的核医学成像平板探测器
CN109690353A (zh) * 2016-09-13 2019-04-26 皇家飞利浦有限公司 用于x射线和核成像的组合成像探测器
CN109661595A (zh) * 2016-09-23 2019-04-19 深圳帧观德芯科技有限公司 半导体x射线检测器的封装
US11774609B2 (en) 2016-09-23 2023-10-03 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Packaging of semiconductor x-ray detectors
US10677941B2 (en) 2016-09-23 2020-06-09 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Packaging of semiconductor X-ray detectors
WO2018053774A1 (en) * 2016-09-23 2018-03-29 Shenzhen Xpectvision Technology Co.,Ltd. Packaging of semiconductor x-ray detectors
US11353601B2 (en) 2016-09-23 2022-06-07 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Packaging of semiconductor x-ray detectors
TWI747957B (zh) * 2016-09-23 2021-12-01 中國大陸商深圳幀觀德芯科技有限公司 半導體x射線檢測器的封裝
CN106772533A (zh) * 2017-02-10 2017-05-31 北京格物时代科技发展有限公司 放射物残留扫描装置及系统
CN108607164A (zh) * 2018-04-16 2018-10-02 王彦冬 一种用于超声引导粒子植入布源分布状况检测方法
CN116322586A (zh) * 2020-10-13 2023-06-23 爱尔康公司 双增益光束检测
CN114415225A (zh) * 2021-12-20 2022-04-29 核工业西南物理研究院 一种核聚变α粒子损失探测器
CN115097514A (zh) * 2022-08-05 2022-09-23 黑龙江省原子能研究院 一种核探测器高低温实验装置及控制系统
WO2024138727A1 (en) * 2022-12-30 2024-07-04 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Photon-counting detectors for detecting radiation rays
CN118882828A (zh) * 2024-07-12 2024-11-01 深圳芯途智感科技有限公司 一种颜色识别传感器和系统
CN119200733A (zh) * 2024-09-23 2024-12-27 北京卫星环境工程研究所 空间粒子辐射探测器的电压控制方法和装置

Also Published As

Publication number Publication date
US6091070A (en) 2000-07-18
JP3358817B2 (ja) 2002-12-24
EP1249713A2 (en) 2002-10-16
EP0871902A4 (en) 1999-12-15
CA2208576A1 (en) 1996-07-04
US6194715B1 (en) 2001-02-27
JP2001296368A (ja) 2001-10-26
DE69534284D1 (de) 2005-07-21
EP0871902A1 (en) 1998-10-21
US6172362B1 (en) 2001-01-09
AU706101B2 (en) 1999-06-10
KR987001092A (ko) 1998-04-30
US20010025928A1 (en) 2001-10-04
JPH10513550A (ja) 1998-12-22
US6080984A (en) 2000-06-27
EP1251364A2 (en) 2002-10-23
US6541763B2 (en) 2003-04-01
EP1258740A2 (en) 2002-11-20
JP2001318151A (ja) 2001-11-16
JP2001296369A (ja) 2001-10-26
MX9704632A (es) 1998-02-28
BR9510290A (pt) 1997-11-11
AU4646096A (en) 1996-07-19
US20020148957A1 (en) 2002-10-17
DE69534284T2 (de) 2006-03-23
EP0871902B1 (en) 2005-06-15
WO1996020412A1 (en) 1996-07-04
US5847396A (en) 1998-12-08
US5786597A (en) 1998-07-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN1190467A (zh) 半导体伽马射线摄像机和医学成像系统
US5742060A (en) Medical system for obtaining multiple images of a body from different perspectives
US6194726B1 (en) Semiconductor radiation detector with downconversion element
MXPA97004632A (en) Semiconductor camera of rays gamma and medical system of image formation
US6292528B1 (en) Computer tomograph detector
US20020079458A1 (en) Hybrid detector for X-ray imaging
US20080283760A1 (en) Radiation Detector, Radiation Detector Element, And Radiation Imaging Apparatus
JP2002505752A (ja) フィルム無し光量子撮像装置
US5864141A (en) Compact, high-resolution, gamma ray imaging for scintimammography and other medical diagostic applications
JPH10339778A (ja) Ｘ線コンピュータトモグラフ装置
CN100449765C (zh) x射线检查设备
JP3818317B1 (ja) 核医学診断装置及び核医学診断装置における放射線検出器の識別方法
Parnham et al. Development of a CdZnTe-based small field-of-view gamma camera
Bertolucci et al. Portable system for imaging of/spl alpha/, and X-ray sources with silicon pixel detectors and Medipix1 readout
Cox et al. Vertically integrated electronic x-ray imager
Jie et al. A compact gamma camera with scintillation array and parallel-hole collimator

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C01 Deemed withdrawal of patent application (patent law 1993)
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication