(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
イメージングシステムの検出器アレイであって、
放射線を検出し、検出された放射線を表す信号を生成する放射線感受性検出器と、
前記放射線感受性検出器と電気的に通信する電子装置と、
を有し、前記電子装置は、
積分期間中に収集された電荷を表す周波数をもつパルストレインに、前記信号を変換する電流周波数コンバータであって、前記電流周波数コンバータは、増幅器と積分キャパシタとを有する積分器であって、前記積分期間中に前記放射線感受性検出器の或るピクセルからの入力電荷を積分する積分器と、前記増幅器の出力を予め決められた閾値と比較し、前記予め決められた閾値を満たす出力に応じてパルスを生成する比較器であって、前記比較器の出力が前記パルストレインを生成する、比較器と、を有する電流周波数コンバータと、
前記電流周波数コンバータに電気的に結合された残存電荷収集回路であって、前記残存電荷収集回路は、前記積分期間の終了部分の間に積分器によって収集される電荷を記憶し、前記電荷は前記パルストレインのパルスを生じさせない、残存電荷収集回路と、
前記比較器による前記パルストレインのパルスの生成に応じて、各積分期間中、前記積分器をリセットするリセット回路であって、リセットキャパシタと、少なくとも２つのスイッチと、を有し、前記リセットキャパシタは、リセット中、第１のスイッチを通じて前記積分キャパシタに電気接続し、第２のスイッチを通じて電気的グラウンドに電気接続する、リセット回路と、
複数キャパシタの単一のバンクであって、前記複数キャパシタの第１のサブセットは、前記積分キャパシタを有し、前記複数キャパシタの別の第２のサブセットは、前記リセットキャパシタを有し、前記複数キャパシタの別の第３のサブセットは、残存電荷キャパシタを有する、単一のバンクと、
を有し、
前記残存電荷収集回路は前記残存電荷キャパシタを有し、前記残存電荷キャパシタは、スイッチを通じて前記積分キャパシタに並列に電気接続され、
前記電流周波数コンバータは、前記積分キャパシタを有する、
検出器アレイ。
【請求項２】
前記積分期間中の全体の電荷を生成し、前記全体の電荷を表す出力信号を生成するために、前記パルストレインによって表される電荷及び前記残存電荷収集回路によって記憶される残存電荷を統合する論理を更に有する、請求項１に記載の検出器アレイ。
【請求項３】
前記積分キャパシタによって収集される残存電荷を記憶するために、積分信号パルスの終了に応じて少なくとも２つのスイッチを閉じるように構成される論理を更に有する、請求項１又は２に記載の検出器アレイ。
【請求項４】
前記論理は更に、前記積分期間中に前記比較器によって生成されるパルスを受け取ることに応じて、前記積分器をリセットするように前記リセット回路を活性化するよう構成される、請求項３に記載の検出器アレイ。
【請求項５】
前記論理は更に、前記積分期間中、前記放射線感受性検出器及び前記電子装置を電気接続するためにデータ収集スイッチを閉じ、前記積分期間の終了時に、前記放射線感受性検出器及び前記電子装置を電気的に切断するために前記データ収集スイッチを開く、請求項３又は４に記載の検出器アレイ。
【請求項６】
前記積分キャパシタ、前記リセットキャパシタ及び前記残存電荷キャパシタが、前記単一のバンクのキャパシタの全てを含む、請求項１乃至５のいずれか１項に記載の検出器アレイ。
【請求項７】
前記積分キャパシタ、前記リセットキャパシタ及び前記残存電荷キャパシタが、前記単一のバンクのキャパシタのサブセットのみを含む、請求項６に記載の検出器アレイ。
【請求項８】
前記単一のバンクは、各キャパシタごとに少なくとも１つのスイッチを有し、前記キャパシタの第１のサブセットは、スイッチの対応する第１の組を通じて、並列に電気接続され、前記キャパシタの第２のサブセットは、スイッチの対応する第２の組を通じて、並列に電気接続され、前記キャパシタの第３のサブセットは、スイッチの対応する第３の組を通じて、並列に電気的に接続される、請求項１乃至７のいずれか１項に記載の検出器アレイ。
【請求項９】
前記キャパシタの単一のバンクは、前記電子装置の第１の領域に配置され、前記残存電荷キャパシタを伴って又は前記残存電荷キャパシタを伴わずに前記第１の領域を占有する、請求項１乃至８のいずれか１項に記載の検出器アレイ。
【請求項１０】
放射線を放出する放射線源と、
請求項１乃至９のいずれか１項に記載の検出器アレイであって、放出された放射線を検出し、検出された放射線を表す信号を生成する検出器アレイと、
を有するイメージングシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、概して、改善された空間的な正確さを有するコンピュータトモグラフィ（ＣＴ）イメージングシステムの放射線感受性検出器に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＣＴスキャナは、縦軸又はｚ軸を中心に検査領域のまわりを回転する回転可能なガントリに搭載されるＸ線管を含む。検出器アレイは、検査領域の、Ｘ線管とは反対側において円弧をなす。検出器アレイは、検査領域及び検査領域内の被検体又は対象を横切り、それを示す信号を生成する放射線を検出する。検出器アレイは、概して、フォトセンサアレイに光学的に結合されるシンチレータアレイを有し、処理電子装置に電気的に結合される。シンチレータアレイはその上に当たる放射線を表す光を生成し、フォトセンサアレイは、生成された光を表す電気信号を生成し、処理電子装置は、電気信号に基づいて、検出された放射線を表すデジタルデータを生成するアナログデジタル（Ａ／Ｄ）コンバータを有する。デジタルデータは、信号からボリュメトリック画像データ及び１又は複数の画像を生成するように再構成される該信号を生成するように処理される。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
ＣＴスキャナは、Ａ／Ｄ変換器としての電流周波数（Ｉ／Ｆ）コンバータを利用する。しかしながら、この変換器は、低信号低線量イメージングプロシージャにおける空間的な正確さにおいて制限される。例えば、図８は、積分期間（「ＩＰ」）の関数としてＩ／Ｆコンバータの出力パルス（「ＯＰ」）を示すダイアグラムを示す。このダイアグラムにおいて、Ｔ１は、積分期間の開始を表す。第１、第２、...．第Ｌのパルスは、Ｔ２、Ｔ３、...．ＴＬに生成される。ＴＭは、積分期間の終了及び次の積分期間の開始を表す。この例において、次のパルスはＴＮに生成され、これは次の積分期間に現れる。領域８０２は、次の積分期間に重なる第１の積分期間の電荷を表現する。データはこれを補償するようにアラインし直され（re-aligned）、これは信号対ノイズを改善するが、データの時間的な歪みをも生じさせ、それにより空間的な正確さを低減する。残念なことに、空間的な歪みを克服するアプローチは、回路領域、コスト及び電力要求の増加を必要としする。
【課題を解決するための手段】
【０００４】
本出願の見地は、上述した問題及びその他に対処する。
【０００５】
１つの見地によれば、イメージングシステムの検出器アレイは、放射線を検出し、検出された放射線を表す信号を生成するように構成される放射線感受性検出器と、放射線感受性検出器と電気的に通信する電子装置と、を有する。電子装置は、前記信号を、積分期間中に収集される電荷を表す周波数を有するパルストレインに変換するように構成される電流周波数（current-to-frequency）コンバータを有する。電子装置は更に、電流周波数コンバータに電気的に結合される残存電荷収集回路を有する。残存電荷収集回路は、積分期間の終了部分の最中に積分器によって収集される電荷を記憶するように構成され、かかる電荷は、パルストレインのパルスを生じさせない。
【０００６】
別の見地において、方法は、積分期間が始まったことを示す第１の信号を受け取り、電流周波数コンバータにより、積分期間中に入力される電荷を表すパルス周波数を有するパルストレインを生成することを含む。方法は更に、積分期間が終了したことを示す第２の信号を受け取ることを含む。方法は更に、積分期間中、パルストレインの最後のパルスから積分期間の終了までの残存電荷を記憶することを含む。
【０００７】
別の見地において、イメージングシステムは、放射線を放出するように構成される放射線源と、放出された放射線を検出し、検出された放射線を表す信号を生成するように構成される検出器アレイと、を有する。検出器アレイは、積分期間中に収集される電荷を示す周波数を有するパルストレインに、前記信号を変換するように構成される電流周波数コンバータを有する。検出器アレイは更に、電流周波数コンバータに電気的に結合される残存電荷収集回路を有する。残存電荷収集回路は、電流周波数コンバータによって生成される最後のパルスから積分期間の終了までの積分期間に電流周波数コンバータによって収集される電荷を記憶するように構成される。
【０００８】
本発明の他の見地は、以下の詳細な説明を読み理解することにより当業者に理解されるであろう。
【０００９】
本発明は、さまざまなコンポーネント及びコンポーネントの取り合わせ並びにさまざまなステップ及びステップの取り合わせの形を取りうる。図面は、好適な実施形態を例示するためだけあり、本発明を制限するものとして解釈されるべきでない。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】各々の検出器モジュールが複数の検出器タイルを有する複数の検出器モジュールを有する検出器アレイを具備する例示のイメージングシステムを概略的に示す図。
【図２】Ｘ線光子検出部分及び処理電子装置を有する検出器タイルの例を概略的に示す図。
【図３】Ｉ／Ｆコンバータ及び残存電荷収集回路を有する電子装置の例を概略的に示す図。
【図４】積分キャパシタ、リセットキャパシタ及び残存電荷キャパシタを提供するように構成される例示のキャパシタバンクを概略的に示す図。
【図５】積分キャパシタ、リセットキャパシタ及び残存電荷キャパシタを提供するように構成されるキャパシタバンクの別の例を概略的に示す図。
【図６】積分キャパシタ、リセットキャパシタ及び残存電荷キャパシタを提供するために図４及び図５のバンクのキャパシタを接続する例示のアプローチを概略的に示す図。
【図７】ここに記述される一実施形態による例示の方法を示す図。
【図８】積分期間の関数として電流周波数コンバータのパルス出力を示す例示のダイアグラム。
【発明を実施するための形態】
【００１１】
図１は、例えばコンピュータトモグラフィ（ＣＴ）スキャナのようなイメージングシステム１００を示す。イメージングシステム１００は、概して静止したガントリ１０２及び回転ガントリ１０４を有する。回転ガントリ１０４は、静止ガントリ１０２によって回転可能に支持されており、縦軸又はｚ軸を中心に検査領域１０６のまわりを回転する。Ｘ線管のような放射線源１０８が、回転ガントリ１０４によって支持され、検査領域１０６を横切る放射線を放出する。
【００１２】
放射線感受性検出器アレイ１１２は、検査領域１０６をはさんで放射線源１０８と反対側に円弧なして延在し、検査領域１０６を横切る放射線を検出する。図示される実施形態において、放射線感受性検出器アレイ１１２は、複数の検出器モジュール１１４を有し、各検出器モジュールは、ｚ軸方向に沿って延びる。一例において、検出器アレイ１１２は、"Solid State X-Radiation Detector Modules and Mosaics thereof, and an Imaging Method and Apparatus Employing the Same"というタイトルの２００１年７月１８日出願の米国特許第6,510,195B1号公報に記述される検出器アレイと実質的に同様であり、及び／又は、その検出器アレイに基づくものであり、この文献の内容は、参照によってここに盛り込まれるものとする。他の構成もまたここに企図される。
【００１３】
検出器モジュール１１４は、ｚ軸方向に沿って延びる複数の検出器タイル１１６を有する。図２に移って、図１のラインＡ−Ａに沿った検出器タイル１１６の断面図が示されている。タイル１１６は、ピクセル２０６のアレイ２０４に光学的に結合されるシンチレータアレイ２０２を有し、シンチレータアレイ２０２は、基板２１０を通じて電子装置２０８に電気的に結合される。電気導体２１２（例えば、ピン、その他）は、電力用、Ｉ／Ｏ用、その他でありうる。変形例において、基板２１０は省かれる。幾つかの例が、"A New 2D-Tiled Detector for Multislice CT,"Luhta et al., Medical Imaging 2006: Physics of Medical Imaging, Vol. 6142, pp. 275-286 (2006)及び"Radiation Detector Array"というタイトルの２００７年３月８日出願の米国特許第8,710,448B2号公報に記述されており、それらの内容は全体が参照によってここに盛り込まれるものとする。
【００１４】
以下に詳しく記述されるように、電子装置２０８の既存のコンポーネントは、残存電荷８０２（図８）の正確な測定を提供する自己内蔵型の残存電荷スイッチキャパシタベースのコンバータを実現するように、付加のスイッチを通じて再構築される。
【００１５】
残存電荷は、積分期間中の全体の電荷を決定するために、Ｉ／Ｆコンバータの出力によって示される電荷に加えられることができる。このアプローチは、電子装置２０８の領域、コスト及び電力の要求の増加を緩和するとともに、各積分期間の終了に一致する終了時点までのデータ収集を可能にし、それにより、次の積分期間に重なるパルスをアラインし直すことに関連付けられる空間的な間歪みを除去する。このアプローチは、高速ＫＶ（グリッドスイッチング）及び／又はこのような空間的な歪みを強める他の属性を有するＸ線管に良好に適応される。
【００１６】
図１に戻って、再構成器１１８は、検出器アレイ１１２からの信号を再構成し、該信号を表現するボリュメトリック画像データを生成する。ボリュメトリック画像データは更に、被検体又は対象のスキャン部分の１又は複数の画像を生成するように処理されることができる。コンピューティングシステムは、オペレータコンソール１２０として働く。コンソール１２０に常駐するソフトウェアは、オペレータが、システム１００の動作を制御することを可能にする。例えば寝台のような患者支持体１２２は、検査領域１０６におけるヒト患者のような被検体又は対象を支持する。
【００１７】
図３は、ピクセル２０６のために電子装置２０８の少なくともサブ部分の例を概略的に示す。アナログデジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ３００は、積分器３０２（増幅器３０４及び積分キャパシタ（Ｃｉｎｔ）３０６）及び比較器３１０を有する。積分器３０２は、各積分期間中、ピクセル２０６（及び用いられる場合はバイアス電流）からの電荷（ＩＤｉｏｄｅ＿Ｉｎ）を積分するように構成される。比較器３１０は、増幅器３０４の出力を予め決められた閾値（Ｖｔｈ）と比較し、例えば出力がＶｔｈより大きい場合に、それを表す信号、例えばパルスを生成する。
【００１８】
データ収集スイッチ３１２は、積分キャパシタ（Ｃｉｎｔ）３０６のリセットの間、ピクセル２０６へ／からＡ／Ｄ変換器３００を切断する。リセット回路３１４（リセットキャパシタ（Ｃｒｓｔ）３１６及びリセットスイッチ３１８及び３２０）は、比較器３１０によるパルスの生成に応じて、各積分期間中に積分器３０２をリセットするように構成される。残存電荷収集回路３２２（残存電荷キャパシタ（Ｃｒｅｓ）３２４及び残存電荷スイッチ３３４）は、積分期間中に生成される最後のパルスから積分期間の終了まで、積分キャパシタ３０６によって収集される電荷を記憶するように構成される。スイッチ３３４が、しばらく閉じて、残存電荷の或る割合が残存電荷キャパシタ（Ｃｒｅｓ）３２４へ移されると、スイッチ３３４が開かれ、そして、積分器キャパシタ（Ｃｉｎｔ）３０６は、リセットスイッチ３１８及び３２０及び入力切断スイッチ３１２の動作を通じてそれをリセットキャパシタ（Ｃｒｓｔ）３１６に接続することにより、リセットされ、こうして、次の積分期間を開始する。
【００１９】
図示される例において、Ａ／Ｄ変換器３００は、それが入力電荷（ＩＤｉｏｄｅ＿Ｉｎ）を示すパルス周波数を有するパルストレインを生成するという点で、電流周波数（Ｉ／Ｆ）コンバータとして実現される。Ｉ／Ｆコンバータの例は、"Data Acquisition for Computed Tomography"というタイトルの２００１年１１月７日出願の米国特許第6,671,345B2号に記述されており、その内容は全体が参照によってここ盛り込まれるものとする。他の適切な電子装置は、"Data Acquisition for Computed Tomography"というタイトルの１９７５年１１月２８日出願の米国特許第4,052,620号公報に記述されており、その内容は全体が参照によってここに盛り込まれるものとする。
【００２０】
論理３３０は、比較器３１０の出力、クロック（「ＣＬＫ」）及びタイミング回路３３２の出力に基づいて、データ収集スイッチ３１２及びリセットスイッチ３１８及び３２０を制御し、タイミング回路３３２は、積分期間の終了／開始を示すエンコーダパルスに基づいてタイミングを決定する。概して、チャネルサンプルより高いレートでのスイッチトキャパシタコンバータ３３８のクロッキングは、残存電荷変換が空間サンプリング期間内に終わるように、積分期間の終了時に即座に残存電荷バランスを変換することを可能にする。
【００２１】
残存キャパシタ（Ｃｒｅｓ）３２４へ移される電荷値は、スイッチ３３６を通じてスイッチトキャパシタコンバータ３３８に接続され、非常に高い変換クロックレートで変換される。スイッチトキャパシタコンバータ３３８は、それ自身の比較器及びキャパシタバンク（図示される）によって実現されることができ、又はその機能のために比較器３１０のようなチャネル内の既存の回路を利用するに十分高速（例えば１０−３０倍より高い）にクロックされることができるそのように使用される場合、付加のスイッチは、論理３３０の制御下で変換を実施するように比較器３１０を構成し、変換は、通常動作においてリセットパルスの同じ時間に完了される。更に、残存キャパシタ（Ｃｒｅｓ）３２４は、除去されることができ、入力が切断されることから失われる電荷の量が、比較器３１０を非常に速くクロックすることに起因して小さい場合、積分キャパシタ（Ｃｉｎｔ）３０６上の残存電荷は、既存の比較器３１０を使用して直接測定されることができることが理解されることができる。
【００２２】
この例において、論理３３０は更に、積分期間中、比較器３１０からのパルスの数を計数するように構成され、積分期間の第１のパルスから積分期間の最後のパルスまでの時間を決定する。このデータから、論理３３０は、パルスとパルスの間の時間でパルスの数を除算することによって、周波数信号を生成し、かかる周波数信号は、収集された電荷を表す。この周波数データは、残存電荷収集回路３２２によって記憶された残存電荷値と統合される。論理３３０は更に、完全なパルスが測定されたかのように、積分キャパシタＣｉｎｔ３０６上の電荷が同じ値にリセットされることを確実にするために、積分期間の終了と同時にリセット信号を発行する。リセットキャパシタＣｒｓｔ３１６上の電圧は、既存の設定可能な基準電圧から選択可能であるので、スイッチトキャパシタコンバータ３３８の閾値電圧も同様に、付加の回路なしで設定可能である。論理３３０は、減衰値を決定するために結果を処理し、その結果は、信号において、例えば１６ビットワードに出力される。
【００２３】
図４及び図５は、Ｃｉｎｔ３０６及びＣｒｓｔ３１６及びＣｒｅｓ３２４を提供するように構成されるキャパシタ４０４のバンク４０２を概略的に示す。図４において、個々の異なるキャパシタ４０４の個々の異なるサブセットが、Ｃｉｎｔ３０６、Ｃｒｓｔ３１６及びＣｒｅｓ３２４をそれぞれ提供するように並列に電気接続される。図４において、バンク４０２のキャパシタ４０４の全てが使用される。図５は、バンク４０２のキャパシタ４０４の全てがＣｉｎｔ３０６及びＣｒｓｔ３１６及びＣｒｅｓ３２４を提供するために必要であるわけではない変形例を示す。Ｃｉｎｔ３０６及びＣｒｓｔ３１６及びＣｒｅｓ３２４を提供するためのキャパシタ４０４の他の組み合わせもまた、ここに企図される。
【００２４】
図６は、複数のキャパシタ４０４がどのように互いに接続されることができるかを概略的に示す。図６において、バンクのキャパシタ４０４の各々が、少なくとも１つのスイッチ６０２に関連付けられる。図示される例において、複数のスイッチ６０２が、Ｃｉｎｔ３０６及びＣｒｓｔ３１６及びＣｒｅｓ３２４の特定のキャパシタンス値を有するＣｉｎｔ３０６及びＣｒｓｔ３１６及びＣｒｅｓ３２４を生成するように、バンク４０２の複数のキャパシタ４０４を並列に電気接続するために使用される。複数のスイッチ６０２は、キャパシタンスＣｉｎｔ３０６、Ｃｒｓｔ３１６及びＣｒｅｓ３２４の任意のバンクに対する任意の接続を選択するように構成されることができる。
【００２５】
Ｃｉｎｔ３０６及びＣｒｓｔ３１６のためのバンク４０２が、Ｃｒｅｓ３２４をも実現するために、すでに十分な未使用のキャパシタ４０４を含む場合、スイッチ３３４、タイミング回路３３２、論理３３０による制御及び論理３３０による残存電荷の処理のみが、Ｃｒｅｓ３２４を実現するために加えられる。別の例において、バンク４０２が、Ｃｒｅｓ３２４のためではなくＣｉｎｔ３０６及びＣｒｓｔ３１６のために十分なキャパシタ４０４を有する場合、１又は複数のキャパシタが、Ｃｒｅｓ３２４を更に実現するためにバンク４０２に加えられる。
【００２６】
ここに記述される電子装置２０８は、スイッチ３３４を付加し、キャパシタバンク４０２を再構築し、タイミング回路３３２を付加することによって、ＣＭＯＳ及び／又は他の製作プロセスを通じて実現されることができる。
【００２７】
図７は、ここに記述される一実施形態による例示の方法を示す。
【００２８】
ステップ７０２において、第１の積分期間の開始を表す第１の信号が受け取られる。
【００２９】
ステップ７０４において、入力電荷を表すパルス周波数を有するパルストレインが、積分期間中、電流周波数コンバータ３００によって生成される。
【００３０】
ステップ７０６において、積分期間の終了を表す第２の信号が受け取られる。
【００３１】
ステップ７０８において、積分期間の終了の間に電流周波数コンバータ３００によって収集される残存電荷が記憶される。
【００３２】
ステップ７１０において、パルストレイン及び残存電荷が、積分期間中の全体の電荷を決定するために使用される。
【００３３】
ステップ７１２において、全体の電荷が、減衰値を決定するために処理される。
【００３４】
ステップ７１４において、減衰値が、再構成器１１８に伝送される。
【００３５】
ステップ７１６において、複数の積分期間中の減衰値が、ボリュメトリック画像データを生成するために再構成される。
【００３６】
本発明は、さまざまな実施形態に関してここに記述されている。変更及び変形は、本願明細書の記述を読むことにより当業者に思いつくであろう。このような変更及び変形が、添付の請求項又はそれらと等価なものの範囲内にある限り、本発明は、すべてのこのような変更及び変形を含むものとして解釈されることが意図される。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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