专利名称：计数x射线量子的电路装置以及特定用途集成电路和系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于计数X射线CT系统的辐射器-检测器系统中检测器的检测 器元件内的X射线辐射的X射线量子的电路装置，其中，X射线辐射包括多个可具有最大能 量的X射线量子，并且每个检测器元件所采集的X射线量子生成带有与X射线量子的能量 相关的不同高度的电压脉冲的信号历程，所述信号历程可能重叠，本发明还涉及一种特定 用途集成电路和一种辐射器-检测器系统。
背景技术：
常规的X射线系统一般地已知。其例如用于在医疗中对患者进行X射线检查。在 此，根据待检查的身体部分或待检查的组织需要不同的X射线辐射能量，以便穿透不同密 度的组织，例如脂肪组织或骨骼。对于X射线辐射的能量，在此决定性的是驱动用于生成辐 射的X射线管的加速电压。根据希望的图像说明(Bildaussage)可选择不同的管电压。在 低能量时，大量辐射被组织吸收，以此即使细微的组织区别在X射线胶片上也可见。而高能 量的辐射明显更容易地穿透组织和物质，使得对比度区别明显减少。待成像的物体在常规设备中被X射线源透射，并且在不同的X射线胶片或检测器 上成像。这导致了体积在平面上的投影。在该投影中，关于被透射体的第三个维度的信息 丢失。X射线系统的改进是X射线计算机断层成像系统。使用所述X射线计算机断层 成像系统可从不同的方向生成物体的多个X射线图像，并且然后由该多个图像重建体积信 息。通常，该3D重建包括横向于物体延伸的单独截面。按照这种方式，可对于物体的每个 体积元素确定密度。因为在计算机断层成像中在短时间内进行大量的X射线拍摄，所以要求特别的检 测器，所述检测器可将X射线图像直接以数字形式提供到数据处理单元。为此，通常可使用 电子检测器。为空间分辨X射线图像，这些检测器通常包括布置为像素状的单独的检测器 元件。迄今为止，在计算机断层成像中主要使用集成的检测器，其中入射的X射线辐射 通过激励电子并且转化为光子而间接地被探测。检测X射线辐射的另外的可能性在于使用量子计数检测器。该量子计数检测器在 原理上实现了 X射线量子的能量特定的采集，使得可实现对比度图示的升高。进一步地，该 可能性提供了多谱方法的使用，其中此外实现了对于被透射的组织的密度的判断，即对于 物质区别的判断。在X射线量子射入到这种计数检测器上时生成了电压脉冲，该电压脉冲的脉冲高 度表征了 X射线量子的能量。为计数入射的X射线量子，该脉冲可然后在所连接的数据处 理装置内被计数电路(触发器电路)采集。通过检测器元件的像素状布置，因此原理上实 现了每个单独入射的X射线量子的位置和能量分辨。为此，简单的方法在于给出能量阈值，其中在脉冲超过此能量阈值时输出计数信号。这对应于单脉冲计数(单脉冲触发)。对于常规的成像，该能量阈值例如选择在15keV 至35keV之间，即在X射线量子的最大能量以下。对于双能量成像，提供例如在50keV至 SOkeV的范围内的另外的阈值。当然，可能由于多个在每个时间单元上出现在检测器上的X射线量子(即高的量 子流量或高的量子流速，在下文中简称为流速)而形成很高的计数率，其中单独的脉冲随 流速增加可能增加地重叠。在此，关键点是到达典型地作为直接转换检测器的例如由CdTe 或CdSiTe制成的检测器上的信号的最终脉宽大约为IOns (半值宽度)。与必要的电脉冲形 成相关地，由此导致大约30ns量级的脉冲长度，其在理想情况下被单独记录。在时间上等距地到达的脉冲的情况下，仅此即将最大可测量的X射线量子的流 量限制为大约33MHz每像素，这在边长例如大约200μπι的实际像素尺寸中对应于大约 825MHz/mm2的最大流量。但因为脉冲的时间到达实际上经历泊松统计，所以在平均为33 百万X射线量子每像素秒的情况下，脉冲与一个或多个另外的脉冲至少部分地重叠的概率 已超过60%。在计算机断层成像设备中目前最大出现的大约2GHz/mm2的流速中，该概率甚 至升高到超过90%。这暗含着，尽管在射线入口使用例如形状滤波器，但是仅接收小量吸收的X射线 辐射或甚至不吸收的X射线辐射的检测器元件不再能分辨单脉冲，因为到达的X射线量子 的脉冲实际上甚至可能多重重叠。在这类多重重叠的条件下，脉冲高度则不再根据每个生成的脉冲下降到预先给定 的计数电路的能量阈值的高度之下。因此将触发越来越少的计数信号，使得所测量的计数 率不再随实际流速线性增加；这被称为检测器的初始瘫痪。在流速更高时，脉冲高度更罕有 下降到预先给定的计数电路的能量阈值的高度之下，因为脉冲高度通过重叠的脉冲总是不 断地更升高。计数电路则完全不再触发信号，并且所测量的计数率下降并且甚至可能降至 零。因此，在流速很高时，导致检测器的完全瘫痪。由于该瘫痪，实际流速与检测到的流速不再成线性关系。所测量的计数率仅对应 于实际流速的小部分。该效应在计算机断层成像设备中主要在待观察物体的边缘区域内或 在物体的环境空气中出现，此处X射线辐射仅被很少地衰减直至甚至不被衰减。来自这些 区域的数据则不再与流速成比例并且因此在作为结果的图像重建中导致不希望的伪影，在 最坏的情况下不能使用这些数据。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，描述一种用于测量X射线辐射的X射线量子的 X射线检测器的电路装置，所述电路装置保证了检测器具有很高的动态范围，即，在低流速 下检测器进行尽可能精确并且有可能能量分辨的测量，而同时在高流速下检测器不显示瘫 痪迹象并且因此允许相对高质量的成像。一般地认为，在脉冲重叠(pile up=累积、堆积)时，脉冲高度可直接相加。因 此，两个单独脉冲的二重重叠意味着最大为X射线量子的最大能量的两倍的脉冲。为了也 能够可靠地测量更高的脉冲，对于所使用的累积计数需要另外的更高的能量阈值。为了保 证对例如二重重叠提供的能量阈值也实际上仅采集到重叠的脉冲，所述能量阈值可提供高 于X射线光子的最大能量。单独的X射线光子不达到这样的能量阈值，并且通过相应的计数电路装置因此仅采集至少二重重叠的脉冲。通过预先给定另外的更高的能量阈值，也可 相应地计数多重重叠的脉冲。累积计数的缺点是，其中对于X射线量子的最大能量以上的X射线量子无法进行 能量区分。因此，所述累积方法主要适用于其处必须处理高量子流量的检查物体的边缘区 域或空气。在此，X射线量子的能量区分无意义，因为该区域其实是相当不关心的区域。本发明人已认识到，可通过与能量阈值相关的检测器信号的逻辑联系生成很高的 检测器动态范围，这通过如下方式实现将所测量的X射线辐射的能量范围中的检测器原 始信号(来自检测器元件的电压脉冲或电流脉冲)与此能量范围以上的检测器原始信号进 行逻辑关联并且设定在此所使用的能量阈值，使得不发生检测器瘫痪或仅在明显更高的量 子流量下才发生检测器瘫痪。相应地可将带有附加的能量阈值的累积计数与常规的单脉冲计数组合。为此可预 先给定处于X射线量子的最小能量和最大能量之间的范围内的多个，但至少一个另外的能 量阈值，使得由此阈值在通常情况中仅采集单个不重叠的脉冲并且对其进行能量特定的计 数。因此，通过将用于常规成像的单脉冲计数器与累积计数器组合，可简化基于累 积计数器的系统的复杂性。这点可通过如下方式实现，即，将比较器(即计数器部件的 前置级)电子接线为使得在不重叠的单脉冲时计数单脉冲阈值的信号并且在重叠脉 冲时计数累积阈值的信号。这样的根据本发明的计数器在下文中称为背负式计数器 (Huckepackzahler )。在最简单的情况中，即在仅包括第一能量阈值和一个累积能量阈值的背负式计数 器的情况中，该接线为XOR电路(X0R =异或)。仅将累积阈值的信号传送到对边沿敏感的 计数器，并且忽略单脉冲阈值的信号。因为原理上不仅两个而且多个能量阈值可用于实施背负式计数器，所 以接线如需要也实现为复杂接线，并且例如含有延迟电路和/或失灵时间电路 (Todzeitschaltkreis)0然而，在单脉冲阈值和累积阈值之间的所有组合可能性和电路可能性中，关键的 是一方面每个与单脉冲阈值连接的XOR电路为能量特定地采集X射线量子与严格地一个计 数器连接，并且另一方面在将信号提供到计数器之前进行信号的逻辑关联。为此，一个示例是包括单脉冲阈值和两个累积阈值的组合。在此有意义的是首先 将M)R电路在单脉冲阈值和下累积阈值之间连接，并且然后将M)R电路的输出信号和第二 累积阈值或另外的累积阈值的信号通过OR电路(OR =或)连接。在两个单脉冲阈值和一个累积阈值的情况中，累积阈值可与两个单脉冲阈值分别 通过XOR电路连接，其中，XOR电路可以分别与一个计数器连接。在最后提到情况中，还具有另外的电路可能性。在至少两个单脉冲阈值及其XOR 电路之间可以例如具有延迟电路或失灵时间电路。XOR电路的信号则馈送到两个计数器内， 其中，属于较低的单脉冲阈值的第一计数器的信号可通过属于较高的单脉冲阈值的第二计 数器的信号也通过否决电路阻断。由此，在X射线辐射的能量的范围内实现了能量范围选 择的检测。总之，因此通过信号的逻辑联系，在低流速时单脉冲计数占优，并且在高流速的情况下累积计数占优。在单脉冲计数器中从一定的流速起实际流速与测量的计数率不再具有 线性关系而是过渡到强饱和或瘫痪的事实，因此可通过从一定流速起使用累积计数而被补 偿。通过避免检测器瘫痪，在测量的计数率和实际流量之间的一对一关系在很宽的动态范 围上得以保持，并且如需要通过另外的累积阈值在可再展宽的动态范围上得以保持。通过 使用先前由实际流速确定的关系和测量的计数率之间的查询表或数学函数，因此可以无问 题地在大动态范围上实现流速校正。该类电路的特别有利的特征是如下事实，S卩，从单脉冲计数到累积计数的过渡特 别平滑地进行。根据该基本构思，本发明人建议了一种用于计数X射线CT系统的辐射器-检测器 系统中的检测器的检测器元件内的X射线辐射的X射线量子的电路装置，其中，该X射线 辐射包括多个可具有最大能量的X射线量子，并且每个检测器元件所采集的X射线量子生 成带有与X射线量子的能量相关的不同高度的电压脉冲的信号历程，所述信号历程可能重 叠，本发明建议将该装置改进为使得每个检测器元件具有如下电路装置-检测器元件与至少一个带有对应于单脉冲阈值的小于等于X射线量子的最大能 量的第一能量阈值的第一比较器以及与至少一个带有对应于累积阈值的大于X射线量子 的最大能量的第二能量阈值的第二比较器连接，其中，该至少两个比较器在超过其各自的 能量阈值时分别产生比较器输出信号，-该至少两个比较器相互逻辑联系，其中，至少一个第一比较器和第二比较器与 XOR电路的输入连接，并且-每个与第一比较器连接的M)R电路与严格地一个计数器连接。根据本发明的电路装置的有利构造建议，检测器元件与至少两个带有不同的第一 能量阈值的第一比较器连接，并且对于每个第一比较器存在XOR电路。根据本发明，每个与 第一比较器连接的M)R电路进一步与计数器连接，使得可实现至少在低流速下工作的能量 范围选择的X射线量子检测。例如，带有的这样的电路装置的检测器可使用在计算机断层 设备内，以用于通过使用唯一的X射线谱进行多能量测量。此外有利的是，在第一比较器及其XOR电路之间存在可影响比较器输出信号的传 输的延迟电路或失灵时间电路。这使得时间上容易偏移的谱阈值的比较器信号能够以正确 的次序出现，以及两个阈值的比较器信号的触发持续时间与随后的目标可最佳地匹配。(在 典型的高能量单脉冲情况中，谱比较器信号的上升沿以及下降沿应尽可能好地被覆盖)。在根据本发明的电路装置的另外的有利构造中，XOR电路的与用于较低能量阈值 的第一比较器连接的至少一个输出可具有否决电路，该否决电路被带有较高的第一能量阈 值的另一个第一比较器的输出触发，将带有较低能量阈值的第一比较器的计数器的输入阻 断。由此防止了将触发了多个第一比较器的X射线量子多重计数。有利地，检测器元件可与带有不同的第二能量阈值的至少两个第二比较器连接， 其中，带有最低能量阈值的第二比较器与至少一个每个带有M)R电路的第一比较器连接， 并且每个另外的第二比较器具有OR电路。通过巧妙选择用于累积计数的能量阈值，可有利地调节低X射线量子流速和高X 射线量子流速之间的过渡范围。因此，将背负式计数器调节到对于成像最佳的单脉冲计数 的能量阈值，但在最高流速时也可极好地可线性化。这明显简化了系统标定以及图像重建。
为了将最终测量的X射线量子的计数率校正到实际的X射线量子的流速，可进行 流速校正匹配。这可通过分开的电路进行，或根据软件在检测器信号处理或校正中在计算 系统内进行。为此，可例如使用查询表或数学函数的模拟，例如借助于多项式的模拟。有利地，根据本发明的电路装置可以是检测器上的特定用途集成电路(ASIC)的 部分。本发明还涉及了一种使用在CT系统的辐射器-检测器系统的带有多个检测器 元件的边沿敏感的量子计数检测器内的特定用途集成电路，其中，该特定用途集成电路 (ASIC)具有至少一个每个检测器元件的根据本发明的电路装置。有利地，该ASIC可与多个 检测器元件连接或承载多个检测器元件。此外，本发明还涉及一种CT系统的带有至少一个以上描述的根据本发明的电路 装置的辐射器-检测器系统。
在下文中将根据优选实施例借助于附图详细描述本发明，其中指出的是仅示出了 直接理解本发明的关键元件。在此，使用如下附图标记1 电压脉冲；Ix 第χ个重叠的电 压信号；2 第一能量阈值的信号；3 第三能量阈值的信号；4 :X射线谱；11-15 :X射线量子 的测量的计数率和实际流速之间的历程；16 电压脉冲历程；17. 1 第一计数器的计数信 号历程；17. 2 第二计数器的计数信号历程；ASIC 特定用途集成电路；Cl =X射线CT系统； C2 第一 X射线管；C3 第一检测器；C4 第二 X射线管；C5 第二检测器；C6 机架壳体；C7 患者；C8 可移动的患者卧榻；C9 系统轴线；ClO 控制和计算单元；D 检测器；del 延迟 电路；Emin =X射线量子的最小能量；Emax =X射线量子的最大能量；EX 第χ个能量阈值的能 量；EPx 第χ个电压脉冲；Ftat: X射线量子的实际流速；h 电压脉冲高度；h (Ex)第χ个能 量阈值的高度；I 强度；KX :比较器；OR =OR电路；Prg1-Pi^n 计算机程序或程序模块；tot 失灵时间电路；t 时间；Veto 否决电路；XOR =XOR电路；Z1J2 :计数器4gem:X射线量子的
测量的计数率。各图为图1示出了带有辐射器-检测器系统的X射线CT系统的示意性图示，图2示出了单脉冲计数的示意性图示，图3示出了累积计数的示意性图示，图4示出了多个示例中X射线量子的测量的计数率与X射线量子的实际流量之间 的关系的示意性图示，图5示出了带有多个预先给定的能量阈值的X射线谱的示意性图示，图6示出了背负式计数器的第一实施例的方框图，图7示出了根据图6的电压脉冲历程，图8示出了背负式计数器的第二实施例的方框图，图9示出了根据图8的电压脉冲历程，图10示出了背负式计数器的第三实施例的方框图，图11示出了根据图10的电压脉冲历程，图12示出了背负式计数器的第四实施例的方框图，和
图13示出了根据图12的电压脉冲历程。
具体实施例方式图1在3D图示中示出了示例性的CT系统Cl。所述CT系统Cl包括机架壳体C6， 在此未进一步图示的机架位于所述机架壳体C6内，在所述机架上固定了带有对置的根据 本发明的第一检测器C3的第一 X射线管C2。可选择地，也提供了带有对置的根据本发明的 第二检测器C5的第二 X射线管C4。患者C7处于在系统轴线C9的方向上可移动的患者卧 榻C8上，在扫描期间患者可随患者卧榻C8沿系统轴线C9连续地或依次地移动通过X射线 管C2和对置的检测器C3之间的测量场。该过程通过控制和计算单元ClO借助于计算机程 序 I^rg1-PrK 控制。控制和计算单元ClO与至少一个根据本发明的电路装置的计数器连接，所述电路 装置是特定用途集成电路，所述计数器与至少一个检测器元件相关联。在图2中可见使用单脉冲计数的多个电压脉冲的示意性图示。该图的轴线在此标 记为脉冲高度h (纵坐标)和时间t (横坐标)。在X射线量子入射在检测器元件上时，所述 X射线量子生成带有根据其能量表征的高度h的电压脉冲1。在此示例中绘出了四个电压 脉冲1，所述电压脉冲不重叠而是相互间在高度和时间上分开。检测器上的X射线量子的流 速相应地低。在脉冲高度h上超到预先给定的能量阈值E1以上时分别生成信号2。第三脉冲1 在左侧具有过低的脉冲高度h并且因此不生成信号。在脉冲1之间，带有高度Ii(E1)的能量 阈值E1不被超过。脉冲1在此清晰地相互分开。所生成的信号2在与X射线系统相关的数 据处理单元中用作计数信号，由此实现了对落在检测器上的X射线量子的计数和成像。在 此，与仅观察落在检测器上的能量相比，成像通过单独量子的计数(单脉冲计数)已提供了 明显高的质量。只要多个电压脉冲1由于相继地在检测器上快速出现的X射线量子而重叠并且然 后在时间上不再相互分开，则单独的X射线量子的计数有问题。此类的高流速在图3中图 示。在左侧部分中图示了通过三个单独的脉冲la、lb和Ic重叠而生成的脉冲。各脉冲la、 Ib和Ic以阴影表示。三个单独脉冲la、lb和Ic的脉冲高度可简单地相加。由于重叠，能量阈值E1仅被超过一次，使得尽管三个X射线量子落入但仅触发唯 一的信号2。其结果是与实际入射流量相比过低的计数率。在多个重叠和相应的更低的计 数率时，可能发生的是所采集的数据不再适用于成像。为了仍然能够计数三个相继的电压脉冲la、lb和lc，除带有高度Ii(E1)的能量阈 值E1外预先给定带有高度h (E3)的另外的能量阈值&，所述&高于X射线量子的最大能量 Emax，并且因此高于单独电脉冲1的最大高度h(Emax)。重叠的脉冲超过此能量阈值&并且 触发了另外的信号3。这是累积计数。检测到的X射线量子的数量因此可接近实际到达的X射线量子的数量，使得实际 流速与测量的计数率的关系又近似是线性的。因此，对于多个重叠的脉冲la、lb和Ic也保 证了可靠的计数，由此该数据同样也可有意义地用于成像。因此实现了总地改进的并且高 质量的成像。当然，在累积范围内，计数器不再区分所采集的脉冲的能量。为在尽可能大的流速范围内(即从低至很高的流量)保持实际量子流量与检测的量子流量的线性关系，根据本发明可将单脉冲计数与累积计数组合，使得在带有低流量的 范围内单脉冲计数起支配作用，并且在带有高流量的范围内累积脉冲计数起支配作用。在 罕有的情况中，也可能的是在低量子流量时低高度的脉冲重叠，其中这不被累积阈值采集， 并且使测量结果轻微失真。图4示出了 X射线量子的测量计数率之gem与实际流速Ftat之间的不同关系的曲线 图示。图中可见，单脉冲计数器的历程11，纯累积计数器的历程12和不同计数器组合即背 负式计数器的历程13、14和15。累积计数器的能量阈值在X射线量子的最大能量以上，并 且可仅被多个电脉冲的重叠超过。单脉冲计数器的历程11仅在小的开始范围内是线性的，并且然后很快地过渡到 饱和。在其中多个脉冲重叠并且脉冲高度因此明显升高的流速户tat的情况中，越来越长时 间地超过能量阈值并且不再触发信号。由此得到的测量的计数率2 gem具有最大值(初始瘫 痪)并且然后甚至再次下降(完全瘫痪)，因为脉冲高度几乎永久地处于相应的能量阈值以 上，并且几乎不再触发信号。累积计数器的历程12在开始范围内即在很低的量子流量时仍很平。其原因是对 单脉冲未采集。该历程12的测量的计数率力gem因此处于单脉冲计数器的历程11的实际流 速户tat以下。累积计数器的线性范围当然比单脉冲计数器的线性范围达到直至明显更高的 流速。通过附加地引入更高的能量阈值，其中不再生成信号的瘫痪只有在高得多的流速下 才开始。通过单脉冲计数器和累积计数器的巧妙的逻辑联系，可在更大的范围内生成与实 际流速户⑽成线性的测量的计数率2 gem，特别地也在其中带有X射线量子的最大能量以下 的能量阈值的计数器不再提供可使用的数据的范围处。由此可以保证明显更好的X射线系 统的成像。背负式计数器的历程13、14和15示出了在宽范围内的足够线性的形状，而不过 渡到瘫痪。从这里所示出的测量的计数率2 gem与实际流速/^t之间的关系的历程可进行流 速校正。例如，可以制订查询表或数学函数，借助于其将测量的计数率转换或折算为实际流 速。在图5中解释了根据本发明的比较器或能量阈值的逻辑联系。图中绘出了 X射线 辐射的强度1(纵坐标)与能量E (横坐标)的关系。示例性地选择的X射线谱4从最小能 量Emin达到直至最大能量^liaxt5此外，在横坐标上绘出了三个不同的能量阈值EpE2和&，其 中能量阈值E1和E2处于最小能量Emin和最大能量Emax之间的范围内。能量阈值&是最大 能量^liax的二倍，使得所述能量阈值&仅可由重叠的脉冲超过。这对应于累积计数器。此外，在横坐标上还绘出了三个不同脉冲的能量EPpEP2和EP3，其中能量EP3对应 于单脉冲的重叠。第一脉冲(能量EP1)处于能量阈值间，并且因此仅在第一能量 阈值E1时触发信号。第二脉冲(能量EP2)超过第一能量阈值E1和第二能量阈值氏，并且 因此在每个能量阈值时触发信号，即在两个单脉冲计数器上触发信号。然而，该比较器的逻 辑联系导致仅带有较高能量阈值氏的单脉冲计数器的信号被计数，而另外的信号被忽略。下能量阈值E1和氏选择为使得第一能量阈值E1采集其能量处于谱的下半个内的 X射线量子，并且第二能量阈值E2采集其能量处于谱的上半个内的X射线量子。因此，可实现明显更好的能量分辨。只要X射线量子的流量低，则由单脉冲计数器采集所有脉冲。然而，如果流量升高 并且导致重叠，则下能量阈值总是被超过并且导致饱和。下一个更高的能量阈值&可仅由 重叠的脉冲超过，例如由带有能量EP3的脉冲超过，使得触发信号。下能量阈值的信号则被 忽略。在此涉及累积计数器，所述累积计数器基于明显更高的能量阈值&直至明显更高的 流速范围可靠地采集脉冲并且不进入饱和。可选择地，也可预先给定带有更高能量阈值的 另外的累积计数器。在图6、图8、图10和图12中分别示出了不同示例的单脉冲比较器和累积比较器 与背负式计数器的组合可能性。在此示出的电路装置分别处于特定用途集成电路ASIC内， 所述特定用途集成电路ASIC具有量子计数检测器D的至少一个检测器元件d(m，η)。每个 电路装置具有至少一个测量比较器输出信号并且将所测量的计数率传输到控制和计算单 元Cio的计数器τγ、τ”在图7、图9、图11和图13中示出了分别属于前述图6、图8、图10和图12的相同 的电压脉冲历程16，带有第一能量阈值E1和E2,以及第二能量阈值E3和E4,图中还示出了 分别由电路装置导致的计数信号历程17. 1,17. 2。在图中相对于横坐标的时间t分别在纵 坐标上以能量当量E*C0nst[keV]绘出了 X射线辐射的X射线量子的能量。电压脉冲历程 总共具有五个最大值，其中前两个最大值由单脉冲生成，并且最后三个最大值由多个电压 脉冲的重叠生成。所使用的X射线辐射的X射线量子的最大能量在此大约为120keV。图10和图12中的电路装置分别具有两个第一比较器K1和K2，其能量阈值E1和E2 位于X射线量子的最大能量以下。为实现X射线量子的能量特定的计数，每个第一比较器 K1和K2与自己的计数器&和&相关联。相应地，在所述的图11和图13中示出了两个计 数信号历程17. 1和17. 2。在图6中示出了简单的背负式计数器的方框图的第一实施例。该实施例包括带 有20keV(即低于X射线量子的最大能量的)的单脉冲阈值E1的第一比较器K1,和带有 145keV(即高于X射线量子的最大能量的)的累积阈值&的另一个第二比较器K3。两个比 较器K1和K3通过M)R电路相互逻辑联系，并且进一步与计数器τγ连接。在饱和的情况中， 即当下比较器K1持续被触发时，XOR电路(异或)现在导致K1的比较器输出信号被忽略， 并且仅采集K3的比较器输出信号。根据逻辑联系TOR(KnK3)的所属的信号历程17. 1在如 下在图7中图示。图8和图9描述了第二实施例。图8示出了方框图，其中带有20keV的单脉冲阈 值E1的第一比较器K1与带有I^keV和175keV(即高于X射线量子的最大可达到能量的) 的累积阈值的两个另外的比较器1(3和1(4，被组合成背负式计数器。带有较低的I^keV的 累积阈值的比较器K3与单脉冲阈值通过M)R电路连接。此外，在M)R电路和带有较高的累 积阈值的比较器K4之间存在通过OR电路(“或”)的连接。OR电路的输出信号则传输到计 数器Z1。因此只要仅超过比较器K1的最低的能量阈值E1,则仅将此该较器输出信号计数。 但是，如果也超过较低的比较器K3的累积阈值，则第一比较器输出信号被忽略，并且仅将较 低的累积阈值计数。如果也超过较高的比较器K4的累积阈值，则将该比较器输出信号连同 计数。
根据逻辑联系OR(XORO^K3)，K4)的属于该背负式计数器的计数信号历程17. 1在 图9中图示。图10示出了背负式计数器的第三实施例的方框图，所述实施例带有两个第一比 较器K1和K2以及另外的第二比较器K4，所述第一比较器K1和K2带有低于X射线量子的最 大可达到能量的20keV和65keV的能量阈值，并且所述第二比较器K4带有高于最大能量的 175keV的能量阈值。第二比较器K4与两个第一比较器K1和K2分别通过XOR电路连接，所 述M)R电路又分别与计数器\和&连接，以实现能量特定的X射线量子的采集，所述采集 主要在X射线量子的最大可达到能量以下的范围内进行。在图11中图示了电压历程16以及根据逻辑联系XOIUK1, K4)和M)R(K2，K4)属于 两个计数器的两个计数器信号历程17. 1和17. 2。图12和图13示出了背负式计数器的第四实施例。在此，图12的方框图在原理上 示出了如同图10中的电路装置。然而，在第一比较器K1及其XOR电路之间附加地连接了 延迟电路del，并且在第二比较器K2及其XOR电路之间附加地连接了失灵时间电路。此外， 第一比较器K1的M)R电路的输出以及第一计数器\的输入通过否定电路veto阻断，所述 否定电路veto通过第二比较器K2的输出触发。图13示出了电压历程16以及属于两个计数器的带有逻辑联系TOROip K4)和 XOR (K2, K4)的两个计数器信号历程17. 1和17. 2。总之，以本发明因此建议了一种带有多个检测器元件的量子计数检测器的电路装 置，其中每个检测器元件采集的X射线量子生成信号历程并且每个检测器元件具有电路装 置，其中-检测器元件与至少一个带有在测量的X射线量子的能量范围内的第一能量阈值 的第一比较器和至少一个带有在测量的X射线量子的能量范围以上的第二能量阈值的第 二比较器连接，-至少两个比较器相互逻辑联系，其中至少一个第一比较器和第二比较器与M)R 电路的输入连接，并且-每个与第一比较器连接的M)R电路以严格地一个边沿敏感的计数器触发。此外，本发明涉及一种特定用途集成电路和X射线CT系统的辐射器-检测器系 统，所述X射线CT系统具有至少一个根据本发明的电路装置。当然，本发明的前述特征不仅可使用在各给定的组合中，而且可使用在另外的组 合中或独立使用，而不偏离本发明的范围。
权利要求
1. 一种用于计数X射线CT系统(Cl)的辐射器-检测器系统中的检测器(C3、C5、D) 的检测器元件(d(m，n))内的X射线辐射的X射线量子的电路装置，其中1. IX射线辐射包括多个X射线量子，所述X射线量子能够具有最大能量(Emax),和1. 2每个检测器元件(d(m，η))采集的X射线量子生成带有与X射线量子能量相关的 不同高度(h)的电压脉冲(1，EPX)的信号历程(16)，所述信号历程(16)可能重叠，其特征在于，每个检测器元件(d(m，n))具有如下电路装置1.3所述检测器元件(d(m，n))与至少一个带有小于等于X射线量子的最大能量(Emax) 的第一能量阈值(E1, E2)的第一比较器(K1, K2)以及与至少一个带有大于X射线量子的最 大能量(Emax)的第二能量阈值(E3，E4)的第二比较器(K3，K4)连接，其中，至少两个比较器 (K1, K2 ；K3, K4)在超过其各自的能量阈值(E1, E2 ；E3, E4)时分别产生比较器输出信号，1. 4至少两个比较器(K1, K2 ；K3, K4)相互逻辑联系，其中，至少一个第一比较器(K1, K2) 和第二比较器(K3，K4)与XOR电路(XOR)的输入连接，并且1.5每个与第一比较器(KpK2)连接的XOR电路O(OR)与严格地一个计数器(Z1J2)连接。
2.根据前述权利要求1所述的电路装置，其特征在于，所述检测器元件(d(m，n))与至 少两个带有不同的第一能量阈值(EnE2)的第一比较器(K1I2)连接，并且对于每个第一比 较器(K1, K2)存在XOR电路(XOR)。
3.根据前述权利要求2所述的电路装置，其特征在于，在第一比较器(K1)及其M)R电 路O(OR)之间存在延迟电路(del)。
4.根据前述权利要求2至3中任一项所述的电路装置，其特征在于，在第一比较器(K1) 及其M)R电路O(OR)之间存在失灵时间电路(tot)。
5.根据前述权利要求2至4中任一项所述的电路装置，其特征在于，与用于较低能量阈 值(E1)的第一比较器(K1)连接的M)R电路O(OR)的至少一个输出具有否定电路(veto)， 所述否定电路(veto)通过带有较高的第一能量阈值(E2)的另一个第一比较器(K2)的输出 触发，将带有较低能量阈值(E1)的第一比较器(K1)的计数器(Z1)的输入阻断。
6.根据前述权利要求1至5中任一项所述的电路装置，其特征在于，所述检测器元件 (d(m,n))与带有不同的第二能量阈值(E3, E4)的至少两个第二比较器(K3, K4)连接，其中， 带有最低能量阈值(E3)的第二比较器(K3)与至少一个每个带有M)R电路的第一比较器 (K1, K2)连接，并且对于每个另外的第二比较器(K3，K4)存在OR电路(OR)。
7.根据前述权利要求1至6中任一项所述的电路装置，其特征在于，至少一个计数器 (Z1, Z2)与流速校正电路连接，以便将X射线量子的测量的计数率(之gem)校正到X射线量 子的实际流速(Ftat)o
8.根据前述权利要求7所述的电路装置，其特征在于，所述流速校正电路具有查询表， 所述查询表将X射线量子的测量的计数率(Zgem )转换为X射线量子的实际流速(Ftat)a
9.根据前述权利要求7所述的电路装置，其特征在于，所述流速校正电路模拟多项式， 所述多项式将X射线量子的测量的计数率(2 gem)转换为X射线量子的实际流速(Ftat).
10.根据前述权利要求1至9中任一项所述的电路装置，其特征在于，所述电路装置是 检测器(C3，C5，D)上的特定用途集成电路(ASIC)的部分。
11.一种特定用途集成电路(ASIC)，其用于使用在CT系统的辐射器-检测器系 统的带有多个检测器元件(d(m，n))的检测器(C3，C5，D)内，其特征在于，该每个检测器元 件(d(m，η))具有至少一个根据前述权利要求1至10中任一项所述的电路装置。
12.根据前述权利要求11所述的特定用途集成电路(ASIC)，其特征在于，该特定用途 集成电路与多个检测器元件(d(m，η))连接。
13.—种X射线CT系统的辐射器-检测器系统，其特征在于，所述辐射器-检测 器系统具有至少一个根据前述权利要求1至10中任一项所述的电路装置。
全文摘要
本发明涉及一种带有多个检测器元件的电路装置，其中每个检测器元件(d(m，n))采集的X射线量子生成信号历程(16)，并且每个检测器元件(d(m，n))具有如下电路装置检测器元件(d(m，n))与至少一个带有在测量的X射线量子的能量范围内的第一能量阈值(E1、E2)的第一比较器(K1、K2)以及带有在测量的X射线量子的能量范围以上的第二能量阈值(E3、E4)的第二比较器(K3、K4)连接，至少两个比较器(K1、K2；K3、K4)相互逻辑联系，其中至少一个第一比较器(K1、K2)和第二比较器(K3、K4)与XOR电路的输入连接，并且每个与第一比较器(K1、K2)连接的XOR电路与严格地一个边沿敏感的计数器(Z1、Z2)连接。
文档编号A61B6/03GK102135626SQ201010566390
公开日2011年7月27日 申请日期2010年11月26日 优先权日2009年11月26日
发明者卡尔·斯蒂尔斯托弗, 斯蒂芬·卡普勒 申请人:西门子公司