JP2009018154A

JP2009018154A - オーバーレンジ論理制御を伴う光子計数ｘ線検出器

Info

Publication number: JP2009018154A
Application number: JP2008120076A
Authority: JP
Inventors: John E Tkaczyk; ジョン・エリック・ツカチク; Jonathan D Short; ジョナサン・ディ・ショート; James W Rose; ジェイムズ・ウィルソン・ローズ; Xiaoye Wu; シャオイェ・ウー; Samit K Basu; サミット・クマール・バス
Original assignee: General Electric Co
Current assignee: General Electric Co
Priority date: 2007-05-04
Filing date: 2008-05-02
Publication date: 2009-01-29
Anticipated expiration: 2028-05-02
Also published as: IL191154A0; JP5215722B2

Abstract

【課題】オーバーレンジ論理制御を伴う光子計数Ｘ線検出器を提供する。
【解決手段】ＣＴ検出器は、Ｘ線撮影エネルギーをエネルギー感知Ｘ線撮影データを表す電気信号に変換する第１の検出器２５２と、Ｘ線撮影エネルギーをエネルギー感知Ｘ線撮影データを表す電気信号に変換し、第１の検出器２５２を透過したＸ線を受け取るように配置される第２の検出器２５４とを含む。論理コントローラ２６２は、第１の検出器および第２の検出器に電気的に接続され、第１の検出器２５２の飽和レベルの量を表す第２の検出器２５４からの論理出力信号を受け取り、論理出力信号を閾値と比較し、比較に基づいて、第１の検出器２５２、第２の検出器２５４、またはそれらの組合せからの電気信号を画像チェーンに出力する。
【選択図】図２５

Description

本発明は、一般に、診断撮像に関し、より詳細には、１対の検出器のデータ使用を選択するための論理制御を有する積層検出器に関する。

一般に、Ｘ線およびコンピュータ断層撮影（ＣＴ：ｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）などのＸ線撮像システムでは、Ｘ線源が、患者または荷物などの被験体または物体に向けてＸ線を放出する。これ以降、「被験体」および「物体」という用語は、撮像されることが可能な任意のものを表すために、交換可能に使用されることができる。ビームは、被験体によって減衰された後、放射線検出器のアレイに衝突する。検出器アレイで受け取られた減衰ビーム放射の強度は、一般にＸ線の減衰に依存する。検出器アレイの各検出器要素は、各検出器要素で受け取られた減衰ビームを表す別々の電気信号を生成する。電気信号は、分析用のデータ処理システムに送られ、データ処理システムが、最終的に画像を生成する。

その他の典型的なＸ線撮像システム、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ：ｐｏｓｉｔｒｏｎｅｍｉｓｓｉｏｎｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）、または単光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ：ｓｉｎｇｌｅｐｈｏｔｏｎｅｍｉｓｓｉｏｎｃｏｍｐｕｔｅｄｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）では、被撮像物体内の放射源が、Ｘ線を放出し、Ｘ線は、光子計数エネルギー感知Ｘ線検出器によって捕捉される。ＣＴシステムは、ＰＥＴまたはＳＰＥＣＴシステムと組み合わされて、解剖学的構造と生理学的に重要な（すなわち機能的）情報の両方を表す画像を提供する融合システム（ＣＴ／ＳＰＥＣＴまたはＣＴ／ＰＥＴ）を生み出すことができる。そのような組合せシステムは、Ｘ線をＸ線検出器に向けて放出する源と、物体内の放射源から放出されたＸ線を測定する別個のＳＰＥＣＴまたはＰＥＴ検出器とを含む。

いくつかのＣＴ撮像システムでは、例えば、Ｘ線源および検出器アレイは、ガントリ内で被験体の周囲を撮像平面内で回転させられる。そのようなＣＴ撮像システム用のＸ線源は、Ｘ線管を一般に含み、Ｘ線管は、焦点から発散するファンビームとしてＸ線を放出する。そのようなＣＴ撮像システム用のＸ線検出器は、前記焦点を中心とする円弧内に一般に構成される。加えて、そのような検出器は、前記焦点に焦点を有する検出器で受け取られるＸ線ビームを平行にするためのコリメータを含む。加えて、そのような検出器は、Ｘ線を光エネルギーに変換するためのシンチレータをコリメータに隣接して含み、また隣接するシンチレータから光エネルギーを受け取り、光エネルギーから電気信号を生成するためのフォトダイオードを含む。一般に、シンチレータアレイの各シンチレータは、Ｘ線を光エネルギーに変換する。各フォトダイオードは、光エネルギーを検出し、対応するフォトダイオードによって放出される光の関数として、対応する電気信号を発生させる。その後、フォトダイオードの出力は、画像再構成用のデータ処理システムに送られる。

いくつかのＳＰＥＣＴおよびＰＥＴシステムでは、例えば、１つまたは複数のフラット検出器アレイが、ガントリ内で被験体の周囲を撮像平面内で回転させられる。被撮像物体内のＸ線放射源は、ランダムな方向に光子を放出する。Ｘ線検出器は、撮像平面内に含まれ検出器面に直交する平行光線となるように、焦点を有する検出器で受け取られるＸ線ビームを平行にするためのコリメータを一般に含む。加えて、そのような検出器は、Ｘ線を光エネルギーに変換するためのシンチレータをコリメータに隣接して含み、また隣接するシンチレータから光エネルギーを受け取り、光エネルギーから電気信号を生成するための光電子増倍管を含み、その後、電気信号は、画像再構成用のデータ処理システムに送られる。

従来のＣＴ撮像システムは、Ｘ線撮影エネルギーを、ある期間にわたって積分され、その後測定され、最終的にデジタル化される電流信号に変換する検出器を利用する。しかし、そのような検出器の難点は、検出された光子の数および／またはエネルギーに関するデータまたはフィードバックを提供することができないことである。すなわち、従来のＣＴ検出器は、シンチレータコンポーネントと、フォトダイオードコンポーネントとを有し、シンチレータコンポーネントは、Ｘ線撮影エネルギーの受け取り時に発光し、フォトダイオードは、シンチレータコンポーネントの発光を検出し、発光の強度の関数として電気信号を提供する。ＣＴ撮像は、従来のＣＴ検出器設計を用いて達成される進歩なしには、実用的な診断撮像ツールとはならないことが一般に認識されているが、これらの検出器の難点は、エネルギー弁別データを提供すること、またはそれとは別に、与えられた検出器要素もしくはピクセルによって実際に受け取られた光子の数をカウントすること、および／もしくはそのエネルギーを測定することができないことである。すなわち、シンチレータによって放出される光は、衝突させられたＸ線の数およびＸ線のエネルギーレベルの関数である。電荷積分動作モードの下では、フォトダイオードは、シンチレーションからエネルギーレベルまたは光子数を弁別することが可能ではない。例えば、２つのシンチレータは、等しい強度で発光することができ、そのため、それぞれのフォトダイオードに等しい出力を提供する。それでも、各シンチレータによって受け取られたＸ線の数およびＸ線強度は、異なることがあり、しかし、等しい光出力をもたらす。

典型的なＰＥＴまたはＳＰＥＣＴシステムは、シンチレータおよび光電子増倍管から構成される光子計数エネルギー弁別検出器を使用する。そのような検出器は、大きな検出器要素を有し、そのため、被撮像物体内の解剖学的詳細を獲得するために高解像度画像を必要とするＣＴ応用例に容易には適合されない。したがって、最近の検出器開発は、高空間解像度を有する、光子計数および／またはエネルギー弁別フィードバックを提供し得るエネルギー弁別直接変換検出器の設計を含む。これに関連して、検出器は、Ｘ線計数モード、各Ｘ線イベントのエネルギー測定モード、または両方で動作させることができる。

エネルギー弁別直接変換検出器は、Ｘ線計数ばかりでなく、検出された各Ｘ線のエネルギーレベルの測定も提供することが可能である。その結果、そのような検出器は、ＳＰＥＣＴまたはＰＥＴ撮像用に使用され得る可能性がある。直接変換エネルギー弁別検出器の構成では、多くの材料が使用されることができるが、テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）およびテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）などの半導体が、好ましい材料であるとして示されている。

一般に、直接変換検出器を使用して画像を生成するため、電荷積分または電荷パルス計数電子機器が利用される。電荷積分の場合、電荷は、ピクセル領域全体で積分され、積分電荷は、総Ｘ線数および検出された各Ｘ線のエネルギーレベルを表すデジタル信号を発生させるために使用される。パルス計数の場合、電流パルスの振幅が、閾値レベルと比較され、光子エネルギーを記録するためにビンカウンタ（ｂｉｎｃｏｕｎｔｅｒ）に保存される。

しかし、直接変換半導体検出器の難点は、これらのタイプの検出器が、従来のＣＴシステムで一般に遭遇されるＸ線光子フラックスレート（ｆｌｕｘｒａｔｅ）で、例えば、平方ミリメータ当たり毎秒５〜１００百万カウント（Ｍｃｐｓ）以上でカウントすることができないことである。５〜１００Ｍｃｐｓを超える非常に高いＸ線光子フラックスレートは、パイルアップ（ｐｉｌｅ−ｕｐ）および分極を引き起こし、それらは最終的に、検出器飽和をもたらす。すなわち、これらの検出器は、相対的に低いＸ線フラックスレベル閾値で一般に飽和する。これらの閾値より上では、検出器応答は、予測可能ではなく、または悪化した線量利用を有する。ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴの場合、撮像フラックスレベルは、５〜１００Ｍｃｐｓより下であり、ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ用の半導体検出器におけるそのような飽和は、実用上の問題ではない。しかし、ＣＴの場合、飽和は、厚さの薄い被験体が検出器とＸ線撮影エネルギー源またはＸ線管の間に置かれた検出器位置で発生することができる。これらの飽和領域は、検出器扇形弧の上に投影される被験体の幅の近辺または外側の、厚さの薄い被験体の経路に対応することが示されている。多くの場合、被験体は、Ｘ線フラックスの減衰およびその後の検出器への入射強度に対する影響において、多かれ少なかれ円形または楕円形である。この場合、飽和領域は、扇形弧の末端における２つの切り離された領域に相当する。その他のあまり一般的ではないが稀ではない場合として、飽和は、その他の位置、検出器の３つ以上の切り離された領域で発生する。楕円形の被験体の場合、扇形弧の端における飽和は、被験体とＸ線源の間にボータイフィルタ（ｂｏｗｔｉｅｆｉｌｔｅｒ）を配置することによって低減させられる。一般に、フィルタは、フィルタと被験体の総減衰が扇形弧全域にわたって等化されるように、被験体の形状に合わせて構成される。その場合、検出器に入射するフラックスは、扇形弧全域にわたって相対的に一様であり、飽和を引き起こさない。しかし、問題となり得るのは、被験体集団（ｓｕｂｊｅｃｔｐｏｐｕｌａｔｉｏｎ）がかなり一様でなく、形状が正確に楕円ではない場合に、ボータイフィルタが最適にならないことがあり得ることである。そのような場合、１つまたは複数の切り離された飽和領域が発生すること、または反対にＸ線フラックスを過剰にフィルタリングして、非常に低いフラックスの領域を生成することが可能である。投影における低いＸ線フラックスは、最終的に被験体の再構成画像における雑音に寄与する。

検出器飽和は、撮像情報の喪失を引き起こし、Ｘ線投影およびＣＴ画像においてアーチファクトをもたらす。加えて、ヒステリシスおよびその他の非線形効果が、検出器飽和に近いフラックスレベルおよび検出器飽和を超えるフラックスレベルで発生する。直接変換検出器は、「分極」と呼ばれる現象の影響を受けやすく、分極が生じると、材料内での電荷トラッピング（ｃｈａｒｇｅｔｒａｐｐｉｎｇ）が、内部電界を変化させ、予想不可能な仕方で検出器カウントおよびエネルギー応答を変更し、応答が前の曝露履歴によって変更されるヒステリシスをもたらす。特に、光子計数直接変換検出器は、各Ｘ線光子イベントに関連する固有の電荷収集時間（ｃｈａｒｇｅｃｏｌｌｅｃｔｉｏｎｔｉｍｅ）（すなわち不感時間（ｄｅａｄｔｉｍｅ））のために飽和する。飽和は、各ピクセルについてのＸ線光子吸収レートが電荷収集時間の逆数のオーダにある場合、パルスパイルアップのために発生する。電荷収集時間は、電界およびアノード接触部サイズが固定された場合、直接変換層の厚さにほぼ比例し、したがって、直接変換層がより薄い場合、飽和レートの増加が可能である。しかし、ほとんどすべてのＸ線を停止させるには、十分な厚さが必要とされる。Ｘ線の不完全な収集は、低下した画像品質、すなわち雑音の多い画像と、被撮像物体に当てる線量の貧弱な利用とをもたらす。

電荷収集時間におけるさらなる要因は、層の厚さ方向に印加される電圧である。より大きな電界（電圧／厚さ）は、反比例してより小さくなる電荷収集時間と、比例してより大きくなる飽和レートとをもたらす。しかし、高電圧信号の転送に対する信頼性問題が存在する。より低い電圧が直接変換層のより小さな厚さに印加される場合に、より高い信頼性が獲得され得る。しかし、やはり、Ｘ線の大部分を十分に停止させるには、層の十分な厚さが必要とされる。

直接変換検出器に加えて、その他のタイプの検出器も飽和する。一般的な例は、積分前置増幅器（ｉｎｔｅｇｒａｔｉｎｇｐｒｅａｍｐｌｉｆｉｅｒ）に接続される、シンチレータ−フォトダイオード構成である。各光子から生成される電荷は、前置増幅器に転送される。Ｘ線フラックスが増加するにつれて、前置増幅器に流入する電流または積分期間にわたって積分される総電荷は増加する。読み出し電子機器は、増幅器を飽和させる前に、限界電流または電荷能力を有する。増幅器飽和は、非線形応答および信号電荷の喪失に関連する。これは、やはり、貧弱な線量利用および画像アーチファクトをもたらす。

別の検出器構成は、光子計数読み出し電子機器に接続される、フォトダイオード上のシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒｏｖｅｒｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）である。同様の構成は、アバランシェフォトダイオード上のシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒｏｖｅｒａｖａｌａｎｃｈｅ−ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ）または光電子増倍管上のシンチレータ（ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒｏｖｅｒｐｈｏｔｏ−ｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒｔｕｂｅ）を利用する。これらの光子計数の場合におけるＸ線フラックスレートの飽和は、次のＸ線光子の到着前に電荷を消去するための不感時間にも関係する。

光子計数直接変換検出器の場合、飽和点より上で動作するＸ線源を使用する撮像システムにおける、Ｘ線フラックスレート飽和に対する実用的な解決策は知られていない。これらのシステムの場合、Ｘ線吸収層の厚さの合計は、例えば、１．０ｍｍより大きくすることができる。Ｘ線のエネルギーが高くなるほど、Ｘ線フラックスの大部分を十分に停止させるのに必要とされる厚さは大きくなる。典型的な目標値は、入射Ｘ線の９０〜９９％を停止させることである。Ｘ線分光用に使用される２つの可能な直接変換材料である、テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）またはカドミウム亜鉛（ＣｄＴｅ）の場合、１００〜２００ｋＶｐで源から発生させられるＸ線の大部分を停止させるための、診断Ｘ線透視およびＣＴ撮像用の厚さは、ほぼ３．０〜５．０ｍｍである。ＣＺＴまたはＣｄＴｅの場合、１．０ｍｍのオーダのピクセルサイズおよび３．０〜５．０ｍｍのオーダの厚さに対して、ほぼ５〜１００×１０^６Ｘ線／秒／ｍｍ^２の飽和限界が一般に見出される。この限界は、ＣＺＴについての電荷収集時間に直接関係する。より高いフラックスレートは、理論的には、より小さいピクセルを使用することで可能である。各ピクセルは、電荷収集時間によって設定される、サイズ独立の計数レート（ｃｏｕｎｔｒａｔｅ）限界を有する。飽和フラックスレートは、計数レート限界をピクセル面積で除算することによって定められる。したがって、飽和フラックスレートは、ピクセルサイズが減少するにつれて増加する。より小さなピクセルは、高解像度画像をもたらし得るより高い空間解像度情報をそれらが利用可能にするためにも望ましい。しかし、小さなピクセルサイズは、より高いコストをもたらし、読み出し電子機器に接続される必要があるチャネルが、単位面積当たりより多く存在する。

加えて、より小さなピクセルまたは検出器要素は、より大きなクロストークをもたらす、より大きな外周対面積比（ｐｅｒｉｍｅｔｅｒｔｏａｒｅａｒａｔｉｏ）を有する。外周は、２つ以上のピクセル間で電荷が共有される（すなわちクロストークが生じる）領域である。読み出し電子機器は、近隣ピクセルにおける同時信号を組み合わせるように構成されないので、この電荷共有は、不完全なエネルギー情報および／またはＸ線光子の誤カウントをもたらす。ピクセルサイズを０．１ｍｍ未満として、薄い光子計数直接変換シリコン層を用いれば、非常に高いフラックスレートが可能であるが、これらの薄い層には、Ｘ線を停止させるための十分な停止力が存在しない。積分検出器の場合、検出器ピクセルのサイズと前置増幅器の設計は、撮像中に予想されるＸ線フラックスレートに対処するためにバランスが調整される。ＣＴの場合、積分電子機器を備える検出器のフラックスレート能力は、一般に１０^９光子／秒／ｍｍ^２のオーダである。電荷保存積分検出器を用いて動作するＸ線投影撮像器の場合、フラックスレート能力は、単に同じオーダである。シンチレータとフォトダイオード／ＡＰＤ／光電子増倍管の１つとを使用する光子計数検出器の場合、Ｘ線変換層の不感時間は、非常に速く、不感時間は通常、やはり相対的に高くなり得る電子機器読み出しの帯域幅に関係する。これらの検出器に伴う問題は様々である。フォトダイオードの場合、電子機器利得は、電子機器雑音に打ち勝つには十分でない。ＡＰＤの場合、さらなる利得が存在するが、関連する利得不安定雑音（ｇａｉｎ−ｉｎｓｔａｂｉｌｉｔｙｎｏｉｓｅ）、温度感受性、および信頼性問題を伴う。光電子増倍管の場合、これらのデバイスは、広い領域をカバーする高解像度検出器にとって大きすぎ、またコストが高すぎる。

検出器飽和は、画像を再構成するのに使用される光子の数を制限し、画像アーチファクトを導入することによって、画像品質に影響し得る。最低画像品質が、したがって最低フラックスレートが、画像を使用するために必要とされる。これに関連して、検出器の１つの領域において十分なフラックスが受け取られるようにシステムの構成を設定する場合、検出器の別の領域は、おそらくこの領域で検出器を飽和させるほど十分に高い、より高いフラックスを受け取る可能性が高い。これらの他の領域におけるより高いフラックスは、画像品質にとって必要でないが、検出器飽和に起因するデータの喪失は、画像アーチファクトを低減するために、補正アルゴリズムによって対処される必要があり得る。ＣＴ撮像の場合、再構成は、喪失または誤りデータに対して耐性がない。例えば、検出器の中央が画像品質目的にとっての最低フラックスで照射され、照射物体がコンパクトである場合、物体の影の外縁における検出器セルおよび外縁の外側における検出器セルは、これらの投影方向における薄い物体の厚さのために飽和させられることがあり得る。これらの未補正の飽和値を用いて設定されたデータの再構成は、画像において深刻なアーチファクトを引き起こす。

検出器の任意の部分の飽和に対処するために、多くの撮像技法が開発されている。これらの技法は、例えば、低い管電流またはビューごとに変調される電流を使用することによる、検出器アレイの幅にわたっての低いＸ線フラックスの維持を含む。しかし、この解決策は、増加させられたスキャン時間をもたらす。すなわち、画像についての獲得時間が、画像品質要件を満たす一定数のＸ線を獲得するのに必要とされる公称フラックスに比例して増加するという代償が存在する。

ＣＴとＳＰＥＣＴまたはＣＴとＰＥＴの組合せ撮像に関して、高いフラックスレート能力を有するエネルギー弁別検出器の利用可能性が、共用検出器に機会を提供する。ＳＰＥＣＴのＸ線光子エネルギーは、ＣＴにおけるものと同様であり、その結果、半導体層の厚さは、ＣＴおよびＳＰＥＣＴの両方の要件を満たすように設計されることができる。しかし、ＰＥＴの場合、光子エネルギーは、５１１ｅＶであり、ＣＴおよびＳＰＥＣＴ用に使用されるものより約５倍高い。

典型的な撮像用途では、Ｘ線は、直接変換材料で吸収され、それが、直接変換材料における電荷の生成をもたらす。デジタル画像情報を生成するため、発生させられた電荷は、一般に電荷積分または電荷パルス計数電子機器のいずれかを使用して、分割されたアノードで収集される。

しかし、直接変換半導体検出器の１つの難点は、アノードの間隙または周囲付近で直接変換材料に吸収されるＸ線が、そこで発生させられる、少なくとも２つの近隣ピクセルアノードによって共有される電荷をもたらし得ることである。電荷積分電子機器を使用する場合、電荷共有は、近隣ピクセル間のクロストークとして表れることができ、したがって、電子機器が電子雑音増幅の影響を受けやすくし、また画像を空間的に不鮮明にする。パルス計数電子機器を使用する場合、電荷共有は、少なくとも２つのアノード間での電荷の分割をもたらすことがあり得、少なくとも１つのアノードで収集された電荷パルスの振幅が弁別閾値よりも下である場合、喪失カウントをもたらす。加えて、パルス計数の場合、高エネルギーＸ線は、２つ以上の近隣アノードで収集された２以上のカウントの生成によって、検出量子効率（ＤＱＥ：ｄｅｔｅｃｔｉｏｎｑｕａｎｔｕｍｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ）の損失をもたらすことができ、したがって、イベントを誤カウントし、例えば、単一の高エネルギーイベントを２つ以上の低エネルギーイベントとして区分け（ｂｉｎ）する。

直接変換半導体検出器の別の難点は、直接変換結晶の端および隅における応答が再現可能でないことがあることである。直接変換結晶のそのような箇所は、入射Ｘ線フラックスが変化した際に内部電界の変化を引き起こす電荷トラッピングセンタ（ｃｈａｒｇｅｔｒａｐｐｉｎｇｃｅｎｔｅｒ）を一般に有する。変化する内部電界は、画像品質問題をもたらし得る貧弱な検出器応答を引き起こし得る。

直接変換検出器における電荷共有に対処するために、多くの技法が開発されている。エネルギー弁別検出器は、直接変換材料がその上に電気的に結合されるピクセル化構造を定める、典型的には０．２〜２．０ｍｍの多くの分割されたアノードを一般に含む。アノードは、検出面の領域を分割する撮像ピクセルの応答領域を定める。より小さなピクセルは、より高い解像度の画像をもたらし得るより高い空間解像度情報を利用可能にするので、またフラックスレート能力は、より小さなピクセルを用いると一般に改善されるので、より小さなピクセルが一般に望ましい。しかし、より小さなピクセルは、読み出し電子機器に接続される必要があるチャネルが単位面積当たりより多く存在するので、より高いコストをもたらし得る。加えて、より小さなピクセルまたは検出器要素は、検出器の単位面積当たりより大きなパーセンテージの電荷共有領域をもたらす、より大きな外周対面積比を有する。

外周は電荷が２つ以上のピクセル間で共有され得る領域であるので、読み出し電子機器が近隣ピクセルにおけるほぼ同時の信号を組み合わせるように構成されないため、不完全なエネルギー情報および／またはＸ線光子の誤カウントが発生する。読み出し電子機器は、定められた時間窓内で発生するイベントを識別するように構成される時間一致回路を含むことができ、時間窓は、イベントを識別すると、検出イベントがビンカウントを受け取ることを防止する。しかし、そのような電子機器は、コストがかかり、実施するのが困難であり得る。

直接変換結晶の端および隅における応答の再現可能性に関する問題を解決するため、装置のアノード面または結晶壁の側壁に、ガードリング（ｇｕａｒｄｒｉｎｇ）が一般に配置される。しかし、ガードリングは、半導体内における電荷のトラッピングを防止せず、変化する電界が半導体内において発達することを防止しない。
米国特許第５２１８６２４号米国特許第５２２５９８０号米国特許第５２２８０６９号米国特許第５２６２８７１号米国特許第５３７６７９５号米国特許第５５４８１２３号米国特許第５７８９７３７号米国特許第６１９８７９０号米国特許第６４５３００８号米国特許第５４００３７８号米国特許出願第２００２００８５６６４号米国特許出願第２００２００９７３２０号米国特許出願第２００３００２３１６３号米国特許出願第２００３０１１３２６７号米国特許出願第２００３０１６９８４７号米国特許出願第２００４０１３６４９１号米国特許出願第２００４０２０２２８３号米国特許出願第２００４０２６４６２７号

したがって、直接変換検出器内で一般に飽和を引き起こすＸ線光子フラックスレートより上で画像を生成し得る、直接変換エネルギー弁別ＣＴ検出器を設計することが望ましい。さらに、ＣＴ検出器アセンブリ全体にわたるＸ線フラックスの変化に対応し、オーバーレンジまたは飽和した検出器を補償し、直接変換検出器内における電荷共有を排除するＸ線管理システムを設計することが望ましい。そのような検出器およびフラックス管理システムは、ＣＴおよびＳＰＥＣＴ撮像の両方のために同じ検出器を使用することを可能にする。

本発明は、上述の難点を克服する非常に高い計数レートで動作する多層ＣＴ検出器に関する。

エネルギー弁別、エネルギー積分、および直接変換を可能にするＣＴ検出器が開示される。また、ＣＴおよび単光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）検出の両方を可能にするデュアルモダリティ検出器が開示される。検出器は、半導体材料の複数の層を含む。これに関連して、検出器は、計数レート性能を最適化するとともに飽和を回避するために、Ｘ線貫通方向において分割されるように構成される。加えて、ＣＴ検出器は、接触領域当たり複数の検出器要素またはサブピクセルを有するように、製作されることができる。これに関連して、飽和検出器要素からのデータの使用を禁止するために、個々の検出器要素の出力の動的で柔軟性のある組合せが、実施されることができる。

ＣＴ検出器は、Ｘ線光子計数ばかりでなく、エネルギー測定またはタギング（ｔａｇｇｉｎｇ）も同様にサポートする。結果として、本発明は、解剖学的詳細および組織特徴情報の両方の獲得をサポートする。これに関連して、エネルギー弁別情報またはデータが、ビーム硬化（ｂｅａｍｈａｒｄｅｎｉｎｇ）などの効果を低減するために使用されることができる。さらに、これらの検出器は、組織弁別データの獲得をサポートし、したがって、疾病またはその他の病変を表す診断情報を提供する。例えば、ビュー内においてプラーク（ｐｌａｑｕｅ）中のカルシウムの検出が可能である。この検出器は、造影剤など被験体に注入され得る物質、および標的薬などその他の専用物質を検出し、測定し、特徴付けるために使用されることもできる。造影物質は、例えば、より良い視覚化のために血流内に注入されるヨウ素を含むことができる。

したがって、本発明の一態様によれば、ＣＴ検出器は、Ｘ線撮影エネルギーをエネルギー感知Ｘ線撮影データを表す電気信号に変換するように構成される第１の検出器と、Ｘ線撮影エネルギーをエネルギー感知Ｘ線撮影データを表す電気信号に変換するように構成され、第１の検出器を透過したＸ線を受け取るように配置される第２の検出器とを含む。論理コントローラが、第１の検出器および第２の検出器に電気的に接続され、第１の検出器の飽和レベルの量を表す第２の検出器からの論理出力信号を受け取り、論理出力信号を閾値と比較し、比較に基づいて、第１の検出器、第２の検出器、またはそれらの組合せからの電気信号を画像チェーンに出力するように構成される。

別の態様によれば、Ｘ線撮影撮像システムは、Ｘ線をスキャンされる被験体に向けて投射するように構成される放射源と、第１の検出器層および第２の検出器層を備える検出器アセンブリであって、第２の層は、第１の検出器層を透過した放射源からのＸ線を受け取るように配置され、第１および第２の層の各々は、放射源から投射されたＸ線を受け取り、Ｘ線撮影エネルギーをエネルギー感知Ｘ線撮影データを表す電気信号に変換するように構成される、検出器アセンブリと、第１および第２の検出器層の少なくとも一方におけるフラックスレートを表すデータを受け取り、受け取られたデータに基づいて画像再構成のために第１の検出器層において電気信号を出力したかどうかを決定し、受け取られたデータに基づいて画像再構成のために第２の検出器層において電気信号を出力したかどうかを決定するように構成される装置とを含む。

別の態様によれば、撮像システムを製作する方法は、Ｘ線源を提供するステップと、Ｘ線源から放出されるＸ線を受け取るように、第１の検出器を配置するステップと、Ｘ線源から放出され、第１の検出器を透過したＸ線を受け取るように、第２の検出器を配置するステップと、論理装置を第１および第２の検出器に電気的に結合するステップであって、論理装置が、第１および第２の検出器の一方におけるＸ線フラックスのレベルを表すように構成されるステップとを含む。

本発明のその他の様々な特徴および利点は、以下の詳細な説明および図面から明らかになるであろう。

図面は、本発明を実施するために現在企図されている様々な実施形態を示している。

本発明の動作環境が、６４スライスコンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムに関して説明される。しかし、当業者であれば、その他のマルチスライス構成での使用に対しても本発明が等しく適用可能であることを、理解されよう。さらに、本発明は、Ｘ線の検出および変換に関して説明される。しかし、当業者であればさらに、その他の高周波数電磁エネルギーの検出および変換に対しても本発明が等しく適用可能であることを、理解されよう。本発明は、「第３世代」ＣＴスキャナに関して説明されるが、その他のＣＴシステムでも等しく適用可能である。

図１を参照すると、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム１０が、「第３世代」ＣＴスキャナを表すガントリ１２を含むものとして示されている。ガントリ１２は、Ｘ線源１４を有し、Ｘ線源１４は、ガントリ１２の対向する側にある検出器アセンブリまたはコリメータ１８に向けて、Ｘ線ビーム１６を投射する。ここで図２を参照すると、検出器アセンブリ１８は、複数の検出器２０と、データ獲得システム（ＤＡＳ：ｄａｔａａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎｓｙｓｔｅｍ）３２とによって形成される。複数の検出器２０は、患者２２を透過する投射されたＸ線を感知し、ＤＡＳ３２は、そのデータを、後の処理のために、デジタル信号に変換する。各検出器２０は、衝突するＸ線ビームの強度を表す、したがって、患者２２を透過する際の減衰ビームを表す、アナログ電気信号を生成する。Ｘ線投影データを獲得するためのスキャン中、ガントリ１２と、それに取り付けられたコンポーネントは、回転の中心２４の周りを回転する。

ガントリ１２の回転と、Ｘ線源１４の操作は、ＣＴシステム１０の制御機構２６によって管理される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力およびタイミング信号を提供するＸ線コントローラ２８と、ガントリ１２の回転速度および位置を制御するガントリモータコントローラ３０とを含む。画像再構成器３４は、ＤＡＳ３２からのＸ線データをサンプリングおよびデジタル化し、高速再構成を実行する。再構成画像は、コンピュータ３６に入力として与えられ、コンピュータ３６は、その画像を大容量記憶装置３８に保存する。

コンピュータ３６は、コマンドおよびスキャニングパラメータを操作者からコンソール４０を介して受け取り、コンソール４０は、キーボード、マウス、音声作動コントローラ、またはその他の任意の適切な入力装置など、何らかの形態の操作者インタフェースを有する。関連するディスプレイ４２は、コンピュータ３６からの再構成画像およびその他のデータを操作者が観察することを可能にする。操作者供給コマンドおよびパラメータは、制御信号および情報を、ＤＡＳ３２、Ｘ線コントローラ２８、およびガントリモータコントローラ３０に提供するために、コンピュータ３６によって使用される。加えて、コンピュータ３６は、テーブルモータコントローラ４４も操作し、テーブルモータコントローラ４４は、患者２２とガントリ１２の位置決めを行うために、電動式テーブル４６を制御する。具体的には、テーブル４６は、図１のガントリ開口部４８を全身または一部が通り抜けるように患者２２を動かす。

図３に示されるように、検出器アセンブリ１８は、レール１７を含み、レール１７は、それらの間に、コリメーティングブレードまたはプレート１９を有する。プレート１９は、Ｘ線ビームが、例えば検出器アセンブリ１８上に配置された図４の検出器２０に衝突する前に、Ｘ線１６をコリメートするように配置される。一実施形態では、検出器アセンブリ１８は、５７個の検出器２０を含み、各検出器２０は、アレイサイズが６４×１６のピクセル要素５０を有する。結果として、検出器アセンブリ１８は、６４の行と、９１２の列（１６×５７個の検出器）とを有し、ガントリ１２が回転するたびに、６４個の同時スライスデータが収集されることを可能にする。

図４を参照すると、検出器２０は、ＤＡＳ３２を含み、各検出器２０は、パック５１内に配列された多くの検出器要素５０を含む。検出器２０は、検出器要素５０に対してパック５１内で位置決めされるピン５２を含む。パック５１は、複数のダイオード５９を有するバックリットダイオードアレイ５３上に配置される。そのバックリットダイオードアレイ５３は、多層基板５４上に配置される。スペーサ５５が、多層基板５４上に配置される。検出器要素５０は、バックリットダイオードアレイ５３に光学的に結合され、そのバックリットダイオードアレイ５３は、多層基板５４に電気的に結合される。フレックス回路５６が、多層基板５４の面５７と、ＤＡＳ３２とに付けられる。検出器２０は、ピン５２を使用して、検出器アセンブリ１８内で位置決めされる。

一実施形態の動作において、検出器要素５０内で衝突したＸ線は、光子を発生させ、光子は、パック５１を横断し、それによって、アナログ信号を発生させ、アナログ信号は、バックリットダイオードアレイ５３内のダイオード上で検出される。発生させられたアナログ信号は、多層基板５４、さらにフレックス回路５６を通って、ＤＡＳ３２まで伝送され、そこで、アナログ信号は、デジタル信号に変換される。

上で説明されたように、各検出器２０は、Ｘ線撮影エネルギーを、エネルギー弁別データまたは光子カウントデータを含む電気信号に直接変換するように設計される。本発明は、これらの検出器、そのコンポーネント、およびデータが読み出される方式について、多くの構成を企図している。これらの実施形態の各々の間の相違にも関わらず、各検出器は、２つの共通の特徴を共有する。これらの特徴の１つは、半導体膜または層の多層構成である。一実施形態では、各半導体膜は、テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）から製作される。しかし、当業者であれば、Ｘ線撮影エネルギーの直接変換を可能にするその他の材料も使用され得ることを、容易に認識されよう。様々な実施形態の間で共通な他の特徴は、半導体層を分離する侵入または介在メタライズ膜または層の使用である。説明されるように、これらのメタライズ層は、半導体層に電圧を印加するため、および半導体層から電気信号を収集するために使用される。やはり説明されるように、そのような設計を有する検出器は、改善された飽和特性および光子カウント忠実度を有する。

半導体層の電荷収集時間は、層の最大周期計数レート飽和閾値（ＭＰＲ：ｍａｘｉｍｕｍｐｅｒｉｏｄｉｃｃｏｕｎｔｒａｔｅ）とは逆関係にあることが、一般によく知られている。より薄い層は、より速い電荷収集と、より高いＭＰＲを有する。しかし、より薄い層は、入射Ｘ線のより僅かな部分しか停止させない。電荷収集時間は、検出器の厚さとピクセル接触部サイズのより小さい方である寸法ｄにほぼ比例するが、Ｘ線撮影エネルギー付与効率（ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｉｃｅｎｅｒｇｙｄｅｐｏｓｉｔｉｏｎｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ）は、厚さに伴って指数関数的に増加する。ＣＺＴの計数レート性能は、ＭＰＲ＝μ_ｅＥ／ｄによって定義されることができる。

この定義から、接触部サイズと厚さが等しくｄ＝０．３ｃｍ、電界Ｅが１０００Ｖ／ｃｍ、μ_ｅが約１０００ｃｍ^２／（Ｖ秒）であると仮定すると、３．０メガカウント／秒の最大周期計数レートが達成されることができる。Ｘ線の到着は、周期的ではなく、ランダムであるので、重大な飽和効果は、平均よりも１０倍低いレートで発生する。言い換えると、厚さが３．０ｍｍのＣＺＴ半導体層の計数レートは、０．３〜３．０メガカウント／秒の範囲内の計数レート性能を有することができる。しかし、説明されるように、単一のより厚い層に相当する累積的厚さを有する複数の層を用いた直接変換半導体検出器の構成は、計数レート性能を改善することができる。

さらに、より薄い変換層は、電荷収集時間の短縮によって計数レート性能を改善するばかりでなく、電荷収集効率の改善も提供して、それによって分極を低減し、また検出器カウントおよびエネルギー応答忠実度の改善も提供する。より薄い変換層は、ピクセル要素間の電荷共有も低減し、それによって、エネルギー弁別性能および空間解像度を改善する。

検出器を複数の薄い層に分割することによるフラックスレート性能の改善は、多くの要因に帰することができる。第１に、複数の層を有することが、総フラックスレートを異なる層の間に分配する。各層は、総フラックスの一部分のみを経験する。例えば、（Ｘ線の減衰深度に比べて）薄い第１の層の不完全なＸ線減衰は、この層の飽和が、すべてのＸ線を停止させる厚い層の飽和よりも高い計数レートにあることを保証する。

第２の要因は、１つの層が飽和した場合でも、別の層は飽和しておらず、そのビューに関する有効なデータを与えることを保証するように、層の厚さが構成され得ることである。例えば、層の１つがＸ線の５％のみを停止させるように構成された場合、Ｘ線は、すべてのＸ線を停止させるように設計された厚い層を２０倍のフラックスレートで飽和させる。第３の要因は、層の厚さおよびピクセルサイズが小さくなるにつれて、電荷収集時間も短くなることである。電荷収集時間は、層における移動度と電界によって除算された、厚さまたはピクセル接触部サイズのどちらか、より小さい方とほぼ比例する。より小さな厚さおよび／またはピクセルサイズは、より高いフラックスレート限界をその層に対して与える。

第４の要因は、より薄い層がクロストークの低減ももたらすことである。クロストークに及ぼすピクセルサイズの影響は、総ピクセル面積分の有効周囲面積によって近似的に与えられる。すなわち、クロストークは、４Ｗ×ａＴ／Ｗ^２を係数として増減され、ここで、Ｗは、ピクセルピッチであり、ａＴは、層の厚さに比例する電荷拡散長（ｃｈａｒｇｅｓｐｒｅａｄｉｎｇｌｅｎｇｔｈ）である。したがって、クロストークは、層の厚さが減少するにつれて低減される。フラックスレート飽和効果とクロストーク効果の競合は、Ｘ線撮像検出器の優秀さの重要な数値である検出量子効率（ＤＱＥ（ｆ））に及ぼすそれらの影響の検討によって、トレードオフされることができる。ＤＱＥは、計数レートの関数として低下し、より薄い層に対してはあまり低下しない。層の数および厚さを最適化するための設計方法は、ＤＱＥ（ｆ）が何らかの閾値曲線上のいずれかの点よりも低下した後で最大計数レートを取得したときに予測される。

第５の要因は、電子および正孔のより効率的な収集に起因する分極の低減である。より薄い層では、電子および正孔は、より小さな距離を移動するだけで収集されることができ、したがって、電子および正孔は、トラッピングをより受けにくくなる。

薄い層の使用時に改善される計数レート限界に対するこれら５つの要因に加えて、フラックスレート限界（すなわち単位面積当たりの計数レート）は、クロストークが低減されるために薄い層において好まれるより小さなピクセルサイズを使用することによって改善される。

ここで図５を参照すると、本発明の一実施形態による２層ＣＺＴまたは直接変換検出器２０ａの部分が、斜視図で示されている。検出器２０ａは、第１の半導体層６２と、第２の半導体層６４とによって定められる。製作プロセス中、各半導体層６２、６４は、多くの検出要素または接触部６５を定めるために、多くの電子的ピクセル化構造またはピクセルを有するように構成される。この電子的ピクセル化は、電気的接触部６５の２Ｄ配列６７、６９を、直接変換材料の層６２、６４上に与えることによって達成される。さらに、一実施形態では、このピクセル化は、各半導体層６２、６４の幅方向および長さ方向に２次元的に定められる。

検出器２０ａは、半導体層６２、６４にそれぞれ隣接する高電圧電極６６、６８を含む。各高電圧電極６６、６８は、電源（図示されず）に接続され、Ｘ線またはガンマ線検出プロセス中にそれぞれの半導体層に電力供給するように設計される。当業者であれば、各高電圧接続層が、各接続層のＸ線吸収特性を低下させるために相対的に薄くあるべきであり、一実施形態では、厚さ数１００オングストロームであることを理解されよう。以下でより詳細に説明されるように、これらの高電圧電極は、メタライゼーションプロセスによって半導体層に固着されることができる。

ここで図６を参照すると、図５の線６−６に沿った断面図は、一実施形態における各半導体層６２、６４の相対的厚さを示している。加えて、この実施形態の場合、ピクセルピッチと接触部サイズは、両方の層で同様であり、より薄い方の厚さにほぼ等しい。高電圧電極６６、６８と同様に、２Ｄ接触部アレイ６７、６９も、Ｘ線撮影エネルギーを最低限吸収すべきである。各アレイまたは信号収集層は、半導体層によって生成された電気信号をデータ獲得システムまたはその他のシステム電子機器に出力するための機構を提供するように設計される。後でより詳細に説明されるように、異なる層内のピクセルについての信号を柔軟に組み合わせるための機構が提供される。当業者であれば、多くの（おそらく数１００の）相互接続（図示されず）が、すべての接触部６５をＣＴシステム電子機器に接続するために使用されることを理解されよう。さらに、半導体変換層の累積３．０ｍｍの厚さは、Ｘ線の９９％が吸収される厚さである。吸収は、医療ＣＴ獲得の典型的なＸ線スペクトルである、２０．０ｃｍのフィルタリングが施された１２０．０ｋｖｐスペクトルについての物理学モデルを用いて計算される。

加えて、図６に示されるように、半導体層６２、６４の厚さは、互いに異なっているが、ピクセルピッチおよび接触部サイズは、同様である。層は、指数関数的な吸収特性を利用するために、Ｘ線方向に関して特定の順序で配置される。図６の場合、Ｘ線が上方から下側の共通接触部アレイに向かって入射すると、半導体層６４におけるよりも半導体層６２において、より多くのＸ線が与えられる。例えば、半導体層６２が１ミリメータの厚さを有し、半導体層６４が２．０ｍｍの厚さを有すると仮定すると、半導体層６２がＸ線の約９２％を吸収することが予想され、一方、第２の半導体層６４はＸ線の約７％を吸収することが予想される。２つの層の組み合わされた総吸収は、３．０ｍｍの層の９９％の効率を再現する。厚さ３ｍｍの単一の層と比較された際の、この構成の重要な利点の１つは、これら２つのより薄い層についての分極効果の低減である。この利点自体は、ほとんどの実際の用途において、フラックスレートが１０倍増加した動作を可能にする。

加えて、特定の自己補正アルゴリズムを用いて２つの層からの計数応答を組み合わせることによって、分割された検出器である検出器２０ａは、厚さ３．０ｍｍの半導体材料の単一の層と比べて１０倍増加した計数レート性能を提供するように構成されることができる。例えば、本明細書で説明されるようなＣＴ検出器が、入射Ｘ線フラックスの９２％を吸収する第１の層と、７％を吸収する第２の層とを有するように構成され得ることを考えられたい。結果として、第２の層は、厚さ３．０ｍｍの層よりも１４倍高いフラックスレートで飽和する。入射フラックスレートが増加するにつれて、第２の層は、厚さ３．０ｍｍの層を飽和させるのに必要とされるＸ線フラックスよりも大きいＸ線フラックスで飽和またはオーバーレンジする。単一のＣＴ検出器の複数の層の飽和特性におけるこの可変性は、オーバーレンジ層の出力が、非オーバーレンジまたは非飽和層における有効信号によって推定されることを可能にする。これに関連して、与えられた検出器層の飽和状態が検出され、結果として、飽和層または等価の厚さ３．０ｍｍの層についての信号が、検出器内の非飽和層の出力から経験的に推定される。

この自己補正可能性アルゴリズムの一例は、第１の層がそれよりも上で飽和させられる高い計数レートにおいては、分数吸収（ｆｒａｃｔｉｏｎａｌａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ）によって加重された第２の層からの計数応答のみが、各ピクセルに対するその投影に割り当てられるものである。低い計数レートにおいては、両方の層からの応答の加重和が、各ピクセルに対する投影に割り当てられる。より精巧なアルゴリズムは、計数レートの増加につれて１つの層の値における統計誤差が大きくなる場合、その値が重みを小さくして組合せ和に追加されるように、２つの層についての信号を、それらのＤＱＥの加重逆数（ｗｅｉｇｈｔｉｎｇｉｎｖｅｒｓｅ）と組み合わせることができる。

ＣＴ検出器アセンブリは、各ＣＴ検出器がそのようなオーバーレンジ補正可能性を備えて構成されるように構成され得ることが企図されている。しかし、一般にオーバーレンジングに関連する検出器アセンブリ内の検出器のみが、このオーバーレンジング自己補正可能性を備えて構成されることも企図されている。例えば、検出器アセンブリの周辺検出器は一般に、より中央に配置された検出器よりも高いフラックス状態に遭遇する。これに関連して、周辺検出器は、オーバーレンジング自己補正可能性を備えて構成されることができるが、より中央に配置された検出器は、そのように構成されない。さらに、高計数レート能力を有するが、貧弱な計数レートおよび／またはエネルギー応答特性を有するその他の検出機構および検出器材料を用いる層が、飽和層の計数レートおよびエネルギー応答を推定するために、検出器のある部分で使用されることができる。

加えて、与えられたＣＴ検出器が、３つ以上の半導体層をもち得ることも企図されている。これに関連して、２つ以上の非飽和層の有効信号出力が、飽和層の出力を推定するために使用されることができる。例えば、検出器は、３５倍の有効応答を有する第１の層と、１０倍の有効応答を有する第２の層と、第１の層の有効応答と等価な有効応答を有する第３の層とを備えるように構成されることができる。これに関連して、第１および第３の層は、第２の層よりも高いＸ線フラックス層で飽和する。したがって、第２の層がオーバーレンジまたは飽和させられた場合、第１および第３の層の出力が、オーバーレンジした第２の層の出力を補償または効果的に決定するために使用されることができる。

ここで図７を参照すると、ＣＺＴまたは直接変換検出器のために企図された別の設計が示されている。この実施形態では、検出器２０ｂも、１対の半導体層７４、７６を含む。先に説明された実施形態とは対照的に、検出器２０ｂは、単一の共通信号収集層または２Ｄ接触部アレイ７８を含む。この単一ではあるが共通のアレイ７８は、半導体層７４、７６の両方から電気信号を収集し、それらの電気信号をＤＡＳまたはその他のシステム電子機器に出力するように設計される。加えて、検出器２０ｂは、１対の高電圧電極８０、８２も含む。各高電圧電極は、カソードとして有効に動作し、２Ｄアレイ７８の接触部は、アノードとして動作する。これに関連して、高電圧接続８０、８２を介して印加される電圧は、各半導体層を通って信号収集接触部アレイ７８に向かう回路を生成する。

さらに別の企図された実施形態が、図８に示されている。この実施形態に示されるように、検出器２０ｃは、４つの半導体層８４、８６、８８、９０を含む。検出器２０ｃはさらに、高電圧電極８７、８９、９１と、収集接触部アレイ９３、９５とに電気的に接続される、２つの導電性の線または経路９２、９４を含む。導電性経路９２は、接触部アレイ９３、９５から電気信号を受け取り、移動させる。これに関連して、単一のデータ出力が、ＣＴシステム電子機器に提供される。単一の信号収集リードと同様に、単一の高電圧接続９４は、電極８７、８９、９１を介して４つの半導体層８４〜９０に電力供給するために使用される。検出器２０ｃは、単一の高電圧接続を必要とするのみである。

図９を参照すると、本発明のモノリシック実施形態が示されている。図８の実施形態と同様に、検出器２０ｄは、４つの半導体層９６〜１０２を含む。各半導体層９６〜１０２は、１対の導電性層に接続される。これに関連して、一方の導電性層は、電圧の印加用に使用され、他方の導電性層は、それぞれの半導体層によって発生させられた電気信号の収集用に使用される。導電性層の数を最小化するため、検出器２０ｄは、交替導電性層構造を利用する。すなわち、１つ置きの導電性層が、高電圧接続用に使用され、その他の導電性層は、信号収集用に使用される。これに関連して、導電性層１０４、１０６、１０８は、相対的に高い電圧の印加用に使用され、層１１０、１１２は、信号収集用の接触部を含む。そのように、高電圧接続層１０４、１０８は、それぞれ半導体層９６、１０２に電圧を印加するために使用される。高電圧接続層１０６は、半導体層９８、１００に電圧を印加するために使用される。

上で説明されたように、一実施形態では、各半導体層は、ＣＺＴ材料から構成される。当業者であれば、そのような半導体を構成するのに使用され得る多くの技法が存在することを理解されよう。例えば、分子線エピタキシ（ＭＢＥ：ｍｏｌｅｃｕｌａｒｂｅａｍｅｐｉｔａｘｙ）は、ＣＺＴ材料の各薄層を生成するのに使用され得る１つの方法である。高分子接着剤へのＣＺＴ粒子のスクリーン印刷は、フレキシブル配線基板上に層を形成する潜在的に低コストの低温方法である。当業者であれば、半導体層をメタライズして、これまで説明された導電性接続を提供するために、多くの技法が使用され得ることを理解されよう。

さらに、図１０に示されるように、収集接触部に信号フィードスルーを提供するために、メタライゼーションも使用されることができる。示されるように、半導体材料１１４の単一の層は、収集接触部のアレイ１１６と高電圧電極層１１８とでサンドイッチされる。収集接触部アレイ１１６および高電圧電極層１１８を形成するための半導体層１１４のメタライゼーションに先立ち、孔１２０が、半導体１１４にエッチングされ、またはその他の方法で形成される。その後、それぞれの収集接触部１２４からの信号フィードパス１２２を提供するために、孔１２０は、メタライズされることができる。近くの隣接する高電圧電極層１１８と接触しないように、信号フィードスルーまたは伝導パス１２２が、孔１２０内に構成される。これに関連して、信号路は、検出器のいたる所で、個々の収集接触部１２４によって発せられた電気信号をＣＴシステム電子機器まで移動させるように設計されたバス（図示されず）に向かって、垂直またはＸ線受け取り方向に延びることができる。結果として、Ｘ線方向に積層された一連の薄層からなる積層構成が形成される。

これまで、層の厚さは異なるが、ピクセルサイズは同様の寸法となるように設計された多層ＣＴ検出器に関して、本発明が説明された。

従来のＣＴスキャンで一般に遭遇されるＸフラックスレートにおいて、エネルギー感知ＣＴ検出器が飽和またはオーバーレンジする可能性を低減するために、厚さが様々な直接変換半導体層を含む多層ＣＴ検出器に関して、本発明が説明された。しかし、以下で説明されるように、本発明は、ＣＴ検出器の飽和特性を改善するために多層ＣＴ検出器の電気的接触部における可変性を利用する、エネルギー感知オーバーレンジング耐性ＣＴ検出器にも関する。

ここで図１１を参照すると、本発明を含むＣＴ検出器の一部の分解側面図が示されている。示されるように、検出器１２６は、検出器フレーム（図示されず）に留め具（図示されず）によって固定された基板１２８上に形成される。基板１２８は、１対の検出器層１３０、１３２を支持する。各検出器層１３０、１３２は、放射線変換コンポーネントと、信号収集コンポーネントとで構成される。示された実施形態では異なる厚さを有する層１３０、１３２は、Ｘ線方向１３４に積層され、フレックス層１３６によって互いに分離される。ＣＴ検出器１２６は、検出器アセンブリにバイアスをかけるために検出器層１３０に接続される、高電圧バイアス線１３８も含む。

上で言及されたように、検出器１２６は、１対の検出器層１３０、１３２を含む。検出器層は、従来のＣＴ検出器と調和する、またはＣＺＴなどの直接変換半導体材料から製作される、シンチレータと、フォトダイオードとを含むことができ、それらは、多くの検出器要素またはピクセルに結合される。図１１に示されるように、検出器層１３０は、検出器層１３２とは、それぞれの変換コンポーネント１４０、１４２の厚さと、それぞれの検出器要素アレイ１４４、１４６の数およびサイズが異なる。示されるように、検出器要素アレイ１４４は、検出器の等しい面積について、検出器要素アレイ１４６よりも、ピクセルピッチが半分であり、検出器要素１４８の数が４倍である。加えて、検出器要素１４８の接触部面積は、検出器要素１５０の接触部面積の４分の１である。説明されるように、単一のＣＴ検出器内における検出器要素アレイのこの変形は、検出器の飽和特性を大きく高める。

与えられた検出器１２６内の検出器要素のサイズを変化させることによって、検出器の各層に関連する電荷収集時間が変化させられる。すなわち、当業者であれば、変換層の厚さが小さくなり、また検出器要素のサイズが小さくなるにつれて、電荷収集時間が短くなることを容易に理解されよう。すなわち、検出器層の電荷収集時間は、検出器層における移動度と電界によって除算された、変換層の厚さまたは検出器要素サイズのどちらか、より小さい方とほぼ比例する。計数レート飽和閾値は、ピクセルサイズがより小さいほど、より大きくなる。さらに、面積減少に比例する与えられた計数レート飽和閾値に対して、より小さいピクセル面積は、より高いフラックスレート飽和閾値を暗示する。そのように、変換層の厚さおよび／または検出器要素サイズが減少するにつれて、対応する検出器層についてのフラックスレート限界は増大し、それによって、ＣＴ検出器のその層についての飽和特性を改善する。飽和特性におけるこの改善および可変性は、いくつかの層はより高いＸ線フラックスレベルに持ちこたえ、自己補正可能性アルゴリズムに入力を提供するように、検出器が構成されることを可能にする。

図１１に示される実施形態では、電圧バイアス線またはリード１３８は、基板１２８から直接変換層１３０に延びる。しかし、図１２に示されるように、高電圧バイアス線１３８は、フレックス層１３６に接して配置されることが企図される。フレックス層１３６は、ルーティング層を構成し、個々の検出器要素１４８を、ＣＴスキャナ１０の読み出し電子機器、すなわち、ＤＡＳおよび画像再構成器に接続するために使用される。図１２に示される実施形態では、電圧バイアス線１３８は、フレックス層１３６の面上にメタライズされることができ、検出器要素１４８は、反対側の面上にメタライズされることができる。

図１３は、検出器層１３０、１３２と、互いに関連するそれぞれのコンポーネントとを別の方向から示している。示されるように、直接変換コンポーネント１４０、１４２の間の厚さの相違は、異なる吸収およびフラックスレート特性を達成するために、図１１に示された厚さの相違とは変えられることができる。例えば、検出器要素１４８が０．２５ｍｍのピクセルサイズを有し、検出器要素１５０が１．０ｍｍのピクセルサイズを有すると仮定すると、０．４ｍｍの厚さを有すると仮定された検出器層１３０は、そこに衝突するＸ線１３４の２分の１を停止させ、４．６ｍｍの厚さを有すると仮定された変換層１４２は、層１４０によって吸収されなかったＸ線１３４の残りの半分を停止させる。吸収は、医療ＣＴシステムの典型的なＸ線スペクトルである、３．０ｃｍのフィルタリングが施された１４０ｋｖｐスペクトルについての物理学モデルを用いて計算される。厚さ５．０ｍｍの単一の層と比べて、両方の検出器層１３０、１３２の各々は、各層それぞれにおける不完全な吸収のために、フラックスレート能力の２倍の改善を有する。さらに、層１３０は、１．０ｍｍピクセルの１／１６の面積を有し、１．０ｍｍピクセルに対して１６倍高いフラックスレート飽和閾値をもたらす。さらに、減少された層の厚さと減少された検出器要素サイズの組合せは、１．０ｍｍのピクセルサイズを有する単一の５．０ｍｍの検出器層と比べて、層１３０について４倍短縮された電荷収集時間をもたらす。これらのメカニズムの各々によるフラックスレート改善は乗法的である。不完全な吸収（２倍）、より小さな面積（１６倍）、および短縮された電荷収集時間（４倍）のこの組合せの結果として、検出器層１３０についての総フラックスレート飽和閾値は、１．０ｍｍの検出器要素ピッチを有する厚さ５．０ｍｍの層と比べて、１２８倍高くなることができる。さらに、層１３０は、薄い層における改善された電荷収集時間のため、より僅かな分極しか有さない。

ここで図１４を参照すると、図１３の実施形態に比べて、層をなす検出器の順序が逆転されている。この逆転は、１．０ｍｍの検出器要素ピッチを有する検出器層１３２において、９９％のＸ線吸収をもたらす。そのため、０．２５ｍｍの検出器要素ピッチを有する検出器層１３０における吸収のためには、僅か１％のＸ線しか残されない。したがって、検出器層１３０についての吸収されるフラックスレート部分は、厚さが５．０ｍｍでピッチが０．２５ｍｍの単一層検出器のものよりも１００倍小さい。検出器層１３２は、４倍速い電荷収集時間と１／１６のピクセル面積のため、フラックスレート能力の６倍増を達成する。トータルして、多層検出器は、厚さが５．０ｍｍで検出器要素ピッチが１．０ｍｍの単一層検出器と比べて、フラックスレート性能の６４００倍の改善を有する。

ここで図１５を参照すると、検出器１２６が３つ以上の検出器層を有するように構成され得ることが企図されている。例えば、検出器１２６は、３つの別個の検出器層１３０（ａ）、１３０（ｂ）、１３２を有するように設計されることができる。説明の目的で、図１５の検出器は、別の検出器層を加えて、図１４に示された検出器と同様の方向に向けられている。そのため、図１５に示される検出器は、相対的に厚い変換層１４０と、２つの相対的により薄い変換層１４２（ａ）、１４２（ｂ）とを含む。さらに、検出器層１３２についての検出器要素ピッチは、検出器層１３０（ａ）、１３０（ｂ）についてのものの４倍である。図１５に示される構成を有する検出器は、これまで説明された検出器とは異なる動作を行うことが企図されている。

具体的には、図１５の検出器１２６の場合、より低いＸ線フラックスレベルでは、どの検出器層も飽和せず、単一の信号を提供するために、より小さな検出器要素１４８（ａ）、１４８（ｂ）からのデータが組み合わされる。すなわち、検出器要素１４８（ａ）、１４８（ｂ）が検出器要素１５０の４分の１のピッチであると仮定すると、検出器要素１４８（ａ）、１４８（ｂ）についてのカウントデータは、検出器層１３２の検出器要素１５０のピッチと等しくなるように、４×４方式で一括（ｂｉｎ）される。中程度のフラックスレベルの場合、検出器層１３２が飽和し、検出器層１３０（ａ）、１３０（ｂ）からのカウントデータのみが使用される。第３の層は、１．０ｍｍの検出器要素ピッチを有する厚さ５．０ｍｍの単一層検出器アセンブリと比べて、１０００倍の飽和閾値を有するように構成されることができる。

ここで図１６を参照すると、計数レート性能の改善を達成するためにも、ＣＴ検出器のコンポーネントの垂直配置が使用され得ることが企図されている。検出器１２６は、厚さおよびサイズが同一な３つの直接変換層を含む。直接変換層１５２は、フレックス層１５４と、検出器要素１５６の配列とによって、互いから分離される。この構成を用いる場合、変換層の厚さが、１つの方向における検出器要素ピッチを定め、検出器要素間の間隔が、他の方向におけるピッチを定める。さらに、この配置を用いる場合、検出器要素の応答は、特定の変換層上での検出器要素「高さ」の関数である。例えば、０．７ｍｍのサイズを有する要素の行１５８における検出器要素は、検出器に衝突させられたＸ線のほぼ１％から電荷を収集し、サイズが４．３ｍｍの行１５９における検出器要素は、検出器に衝突させられたＸ線のほぼ９９％を吸収する。したがって、要素の行１５８についてのフラックスレート飽和は、検出器要素ピッチが１．０ｍｍの厚さ５．０ｍｍの単一の検出器のものよりも１００倍大きい。

上で言及されたように、本発明は、複数の直接変換層を使用して、ＣＴ検出器およびアセンブリの飽和特性の改善を達成することに関する。本発明は、検出器要素サイズの減少を介して、ＣＴ検出器の飽和特性の改善を達成することにも関する。ＣＴ検出器の各検出器要素は、一般に「ピクセル」と呼ばれ、そのため、一実施形態では、本発明は、ピクセル領域の「サブピクセル化」に関する。

ここで図１７を参照すると、（破線で示された）単一のピクセル領域１６０が、４つの等しいサイズのサブピクセル１６２にピクセル化されている。示された例では、各サブピクセル１６２は、専用読み出しリード１６４に接続される。ピクセルにおけるフラックスはその面積に比例するので、４つの別個のサブピクセル１６２の組み合わされたフラックスレート飽和閾値は、４つのサブピクセル１６２の領域を覆う単一のピクセル１６０によって達成されるものの４倍である。加えて、各サブピクセル１６２は、層の厚さに対するサイズの減少ため、より速い電荷収集時間を有する。より速い電荷収集時間は、単に検出器要素サイズの減少によって達成される計数レート性能の改善を上回る、より大きな飽和フラックスレート限界を表す。各サブピクセル１６２は同様のサイズをもつので、サブピクセルはほぼ同じＸ線フラックスレベルで飽和することに留意されたい。

他方、図１８を参照すると、単一のピクセル１６０によって達成される領域は、異なるフラックスレート特性を有するサブピクセルにピクセル化されることができる。例えば、図１８に示されるように、サブピクセル１６２（ａ）は、サブピクセル１６２（ｂ）よりも著しく大きい。サブピクセルサイズにおけるこの非対称性は、合成ピクセル領域内において異なる飽和閾値を有する合成ピクセル領域をもたらす。具体的には、サブピクセル１６２（ａ）がサブピクセル１６２（ｂ）より２０倍大きいと仮定すると、サブピクセル１６２（ａ）は、サブピクセル１６２（ｂ）の２０倍のＸ線フラックス閾値で飽和する。

サブピクセル１６２（ａ）をサブピクセル１６２（ｂ）に対して配置するために、任意の数の配置付けが実施され得ることが企図されている。図１９に示される配置では、サブピクセル１６２（ｂ）の中央配置が、サブピクセル間のクロストーク特性を改善すると信じられている。すなわち、示される配置においては、サブピクセル１６２（ｂ）は、隣接するサブピクセルによって影響される可能性がより小さく、そのため、図１８の配置と比較した場合、サブピクセル１６２（ａ）からのクロストークからより良く免れることができる。

フラックスレートがＣＴ検出器のいたる所で同一ではないことが認識されよう。これに関連して、本発明は、適切な補正手段が取られ得るように、ＣＴ検出器の与えられた部分の飽和を検出および／または予測するＸ線フラックス管理システムも含む。例えば、ＣＴ検出器アセンブリの末端は、被験体プロフィールおよび被験体前フィルタ減衰プロフィールのため、ＣＴ検出器アセンブリの中央部分よりも多くのＸ線フラックスをしばしば受け取ることがよく知られている。そのため、画像再構成のために非飽和チャネルの出力のみを使用するように、獲得後ロジックが使用され得ることが企図されている。別の実施形態では、ＣＴ検出器アセンブリの与えられた部分の飽和が予想され、結果として、飽和しないと予想されるＣＴ検出器の部分がスキャナのＤＡＳに電気的に接続され、飽和すると予想される部分は接続されないように、選択方式（ｂｉｎｎｉｎｇｓｃｈｅｍｅ）が確立される。さらに別の実施形態では、システムＤＡＳに対する検出器要素の接続性は、データ獲得中にビューごとに決定される。すなわち、前のビューデータとその他の事前情報が、検出器要素をＤＡＳに接続するために使用される。この方式は、データ獲得中に動的であるが検出器要素の柔軟な選択を提供する。別の実施形態では、ＤＡＳに対する検出器要素の接続性は、リアルタイムに制御される。これに関連して、接続性は、高光子率が検出された場合に接続が開かれるように、与えられたビューについてデータ獲得中に変更されることができる。

各サブピクセル１６４がそれぞれのデータシステム入力１６６に電気的に経路付けされた、与えられた層または検出器要素の配列についての検出器要素またはサブピクセル１６４のループの概略図が図２０に示されている。示された例では、グループは、４つのサブピクセル１６４で構成され、そのため、４つの出力１６８が、４つのデータシステム入力１６６に提供される。４×４ＤＡＳチャネルの４つの出力は、真理表回路１７０に入力される。真理表回路１７０の出力１７２は、真理表回路１７０への４つの入力１７４の線形結合であり、入力のいずれかが飽和しているかどうかに依存する。図２０に示されるサブピクセルの各々は同じＸ線フラックスで飽和するように設計されるが、画像が取られる被験体の輪郭および被験体前フィルタリングを与えることで、グループの１つのサブピクセルが近隣サブピクセルの飽和を伴わずに飽和することも可能である。

以下の表は、４つのサブピクセルの出力を組み合わせるための真理表を示している。真理表では、値「１」は、非飽和を表し、値「０」は、飽和を表す。そのため、どのサブピクセルも飽和させられていない場合、各サブピクセルについて、値「１」が真理表回路１７０に入力される。真理表は、そのような状況においては、すべてのサブピクセルからの出力が、許容可能と見なされ、サブピクセルのそのグループについての単一の出力を提供するために組み合わされることを示す。他方、チャネル「Ａ」またはより正確にはチャネル「Ａ」に関連するサブピクセルが飽和しているが、その他のサブピクセルは飽和していない場合、非飽和チャネルの和が真理表回路によって出力され、飽和チャネルに関連するデータは無視される。例えば、１つのサブピクセルがピクセル領域内の別のサブピクセルよりも高いＸ線フラックス飽和閾値を有するサブピクセルで構成されるピクセル領域を仮定すると、Ｘ線フラックスが低い場合は、両方のサブピクセルが、両方のサブピクセルからのカウントデータで構成される単一の出力を提供するために真理表回路によって合算される有効な出力を提供する。Ｘ線フラックスがサブピクセルの一方のみを飽和させるレベルに達した場合、非飽和サブピクセルからのデータのみが、真理表回路によって出力されるデータとなる。

与えられたサブピクセルの飽和を決定するために、多くの技法が使用され得ることが認識されよう。例えば、与えられたサブピクセルについての計数レートデータは、閾値と比較されることができ、サブピクセルによって決定された計数レートが閾値を超える場合、そのサブピクセルについて、「０」の飽和値が真理表回路に入力される。例えば、検出器システムが、飽和閾値を毎秒１００万カウントとする直接変換検出器を使用して光子をカウントするように設計される場合、この閾値が、各サブピクセルに課される閾値レベルとなり、またはその何パーセントが、飽和閾値を引き下げるマージンを提供する。

上で説明されたような与えられたピクセル領域内でのサブピクセルの柔軟な選択は、検出器のいくつかの部分の飽和にも関わらず、光子カウントデータを出力するよう、検出器の能力をさらに高めるために達成され得ることも企図されている。図２０に関して説明されたことは、各サブピクセルについて単一のＤＡＳチャネルを利用する信号管理方式であった。しかし、単一のＣＴ検出器内に多くのサブピクセルを与えた場合、サブピクセルごとに１つのＤＡＳチャネルは実現可能でないこともある。したがって、本発明は、サブピクセルのグループに対して１つのＤＡＳチャネルを利用する信号制御方式も企図している。これに関連して、必要とされるＤＡＳチャネルの数は、サブピクセル化を含まないＣＴ検出器について必要とされる数に等しくすることができる。

ここで図２１を参照すると、２つ以上のサブピクセルが動的に制御されてＤＡＳ入力チャネルに接続される、スイッチネットワークベースの信号管理システムが示されている。これに関連して、サブピクセルの与えられたグループの各サブピクセル１６４の出力は、スイッチネットワーク１７６に入力される。スイッチネットワークは、サブピクセルの飽和状態に基づいて、サブピクセルの出力を再接続するように設計される。スイッチネットワークは、サブピクセル出力の接続性を動的に制御するために、真理表を利用することができる。飽和したサブピクセルについて、スイッチネットワークは、それらを廃棄し、その結果、非飽和データのみが出力１８０に含まれるようにする。

例えば、低いＸ線フラックスでは、どのサブピクセルも飽和しておらず、そのため、すべてのサブピクセル１６４からの出力１６８が、ＤＡＳ１８２に入力される単一の出力１８０に組み合わされる。ＤＡＳ１８２は、スイッチネットワークの出力から単一の光子イベントを抽出するように構成される信号整形器１８４を含む。低雑音／高速電荷増幅器（図示されず）が、スイッチネットワークの出力を受け取るように接続され得ることは認識されよう。その後、増幅器の出力は、信号整形器１８４に入力される。信号整形器１８４は、エネルギーレベル弁別器１８６に入力を提供する。エネルギーレベル弁別器１８６は、信号整形器１８４に接続され、光子のエネルギーレベルに基づき、１つまたは複数の閾値と比較して、光子をフィルタリングするように設計される。この目的を達成するため、所望範囲外のエネルギーレベルを有する光子は、カウントおよび画像再構成用の処理から除外される。最低限、弁別器１８６は、システムにおける雑音に対応するエネルギーレベルを有する光子を排除するように設計される。エネルギーレベル範囲を定義するために複数の閾値が使用され得ることが企図されている。計数レジスタ１８８は、エネルギーレベル弁別器１８６でのフィルタリングによって排除されなかった光子を受け取り、検出器で受け取られた光子の数をカウントし、対応する出力を提供するように構成される。

ＤＡＳ１８２は、与えられたサブピクセル１６４で構成される与えられたピクセル領域１６５についての光子の数をカウントする。スイッチネットワークは、与えられたサブピクセルが飽和している場合、そのサブピクセルの出力を接続しないので、ＤＡＳは、非飽和サブピクセルのみからの光子数を決定する。４つのサブピクセルのみが示されているが、与えられたピクセル領域は、４つより少ないまたは多いサブピクセルにサブピクセル化され得ることが企図されている。

２つのスイッチ状態が、図２２および図２３に示されている。図２２に示されるように、入力「Ａ」で識別されるサブピクセルが飽和させられておらず、すべての他のサブピクセルが飽和させられている場合、サブピクセル「Ａ」の出力のみが、光子計数のために使用される。図２３に示されるように、スイッチネットワークは、サブピクセル「Ａ」および「Ｃ」のみが非飽和サブピクセルである場合のサブピクセル「Ａ」および「Ｃ」など、サブピクセル出力の任意の組合せを作ることができる。

本発明の一実施形態では、第１の検出器は、光子計数モードで動作するように構成される。第２の検出器は、第１の検出器を透過したＸ線を受け取り、Ｘ線撮影エネルギーを、エネルギー弁別または光子カウントデータを含む電気信号に直接変換するように構成され、光子計数モードまたはエネルギー統合モードで動作するように構成されることができる。本発明は、これらの検出器、そのコンポーネント、データが読み出される方式について、多くの構成を企図している。一実施形態では、第１の検出器のエネルギー弁別半導体は、テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）から製作される。当業者であれば、Ｘ線撮影エネルギーの直接変換が可能なその他の材料が使用され得ることを容易に認識されよう。第２の検出器は、フォトダイオードアレイ上の従来のシンチレータアレイ、または好ましくはエネルギー積分モードで動作するように構成されるエネルギー弁別半導体を含むことができる。

図２４は、本発明の一実施形態による検出器モジュールの斜視図を示している。検出器モジュール２００は、テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）およびテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）などの半導体材料から一般に作成される直接変換材料２０６を含む第１の検出器層２０２を含む。第１の検出器層２０２は、直接変換材料２０６の第１の表面２１０に付けられた複数のピクセル化アノード接触部２０８も有する。ピクセル化アノード接触部２０８は、第１のフレキシブル相互接続２０９に付けられ、電気的に結合される。直接変換材料２０６は、直接変換材料２０６の第２の表面２１３に付けられた高電圧電極２１２を含む。高電圧電極２１２は、カソードとして効果的に機能する。当業者であれば、高電圧電極２１２はＸ線吸収特性を低減するために相対的に薄くあるべきであることを理解されよう。したがって、高電圧電極２１２は、好ましくは数１００オングストロームの厚さである。高電圧電極２１２は、蒸着などのメタライゼーションプロセスによって直接変換材料２０６に固着させられることができ、金、白金、銀、銅、またはアルミニウムなどの金属を一般に含む。高電圧リード２１５が、高電圧電極２１２に付けられる。第１の検出器層２０２は、基板２３４上に配置されたスペーサ２０３を含み、スペーサ２０３は、グリッドの位置合わせに役立つように形成された孔２０５を有する。

検出器モジュール２００の第２の検出器層２０４は、フォトダイオードアレイ２３２に光学的に結合されたシンチレータ２３０を含む。フォトダイオードアレイ２３２は、図４に示された複数のダイオード５９と同様に、ダイオードの２次元配列を含む。フォトダイオードアレイ２３２は、第２のフレキシブル相互接続２３６に付けられ、電気的に結合される。

基板２３４は、第１および第２のフレキシブル相互接続２０９、２３６に、取付け構造および機械的支持を提供する。図２４に示される実施形態では、基板２３４は、好ましくは、それを渡ってまたは通って電気接続を橋絡する必要のない電気的に不活性な基板である。しかし、当業者であれば、基板２３４は、１つの部位から別の部位へ電気接続を橋絡するために、電気的に活性であることもできることを理解されよう。基板２３４は、Ｘ線減衰グリッドアセンブリ２１４がそれに付けられ得る１対のスペーサ２０３にも、取付け構造および機械的支持を提供する。グリッドアセンブリ２１４は、直接変換材料２０６の外縁または周囲２２４に向けて放出されたＸ線１６を阻止または減衰するとともに、直接変換材料２０６の電荷共有領域２２６に向けて放出されたＸ線１６を阻止または減衰するように配置される。

一実施形態では、グリッドアセンブリは、直接変換検出器を形成するアノード間の間隙または電荷共有領域に向けて送られたＸ線を減衰するために、第１の検出器とＸ線源の間に配置される。直接変換材料に衝突したＸ線は、直接変換材料の体積内で電荷を発生させ、電荷は、直接変換材料を通って、電荷を収集するために配置されたアノード構造に移動することが一般によく知られている。撮像用途における検出器の動作は、分割されたアノード上で電荷を収集することによる電荷の測定を必要とする。分割されたアノードは、検出器面の応答領域を定める。Ｘ線がアノード間の間隙付近の領域において直接変換材料に衝突する場合、電荷は、少なくとも２つの隣接するアノード間で共有されることがある。そのような電荷共有は、画像アーチファクトまたはその他の画像問題を引き起こすことができ、それらは、Ｘ線が電荷共有領域において直接変換材料に衝突することを防止するグリッド構造の使用によって、緩和されることができる。

検出器モジュール２００は、Ｘ線減衰グリッドアセンブリ２１４を含む。グリッドアセンブリ２１４は、外周フレーム２２０間または沿いに間隔をおいて設けられ、開口２２２を形成する複数の棒または桟２１６、２１８を含む。外周フレーム２２０は、直接変換材料２０６の外周２２４に実質的に沿って配置される。Ｘ線減衰グリッドアセンブリ２１４は、スペーサ２０３内の孔２０５の位置と実質的に合致する孔２０７を含む。したがって、孔２０７、２０５は、図１の撮像システム１０などの撮像システムに関する検出器モジュール２００用の位置決め機構として働く。外周フレーム２２０は、直接変換材料２０６の外縁または周囲２２４に向けて送られた、図１のＸ線源１４などのＸ線源から放出されたＸ線を阻止または減衰するように配置される。同様に、桟２１６、２１８は、直接変換材料２０６の電荷共有領域２２６に向けて、図１のＸ線源１４などのＸ線源から放出されたＸ線を阻止または減衰するように配置される。

依然として図２４を参照すると、本発明の一実施形態によれば、検出器モジュール２００の第２の検出器層２０４は、フォトダイオードアレイ２３２に光学的に結合されたシンチレータ２３０を含む。フォトダイオードアレイ２３２は、第２のフレキシブル回路２３６に付けられ、電気的に結合され、第２のフレキシブル回路２３６は、基板２３４に取り付けられる。

動作について、図１および図２のＸ線源１４などのＸ線源から放出されたＸ線１６は、検出器モジュール２００に向かって送られる。一般に、低エネルギーＸ線１６は、直接変換材料２０６と相互作用し、その結果、そこで電荷を発生させ、電荷は、ピクセル化アノード接触部２０８の少なくとも１つに移動する。検出面の応答領域を定めるピクセル化アノード接触部２０８は、直接変換材料２０６を通って移動する電荷を収集し、その電荷は、電荷がデジタル信号に変換されるＤＡＳ集積回路（ＩＣ）２４１を有するＤＡＳ２４０内の第１のフレキシブル回路２０９によって読み出されることができる。一般に、高エネルギーＸ線１６は、第１の検出器層２０２、基板２３４、フォトダイオードアレイ２３２を透過し、第２の検出器層２０４のシンチレータ２３０に入る。そこで発生させられた光子は、シンチレータ２３０を通って進み、フォトダイオードアレイ２３２に衝突する。フォトダイオードアレイ２３２内で発生させられた信号は、第２のフレキシブル回路２３６によって、ＤＡＳ２４０およびＤＡＳＩＣ２４１へと読み出されることができ、そこで、電荷は、デジタル信号に変換され、例えば、コネクタ２４３を介して論理回路に送られる。

低フラックス動作中、Ｘ線１６は、第１の検出器層２０２の直接変換材料２０６に衝突する。第１の検出器層２０２は、低フラックス動作中は一般に飽和せず、そこで低計数レートが獲得される場合、第１の検出器層２０２は、画像を形成するために、一般に光子計数モードで使用されることができる。より高いフラックスレートでは、第１の検出器層２０２は一般に光子計数モードで動作し、第２の検出器層２０４はエネルギー積分モードで動作し、第１の検出器層２０２でより高い計数レートが獲得される場合、両方の層で検出されたＸ線の組合せが、画像を形成するために使用される。典型的には５〜１００Ｍｃｐｓのオーダの非常に高いフラックスレートでは、第１の検出器層２０２は飽和し、第２の検出器層２０４上で検出されたＸ線１６のみが、画像を形成するために使用され、一般にエネルギー積分モードで動作する。

図２５は、本発明の一実施形態によるデータ獲得パイプライン２５０のフロー図を示している。１対の検出器層２５２、２５４が、検出されたＸ線を電荷に変換する。読み出し電子機器２５６は、第１の検出器層２５２から電荷を読み、読み出し電子機器２５８は、第２の検出器層２５４から電荷を読む。論理コントローラ２６２は、読み出し電子機器２５６、２５８から取り出された総信号レベル論理値２６０を受け取る。論理スイッチ／コントローラ２６２は、総信号レベル論理値２６０を閾値と比較して、画像再構成のためにデータを読み出し電子機器２５６のみから画像チェーン２６４に転送するか、読み出し電子機器２５８のみから転送するか、それとも両方から転送するかを決定する。論理スイッチ／コントローラ２６２は、別個の電子コンポーネントから構成されることができ、ＦＰＧＡ、ＤＳＰ、またはＡＳＩＣ回路を用いた実装を含むことができることが企図されている。論理コントローラ２６２の機能は、当技術分野で一般に理解されているように、コンピュータプロセッサソフトウェア、ファームウェア、またはその他のハードウェアによって実行されることができることも企図されている。論理コントローラ２６２は、総信号レベル論理値２６０と閾値との比較に基づいて、データを読み出し電子機器２５６のみから、読み出し電子機器２５８のみから、または両方から画像チェーン２６４に転送する。閾値は、第１の検出器層２５２が飽和するフラックスレートに対して設定される。最も一般的には、論理信号は、両方の層２５２、２５４から取り出されるが、当業者であれば、論理信号が、第１の検出器層２５２または第２の検出器層２５４のみから取り出されることができることを認識されよう。

低フラックス状態で、低検出レベルが読み出し電子機器２５８で発生した場合、第１の検出器層２５２は、一般に飽和しておらず、画像は、読み出し電子機器２５６を介して取り出されたエネルギー弁別情報から完全かつ単独で形成されることができる。この場合、論理コントローラ２６２は、好ましくは、第１の検出器層２５２のみから取り出された情報を画像チェーン２６４に転送する。より高いフラックス状態で、より高い検出レベルが読み出し電子機器２５８で発生した場合、いくらかの飽和が第１の検出器層２５２で発生することができ、画像は、エネルギー弁別の第１の検出器層２５２およびエネルギー積分モードで動作する第２の検出器層２５４の両方からの情報を使用して形成されることができる。この場合、論理コントローラ２６２は、好ましくは、第１の検出器層２５２および第２の検出器層２５４の両方から取り出された情報を画像チェーン２６４に転送する。最も高いフラックス状態で、非常に高い検出レベルが読み出し電子機器２５８で発生した場合、第１の検出器層２５２は、一般に完全に飽和しており、画像は、第２の検出器層２５４から完全に形成されることができる。この場合、論理コントローラ２６２は、好ましくは、第２の検出器層２５４のみから取り出された情報を画像チェーン２６４に転送する。

図２６は、線２６−２６に沿った図２４の検出器モジュールの断面図である。この実施形態では、上で説明されたように、検出器モジュール２００は、ピクセル化アノード接触部２０８がそこに取り付けられる直接変換材料２０６を有する第１の検出器層２０２を含む。高電圧電極２１２が、直接変換材料２０６に付けられ、グリッドアセンブリ２１４が、高電圧電極２１２に付けられる。ピクセル化アノード接触部２０８は、第１のフレキシブル回路２０９に付けられ、電気的に結合され、第１のフレキシブル回路２０９は、基板２３４に取り付けられることができる。第２の検出器層２０４は、フォトダイオードアレイ２３２に付けられるシンチレータ２３０を含み、フォトダイオードアレイ２３２は、第２のフレキシブル回路２３６に付けられ、電気的に結合される。第２のフレキシブル回路２３６も、基板２３４に取り付けられることができる。ＤＡＳ２４０は、第１および第２の検出器層２０２、２０４をそれぞれ読み出すために、ＩＣ２４１を含む。

図２７および図２８は、本発明による代替検出器モジュール実施形態を示している。検出器モジュール３００は、ピクセル化アノード接触部３０４がそこに取り付けられる直接変換材料３０２を有する第１の検出器層３０１を含む。高電圧電極３０６が、直接変換材料３０２に付けられ、グリッドアセンブリ３０８が、高電圧電極３０６に付けられる。ピクセル化アノード接触部３０４は、第１のフレキシブル回路３１０と、ＤＡＳ３２０のＩＣ３２１に電気的に結合される。検出器モジュール３００は、フォトダイオードアレイ３１４に付けられるシンチレータ３１２を有する第２の検出器層３０３も含む。図２４および図２６に示されたものに加えて、検出器モジュール３００は、フォトダイオードアレイ３１４を、第２のフレキシブル回路３１８と、ＤＡＳ３２０のＩＣ３２２に電気的に結合する多層基板３１６を含む。多層基板３１６は、第２の検出器層３０３から取り出された電気信号を第２のフレキシブル回路３１８にそれを介して伝送する電気的経路を含む。第１の検出器層３０１で発生させられた電気信号は、第１のフレキシブル回路３１０、ＩＣ３２１がそこに取り付けられたＤＡＳ３２０、およびコネクタ３２５に渡される。

図２７に示されるように、第１および第２の回路３１０、３１８は、第２の検出器層３０３のそれぞれ反対の側からＩＣ３２１、３２２へと延びることができる。代替として、図２８に示されるように、第１および第２の回路３１０、３１８は、第２の検出器層３０３の同じ側からＩＣ３２１、３２２へと延びることができる。

図２９は、本発明による代替検出器モジュール実施形態を示している。検出器モジュール３５０は、ピクセル化アノード接触部３５４がそこに取り付けられる直接変換材料３５２を有する第１の検出器層３５１を含む。高電圧電極３５６が、直接変換材料３５２に付けられ、グリッドアセンブリ３５８が、高電圧電極３５６に付けられる。ピクセル化アノード接触部３５４は、フレキシブル回路３６０と、ＤＡＳ３２０のＩＣ３２１に付けられ電気的に結合される。検出器モジュール３５０は、フォトダイオードアレイ３６４に付けられるシンチレータ３６２を有する第２の検出器層３５３も含み、フォトダイオードアレイ３６４は、多層基板３６６に付けられ、多層基板３６６は、フォトダイオードアレイ３６４を、フレキシブル回路３６０と、ＤＡＳ３７０に電気的に結合する。多層基板３６６は、第２の検出器層３５３から取り出された電気信号をフレキシブル回路３６０にそれを介して伝送する電気的経路を含む。第１の検出器層３５１で発生させられた電気信号は、フレキシブル回路３６０、およびＤＡＳ３７０のＩＣ３７１に渡される。

図３０は、本発明による代替検出器モジュール実施形態を示している。検出器モジュール４００は、ピクセル化アノード接触部４０４がそこに取り付けられる直接変換材料４０２を有する第１の検出器層４０１を含む。高電圧電極４０６が、直接変換材料４０２に付けられ、グリッドアセンブリ４０８が、高電圧電極４０６に付けられる。ピクセル化アノード接触部４０４は、多層基板４１０に付けられ、電気的に結合される。多層基板４１０は、第１の検出器層４０１から取り出された電気信号をそれを介して伝送する電気的経路を含む。したがって、第１の検出器層４０１で発生させられた電気信号は、多層基板４１０を介して、フレキシブル回路４１０およびＤＡＳ４２０に渡される。検出器モジュール４００は、フォトダイオードアレイ４１４に付けられるシンチレータ４１２を有する第２の検出器層４０３も含み、フォトダイオードアレイ４１４は、フレキシブル回路４１６に電気的に結合される。第２の検出器層４０３で発生させられた電気信号は、フレキシブル回路４１６、ＩＣ４２１がそこに取り付けられたＤＡＳ４２０、およびコネクタ４２５に渡される。

図３１は、本発明の一実施形態による検出器モジュールを組み立てるための組み立て手順を示している。一実施形態では、組み立て手順は、図２７の検出器モジュール３００の組み立てに対応する。この実施形態では、ＤＡＳ３２０は、第１のフレキシブル回路３１０と、そこに取り付けられる第１の検出器層３０１のコンポーネント３０９とを有する。ＤＡＳ３２０は、第２のフレキシブル回路３１８と、そこに取り付けられる第２の検出器層３０３のコンポーネント３１１とをさらに有する。第１の検出器層３０１のコンポーネント３０９は、直接変換材料３０２と、ピクセル化アノード接触部３０４と、高電圧電極３０６と、グリッドアセンブリ３０８とを含むが、これらに限定されない。第２の検出器層３０３のコンポーネント３１１は、多層基板３１６と、フォトダイオードアレイ３１４と、シンチレータ３１２とを含むが、これらに限定されない。検出器モジュール３００の組み立て中、ＤＡＳ３２０のＩＣ３２１、３２２が、フレキシブル回路３１０、３１８に取り付けられ、フレキシブル回路３１０、３１８は各々、相互接続ボード３２３に取り付けられる。第１の検出器層３０１のコンポーネント３０９は、第１のフレキシブル回路３１０に付けられ、第２の検出器層３０３のコンポーネント３１１は、第２のフレキシブル回路３１８に付けられる。一実施形態では、第２の検出器層３０３は、位置３３０に畳み込まれ、位置３３２への第１の検出器層３０１の畳み込みが、それに続く。第１および第２のフレキシブル回路３１０、３１８は、第１および第２の検出器層３０１、３０３が実質的に重ね合わされたまま留まるように、好ましくは互いに接着される。当業者であれば、例えば、図２６および図２８〜図３０で説明されたその他の検出器アセンブリも、同様の方式で組み立てられ得ることを認識されよう。

図３２は、本発明の別の実施形態による代替検出器モジュール実施形態を示している。検出器モジュール５００は、ピクセル化アノード接触部５０４がそこに取り付けられる直接変換材料５０３を有する第１の検出器層５０２を含む。高電圧電極５０６が、直接変換材料５０３に付けられ、グリッドアセンブリ５０８が、高電圧電極５０６に付けられる。ピクセル化アノード接触部５０４は、第１のフレキシブル回路５１０に付けられ、電気的に結合される。検出器モジュール５００は、フォトダイオードアレイ５１６に付けられ、電気的に結合されるシンチレータ５１４を有する第２の検出器層５１２も含み、フォトダイオードアレイ５１６は、第２の検出器層５１２から取り出された電気信号を第２のフレキシブル回路５２０にそれを介して電気的に結合および伝送する電気的経路を有する多層基板５１８に付けられる。第１のフレキシブル回路５１０と第２のフレキシブル回路５２０も、互いに電気的に結合される。第１のフレキシブル回路５１０に接続されるＩＣ５２２は、相互接続ボード５２５に取り付けられるのではなく、シンチレータ５１４に隣接して取り付けられる。電気信号は、ＩＣ５２２またはＩＣ５２４によって処理されることができ、したがって、ＩＣ５２２のいくらかは信号源により近く配置される。したがって、回路全体のキャパシタンスは、ＩＣ５２２と第２の検出器層５１２の近い近接性のため、低減されることができる。

図３３は、本発明の別の実施形態による代替検出器モジュール実施形態を示している。図３２の実施形態と同様に、ＩＣ５６２のいくらかは電源により近く配置され、同様に、電気回路の全キャパシタンスを低減する。検出器モジュール５５０は、ピクセル化アノード接触部５５６がそこに取り付けられる直接変換材料５５４を有する第１の検出器層５５２を含む。高電圧電極５５８が、直接変換材料５５４に付けられ、グリッドアセンブリ５６０が、高電圧電極５５８に付けられる。ピクセル化アノード接触部５５６は、ＩＣ５６２をその中に有するチップパッケージ５６０に付けられ、電気的に結合される。第１の検出器層５５２で発生させられた電気信号は、チップパッケージ５６０に渡され、そのチップパッケージ５６０は、フレキシブル回路５７２に渡される信号を提供する。したがって、回路全体のキャパシタンスは、低減されることができる。検出器モジュール５５０は、フォトダイオードアレイ５６８に付けられ、電気的に結合されるシンチレータ５６６を有する第２の検出器層５６４を含む。フォトダイオードアレイ５６８は、多層基板５７０に付けられ、多層基板５７０は、フレキシブル回路５７２に付けられる。第２の検出器層５６４で発生させられた電気信号は、多層基板５７０に渡され、同様に、フレキシブル回路５７２に渡され、ＩＣ５７６に伝送される。ＤＡＳ５７４は、ＩＣ５６２およびＩＣ５７６を含む。

図３４〜図３６は、本発明による代替検出器モジュール実施形態を示している。これらの示された実施形態では、多層検出器は、直接変換材料の２つの層を含む。そのため、直接変換材料は、エネルギー弁別またはエネルギー積分モードで動作するように構成されることができる。

図３４は、本発明の一実施形態による検出器モジュールを示している。検出器モジュール６００は、ピクセル化アノード接触部６０４がそこに取り付けられる直接変換材料６０２を有する第１の検出器層６０１を含む。高電圧電極６０６が、直接変換材料６０２に付けられ、グリッドアセンブリ６０８が、高電圧電極６０６に付けられる。ピクセル化アノード接触部６０４は、第１のフレキシブル回路６１０に付けられ、電気的に結合される。第１のフレキシブル回路６１０は、基板６１２に取り付けられる。検出器モジュール６００は、ピクセル化アノード接触部６１６がそこに取り付けられる直接変換材料６１４を有する第２の検出器層６０３も含む。高電圧電極６１８が、直接変換材料６１４に付けられる。ピクセル化アノード接触部６１６は、第２のフレキシブル回路６２０に付けられ、第２のフレキシブル回路６２０は、基板６２２に付けられる。第１の検出器層で発生させられた電気信号は、ＤＡＳ６２６のＩＣ６２４に伝送され、第２の検出器層６０３で発生させられた電気信号は、第２のフレキシブル回路６２０を介してＩＣ６２８に伝送される。

図３５は、本発明による代替検出器モジュール実施形態を示している。検出器モジュール６５０は、ピクセル化アノード接触部６５４がそこに取り付けられる直接変換材料６５２を有する第１の検出器層６５１を含む。高電圧電極６５６が、直接変換材料６５２に付けられ、グリッドアセンブリ６５８が、高電圧電極６５６に付けられる。ピクセル化アノード接触部６５４は、多層基板６５５に付けられ、電気的に結合され、多層基板６５５は、第１のフレキシブル回路６５６に付けられ、電気的に結合される。検出器モジュール６５０は、ピクセル化アノード接触部６６２がそこに取り付けられる直接変換材料６６０を有する第２の検出器層６５３も含む。高電圧電極６６４が、直接変換材料６６０に付けられる。ピクセル化アノード接触部６６２は、多層基板６６６に付けられ、電気的に結合され、その多層基板６６６は、第２のフレキシブル回路６６８に付けられ、電気的に結合される。第１の検出器層で発生させられた電気信号は、ＤＡＳ６７２のＩＣ６７０に伝送され、第２の検出器層６５３で発生させられた電気信号は、第２のフレキシブル回路６６８を介してＤＡＳ６７２のＩＣ６７４に伝送される。

図３６は、本発明による代替検出器モジュール実施形態を示している。検出器モジュール７００は、ピクセル化アノード接触部７０４がそこに取り付けられる直接変換材料７０２を有する第１の検出器層７０１を含む。高電圧電極７０６が、直接変換材料７０２に付けられ、グリッドアセンブリ７０８が、高電圧電極７０６に付けられる。ピクセル化アノード接触部７０４は、第１のフレキシブル回路７１０に付けられ、電気的に結合される。第１のフレキシブル回路７１０は、基板７１２に取り付けられる。検出器モジュール７００は、ピクセル化アノード接触部７１６がそこに取り付けられる直接変換材料７１４を有する第２の検出器層７０３も含む。高電圧電極７１８が、直接変換材料７１４に付けられる。ピクセル化アノード接触部７１６は、第２のフレキシブル回路７２０に付けられ、第２のフレキシブル回路７２０は、基板７１２に付けられる。第１の検出器層で発生させられた電気信号は、ＤＡＳ７２６のＩＣ７２４に伝送され、第２の検出器層７０３で発生させられた電気信号は、第２のフレキシブル回路７２０を介してＩＣ７２８に伝送される。

ここで図３７を参照すると、本明細書で説明されたような検出器を含む小包／手荷物検査システム８９０が示されている。システム８９０は、小包または手荷物がその中を通過し得る開口８９４を有する回転可能ガントリ８９２を含む。回転可能ガントリ８９２は、放射源８９６および検出器アセンブリ８９８を収容する。コンベヤシステム８００も提供され、コンベヤシステム８００は、小包または手荷物８０６を自動的かつ継続的に開口８９４の中を通して、スキャンされるようにするために、構造８０４によって支持されるコンベヤベルト８０２を含む。物体８０６は、コンベヤベルト８０２によって開口８９４の中を通って送られ、その後、撮像データが獲得され、コンベヤベルト８０２は、制御された継続的なやり方で、小包８０６を開口８９４から送り出す。結果として、郵便検査員、手荷物係、およびその他のセキュリティ要員は、爆発物、ナイフ、拳銃、禁輸品などに関して、小包８０６の内容を非侵襲的に検査することができる。

本発明の一実施形態によれば、ＣＴ検出器は、Ｘ線撮影エネルギーをエネルギー感知Ｘ線撮影データを表す電気信号に変換するように構成される第１の検出器と、Ｘ線撮影エネルギーをエネルギー感知Ｘ線撮影データを表す電気信号に変換するように構成され、第１の検出器を透過したＸ線を受け取るように配置される第２の検出器とを含む。論理コントローラが、第１の検出器および第２の検出器に電気的に接続され、第１の検出器の飽和レベルの量を表す第２の検出器からの論理出力信号を受け取り、論理出力信号を閾値と比較し、比較に基づいて、第１の検出器、第２の検出器、またはそれらの組合せからの電気信号を画像チェーンに出力するように構成される。

別の実施形態によれば、Ｘ線撮影撮像システムは、Ｘ線をスキャンされる被験体に向けて投射するように構成される放射源と、第１の検出器層および第２の検出器層を備える検出器アセンブリであって、第２の層は、第１の検出器層を透過した放射源からのＸ線を受け取るように配置され、第１および第２の層の各々は、放射源から投射されたＸ線を受け取り、Ｘ線撮影エネルギーをエネルギー感知Ｘ線撮影データを表す電気信号に変換するように構成される、検出器アセンブリと、第１および第２の検出器層の少なくとも一方におけるフラックスレートを表すデータを受け取り、受け取られたデータに基づいて画像再構成のために第１の検出器層において電気信号を出力したかどうかを決定し、受け取られたデータに基づいて画像再構成のために第２の検出器層において電気信号を出力したかどうかを決定するように構成される装置とを含む。

別の実施形態によれば、撮像システムを製作する方法は、Ｘ線源を提供するステップと、Ｘ線源から放出されるＸ線を受け取るように、第１の検出器を配置するステップと、Ｘ線源から放出され、第１の検出器を透過したＸ線を受け取るように、第２の検出器を配置するステップと、論理装置を第１および第２の検出器に電気的に結合するステップであって、論理装置が、第１および第２の検出器の一方におけるＸ線フラックスのレベルを表すように構成されるステップとを含む。

本発明が、その様々な実施形態に関して説明されたが、均等物、代替形態、および修正形態が、明白に述べられたものは別として、可能であり、添付の特許請求の範囲内にあることが認識されよう。

ＣＴ撮像システムの絵図である。図１に示されたシステムの概略ブロック図である。ＣＴシステム検出器アセンブリの一実施形態の斜視図である。本発明を包含するＣＴ検出器の斜視図である。本発明による２層検出器の部分斜視図である。図５の線６−６に沿った図５の横断面図である。本発明のさらなる実施形態による直接変換検出器の横断面図である。本発明のさらなる実施形態による直接変換検出器の横断面図である。本発明のさらなる実施形態による直接変換検出器の横断面図である。本発明の別の実施形態において作成される信号フィードスルーを示す横断面図である。本発明の別の実施形態によるＣＴ検出器の概略横断面図である。本発明によるＣＴ検出器の部分の一代替実施形態の横断面図である。本発明のまた別の実施形態によるＣＴ検出器の部分の横断面図である。本発明によるＣＴ検出器のまた別の実施形態の横断面図である。本発明の一代替実施形態を示す、図１３〜図１４と同様の概略横断面図である。コンポーネントが垂直配置で方向付けられたＣＴ検出器の部分の斜視図である。本発明による検出器要素領域のサブピクセル化を示す概略上面図である。本発明の別の実施形態による非対称サブピクセル化を示す単一のＣＴ検出器要素領域の上面図である。本発明の一代替実施形態による単一のＣＴ検出器要素領域についての代替非対称サブピクセル化の上面図である。本発明の別の実施形態による与えられたＣＴ検出器要素領域の各サブピクセル出力の組合せを示す概略ブロック図である。本発明の別の実施形態による与えられたＣＴ検出器要素領域のサブピクセル出力の柔軟な選択（ｂｉｎｎｉｎｇ）を示す概略回路図である。本発明のさらなる実施形態による各サブピクセルの飽和状態に基づいた与えられたＣＴ検出器要素領域のサブピクセル出力の選択を示す概略回路図である。本発明のさらなる実施形態による各サブピクセルの飽和状態に基づいた与えられたＣＴ検出器要素領域のサブピクセル出力の選択を示す概略回路図である。本発明の一実施形態による２層検出器モジュールの斜視図である。本発明の一実施形態によるデータ獲得パイプラインの概略ブロック図である。線２６−２６に沿って取られた図２４の検出器モジュールの断面図である。本発明の一実施形態による代替検出器モジュール実施形態の断面図である。本発明の一実施形態による代替検出器モジュール実施形態の断面図である。本発明の一実施形態による代替検出器モジュール実施形態の断面図である。本発明の一実施形態による代替検出器モジュール実施形態の断面図である。本発明の一実施形態による検出器モジュールの組み立て手順を示す概略図である。本発明の一実施形態による代替検出器モジュールの断面図である。本発明の一実施形態による代替検出器モジュールの断面図である。本発明の一実施形態による代替検出器モジュールの断面図である。本発明の一実施形態による代替検出器モジュールの断面図である。本発明の一実施形態による代替検出器モジュールの断面図である。非侵襲小包検査システムで使用されるＣＴシステムの絵図である。

符号の説明

１０コンピュータ断層撮影（ＣＴ）撮像システム
１２ガントリ
１４Ｘ線源
１６Ｘ線ビーム
１７レール
１８検出器アセンブリまたはコリメータ
１９コリメーティングブレードまたはプレート
２０複数の検出器
２０ａ直接変換検出器
２０ｂ検出器
２０ｃ検出器
２０ｄ検出器
２２患者
２４回転の中心
２６制御機構
２８Ｘ線コントローラ
３０ガントリモータコントローラ
３２データ獲得システム
３４画像再構成器
３６コンピュータ
３８大容量記憶装置
４０コンソール
４２ディスプレイ
４４テーブルモータコントローラ
４６電動式テーブル
４８ガントリ開口部
５０検出器要素
５１パック
５２ピン
５３バックリットダイオードアレイ
５４多層基板
５５スペーサ
５６フレックス回路
５７面
５９複数のダイオード
６２第１の半導体層
６４第２の半導体層
６５検出要素または接触部
６６高電圧電極
６７２Ｄ配列
６８高電圧電極
６９２Ｄ配列
７４半導体層
７６半導体層
７８単一の共通信号収集層または２Ｄ接触部アレイ
８０高電圧電極
８２高電圧電極
８４半導体層
８６半導体層
８７高電圧電極
８８半導体層
８９高電圧電極
９０半導体層
９１高電圧電極
９２導電性の線または経路
９３収集接触部アレイ
９４導電性の線または経路
９５収集接触部アレイ
９６半導体層
９８半導体層
１００半導体層
１０２半導体層
１０４導電性層
１０６導電性層
１０８導電性層
１１０層
１１２層
１１４半導体材料
１１６収集接触部アレイ
１１８高電圧電極層
１２０孔
１２２信号フィードパス
１２４収集接触部
１２６検出器
１２８基板
１３０検出器層
１３２検出器層
１３４Ｘ線方向
１３６フレックス層
１３８高電圧バイアス線
１４０変換コンポーネント
１４２変換コンポーネント
１４４検出器要素アレイ
１４６検出器要素アレイ
１４８検出器要素
１５０検出器要素
１５２直接変換層
１５４フレックス層
１５６検出器要素
１５８行
１５９行
１６０ピクセル領域
１６２サブピクセル
１６４専用読み出しリード
１６５ピクセル領域
１６６データシステム入力
１６８出力
１７０真理表回路
１７２出力
１７４入力
１７６スイッチネットワーク
１８０出力
１８２ＤＡＳ
１８４信号整形器
１８６エネルギーレベル弁別器
１８８計数レジスタ
２００検出器モジュール
２０２第１の検出器層
２０３スペーサ
２０４第２の検出器層
２０５孔
２０６直接変換材料
２０７孔
２０８ピクセル化アノード接触部
２０９第１のフレキシブル相互接続
２１０第１の表面
２１２高電圧電極
２１３第２の表面
２１４Ｘ線減衰グリッドアセンブリ
２１５高電圧リード
２１６棒または桟
２１８棒または桟
２２０外周フレーム
２２２開口
２２４外縁または周囲
２２６電荷共有領域
２３０シンチレータ
２３２フォトダイオードアレイ
２３４基板
２３６第２のフレキシブル相互接続
２４０ＤＡＳ
２４１ＤＡＳ集積回路
２４３コネクタ
２５０データ獲得パイプライン
２５２検出器層
２５４検出器層
２５６読み出し電子機器
２５８読み出し電子機器
２６０総信号レベル論理値
２６２論理コントローラ
２６４画像チェーン
３００検出器モジュール
３０１第１の検出器層
３０２直接変換材料
３０３第２の検出器層
３０４ピクセル化アノード接触部
３０６高電圧電極
３０８グリッドアセンブリ
３０９コンポーネント
３１０第１のフレキシブル回路
３１１コンポーネント
３１２シンチレータ
３１４フォトダイオードアレイ
３１６多層基板
３１８第２のフレキシブル回路
３２０ＤＡＳ
３２１ＩＣ
３２２ＩＣ
３２３相互接続ボード
３２５コネクタ
３５０検出器モジュール
３５１第１の検出器層
３５２直接変換材料
３５３第２の検出器層
３５４ピクセル化アノード接触部
３５６高電圧電極
３５８グリッドアセンブリ
３６０フレキシブル回路
３６２シンチレータ
３６４フォトダイオードアレイ
３６６多層基板
３７０ＤＡＳ
３７１ＩＣ
４００検出器モジュール
４０１第１の検出器層
４０２直接変換材料
４０３第２の検出器層
４０４ピクセル化アノード接触部
４０６高電圧電極
４０８グリッドアセンブリ
４１０多層基板
４１２シンチレータ
４１４フォトダイオードアレイ
４１６フレキシブル回路
４２０ＤＡＳ
４２１ＩＣ
４２５コネクタ
５００検出器モジュール
５０２第１の検出器層
５０３直接変換材料
５０４ピクセル化アノード接触部
５０６高電圧電極
５０８グリッドアセンブリ
５１０第１のフレキシブル回路
５１２第２の検出器層
５１４シンチレータ
５１６フォトダイオードアレイ
５１８多層基板
５２０第２のフレキシブル回路
５２２ＩＣ
５２４ＩＣ
５２５相互接続ボード
５５０検出器モジュール
５５２第１の検出器層
５５４直接変換材料
５５６ピクセル化アノード接触部
５５８高電圧電極
５６０グリッドアセンブリ
５６２ＩＣ
５６４第２の検出器層
５６６シンチレータ
５６８フォトダイオードアレイ
５７０多層基板
５７２フレキシブル回路
５７４ＤＡＳ
５７６ＩＣ
６００検出器モジュール
６０１第１の検出器層
６０２直接変換材料
６０３第２の検出器層
６０４ピクセル化アノード接触部
６０６高電圧電極
６０８グリッドアセンブリ
６１０第１のフレキシブル回路
６１２基板
６１４直接変換材料
６１６ピクセル化アノード接触部
６１８高電圧電極
６２０第２のフレキシブル回路
６２２基板
６２４ＩＣ
６２６ＤＡＳ
６２８ＩＣ
６５０検出器モジュール
６５１第１の検出器層
６５２直接変換材料
６５３第２の検出器層
６５４ピクセル化アノード接触部
６５５多層基板
６５６高電圧電極
６５８グリッドアセンブリ
６６０直接変換材料
６６２ピクセル化アノード接触部
６６４高電圧電極
６６６多層基板
６６８第２のフレキシブル回路
６７０ＩＣ
６７２ＤＡＳ
６７４ＩＣ
７００検出器モジュール
７０１第１の検出器層
７０２直接変換材料
７０３第２の検出器層
７０４ピクセル化アノード接触部
７０６高電圧電極
７０８グリッドアセンブリ
７１０第１のフレキシブル回路
７１２基板
７１４直接変換材料
７１６ピクセル化アノード接触部
７１８高電圧電極
７２０第２のフレキシブル回路
７２４ＩＣ
７２６ＤＡＳ
７２８ＩＣ
８００コンベヤシステム
８０２コンベヤベルト
８０４構造
８０６手荷物
８９０検査システム
８９２回転可能ガントリ
８９４開口
８９６放射源
８９８検出器アセンブリ

Claims

Ｘ線撮影エネルギーをエネルギー感知Ｘ線撮影データを表す電気信号に変換するように構成される第１の検出器（２０２、２５２）と、
Ｘ線撮影エネルギーをエネルギー感知Ｘ線撮影データを表す電気信号に変換するように構成され、前記第１の検出器（２０２、２５２）を透過したＸ線を受け取るように配置される第２の検出器（２０４、２５４）と、
前記第１の検出器（２０２、２５２）および前記第２の検出器（２０４、２５４）に電気的に接続される論理コントローラ（２６２）であって、
前記第１の検出器（２０２、２５２）の飽和レベルの量を表す前記第２の検出器（２０４、２５４）からの論理出力信号（２６０）を受け取り、
前記論理出力信号（２６０）を閾値と比較し、
前記比較に基づいて、前記第１の検出器（２０２、２５２）、前記第２の検出器（２０４、２５４）、またはそれらの組合せからの電気信号を画像チェーンに出力する、ように構成される論理コントローラ（２６２）と、を備えるコンピュータ断層撮影（ＣＴ）検出器（２００）。
前記論理コントローラ（２６２）が、ＦＰＧＡ回路、ＤＳＰ回路、ＡＳＩＣ回路、コンピュータ可読記憶媒体上で実施されるソフトウェア、およびファームウェアの１つである、請求項１記載のＣＴ検出器（２００）。
前記第１の検出器（２０２、２５２）が、直接変換層を有するエネルギー弁別検出器を備える、請求項１記載のＣＴ検出器（２００）。
前記直接変換層内に形成される電荷共有領域（２２６）と端部トラッピング領域（２２４）の少なくとも一方をさらに備え、電荷共有領域（２２６）と端部トラッピング領域（２２４）の前記少なくとも一方に向けて送られるＸ線を減衰するように配置されるＸ線減衰材料をさらに備える、請求項３記載のＣＴ検出器（２００）。
前記エネルギー弁別検出器が、光子計数モードで動作するように構成される、請求項３記載のＣＴ検出器（２００）。
前記第２の検出器が、光子計数モードとエネルギー積分モードの一方で動作するように構成されるエネルギー弁別検出器を備える、請求項１記載のＣＴ検出器（２００）。
前記第２の検出器（２０４、２５４）が、フォトダイオードアレイに光学的に結合されるシンチレーティング層を備える、請求項１記載のＣＴ検出器（２００）。
前記第１の検出器（２０２、２５２）で飽和が発生しなかったことを前記論理出力信号が示している場合、前記論理コントローラ（２６２）が、前記第１の検出器（２０２、２５２）でのみ変換された電気信号を出力するようにさらに構成される、請求項１記載のＣＴ検出器（２００）。
前記第１の検出器（２０２、２５２）が飽和させられていることを前記論理出力信号が示している場合、前記論理コントローラ（２６２）が、前記第２の検出器（２０４、２５４）でのみ変換された電気信号を出力するようにさらに構成される、請求項１記載のＣＴ検出器（２００）。
前記論理出力信号が、前記第１の検出器に入射するフラックスのレートを表す、請求項１記載のＣＴ検出器（２００）。