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專利名稱：用于醫(yī)療診斷設(shè)備的檢測器裝置以及醫(yī)療成像的診斷方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種用于醫(yī)療診斷設(shè)備的檢測器裝置、一種具有這種檢測器裝置的醫(yī)療診斷設(shè)備以及一種醫(yī)療成像的診斷方法。
背景技術(shù)：
在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域公知不同的成像診斷方法，例如計算機斷層造影(CT)，其中，利用X射線對待檢查的患者進行透視，并且由檢測器采集X射線和對X射線進行計算以便產(chǎn)生圖像。
除了這種基于X射線的方法之外，還公開了所謂的核醫(yī)學(xué)方法，例如PET診斷方法(正電子發(fā)射斷層造影)或SPECT診斷方法(單光子發(fā)射計算斷層造影)。在這兩種方法中，為患者注射放射性的物質(zhì)，并且將由該物質(zhì)發(fā)出的輻射借助于檢測器進行計算并用于圖像處理。
為了對有關(guān)輻射的出發(fā)點進行精確的位置分辨，在檢測器之前串聯(lián)所謂的準直器，該準直器具有多個單個的準直器平板(所謂的Septen)，這些準直器平板這樣取向，使得基本上只有垂直于檢測器平面的輻射成分被采集。因此，總共只有輻射的一部分被用于圖像計算。因此，為了得到足以產(chǎn)生圖像的信息，患者必須承受相對高的輻射劑量。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是，能夠在醫(yī)療成像方法中改善放射線檢測的效率。
根據(jù)本發(fā)明，上述技術(shù)問題是通過按照本發(fā)明的一種用于醫(yī)療診斷設(shè)備的檢測器裝置解決的。據(jù)此，該檢測器裝置包括檢測器，該檢測器配備有對輻射敏感的檢測器元件，和分配給該檢測器元件的、帶有多個矩陣形式設(shè)置的傳感器元件的傳感器場。計算單元與該傳感器場連接，用于對該傳感器元件的電信號進行位置分辨計算。在此，將所述計算單元這樣構(gòu)成，使得在輻射量子擊中所述檢測器元件時對涉及該事件的傳感器元件進行識別，并且從其空間分布中導(dǎo)出所采集的輻射量子的輻射方向。
與迄今為止使用的、具有在各個檢測器之前設(shè)置的準直器的檢測器裝置相比，該檢測器裝置的特征在于，還允許側(cè)面的或者按照一個角度對準的射線入射在檢測器上。為了能夠?qū)υ撦椛涞钠鹪催M行定位，將輻射方向(即有關(guān)輻射量子的入射方向)從所采集的測量值中導(dǎo)出。因此，該檢測器裝置同樣允許在不使用準直器的條件下，進行醫(yī)療成像所需的位置分辨。由此實現(xiàn)了以下決定性的優(yōu)點，即，不需要在前面串聯(lián)準直器，并且因此決定了對可供使用的輻射的明顯更高的成分進行計算并用于成像。尤其是在其中由于核分裂造成輻射分布到整個空間中并且不是對準目標的核醫(yī)學(xué)方法(SPECT，PET)中，這點意味著效率的極大提升，也就是說，將可供使用的輻射高效率地用于成像。反過來這意味著，可以降低給予患者的劑量。因此減小了患者的負擔。
此外，通過放棄準直器而實現(xiàn)了設(shè)備技術(shù)上的顯著簡化，并且因此顯著節(jié)省了費用。因為準直器通常是非常復(fù)雜和位置敏感的，并因此造價很高。
該不含準直器的實施方式的基本思路在于這樣的考慮，即，在X射線或者伽馬量子到達檢測器元件(例如閃爍體)時，沿著輻射量子的路徑(信號軌跡)在閃爍體中產(chǎn)生多個隨后被傳感器元件采集的光子。輻射量子出現(xiàn)在傳感器場上時所建立的光斑的大小，取決于輻射量子相對于檢測器元件的平面法線的入射方向。如果輻射接近于平行于該平面法線入射，則僅僅在最近之處產(chǎn)生光子。反之，如果輻射按照一個相對大的角度入射，則在一個大面積的區(qū)域中產(chǎn)生光子。因此，根據(jù)輻射方向的不同，更多或者更少的傳感器元件涉及到該事件。因此，根據(jù)入射方向的不同，傳感器場的輸出信號的傳感器元件的空間分布會發(fā)生變化。
按照一種適當?shù)臄U展，還將計算電子電路這樣構(gòu)成，使得額外地采集由傳感器元件傳遞的單個信號的信號強度和/或信號能量。即，通過這種額外的信息不僅判斷出在哪些位置區(qū)域產(chǎn)生了信號，而且額外地計算出關(guān)于強度和/或能量的信息，從而從輻射量子的軌跡變化中更精確地確定其入射角度。
優(yōu)選地，還將計算電子電路這樣構(gòu)成，使得對由輻射量子所產(chǎn)生的信號軌跡針對其長度、其起始和結(jié)束位置以及針對其強度/能量進行計算。該實施方式基于這樣的考慮，即，從在傳感器矩陣場上的信號軌跡的二維位置以及取向中在結(jié)合針對該信號軌跡所測量的強度/能量的條件下，可以確定輻射方向的三維取向。也就是說，如果輻射量子僅僅按照一個相對于檢測器平面法線的小角度入射，則與一個更平坦地入射到檢測器上的輻射量子相比該信號軌跡更短。
為了實現(xiàn)足夠高的位置分辨率，按照一種適當?shù)臄U展，兩個相鄰的傳感器元件之間的中心距離＜1mm。因此，相應(yīng)傳感器元件的大小(孔徑)＜1mm。該中心距離特別是處在10μm和500μm之間的范圍中。
在此，適當?shù)氖牵瑢⑺鰴z測器裝置構(gòu)造成用于大約0.01°-0.50°、特別是至少0.15°的角度分辨率。這意味著，將給定角度下相互偏離的輻射計算為來自不同的位置。利用至少0.15°的角度分辨率，在至患者的典型距離為40cm時，可以實現(xiàn)1mm的位置分辨率，也就是說，可以區(qū)分開相距1mm的檢查體(Unersuchungsvolumen)。
就檢測器的特殊實施方式而言，在第一種可選的實施方式中，檢測器元件優(yōu)選地是閃爍體，而所述傳感器元件是光傳感器元件。
按照第二種可選的實施方式，將檢測器元件優(yōu)選地構(gòu)成為在其一側(cè)上設(shè)置了第一平面電極的所謂直接轉(zhuǎn)換器元件。在此，傳感器元件是矩陣形式設(shè)置的反電極，該反電極相對于第一電極而設(shè)置。該直接轉(zhuǎn)換器元件例如由一個由CdTe、CdZnTe或Hgl組成的系統(tǒng)構(gòu)成。
優(yōu)選地，將這種類型的檢測器裝置用于核醫(yī)學(xué)診斷方法(如PET或SPECT)的醫(yī)療診斷設(shè)備中。除了在核醫(yī)學(xué)診斷方法中應(yīng)用之外，也優(yōu)選地將該檢測器裝置用于X射線醫(yī)學(xué)診斷方法中、特別是在計算機斷層造影設(shè)備中。該檢測器裝置的應(yīng)用提高了輻射計算的效率，由于放棄了準直器帶來了設(shè)備的簡化，并且額外地特別使核醫(yī)學(xué)診斷方法中的患者承受更小的負擔，后者恰恰在醫(yī)療領(lǐng)域具有決定性的意義。
根據(jù)本發(fā)明，上述的技術(shù)問題還通過一種醫(yī)療成像的診斷方法而解決。就檢測器裝置給出的優(yōu)點和優(yōu)選的實施方式，同樣有意義地適用于該方法中。
為了確定入射的輻射量子的輻射方向，按照一種適當?shù)臄U展，將采集的測量值與存儲在計算單元的存儲器中的參考值進行比較，并且從該比較中確定所述輻射方向。該參考值例如通過模擬或者通過利用定義的輻射強度和輻射方向的參考測量而確定。
為了允許盡可能高效率的計算，對按照相對于檢測器的平面法線為0°至接近70°的入射角擊中該檢測器的輻射量子進行采集和計算。
在對于計算機斷層造影的應(yīng)用中，優(yōu)選地，將按照相對于平面法線的一定角度而擊中檢測器的輻射成分識別為雜散輻射，并且不用于成像。因此，通過這種方式在沒有使用準直器的條件下也去除了干擾的雜散輻射成分。


下面對照附圖對本發(fā)明的實施方式作進一步的說明。附圖中分別以示意的和極其簡化的圖示出了圖1是按照第一種實施變形的檢測器裝置，圖2是由檢測器采集的強度變化，圖3是檢測器裝置的另一種實施方式，和圖4是醫(yī)療PET診斷設(shè)備的粗略的簡化圖。
圖中，作用相同的部件用相同的參考標記示出。
具體實施例方式
按照圖1和3，檢測器裝置包括檢測器2、計算單元4以及與該計算單元4連接的顯示單元6。檢測器2又包括檢測器元件8A、8B，和設(shè)置在檢測器元件8A、8B下側(cè)的、帶有多個矩陣形式設(shè)置的傳感器元件10A、10B的傳感器場。兩個相鄰的傳感器元件10A、10B的中心距離a，即傳感器元件中心點之間的中心距離a處在10μm至500μm之間的范圍中。每個矩陣形式設(shè)置的傳感器元件10A、10B均與計算單元4連接。在圖中為了看得更清楚僅僅將幾個傳感器元件10A、10B與計算單元4連接。
在圖1的實施方式中，檢測器元件8A作為閃爍體而傳感器元件10A作為光傳感器元件構(gòu)成。在此，傳感器場尤其是作為由單個半導(dǎo)體傳感器組成的矩陣場而構(gòu)成。
如果此時X射線量子或者伽馬量子(下面記為輻射量子12)擊中閃爍體8A，則該輻射量子12在閃爍體8A中留下“閃爍軌跡”，并且沿著輻射量子12的路徑產(chǎn)生多個光子。在該實施方式中，輻射量子12相對于閃爍體8A的平面法線14傾斜地入射。因為在整個路徑段上產(chǎn)生了光子，多個光傳感器元件10A對該入射的輻射量子12(事件)作出反應(yīng)，并向計算單元4輸出電信號。有關(guān)的傳感器元件10A在圖1中通過陰影標識出。
輸出到計算單元的信號尤其是一種電流信號，其強度取決于每個讀出周期擊中相應(yīng)光傳感器元件10A的光子的數(shù)量。在此，將讀出周期理解為，在兩個針對相應(yīng)光傳感器元件10A的讀出過程之間的時間周期。在該時間間隔內(nèi)，對出現(xiàn)的光子進行近似求和，因此光傳感器元件10A對出現(xiàn)的光子構(gòu)成一種積分。
為了計算并確定輻射方向，對有關(guān)的傳感器元件10A、10B進行識別，即，計算單元4根據(jù)由有關(guān)傳感器元件10A、10B傳送的信號識別出，哪些傳感器元件10A、10B被相應(yīng)輻射量子12擊中。在此，計算電子電路和計算邏輯是這樣構(gòu)成的，即，當每個時間單位上擊中的輻射量子12具有期待的數(shù)目時對每個這種事件進行采集和計算。在PET檢查中該數(shù)目約為每秒以及每mm2檢測器表面有1000個事件。
通過對相應(yīng)事件所涉及的傳感器元件10A的識別，給出了特定的面積分布，該面積分布與通過光子照射的傳感器面積對應(yīng)。此外，還采集并計算信號強度，即由單個傳感器元件10A輸出的信號的電流大小。然后，根據(jù)該測量值確定三維的強度變化，圖2中示出了該三維的強度變化的兩維描述。在該圖中標出了相對于該傳感器元件10A在傳感器場的X方向上的位置的強度J。同時還采集在Y方向上的強度分布(在此沒有示出)。
在圖2中勾畫出了在輻射量子12傾斜入射(實線曲線)和垂直入射(虛線曲線)的條件下強度變化的實線和虛線的曲線。在相對于檢測器元件8A的平面法線14的入射角α較大的條件下，傳感器場大面積地由光子照射，從而構(gòu)成一種相對寬的空間分布(實線)。反之，如果輻射量子12基本上垂直地入射(即入射角α很小或者為零)，則僅僅在有限的區(qū)域中產(chǎn)生光子并且僅僅照射幾個檢測器元件8A。因此，僅僅形成有關(guān)傳感器元件10A的緊湊有限的局部分布，以及一種更尖銳的強度分布。
為了確定入射角α，按照第一近似識別有關(guān)傳感器元件10A和確定傳感器場被照射的面積就足夠了。因為每個面積大小在統(tǒng)計學(xué)上對應(yīng)于一個確定的入射角α。
優(yōu)選地，還額外地將信號強度和/或信號能量用于確定入射角α。根據(jù)該強度分布允許進行更精確的確定。特別是在非對稱的強度分布的條件下，可以導(dǎo)出關(guān)于輻射分布的進一步的結(jié)論。總體上講，根據(jù)信號寬度可以唯一地分配入射角α。輻射量子12關(guān)于X-Y平面的入射方向，可以直接從傳感器場的有關(guān)傳感器元件10A的位置和取向中給出。
在計算單元中從各個測量數(shù)據(jù)中分別當前地(在線)計算出輻射方向。作為替換或者補充地設(shè)置一個在此沒有詳細示出的存儲器元件，在其中存放參考值、特別是參考頻譜和參考分布。在此，有關(guān)的取向分別屬于一個特定的輻射方向，從而通過與這些參考曲線的比較而確定輻射方向。
利用按照圖3的檢測器裝置的計算是按照同樣原理實現(xiàn)的。與按照圖1的實施方式的不同在于，檢測器元件8B是一種直接轉(zhuǎn)換器元件。在其上側(cè)設(shè)置了第一電極16，而與之相對設(shè)置了多個矩陣形式設(shè)置的反電極，這些反電極構(gòu)成了單個的傳感器元件10B。直接轉(zhuǎn)換器元件8B基于這樣的原理，即，在輻射量子12擊中時在直接轉(zhuǎn)換器元件中的電子被釋放，而被釋放的電子通過在電極16和8B之間施加的電壓被引向反電極8B。由此，可允許如同在按照圖1的實施方式一樣地進行位置分辨的采集以及位置分辨的強度分布。
結(jié)合圖4說明了該檢測器裝置在PET設(shè)備17中的使用。這種診斷設(shè)備通常具有檢查管18，在其內(nèi)部待檢查的患者22位于患者臥榻20上。在檢查的準備階段中為患者注射放射藥物。在PET檢查中該放射藥物為正電子輻射源。所注射的放射藥物尤其聚集在新陳代謝較強的區(qū)域。在分解中形成直接與電子結(jié)合的正電子。在此形成兩個按照相反方向的伽馬量子。在PET設(shè)備中的計算基于一種符合法測量。因此，在PET設(shè)備中設(shè)置兩個相對的檢測器2。兩者與共同的計算單元4連接，該計算單元又連接到顯示元件6。此外，設(shè)備17還具有在此沒有更詳細示出的操作、輸入和輸出設(shè)備。檢測器2可以圍繞患者22來回轉(zhuǎn)動。作為替代也可以為此設(shè)置多個圓形地圍繞患者設(shè)置的檢測器2。
這種醫(yī)療診斷設(shè)備17由于使用了本發(fā)明的檢測器裝置而表現(xiàn)為在一個大的角度范圍上對輻射進行沒有準直器的采集。即，由于放棄了準直器，不僅采集平行于平面法線14入射的輻射量子，而且對按照從接近0至70°的傾斜角α的很大范圍上擊中檢測器2的輻射量子進行采集。
權(quán)利要求
1.一種用于醫(yī)療診斷設(shè)備的檢測器裝置，其中設(shè)置了檢測器(2)，該檢測器具有對輻射敏感的檢測器元件(8A，8B)，和分配給該檢測器元件(8A，8B)的、帶有多個矩陣形式設(shè)置的傳感器元件(10A，10B)的傳感器場，所述檢測器裝置中還設(shè)置了與該傳感器場連接的、用于對該傳感器元件(10A，10B)的電信號進行位置分辨計算的計算單元(4)，其中，將所述計算單元(4)這樣構(gòu)成，使得在輻射量子(12)擊中所述檢測器元件(8A，8B)時對涉及該事件的傳感器元件(10A，10B)進行識別，并且從其空間分布中導(dǎo)出所采集的輻射量子(12)的輻射方向。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的檢測器裝置，其中，將所述計算單元(4)這樣構(gòu)成，使得采集并計算出由所述傳感器元件(10A，10B)傳遞的各個信號的信號強度(J)和/或信號能量。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的檢測器裝置，其中，所述輻射量子(12)通過多個傳感器元件(10A，10B)產(chǎn)生出信號軌跡，并且將所述計算單元(4)這樣構(gòu)成，使得對該信號軌跡的長度和信號強度(J)和/或信號能量以及其起始位置和結(jié)束位置進行采集，并且從中計算出輻射方向。
4.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項所述的檢測器裝置，其中，所述檢測器裝置是不含準直器的。
5.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項所述的檢測器裝置，其中，兩個相鄰的傳感器元件(10A，10B)之間的中心距離(a)小于1mm，特別是處在10μm到500μm之間的范圍中。
6.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項所述的檢測器裝置，其中，將所述檢測器裝置構(gòu)造成用于大約0.01°-0.50°、特別是至少0.15°的角度分辨率。
7.根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項所述的檢測器裝置，其中，所述檢測器元件是閃爍體(8A)，而所述傳感器元件是光傳感器元件。
8.根據(jù)權(quán)利要求1至6中任一項所述的檢測器裝置，其中，所述檢測器元件是在一側(cè)上設(shè)置了第一電極(16)的直接轉(zhuǎn)換器元件(8B)，以及其中，所述傳感器元件是矩陣形式設(shè)置的反電極(8B)，該反電極設(shè)置在所述直接轉(zhuǎn)換器元件(8B)的相對一側(cè)上。
9.一種用于如PET或SPECT的核醫(yī)學(xué)診斷方法的醫(yī)療診斷設(shè)備(17)，其具有根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項所述的檢測器裝置。
10.一種特別是計算機斷層造影設(shè)備的醫(yī)療診斷設(shè)備，用于利用根據(jù)上述權(quán)利要求中任一項所述的檢測器裝置進行的X射線醫(yī)療診斷方法。
11.一種醫(yī)療成像的診斷方法，其中，由具有矩陣形式設(shè)置的傳感器元件(10A，10B)的檢測器(2)對輻射量子(12)進行位置分辨地采集，其中，在輻射量子(12)出現(xiàn)時由計算單元(4)對涉及該事件的傳感器元件(10A，10B)進行識別，并且從其空間分布中導(dǎo)出所采集的輻射量子(12)的輻射方向，并且將這樣得到的信息用于產(chǎn)生圖像。
12.根據(jù)權(quán)利要求11所述的診斷方法，其中，對由所述傳感器元件傳遞的各個信號的信號強度(J)進行采集，并且從該信號強度(J)和其在有關(guān)傳感器元件(10A，10B)上的分布中導(dǎo)出所采集的輻射量子(12)的輻射方向。
13.根據(jù)權(quán)利要求11或12所述的診斷方法，其中，將測量值與存儲的參考值進行比較，并且從該比較中確定所述輻射方向。
14.根據(jù)權(quán)利要求11至13中任一項所述的診斷方法，其中，對按照相對于所述檢測器(2)的平面法線(14)0°至接近70°的入射角(α)而擊中該檢測器(2)的輻射量子(12)進行采集和計算。
15.根據(jù)權(quán)利要求11至14中任一項所述的診斷方法，其中，所述輻射由X射線源產(chǎn)生，并且其中，將按照大于允許的最大角度而擊中檢測器的輻射成分識別為雜散輻射。
全文摘要
利用本發(fā)明的檢測器裝置對擊中檢測器(2)的輻射量子(12)進行位置分辨的采集和計算。在此，放棄了準直器的使用，使得也可以計算傾斜地到達檢測器(2)的輻射量子(12)。為了對輻射量子的起源進行分辨，對檢測器(2)的傳感器元件(10A，10B)的空間分布進行計算，該傳感器元件在輻射量子(12)到達時輸出信號。通過這些措施可以明顯地提高輻射計算的效率，并且尤其是在核醫(yī)學(xué)方法中可以明顯地減小患者的輻射負擔。
文檔編號G01T1/00GK1768704SQ20051009916
公開日2006年5月10日 申請日期2005年9月9日 優(yōu)先權(quán)日2004年9月9日
發(fā)明者斯文·弗里茨勒, 比約恩·海斯曼 申請人:西門子公司