具有分段检测模块的康普顿相机

摘要

用于医学成像的康普顿相机被分成部段（11），其中每个部段（11）包括散射检测器（12）的一部分、捕获检测器（13）的一部分和电子设备（14）的一部分。不同的部段（11）可定位在一起，以形成围绕患者空间的一部分呈弧形的康普顿相机。通过使用部段（11），可使用任何数量的部段（11）来配合多模态成像系统。

说明书

背景技术

本实施例涉及康普顿医学成像系统。康普顿成像系统被构造为测试平台，例如组装散射环，并且随后，组装安装到大型框架的捕获器环。电子设备被连接成从模体的放射检测基于康普顿的事件（Compton-based event）。康普顿成像系统未能满足在任何商业临床环境中实际使用的设计和约束要求。当前的方案缺乏集成到诊所中的成像平台中的能力，或者缺乏解决商业需求的设计和约束要求（即，灵活性和可扩展性）。

发明内容

作为介绍，下面描述的优选实施例包括用于医学成像的方法、系统和康普顿相机。该康普顿相机被分成多个部段，其中每个部段包括散射检测器的一部分、捕获检测器的一部分以及电子设备的一部分。不同的部段可定位在一起，以形成围绕患者空间的一部分呈弧形的康普顿相机。通过使用部段，可使用任何数量的部段来配合多模态成像系统。

在第一方面，提供了用于医学成像的康普顿相机。第一模块具有楔形剖面，该楔形剖面由第一壳体、与该第一壳体连接的第一散射检测器以及第一捕获检测器形成，该第一捕获检测器与该第一壳体连接并且与该第一散射检测器隔开。第二模块具有相同的楔形剖面，该楔形剖面由第二壳体、与该第二壳体连接的第二散射检测器以及第二捕获检测器形成，该第二捕获检测器与该第二壳体连接并且与该第二散射检测器隔开。该第一模块可与该第二模块连接和断开。

在第二方面，一种医学成像系统包括固态检测器模块，其各自具有康普顿传感器的散射检测器和捕获检测器。该固态检测器模块被成形为叠置在一起，作为可配置数量的该固态检测器模块的环或部分环。

在第三方面，提供了一种用于形成康普顿相机的方法。散射检测器和捕获检测器对被收容在成形为邻接的分开的壳体中，其中，这些壳体中的不同壳体的散射检测器和捕获检测器对是非平面的。这些壳体在围绕患者空间的环或部分环中邻接。

本发明由所附权利要求限定，并且本部分中的任何内容均不应被视为对那些权利要求的限制。本发明的其他方面和优点在下文中结合优选实施例来论述，并且以后可独立地或组合地要求保护。

附图说明

部件和附图不一定按比例绘制，而是将重点放在说明本发明的原理上。此外，在附图中，贯穿不同的视图，相同的附图标记标示对应的部分。

图1是根据一个实施例的康普顿相机的多个模块的透视图；

图2图示了示例性散射检测器；

图3图示了示例性捕获检测器；

图4A是康普顿相机的一个实施例的侧视图，图4B是图4A的康普顿相机的端视图，并且图4C是图4B的康普顿相机的一部分的细节图；

图5是医学成像系统中的康普顿相机的一个实施例的透视图；

图6是医学成像系统中的全环康普顿相机的一个实施例的透视图；

图7是医学成像系统中的部分环康普顿相机的一个实施例的透视图；

图8是医学成像系统中的具有呈轴向延伸部的部分环的全环康普顿相机的一个实施例的透视图；

图9是医学成像系统中的基于单模块的康普顿相机的一个实施例的透视图；以及

图10是用于形成康普顿相机的方法的示例性实施例的流程图。

具体实施方式

医学成像系统包括具有分段检测模块的多模态兼容康普顿相机。诸如康普顿相机环的康普顿相机被分段成收容检测单元的模块。每个模块都是独立的，并且在组装成环或部分环时，这些模块可彼此通信。这些模块是独立的，但可被组装成多模块单元，该多模块单元产生基于康普顿散射的图像。可使用圆柱形对称的模块或球形壳分段模块。

散射-捕获器对、模块化布置允许高效制造，可在现场维修，并且具有成本和能源效益。这些模块允许设计自由，以改变每个径向检测单元的半径、一个模块的角跨度和/或轴向跨度。散射-捕获器对模块是多模态兼容的，和/或形成用于临床放射成像的模块化环形康普顿相机。该设计允许灵活性，因此康普顿相机可被添加到现有的计算机断层扫描（CT）、磁共振（MR）、正电子发射断层扫描（PET）或其他医学成像平台，作为轴向分离的系统或完全集成的系统。每个模块可解决散热、数据收集、校准和/或允许高效组装以及维修。

每个散射-捕获器成对的模块由商业上合适的固态检测器模块（例如，Si、CZT、CdTe、HPGe或类似物）形成，从而允许100-3000keV的能量范围。可为康普顿成像提供更大范围的同位素能量（>2MeV），从而使得能够通过选择散射-捕获检测器来实现新的示踪物/标记。模块化允许单个模块的移除或更换，从而允许具有时间和成本效益的维修。这些模块可独立地操作并隔离，或者可被链接以用于相互作用（cross-talk），从而使得在使用一个模块的散射检测器和另一个模块的捕获检测器来检测康普顿事件时能够实现改善的图像质量和更高的效率。

模块化允许针对个别需求优化的灵活的设计几何形状，例如使用用于与CT系统集成（例如，连接在X射线源和检测器之间）的部分环、用于与单光子发射计算机断层摄影伽马相机或其他空间受限的成像系统集成的一些模块（例如，平铺）或者全环。基于康普顿检测事件的功能成像可被添加到其他成像系统（例如，CT、MR或PET）。多个全环或部分环可彼此相邻放置，以实现康普顿相机的更大轴向覆盖。可形成专用或独立的基于康普顿的成像系统。在一个实施例中，这些模块包括用于较低能量（例如，< 300keV）的准直仪，从而提供多通道和多路成像（例如，对于康普顿事件，使用散射-捕获检测器的高能量，并且对于SPECT或PET成像，使用检测器中的一个的低能量）。这些模块可以是固定的或快速旋转的（0.1rpm<<𝜔<<240rpm）。尺寸、安装、维修和/或成本约束通过所述散射-捕获器配对的模块来解决。

图1示出了用于康普顿相机的模块11的一个实施例。示出了四个模块11，但是也可使用附加的或更少的模块。康普顿相机由一个或多个模块形成，这取决于康普顿相机的期望设计。

该康普顿相机用于医学成像。相对于这些模块的用于患者的空间被设置成使得这些模块被定位成检测从患者发射的光子。患者体内的放射性药物包括放射性同位素。由于放射性同位素的衰变，从患者发射光子。来自放射性同位素的能量可为100-3000keV，这取决于检测器的材料和结构。各种放射性同位素中的任何一种都可用于对患者成像。

每个模块11包括相同部件中的相同部件或许多部件。散射检测器12、捕获检测器13、电路板14和挡板15被设置在相同的壳体21中。可设置附加的、不同的或更少的部件。例如，散射检测器12和捕获检测器13被设置在壳体21中而没有其他部件。作为另一个示例，光纤数据线16被设置在全部模块11或模块11的子集中。

模块11被成形为用于叠置在一起。模块11彼此匹配，例如具有匹配的凹部和延伸部、锁合件、榫和槽或夹。在其他实施例中，平坦表面或其他表面被设置成用于抵靠彼此或分隔物。设置了用于将模块11附接到任何相邻的模块11的锁合件、夹、螺栓、榫和槽或其他附接机构。在其他实施例中，模块11附接到门架或其他框架，而与任何相邻的模块11具有或不具有直接连接。

与其他模块11或门架的一个或多个连接可以是可释放的。模块11被连接并且可断开连接。该连接可以是可释放的，从而允许在不移除所有模块11的情况下移除一个模块11或一组模块11。

为了由多于一个模块11形成康普顿相机，壳体21和/或模块11的外形是楔形形状的。由于该楔形形状，模块11可围绕轴线叠置，以形成环或部分环。较靠近该轴线的部分具有如下宽度尺寸，即：该宽度尺寸沿垂直于该轴线的维度比较远离该轴线的部分的宽度尺寸要窄。在图1的模块11中，壳体21具有距该轴线最远的最宽部分。在其他实施例中，该最宽部分更靠近该轴线，但是与最靠近该轴线的最窄部分隔开。在楔形形状中，散射检测器12比捕获检测器13更靠近该楔形形状的较窄部分。沿法向于该轴线的平面的剖面中的该楔形形状允许模块11在邻接位置相邻地叠置和/或连接，以绕该轴线形成环的至少一部分。

该楔形的逐渐变细提供了数量为N的模块11，以形成围绕该轴线的完整环。可使用任何数量N，例如N=10-30个模块。数量N可以是可配置的，例如对于不同的数量N使用不同的壳体21。用于给定的康普顿相机的模块11的数量可变化，这取决于康普顿相机的设计（例如，部分环）。该楔形形状可沿其他维度设置，例如在平行于该轴线的剖面中具有楔形形状。

叠置的模块11与医学成像系统的门架连接时是圆柱形对称的。楔形剖面的最窄端最靠近医学成像系统的患者空间，并且楔形剖面的最宽端可距患者空间最远。在替代实施例中，可提供除楔形以外的其他形状，其允许叠置在一起以提供叠置体的环或大致弯曲的形状。

壳体21是金属、塑料、玻璃纤维、碳（例如，碳纤维）和/或其他材料。在一个实施例中，壳体21的不同部分具有不同的材料。例如，锡被用于围绕电路板14的壳体。铝被用于保持散射检测器12和/或捕获检测器13。在另一个示例中，壳体12具有相同的材料，例如铝。

壳体21可由不同的结构形成，例如具有楔形形状的端板、收容电路板14的接地面片以及用于保持散射检测器12和捕获检测器13的壁的单独结构，其中，该单独结构由如下材料形成，即：来自康普顿事件的期望能量的光子可穿过该材料（例如，铝或碳纤维）。在替代实施例中，对于散射检测器12和/或捕获检测器13所在的区域，在端板之间没有为模块11设置壁，从而避免了从一个模块11的散射检测器12传递到另一个模块11的捕获检测器13的光子的干扰。由于和/或为了保持检测器12、13，壳体21由低衰减材料制成，例如铝或碳纤维。

壳体21可密封模块或包括开口。例如，设置了用于气流的开口，例如设置在电路板14处的楔形形状的最宽部分的顶部处。壳体21可包括孔、槽、舌、锁合件、夹、支座、缓冲器或者用于安装、匹配和/或叠置的其他结构。

每个固态检测器模块11包括康普顿传感器的散射检测器12和捕获检测器13两者。通过叠置每个模块，康普顿传感器的尺寸增加。给定的模块11自身可以是康普顿传感器，这是因为散射检测器12和捕获检测器13两者都包括在模块中。

模块11可被单独地移除和/或添加到康普顿传感器。对于给定的模块11，散射检测器12和/或捕获检测器13可从模块11移除。例如，移除模块11以用于维修。从模块11移除有故障的一个或两个检测器12、13以便更换。一旦更换，翻新的模块11就被放回医学成像系统中。螺栓、夹、锁合件、榫和槽或其他可释放的连接器可将检测器12、13或壳体21的用于检测器12、13的部分连接到模块11的其余部分。

散射检测器12是固态检测器。可使用任何材料，例如Si、CZT、CdTe、HPGe和/或其他材料。散射检测器12是利用晶片制造以任何厚度产生的，例如，该厚度对于CZT为大约4 mm。可使用任何尺寸，例如大约5x5 cm。图2示出了散射检测器12的正方形形状。可使用除正方形以外的其他形状，例如矩形。对于图1的模块11，散射检测器12可以是在两个楔形形状的端板之间延伸的矩形。

在模块11中，散射检测器12具有任何范围。例如，散射检测器12从一个楔形形状的端壁延伸到另一楔形形状的端壁。可设置更小或更大的范围，例如在模块11内的安装件之间延伸或轴向延伸超过一个或两个端壁。在一个实施例中，散射检测器12处于一个端壁处，一个端壁上或一个端壁旁边，而没有延伸到另一个端壁。

散射检测器12形成传感器阵列。例如，图2的5x5 cm散射检测器12是具有大约2.2mm的像素间距的21x21像素阵列。可使用其他数量的像素、像素间距和/或阵列的大小。

散射检测器12包括格式化为用于处理的半导体。例如，散射检测器12包括专用集成电路（ASIC），其用于感测与散射检测器12中的电子的光子相互作用。该ASIC与散射检测器12的像素并置。该ASIC具有任何厚度。可设置多个ASIC，例如处于散射检测器12的3x3网格中的9个ASIC。

散射检测器12可以任何计数率操作，例如>100kcps/mm。由于该相互作用，像素产生电。该电被该专用集成电路感测到。感测到位置、时间和/或能量。感测到的信号可被调节，例如放大，并且发送到电路板14中的一个或多个。柔性电路、导线或其他通信路径将这些信号从ASIC传送到电路板14。

康普顿感测在没有准直的情况下操作。相反，使用散射检测器12处的光子相互作用相对于捕获检测器13处的光子相互作用的能量、位置和角度之间的固定关系来确定进入散射检测器12的光子的角度。使用散射检测器12和捕获检测器13来应用康普顿过程。

捕获检测器13是固态检测器。可使用任何材料，例如Si、CZT、CdTe、HPGe和/或其他材料。捕获检测器13是利用晶片制造以任何厚度产生的，例如，该厚度对于CZT为大约10mm。可使用任何尺寸，例如大约5x5 cm。由于散射检测器12和捕获检测器13的楔形形状和隔开的位置，该尺寸可沿至少一个维度大于散射检测器12。图3示出了捕获检测器13的矩形形状，但是也可使用其他形状。对于图1的模块11，捕获检测器13可以是在两个端板之间延伸的矩形，其中长度与散射检测器12相同，并且宽度大于散射检测器12。

捕获检测器12形成传感器阵列。例如，图3的5x6 cm捕获检测器13是具有大约3.4mm的像素间距的14x18像素阵列。该像素尺寸大于散射检测器12的像素尺寸。像素的数量小于散射检测器12的像素数量。可使用其他数量的像素、像素间距和/或阵列的大小。可使用其他相对像素尺寸和/或像素数量。

在模块11中，捕获检测器13具有任何范围。例如，捕获检测器13从一个楔形形状的端壁延伸到另一楔形形状的端壁。可设置更小或更大的范围，例如在模块11内的安装件之间延伸或轴向延伸超过一个或两个端壁。在一个实施例中，捕获检测器13处于一个端壁处，一个端壁上或一个端壁旁边，而没有延伸到另一个端壁。

捕获检测器13包括格式化为用于处理的半导体。例如，捕获检测器13包括ASIC，其用于感测与捕获检测器13中的电子的光子相互作用。该ASIC与捕获检测器13的像素并置。该ASIC具有任何厚度。可设置多个ASIC，例如处于捕获检测器13的2x3网格中的6个ASIC。

捕获检测器13可以任何计数率操作，例如>100kcps/mm。由于该相互作用，像素产生电。该电被该ASIC感测到。感测到位置、时间和/或能量。感测到的信号可被调节，例如放大，并且发送到电路板14中的一个或多个。柔性电路、导线或其他通信路径将这些信号从ASIC传送到电路板14。

捕获检测器13沿从所述轴线的或法向于平行的散射检测器12和捕获检测器13的径向线以任何距离与散射检测器12隔开。在一个实施例中，间隔为大约20 cm，但是可设置更大或更小的间隔。捕获检测器13和散射检测器12之间的空间填充有空气、其他气体和/或对于期望能量的光子具有低衰减的其他材料。

电路板14是印刷电路板，但是也可使用柔性电路或其他材料。对于每个模块，可使用任何数量的电路板14。例如，为散射检测器12设置一个电路板14，并且为捕获检测器13设置另一个电路板14。

电路板14处于壳体21内，但是也可延伸超出壳体21。壳体21可接地，从而用作电路板14的接地平面。电路板14彼此平行地安装或不平行，例如按照楔形形状而散开。这些电路板大致正交于捕获检测器13定位。通常用于考虑到由于楔形形状而引起的任何扩散。来自彼此和/或壳体21的支架、螺栓、螺钉和/或支座用于将电路板14保持就位。

电路板14通过柔性电路或导线来连接到散射检测器12和捕获检测器13的ASIC。这些ASIC输出检测到的信号。电路板14是采集电子设备，其处理检测到的信号，以将参数提供给康普顿处理器19（例如，图像处理器）。可使用对检测到的信号的任何参数化。在一个实施例中，输出能量、到达时间和三维位置。可提供其他采集处理。

电路板14例如通过模块11内的电流连接而输出到彼此，输出到数据桥17和/或输出到光纤数据链路16。光纤数据链路16是用于将电信号转换成光信号的光纤接口。一个或多个光纤电缆将散射检测器12和捕获检测器13所检测到的事件的采集参数提供给康普顿处理器19。

数据桥17是电路板、导线、柔性电路和/或用于电流连接以允许模块11之间的通信的其他材料。壳体或保护板可覆盖数据桥17。数据桥17可释放地连接到一个或多个模块11。例如，数据桥17的插头或匹配连接器与壳体21和/或电路板14上的对应插头或匹配连接器匹配。锁合件、夹、榫和槽、螺钉和/或螺栓连接可用于可释放地将数据桥17与模块11保持就位。

数据桥17允许模块之间的通信。例如，光纤数据链路16被设置在一个模块11中，而未设置在另一模块11中。避免了每个模块11中的光纤数据链路16的成本。替代的是，由另一模块11输出的参数经由数据桥17提供给具有光纤数据链路16的模块11。具有光纤数据链路16的模块11的一个或多个电路板14将参数输出路由到光纤数据链路16，从而使用光纤数据链路16来报告来自多于一个模块11的检测到的事件。在替代实施例中，每个模块11包括光纤数据链路16，因此不设置数据桥17或数据桥17传送其他信息。

数据桥17可在模块11之间连接其他信号。例如，数据桥17包括用于功率的导体。可替代地，不同的桥向模块11提供功率或者模块11被单独地供能。作为另一示例，使用数据桥17在模块11之间传送时钟和/或同步信号。

在图1的实施例中，设置了单独的时钟和/或同步桥18。该时钟和/或同步桥18是电路板、导线、柔性电路和/或用于电流连接以允许模块11之间的时钟和/或同步信号的传送的其他材料。壳体或保护板可覆盖时钟和/或同步桥18。时钟和/或同步桥18可释放地连接到一个或多个模块11。例如，时钟和/或同步桥18的插头或匹配连接器与壳体21和/或电路板14上的对应插头或匹配连接器匹配。锁合件、夹、榫和槽、螺钉和/或螺栓连接可用于可释放地将时钟和/或同步桥18与模块11保持就位。

时钟和/或同步桥18可与数据桥17与相同或不同的模块11的分组连接。在图1中所示的实施例中，数据桥17在成对的模块11之间连接，并且时钟和/或同步桥18在四个模块11的组上连接。

时钟和/或同步桥18提供公共时钟信号和/或同步信号，以用于使模块11的时钟同步。由每个模块11的电路板14形成的参数中的一个是事件的检测时间。康普顿检测依赖于事件对，即散射事件和捕获事件。使用定时来配对来自不同检测器12、13的事件。公共时钟计时和/或同步允许精确的配对，其中，事件对在不同的模块11中检测到。在替代实施例中，仅使用在相同模块11中检测到的散射和捕获事件，因此可不设置时钟和/或同步桥18。

可设置不同模块11之间的其他链路或桥。由于桥17、18是可移除的，因此可移除各个模块11以用于维修，同时将剩余的模块11留在门架中。

每个模块11都是空气冷却的。可设置用于促使空气通过模块11的孔（即，进入和离开孔）。可设置一个或多个挡板15以引导模块11内的空气。可替代地或附加地提供水、传导传递和/或其他冷却。

在一个实施例中，楔形形状的模块11或壳体21的顶部部分是敞开的（即，在距患者区域最远的一侧上没有盖）。一个或多个挡板15沿一个或多个电路板14和/或壳体21的中心设置。风扇和热交换器20在与捕获检测器13隔开的位置（例如，模块11的顶部）处例如沿模块11的一半将冷却或环境温度的空气促动到每个模块11中。挡板15和/或电路板14将至少一些空气引导到散射检测器12与捕获检测器13之间的空域。然后，空气在模块11的另一部分（例如，另一半）上经过挡板15和/或电路板14，以便离开至热交换器20。可提供空气的其他路线。

热交换器和风扇20被设置用于每个单独的模块11，因此可完全或部分地处于模块11内。在其他实施例中，管道、挡板或其他结构将空气引导到多个模块11。例如，四个模块11的组共享共同的热交换器和风扇20，其被安装到门架或其他框架，以用于冷却该组模块11。

为了形成康普顿传感器，使用一个或多个模块11。例如，两个或更多个模块11相对于患者床或成像空间定位，以检测来自患者的光子放射。更多数量的模块11的布置结构可允许检测更多数量的放射。通过使用楔形形状，模块11可被定位成彼此抵靠、相邻和/或连接，以绕患者空间形成弧。该弧可具有任何范围。模块11直接接触彼此或者通过间隔物或门架接触，而在模块11之间具有小的间隔（例如，10 cm或更小）。

在一个示例中，四个模块11被定位在一起，从而共享时钟和/或同步桥18、一个或多个数据桥17以及热交换器和风扇20。一个、两个或四个光纤数据链路16被设置成用于该组模块11。对于相同的患者空间，多个这样的模块11的组可被定位成彼此分开或相邻。

由于模块化方法，可使用任何数量的模块11。尽管在与用于模块11中的其他模块的不同的布置结构中使用了任何给定的模块11，但是通过构建多个相同的部件，制造更高效且昂贵。

模块11或模块11的组的光纤数据链路16连接到康普顿处理器19。该康普顿处理器19接收不同事件的参数的值。使用能量和定时参数，散射事件和捕获事件被配对。对于每一对，该对事件的空间位置和能量被用于找到光子在散射检测器12上的入射角。在一个实施例中，事件对被限于相同模块11中的事件。在另一个实施例中，来自相同或不同模块11的捕获事件可与来自给定模块11的散射事件配对。可使用多于一个康普顿处理器19，例如用于配对来自部分环40的不同部分的事件。

一旦配对的事件被链接，康普顿处理器19或另一处理器就可执行计算机断层摄影术，以重建检测到的放射的二维或三维分布。在重建中使用每个事件的入射角或入射线。检测到的康普顿事件的重建的分布被用于渲染康普顿图像。

显示器22是CRT、LCD、投影仪、打印机或其他显示器。显示器22被构造成显示康普顿图像。一个或多个图像被存储在显示平面缓冲器中并被读出到显示器22。这些图像可被单独显示或被组合，例如显示以SPECT图像覆盖或与SPECT图像相邻的康普顿图像。

图4A-6示出了模块11的一种示例性布置结构。模块11形成围绕患者空间的环40。图4A示出了轴向叠置的四个这样的环40。图4B示出了环40中的模块11的散射检测器12和对应的捕获检测器13。图4C示出了环40的一部分的细节。三个模块11提供对应的成对的散射检测器12和捕获检测器13。可使用除所示尺寸以外的其他尺寸。可使用任何数量的模块11来形成环40。环40完全地围绕患者空间。在医学成像系统的壳体内，环40与门架50或另一框架连接，如图5中所示。环40可被定位成允许患者床60将患者移入到环40中和/或穿过环40。图6示出了该构造的示例。

该环可用于对来自患者的放射的基于康普顿的成像。图7示出了使用相同类型的模块11但是呈不同的构造的示例。形成部分环40。一个或多个间隙70被设置在环40中。这可允许在该间隙中使用其他部件和/或通过使用较少的模块11来制造不那么昂贵的系统。

图8示出了模块11的另一构造。环40是全环。附加的部分环80相对于床60或患者空间轴向叠置，从而扩展了检测到的放射的轴向范围。该部分环80呈每隔N个模块11或每组N个模块11（例如，N=4）的分布，而不是图7的两个间隙70的部分环40。附加环可以是全环。该全环40可为部分环80。不同的环40和/或部分环80轴向叠置，而没有分开或分开很小（例如，小于模块11的轴向范围的1/2）。可提供更宽的间隔，例如具有多于一个模块11的轴向范围的间隙。

图9示出了模块11的又一构造。一个模块11或单组模块11通过患者空间或床60定位。可在相对于床60和/或患者空间的不同位置处设置多个隔开的单个模块11或组（例如，四个一组）。

在任何构造中，模块11通过附接到一个门架、多个门架和/或其他框架而保持就位。该保持是可释放的，例如使用螺栓或螺钉。使用期望数量的模块11来为给定的医学成像系统组装期望的构造。收集的模块11被安装在医学成像系统中，从而限定患者空间或相对于患者空间安装。结果是用于对患者成像的康普顿传感器。

床60可使患者移动，以在不同时间扫描患者的不同部分。替代地或附加地，门架50移动形成康普顿传感器的模块11。门架50使康普顿传感器沿患者空间轴向平移和/或围绕患者空间旋转（即，绕床60和/或患者的长轴旋转）。可提供其他旋转和/或平移，例如绕不平行于床60或患者的长轴的轴线旋转模块11。可提供不同的平移和/或旋转的组合。

具有康普顿传感器的医学成像系统被用作独立的成像系统。康普顿感测用于测量患者体内放射性药物的分布。例如，全环40、部分环40和/或轴向叠置的环40、80被用作基于康普顿的成像系统。

在其他实施例中，该医学成像系统是多模态成像系统。由模块11形成的康普顿传感器是一种模态，并且还提供另一种模态。例如，另一种模态是单光子发射计算机断层扫描（SPECT）、PET、CT或MR成像系统。全环40、部分环40、轴向叠置的环40、80和/或单一模块11或模块11的组与用于另一种类型的医学成像的传感器组合。康普顿传感器可与另一模态共享床60，例如沿床60的长轴定位，其中，该床在一个方向上将患者定位在康普顿传感器中，而在另一方向上将患者定位在另一模态中。

该康普顿传感器可与另一模态共享外壳体。例如，全环40、部分环40、轴向叠置的环40、80和/或单一模块11或模块11的组被布置在用于另一模态的一个或多个传感器的相同的成像系统壳体内。床60将患者相对于期望的传感器定位在成像系统壳体内。康普顿传感器可在轴向上和/或在相同轴向位置处的间隙中与其他传感器相邻定位。在一个实施例中，部分环40被用于计算机断层摄影系统中。保持X射线源和X射线检测器的门架还保持部分环40的模块11。X射线源处于一个间隙70中，并且检测器处于另一个间隙70中。在另一个实施例中，单个模块11或稀疏分布的模块11与SPECT系统的门架连接。模块11与伽马相机相邻放置，因此伽马相机的门架使模块11移动。可替代地，准直仪可位于模块11与患者之间或者位于散射检测器12与捕获检测器13之间，从而作为康普顿事件检测的替代或补充，允许模块11的散射和/或捕获检测器12、13用于SPECT成像的光电事件检测。

康普顿传感器的基于模块的分段允许将模块11的相同设计用于任何不同的构造中。因此，不同的模块11的数量、模块位置和/或模块11的构造可用于不同的医学成像系统。例如，一种布置结构被设置成用于与一种类型的CT系统一起使用，并且不同的布置结构（例如，模块11的数量和/或位置）被用于不同类型的CT系统。

康普顿传感器的基于模块的分段允许更高效和昂贵的维修。除了更换整个康普顿传感器之外，任何模块11都可被断开、固定或更换。模块11可单独地与彼此和/或门架50连接和断开。移除任何桥，并且随后将模块11从医学成像系统移除，同时其他模块11保留。更换单个模块11更便宜。可减少维修的时间量。有缺陷的模块11的各个部件可被容易地更换，例如更换散射检测器12或捕获检测器13，同时留下另一个。通过使用对应的检测器12、13，模块11可被构造成用于与不同的放射性同位素（即，不同的能量）一起操作。

图10示出了用于形成、使用和修理康普顿相机的方法的流程图的一个实施例。该康普顿相机以分段方法形成。不是手工将整个相机组装就位，而是散射检测器和捕获检测器对相对于彼此定位，以形成康普顿相机的期望构造。该分段方法可允许使用相同部分的不同构造、易于组装、易于修理和/或与其他成像模态集成。

该方法通过图1的系统实现，以组装如图4-9中的任一者中所示的康普顿传感器。可使用其他系统、模块和/或构造的康普顿传感器。

这些动作以所示顺序（即，从上到下或根据数字）或其他顺序执行。例如，动作108可作为动作104的一部分执行。

可提供附加的、不同的或更少的动作。例如，在不执行动作106和108的情况下，动作102和104被提供用于组装康普顿相机。作为另一示例，执行动作106而没有其他动作。

在动作102中，散射检测器和捕获检测器对被收容在分开的壳体中。组装模块，其中每个模块都包括散射检测器和捕获检测器两者。机器和/或人制造这些壳体。

这些模块成形为邻接，其中，这些壳体中的不同壳体的散射检测器和捕获检测器对是非平面的。例如，设置楔形形状和/或定位，使得检测器对形成弧，例如图4C中所示。当这些模块抵靠彼此定位时，该形状允许和/或强制该弧形形状。

在动作104中，使这些壳体邻接。人或机器由这些壳体组装康普顿传感器。通过在直接接触或通过间隔物、门架或框架接触的情况下使这些壳体彼此相邻地叠置，邻接的壳体形成弧。全环或部分环围绕患者空间形成并且至少部分地限定患者空间。基于康普顿相机的设计，具有相对应的散射检测器和捕获检测器对的任何数量的壳体被定位在一起，以形成康普顿相机。

可使这些壳体邻接作为多模态系统的一部分，或用于创建单个康普顿成像系统。对于多模态系统，这些壳体与用于其他模态的传感器位于相同的外壳体中和/或相对于相同的床定位，所述其他模态例如SPECT、PET、CT或MR成像系统。相同或不同的门架或支撑框架可被用于康普顿相机的壳体和用于其他模态的传感器。

康普顿相机的构造或设计限定了壳体的数量和/或位置。一旦邻接，这些壳体就可被连接以用于通信，例如通过一个或多个桥来通信。这些壳体可与其他部件连接，例如空气冷却系统和/或康普顿处理器。

在动作106中，组装的康普顿相机检测放射。给定的放射光子与散射检测器相互作用。结果是另一个光子与该放射光子的入射线成特定角度的散射。该次级光子具有较小的能量。该次级光子被捕获检测器检测到。基于检测到的散射事件和捕获事件两者的能量和时间，事件被配对。配对事件的位置和能量提供了检测器之间的线和散射角。结果，确定了放射光子的入射线。

为了增加检测到该次级光子的可能性，来自一个壳体的捕获事件可与另一壳体的散射事件配对。由于角度，来自一个散射检测器的散射可能会入射在相同壳体中的配对的捕获检测器上，或者入射在另一壳体中的捕获检测器上。通过使这些壳体在检测器区域中开放和/或使用低光子衰减材料，可检测到更多数量的康普顿事件。

检测到的事件被计数或收集。在重建中使用响应线或发生不同康普顿事件所沿的线。可基于康普顿感测来重建来自患者的放射的三维分布。该重建不需要准直仪，这是因为康普顿感测解释或提供放射光子的入射角度。

检测到的事件被重建到对象空间中。可根据重建的事件将图像渲染到显示装置。该图像表示患者体内的放射分布。

在动作108中，人或机器（例如，机器人）移除壳体中的一个。当壳体的检测器或相关联的电子设备中的一个发生故障或待更换以便以不同的能量检测时，壳体可被移除。其他壳体被留在医学成像系统中。这允许更容易地修理和/或更换壳体和/或检测器，而没有更大的拆卸和/或更换整个康普顿相机的成本。

虽然上面通过参考各种实施例来描述了本发明，但是应当理解，在不脱离本发明的范围的情况下可做出许多改变和修改。因此，前述详细描述旨在被视为说明性的而非限制性的，并且要理解的是，旨在限定本发明的精神和范围的是所附权利要求，包括所有等同形式。