[发明专利]信号读出模式可切换的CT探测电路、探测器及探测系统

说明书

本申请提供一种信号读出模式可切换的CT探测电路、探测器及探测系统，包括：前置放大器电路，其后并联有能量积分支路和光子计数支路；其中，所述能量积分支路包括积分控制电路，所述光子计数支路包括串联连接的成形电路、比较器电路、计数器电路；配置寄存器，分别与所述前置放大器电路和积分控制电路的控制端连接，以通过控制所述前置放大器电路工作在积分模式或放大模式，及积分控制电路的通断，实现信号读出模式在能量积分模式和光子计数模式间切换。通过本申请，可以适应多样CT探测场景，根据需要将CT探测模式在能量积分模式和光子计数模式间切换，提高CT探测应用场景的灵活性，且无需配置过多的硬件资源。

技术领域

本申请涉及医学成像领域，特别是涉及信号读出模式可切换的CT探测电路、探测器及探测系统。

背景技术

计算机断层成像技术(Computed tomography,CT)是重要的医学成像技术，随着半导体和集成电路技术的发展，使用光子计数探测器的多能级CT设备已经取得临床应用上的突破，其具有物质分解、多造影剂成像功能，同时提高了空间分辨率，且降低了X射线的辐射剂量，是下一代CT设备的重要发展方向。

多能级CT探测设备的光子计数探测器与传统CT探测仪的能量积分探测器相比，主要变化体现在两个方面：一是X射线的转换方式；二是电荷的读出方式。

具体的，在X射线的转换方式上，如附图1所示的能量积分探测器结构，闪烁晶体10作为X射线接收单元，将其接收到的X射线转换为可见光并传导至光电二极管11，光电二极管11产生电荷信号。由于X射线先转换为可见光，再由可见光转换为电荷信号，此种间接转换方式对探测器的效率和灵敏度产生了不利影响，这是传统能量积分探测器的缺点之一。如附图2所示的光子计数探测器结构，其采用化合物半导体20作为X射线转换晶体直接将X射线转换为电荷信号，探测器效率得到显著提升。同时，如附图3所示，化合物半导体采用半导体光刻工艺加工像素电极201，与目前能量积分探测器中闪烁晶体1mm×1mm尺寸相比，突破了闪烁晶体切割加工精度的机械限制，从而划分更小的像素尺寸，以达到更高的分辨率。

在电荷的读出方式上，如附图1所示的能量积分探测器结构，光电二极管11产生电荷，电荷经过PCB板13流动至电路12。电路12内部的积分电路结构如图4所示，由积分器121和模数转换电路124(ADC)组成。在电荷积分时间内，控制开关123断开，电荷累积在积分电容122上，直到积分时间结束，随后开关123闭合，不同像素输出的电荷信号逐个进入模数转换电路124(ADC)，电荷信号被转换成数字信号读出。在这个过程中积分时间内到达的多个X射线光子能量累积在一起经模数转换电路124读出，就会出现一个高能X射线和数个低能X射线累积的能量产生的电荷信号一样的问题，导致图像硬化伪影产生。此外，在积分过程中，累积的电流中也包含了光电二极管的漏电流，散射光子的噪声信号，这些都对图像质量造成影响，这是能量积分探测器在这方面的缺陷。光子计数探测器则可以通过设置阈值解决去除噪声影响，提高图像质量。光子计数探测器读出电路的内部电路结构如附图5所示，直接转换半导体晶体产生电荷信号在电场作用下进入电荷灵敏前置放大器220，电荷信号经过放大后形成电压脉冲信号，电压脉冲信号经过成形电路225进入比较器227与设定阈值进行比较，大于阈值的电压脉冲信号使比较器输出高电平信号，高电平信号触发计数器228，因此计数器228的计数值与对应阈值能量的X射线通量成正比，计数结果通过229传输到系统数据采集电路。光子计数探测器通过对单个X射线电荷信号的放大、成形、计数实现了X射线能量的区分，比较器的数量则决定了X射线能量区分精细度，为多能级CT设备的物质分解和多造影剂成像功能提供了物理基础。使得通过CT图像算法能够对不同成分，不同组织物体进行区分，并依靠造影剂实现彩色图像，带来了医疗诊断手段的革新。光子计数探测器与传统能量积分探测器相比，能够通过设置阈值减小噪声，通过多个比较器实现多能级计数，但其受脉冲信号宽度制约，光子计数的计数率很难达到CT探测器要求，存在脉冲堆叠，能量分辨能力差的问题。