CN106104302A - 辐射检测器及其断层扫描成像设备和辐射检测设备 - Google Patents

Abstract

一种辐射检测器，包括被配置为检测辐射的多个像素，所述多个像素中的每个像素包括：辐射吸收层，被配置为将入射到辐射吸收层上的光子转换成第一电信号；光子处理器，包括被配置为基于第一电信号对光子的数量进行计数和存储的多个存储器。所述多个存储器中的至少一个存储器被配置为将第一电信号与第一参考值进行比较以获得第二电信号，并基于根据将第二电信号与第二参考值进行比较而获得的第三电信号来对光子的数量进行计数和存储。

Description

辐射检测器及其断层扫描成像设备和辐射检测设备

技术领域

一个或更多个示例性实施例涉及一种对入射光子的数量进行计数的辐射检测器及其断层扫描成像设备和X射线成像设备，更具体地讲，涉及一种根据多个能量带对入射的辐射光子进行分类并对入射的辐射光子的数量进行计数的辐射检测器、及其断层扫描成像设备和X射线成像设备。

背景技术

医学成像设备是用于获得对象的内部结构的图像的设备。医学图像处理设备是拍摄、处理并向用户显示人体的结构细节、内部组织和液体流动的非侵入式检查设备。用户(诸如医生)可通过使用从医学图像处理设备输出的医学图像来诊断患者的健康状况和疾病。

用于通过向患者照射辐射来拍摄对象的设备的代表性示例包括计算机断层扫描(CT)设备和X射线设备。

在医学图像处理设备中，CT成像设备被广泛用于精确地诊断疾病，这是因为CT成像设备可提供对象的横截面图像并表示对象的内部结构(例如，诸如肾脏和肺的器官)使得彼此不重叠，这与一般的X射线设备不同。

X射线设备是将X射线穿过人体传输并获得人体的内部结构的图像的医学成像设备。X射线设备可被方便地使用，并且与其它医学成像设备(诸如磁共振成像(MRI)设备和CT成像设备)相比，可在更短的时间内获得对象的医学图像。因此，X射线设备被广泛地用于执行简单胸部X射线过程、简单腹部X射线过程、简单骨架X射线过程、简单鼻窦X射线过程、简单颈部软组织X射线过程、乳房X射线过程。

用于通过照射辐射拍摄对象的医学成像设备(诸如CT成像设备或X射线设备)包括用于检测穿过对象的辐射的辐射检测器。当辐射检测器准确地检测到穿过对象的辐射时，可准确地重构对象的医学图像。

发明内容

技术问题

当辐射检测器准确地检测到穿过对象的辐射时，可准确地重构对象的医学图像。

解决方案

一个或更多个示例性实施例提供一种可使像素的大小最小化并且可增加被区分的能量带的数量的用于测量多能量的辐射检测器、及其断层扫描成像设备和X射线成像设备。

一个或更多个示例性实施例还提供一种可根据能量带更准确地对光子进行分类和计数的用于测量多能量的辐射检测器、及其断层扫描成像设备和X射线成像设备。

有益效果

一个或更多个示例性实施例可提供一种可使像素的大小最小化并且可增加被区分的能量带的数量的用于测量多能量的辐射检测器、及其断层扫描成像设备和X射线成像设备。

一个或更多个示例性实施例还可提供一种可根据能量带更准确地对光子进行分类和计数的用于测量多能量的辐射检测器、及其断层扫描成像设备和X射线成像设备。

附图说明

从以下结合附图进行的示例性实施例的描述，这些和/或其它方面将变得清楚和更容易理解，其中：

图1A是示出根据示例性实施例的计算机断层扫描(CT)系统的透视图；

图1B是示出图1A的CT系统的结构的框图；

图2是示出通信单元的结构的框图；

图3A是示出X射线系统的结构的框图；

图3B是示出固定类型的X射线设备的透视图；

图3C是示出移动X射线设备的示图；

图4是示出根据示例性实施例的辐射检测器的示图；

图5A是图4的一个像素的示图；

图5B是用于解释频谱建模的表；

图6是用于解释向辐射检测器入射的光子的能量分布的曲线图；

图7A是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图；

图7B是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图；

图7C是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图；

图8示出用于解释根据示例性实施例的辐射检测器的曲线图；

图9A和图9B是用于解释根据其它示例性实施例的辐射检测器的示图；

图10是用于解释根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图；

图11是用于解释根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图；

图12是用于解释一般辐射检测器的示图；

图13是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图；

图14是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图；

图15示出根据示例性实施例的辐射检测设备的示图；

图16是示出根据示例性实施例的从断层扫描成像设备输出的用户界面屏幕的示图；

图17是示出根据另一示例性实施例的从断层扫描成像设备输出的用户界面屏幕的示图；

图18是示出根据另一示例性实施例的断层扫描成像设备的示图；

图19A和图19B是用于解释根据示例性实施例的产生断层扫描图像的图像像素值的方法的示图。

最佳实施方式

一个或更多个示例性实施例提供一种可使像素的大小最小化并增加被区分的能量带的数量的用于测量多能量的辐射检测器、辐射检测器的断层扫描成像设备以及辐射检测器的X射线成像设备。

一个或更多个示例性实施例还提供一种可根据能量带更加准确地对光子进行分类和计数的用于测量多能量的辐射检测器、辐射检测器的断层扫描成像设备以及辐射检测器的X射线成像设备。

附加的方面将在以下的描述中被部分地阐述，并且将部分地从所述描述变得清楚，或者可通过对呈现的示例性实施例的实践而获知。

根据示例性实施例的一方面，提供了一种包括被配置为检测辐射的多个像素的辐射检测器，其中，所述多个像素中的至少一个像素包括：辐射吸收层，被配置为将入射到辐射吸收层上的光子转换成第一电信号；光子处理器，包括被配置为基于第一电信号对光子的数量进行计数和存储的多个存储器，其中，所述多个存储器中的至少一个存储器被配置为将第一电信号与第一参考值进行比较以获得第二电信号，并基于将第二电信号与第二参考值进行比较而获得的第三电信号来对光子的数量进行计数和存储。

第一参考值和第二参考值中的至少一个可在所述多个像素之中的至少一个像素中被设置为具有第一值，并在所述多个像素中的至少另一个像素中被设置为具有与第一值不同的第二值。

所述至少一个存储器可包括：第一比较器，被配置为当第一电信号等于或大于第一参考值时，输出与第一电信号和第一参考值之间的差值相应的第二电信号；第二比较器，被配置为将第二电信号与第二参考值进行比较，并输出第三电信号；第一计数器，被配置为基于第三电信号对光子的数量进行计数和存储。

第一电信号可以是与光子的能量相应的电压值，第一参考值可以是电压值，第二参考值可以是电流值。

所述至少一个存储器还可包括：第二计数器，被配置为当第一电信号等于或大于第一参考值时，基于第二电信号对光子的数量进行计数和存储。

第一参考值和第二参考之中的至少一个可在包括所述多个像素之中的多个相邻像素的像素组中的每个像素中被设置为具有不同的值。

在所述至少一个存储器中使用的第二参考值可在所述多个像素之中的第一像素以及与第一像素相邻的第二像素中被设置为具有不同的值。

被应用于第一像素的第二参考值可大于或小于被应用于第二像素的第二参考值。

在所述至少一个存储器中使用的第一参考值可在所述多个像素之中的第一像素以及被布置为与第一像素相邻的第二像素中被设置为具有不同的值。

所述至少一个存储器的大小可基于第一参考值和第二参考值中的至少一个来确定。

当被计数的光子的能量带是低能量带时，所述至少一个存储器可具有第一比特深度，当被计数的光子的能量带是高于低能量带的高能量带时，所述至少一个存储器可具有第二比特深度。

辐射检测器可以是使用基于被计数的光子来产生计算机断层扫描(CT)图像的直接方法的辐射检测器。

辐射吸收层可被布置在辐射检测器的正面部分，光子处理单元被布置在辐射检测器的与正面部分相反的背面部分。

辐射吸收层可包括碲化镉(CdTe)或碲化锌镉(CdZnTe)。

根据示例性实施例的另一方面，提供了一种包括被配置为检测辐射的多个像素的辐射检测器，其中，所述多个像素中的至少一个像素包括多个子像素，其中，所述多个子像素中的至少一个子像素包括：辐射吸收层，被配置为将入射到辐射吸收层上的光子转换成第一电信号；光子处理器，包括被配置为基于第一电信号对光子的数量进行计数和存储的多个存储器，其中，所述多个存储器中的至少一个存储器被配置为将第一电信号与第一参考值进行比较以获得第二电信号，并基于根据将第二电信号与第二参考值进行比较而获得的第三电信号对光子的数量进行计数和存储。

第一参考值和第二参考值中的至少一个可在所述多个子像素之中的至少一个子像素中被设置为具有第一值，并在所述多个子像素之中的至少另一个子像素中设置为具有与第一值不同的第二值。

所述至少一个存储器可包括：第一比较器，被配置为当第一电信号等于或大于第一参考值时，输出与第一电信号和第一参考值之间的差值相应的第二电信号；第二比较器，被配置为将第二电信号与第二参考值进行比较，并输出第三电信号；第一计数器，被配置为基于第三电信号对光子的数量进行计数和存储。

第一电信号可具有与入射到辐射吸收层上的光子的能量相应的电压信号，第一参考值可以是第一电压值，第二参考值可以是第一电流值。

所述至少一个存储器还可包括：第二计数器，被配置为当第一电信号等于或大于第一参考值时，基于第二电信号对光子的数量进行计数和存储。

第一参考值和第二参考值中的至少一个可在包括所述多个子像素之中的多个相邻子像素的子像素组中的每个子像素中被设置为具有不同的值。

在所述至少一个存储器中使用的第二参考值可在所述多个子像素之中的第一子像素和被布置为与第一子像素相邻的第二子像素中被设置为具有不同的值。

被应用于第一子像素的第二参考值可大于被应用于第二子像素的第二参考值。

在所述至少一个存储器中使用的第一参考值可在所述多个子像素之中的第一子像素以及被布置为与第一子像素相邻的第二子像素中被设置为具有不同的值。

所述至少一个存储器的大小可基于第一参考值和第二参考值中的至少一个被确定。

当被计数的光子的能量带是低能量带时，所述至少一个存储器可具有第一比特深度，当被计数的光子的能量带是高于低能量带的高能量带时，所述至少一个存储器可具有小于第一比特深度的第二比特深度。

辐射检测器可被配置为检测从附着在台架上并旋转的X射线源发射的辐射，辐射穿过对象。

辐射检测器可以是使用基于被计数的光子来产生多能量计算机断层扫描(CT)图像的直接方法的辐射检测器。

辐射检测器可被配置为检测从附着在可移动设备上并允许自身的位置被调整的X射线源发射的辐射，辐射穿过对象。

辐射检测器可被用于产生多能量X射线图像。

根据示例性实施例的另一方面，提供了一种用于检测辐射的辐射检测设备，所述辐射检测设备包括多个图像像素，并被配置为恢复图像，其中，所述多个图像像素的每个图像像素包括至少一个计数像素，其中，所述至少一个计数像素包括：辐射吸收层，被配置为将入射到辐射吸收层上的光子转换成电信号；多个比较器，被配置为将电信号与多个参考值进行比较以根据多个能量带对光子进行分类；多个计数器，被配置为对根据所述多个能量带被分类的多个光子的数量进行计数和存储，其中，在图像像素中所包括的第一计数像素中的所述多个参考值之中的至少一个参考值不同于在图像像素中所包括的第二计数像素中的所述多个参考值之中的至少另一个参考值。

所述辐射检测设备还可包括：输入/输出(I/O)装置，被配置为输出使用户能够设置所述多个参考值的用户界面屏幕。

所述辐射检测设备还可包括：电源，被配置为产生分别与经由用户界面屏幕输入的所述多个参考值相应的多个电压，并将所述多个电压施加到所述多个比较器。

所述辐射检测设备还可包括：数字到模拟转换器(DAC)，被配置为产生与经由用户界面屏幕输入的所述多个参考值相应的电流，并将所述电流供应给所述多个比较器。

在第一计数像素中使用的所述多个参考值中的至少一个参考值可与在第二计数像素中使用的所述多个参考值中的至少一个参考值相同。

在第一计数像素中使用的所述多个参考值之中的被用于对低能量带进行分类的参考值可与在第二计数像素中使用的所述多个参考值之中的被用于对低能量带进行分类的参考值相同。

第一计数像素可被布置为与第二计数像素相邻。

所述多个计数像素中的每个计数像素可具有等于或小于1mm²的尺寸。

所述多个计数器的大小可分别根据所述多个参考值改变。

所述多个比较器可包括：第一比较器，被配置为将第一电信号与所述多个参考值之中的第一参考值进行比较；第二比较器，被配置为将第一电信号与所述多个参考值之中的第二参考值进行比较；第三比较器，被配置为将第一电信号与所述多个参考值之中的第三参考值进行比较，其中，在第一计数像素中使用的第一参考值、第二参考值和第三参考值中的至少一个与在第二计数像素中使用的第一参考值、第二参考值和第三参考值中的至少一个相差预定偏移。

所述辐射检测设备还可包括：I/O装置，被配置为输出使用户能够设置以下项中的至少一项的用户界面屏幕：在第一计数像素中使用的第一参考值、第二参考值和第三参考值、在第二计数像素中使用的第一参考值、第二参考值和第三参考值、以及所述预定偏移。

根据示例性实施例的另一方面，提供了一种包括辐射检测器的断层扫描成像设备，其中，辐射检测器包括多个图像像素，并被配置为恢复图像，其中，所述多个图像像素的每个图像像素包括至少一个计数像素，其中，所述至少一个计数像素可包括：辐射吸收层，被配置为将入射到辐射吸收层上的光子转换为电信号；多个比较器，被配置为将电信号与多个参考值进行比较以根据多个能量带对光子进行分类；多个计数器，被配置为对根据所述多个能量带被分类的多个光子的数量进行计数和存储，其中，在图像像素中所包括的第一计数像素中的所述多个参考值之中的至少一个参考值不同于在图像像素中所包括的第二计数像素中的所述多个参考值之中的至少另一个参考值。

根据示例性实施例的另一方面，提供一种断层扫描成像设备，包括：包括多个像素辐射检测器，被配置为检测包括光子的辐射；图像处理器，被配置为基于由辐射检测器检测到的光子的数量来重构CT图像，其中，所述多个像素中的至少一个像素包括：辐射吸收层，被配置为将入射到辐射吸收层的光子转换成第一电信号；包括多个存储器的光子处理器，被配置为基于第一电信号对光子的数量进行计数和存储，其中，所述多个存储器中的至少一个存储器被配置为：将第一电信号与第一参考值进行比较来获得第二电信号，基于根据将第二电信号与第二参考值进行比较而获得的第三电信号对光子的数量进行计数和存储。

根据示例性实施例的另一方面，提供一种包括辐射检测器的X射线成像设备，其中，辐射检测器包括多个图像像素，并被配置为恢复图像，其中，所述多个图像像素的每个图像像素包括至少一个计数像素，其中，计数像素包括：辐射吸收层，被配置为将入射到辐射吸收层上的光子转换成电信号；多个比较器，被配置为将电信号与多个参考值进行比较以根据多个能量带对光子进行分类；多个计数器，被配置为对根据所述多个能量带被分类的多个光子的数量进行计数和存储；其中，在图像像素中所包括的第一计数像素中的所述多个参考值之中的至少一个参考值不同于在图像像素中所包括的第二计数像素中的所述多个参考值之中的至少另一个参考值。

根据示例性实施例的一种X射线设备包括辐射检测器，该辐射检测器包括多个单位检测器。所述多个单位检测器中的每个单位检测器包括：辐射吸收层，将入射的光子转换成第一电信号；多个比较器，将第一电信号与多个参考值进行比较以将光子分类为多个能量带；多个计数器，对被分类为所述多个能量带的多个光子的数量进行计数和存储，其中，在所述多个单位检测器中的第一单位检测器中使用的所述多个参考值中的至少一个参考值不同于在所述多个单位检测器中的第二单位检测器中使用的所述多个参考值之中的至少一个参考值。

具体实施方式

本申请要求于2014年1月7日提交的第10-2014-0002039号韩国专利申请以及于2014年12月23日提交的第10-2014-0187504号韩国专利申请的权益，这些申请的公开内容通过引用整体合并于此。

参考用于示出本发明的示例性实施例的附图，以便获得对本发明、本发明的优点以及通过实现本发明而实现的目标的充分理解。然而，本发明可以以多种不同形式来实现，而不应被解释为限于在此阐述的实施例；相反，提供这些实施例使得本公开将是彻底和完整的，并且将本发明的构思充分转达给本领域的普通技术人员。相同的参考标号始终指示相同的元件。

在下文中，将简要地定义在说明书中使用的术语，并且将详细地描述实施例。

应将在此使用的全部术语(包括描述性或技术术语)理解为具有对本领域普通技术人员是显而易见的含义。然而，所述术语可根据本领域普通技术人员的意图、先例或新技术的出现而具有不同含义。此外，一些术语可由申请人任意选择，在这种情况下，将在本说明书的详细描述中详细地描述选择的术语的含义。因此，在说明书中使用的术语不应被理解为简单的名称，而应基于所述术语的含义和本发明的整个描述来理解。

当部分“包括”或“包含”元件时，除非有与此相反的具体描述，否则部件还可包括其它元件，而不排除其它元件。此外，本发明的实施例中的术语“单元”表示诸如现场可编程门阵列(FPGA)或专用集成电路(ASIC)的软件组件或硬件组件，并执行特定功能。然而，术语“单元”不限于软件或硬件。“单元”可被形成为位于可寻址存储介质中，或者可被形成为操作一个或更多个处理器。因此，例如术语“单元”可指示诸如软件组件、面向对象软件组件、类组件和任务组件的组件，并且可包括处理、功能、属性、过程、子例程、程序代码段、驱动器、固件、微代码、电路、数据、数据库、数据结构、表、阵列或变量。由组件提供的功能和“单元”可与更少数量的组件“单元”相关联，或者可被划分为额外组件和“单元”。

现在将详细描述实施例，实施例的示例在附图中被示出。对此，本实施例可具有不同形式，并且不应被解释为限于在此阐述的描述。在以下描述中，不详细描述公知功能或结构，以便不以不必要的细节模糊实施例。

贯穿说明书，“图像”可表示由离散的图像元素(例如，二维(2D)图像的像素和三维(3D)图像中的体素)形成的多维数据。例如，图像可包括由计算机断层扫描(CT)成像设备捕获的对象的医学图像。

贯穿说明书，“断层扫描图像”可以是通过使用CT成像设备或CT系统对对象执行CT而产生的图像，即，通过向对象照射射线(诸如X射线)并收集反射的数据而产生的图像。贯穿说明书，“CT图像”可表示通过对多个X射线图像进行合成而产生的图像，其中，所述多个X射线图像是通过在CT成像设备围绕针对对象的至少一个轴进行旋转的同时拍摄对象而获得的。

贯穿说明书，“对象”可以是人、动物或者人或动物的一部分。例如，对象可以是器官(例如，肝脏、心脏、子宫、脑、乳房或腹部)、血管或它们的组合。对象可以是体模。体模表示具有与有机体的密度、有效原子数和体积近似相同的密度、有效原子数和体积的材料。例如，体模可以是具有类似于人体的属性的球形体模。

贯穿说明书，“用户”可以是但不限于医学专家，包括医生、护士、医学实验室技术人员、医学图像专家或修理医学设备的技术员。

由于断层扫描成像系统(诸如CT系统)能够提供对象的横截面图像，因此与一般的X射线成像设备相比，CT系统可区别地表示对象的内部结构，例如，诸如肾脏或肺的器官。

详细地，断层扫描成像系统的示例可包括CT成像设备、光学相干断层扫描(OCT)成像设备、正电子发射断层扫描(PET)-CT成像设备和单光子发射计算机断层扫描(SPECT)成像设备。

将在假设CT系统被用作用于获得断层扫描图像的断层扫描成像系统的情况下解释以下内容。

CT系统可在每秒获得几十到几百次厚度不超过2mm的多条图像数据，然后可处理所述多条图像数据，使得CT系统可提供比较准确的对象的横截面图像。根据现有技术，仅可获得对象的水平横截面图像，但由于各种图像重构方法，此问题已被克服。3D图像重构方法的示例如下：

表面遮盖显示(SSD)-仅显示具有预定亨斯菲尔德单位(HU)值的体素的初始3D成像方法。

最大密度投影(MIP)/最小密度投影(MinIP)-仅显示构成图像的体素之中的具有最大或最小HU值的体素的3D成像方法。

体绘制(VR)-能够根据感兴趣区域调整构成图像的体素的颜色和透射率的成像方法。

仿真内窥镜-允许在通过使用VR方法或SSD方法重构的3D图像中进行内窥镜观察的方法。

多平面重构(MPR)-将图像重构为不同的横截面图像的方法。用户可沿任意期望的方向重构图像。

编辑-编辑相邻体素以便使用户在体绘制时容易观察感兴趣区域的方法。

感兴趣体素(VOI)-在体绘制时仅显示选择的区域的方法。

现在将参照图1A和图1B描述根据本发明的实施例的CT系统20。CT系统20可包括各种类型的装置。

图1A示意性地示出CT系统20。参照图1A，CT系统20可包括台架172、台175、X射线产生单元176(例如，X射线产生器)和X射线检测单元178(例如,X射线检测器)。

台架172可包括X射线产生单元176和X射线检测单元178。

对象10可被放置在台175上。

台175可在CT成像过程期间沿预定方向(例如，向上的方向、向下的方向、向右的方向和向左的方向中的至少一个)移动。此外，台175可沿预定方向倾斜或旋转预定角度。

台架172也可沿预定方向倾斜预定角度。

图1B是示出CT系统20的结构的框图。

CT系统20可包括台架172、台175、控制单元188、存储单元194(例如，存储器)、图像处理单元196(例如，图像处理器)、输入单元198(例如，输入装置)、显示单元191(例如，显示器)和通信单元192(例如，通信器)。

如上所述，对象10可被放置在台175上。在本实施例中，台175可沿预定方向(例如，向上的方向、向下的方向、向右的方向和向左的方向中的至少一个)移动，并且台175的移动可被控制单元188控制。

台架172可包括旋转框架174、X射线产生单元176、X射线检测单元178(例如，X射线检测器)、旋转驱动单元180(例如，旋转驱动器)、数据采集系统(DAS)186和数据发送单元190(例如，数据发送器)。

台架172可包括能够相对于预定旋转轴RA旋转的具有环形的旋转框架174。此外，旋转框架174可具有盘形。

旋转框架174可包括彼此相对排列以便具有预定的视场FOV的X射线产生单元176和X射线检测单元178。旋转框架174还可包括防散射滤线栅184。防散射滤线栅184可被放置在X射线产生单元176与X射线检测单元178之间。

在医学成像系统中，到达检测器(或感光膜)的X射线辐射不仅包括形成有价值图像的衰减的主要辐射，还包括使图像质量下降的散射辐射。为了传输大部分主要辐射并使散射辐射减弱，防散射滤线栅184可被放置在患者与检测器(或感光膜)之间。

例如，防散射滤线栅184可以是通过交替地堆叠铅箔带和间隙材料(诸如固体聚合物材料、固体聚合物或纤维复合材料)而形成的。然而，防散射滤线栅184的形成不限于此。

旋转框架174可从旋转驱动单元180接收驱动信号，并可按照预定旋转速度来旋转X射线产生单元176和X射线检测单元178。旋转框架174可在旋转框架174经由滑动环(未示出)与旋转驱动单元180接触的同时从旋转驱动单元180接收驱动信号和电力。此外，旋转框架174可经由无线通信从旋转驱动单元180接收驱动信号和电力。

X射线产生单元176可经由滑动环(未示出)然后经由高电压产生单元(例如，高电压产生器)(未示出)从配电单元(PDU)(例如，配电器)(未示出)接收电压和电流，并且可产生X射线并发射X射线。当高电压产生单元将预定电压(在下文中，被称为管电压)施加到X射线产生单元176时，X射线产生单元176可产生具有与管电压相应的多个能谱的X射线。

由X射线产生单元176产生的X射线可由于准直器182而以预定形式被发射。

X射线检测单元178可面向X射线产生单元176被放置。X射线检测单元178可面向X射线产生单元176被放置。多个X射线检测装置中的每一个可建立一个通道，但是本发明的一个或更多个实施例不限于此。

X射线检测单元178可检测由X射线产生单元176产生并穿过对象10而被传输的X射线，并可产生与检测到的X射线的强度相应的电信号。

X射线检测单元178可包括间接型X射线检测器和直接型X射线检测器，其中，间接型X射线检测器用于在将辐射转换为光之后检测辐射，直接型X射线检测器用于在直接将辐射转换为电荷之后检测辐射。间接型X射线检测器可使用闪烁计数器。此外，直接型X射线检测器可使用光子计数检测器。DAS 186可连接到X射线检测单元178。由X射线检测单元178产生的电信号可被DAS 116有线地或无线地获取。此外，由X射线检测单元178产生的电信号也可经由放大器(未示出)被提供给模数转换器(未示出)。

根据切片厚度或切片数，由X射线检测单元178收集的多条数据中的仅一部分数据可经由数据发送单元120被提供给图像处理单元196，或者，图像处理单元196可仅选择所述多条数据中的一部分数据。

这样的数字信号可经由数据发送单元190被提供给图像处理单元196。数字信号可经由数据发送单元190有线地或无线地被提供给图像处理单元196。

控制单元188可控制CT系统20中的每个元件的操作。例如，控制单元188可控制台175、旋转驱动单元180、准直器182、DAS 186、存储单元194、图像处理单元196、输入单元198、显示单元191、通信单元192等的操作。

图像处理单元196可经由数据发送单元190接收由DAS 186获取的数据(例如，作为在处理之前的数据的原始数据)，并可执行预处理。

预处理可包括：例如对通道之间的敏感度不均进行校正的处理、以及对由于信号强度的迅速降低或者由于X射线吸收材料(诸如金属)的存在而导致的信号丢失进行校正的处理。

从图像处理单元196输出的数据可被称为原始数据或投影数据。在获取数据期间的成像条件(例如，管电压、成像角等)和投影数据可被一起存储在存储单元194中。

投影数据可以是与穿过对象10的X射线的强度相应的一组数据值。为了便于描述，按照相同的成像角度从所有通道同时获得的多条投影数据的组被称为投影数据集。

存储单元194可包括以下存储介质中的至少一个存储介质：闪存型存储介质、硬盘型存储介质、多媒体卡微型存储介质、卡型存储器(例如，SD卡、XD存储器等)、随机存取存储器(RAM)、静态随机存取存储器(SRAM)、只读存储器(ROM)、电可擦可编程ROM(EEPROM)、可编程ROM(PROM)、磁存储器、磁盘和光盘。

图像处理单元196可通过使用获取的投影数据集来重构对象10的横截面图像。横截面图像可以是3D图像。换句话说，图像处理单元196可基于获取的投影数据集通过使用锥束重构方法等来重构对象10的3D图像。

输入单元198可接收针对X射线断层扫描成像条件、图像处理条件等的外部输入。例如，X射线断层扫描成像条件可包括管电压、针对多个X射线的能量值设置、成像协议的选择、图像重构方法的选择、FOV区域的设置、切片数、切片厚度、针对图像后处理的参数设置等。此外，图像处理条件可包括图像的分辨率、针对图像的衰减系数设置、图像组合比的设置等。

输入单元198可包括用于从外部源接收预定输入的装置。例如，输入单元198可包括麦克风、键盘、鼠标、操纵杆、触摸板、触摸笔、语音识别装置、手势识别装置等。

显示单元191可显示由图像处理单元196重构的X射线图像。

可通过使用有线通信、无线通信和光通信中的至少一种来执行上述元件之间的数据、电力等的交换。

通信单元192可经由服务器193等与外部装置、外部医学设备等执行通信。现在将参照图2来描述通信。

图2是示出由通信单元132执行的通信的框图。

通信单元192可有线地或无线地连接到网络15，并因此可与服务器193、医学设备164或便携式装置166执行通信。通信模块192可与经由PACS连接的医院中的医院服务器或另一医学设备交换数据。

此外，通信单元192可根据医学数字成像和通信(DICOM)标准与便携式装置166等执行数据通信。

通信单元192可经由网络15发送或接收与对对象10进行诊断有关的数据。此外，通信单元192可发送和接收从医学设备164(诸如磁共振成像(MRI)设备、X射线设备等)获得的医学图像。

另外，通信单元192可从服务器193接收关于患者的诊断历史或或医疗计划，并且可将诊断历史或医疗计划用于诊断患者。此外，通信单元192不仅可与医院中的服务器193或医学设备164执行数据通信，还可与用户或患者的便携式装置166执行数据通信。

此外，通信单元132可经由网络301将关于装置错误的信息、关于质量控制状态的信息等发送到系统管理器或服务管理器，并可从系统管理器或服务管理器接收与这些信息相应的反馈。

图3A是X射线系统101的框图。

参照图3A，X射线系统101可包括X射线设备100和工作站110。图3A中示出的X射线设备100可以是固定型X射线设备或移动X射线设备。X射线设备100可包括X射线辐射器120、高电压产生器121、检测器130、操纵器140和控制器150。控制器150可控制X射线设备100的整体操作。

高电压产生器121产生用于产生X射线的高电压，并将高电压应用于X射线源122。

X射线辐射器120包括X射线源122和准直器123，其中，X射线源122从高电压产生器121接收高电压来产生X射线并辐射X射线，准直器123用于对从X射线源122辐射的X射线的路径进行引导并调整由X射线辐射的照射区域。

X射线源122包括X射线管，X射线管可被实现为包括阴极和阳极的真空管二极管。X射线管的内部被设置为约10mmHg的高真空状态，阳极的灯丝被加热到高温以产生热电子。灯丝可以是钨灯丝，并且约10V的电压和约3至5A的电流可被施加到与灯丝连接的电线上以对灯丝进行加热。

另外，当约10kVp至约300kVp的高电压被施加在阴极和阳极之间时，热电子被加速以与阴极的靶材料碰撞，进而产生X射线。X射线经由窗口向外辐射，该窗口可由铍薄膜形成。在此情况下，与靶材料碰撞的电子的大部分能量作为热量被消耗，其余能量被转换为X射线。

阴极主要由铜形成，靶材料被布置为与阳极相对。靶材料可以是高电阻材料，诸如铬(Cr)、铁(Fe)、钴(Co)、镍(Ni)、钨(W)或钼(Mo)。靶材料通过旋转场被旋转。当靶材料被旋转时，电子轰击面积增大，并且每单位面积的热积累率可增加到在靶材料被固定的情况下的每单位面积的热积累率的至少十倍。

被施加在X射线管的阴极和阳极之间的电压被称为管电压，管电压提供自高电压产生器121，并且管电压的幅度可用峰值(kVp)来表示。当管电压增大时，热电子的速度增加，相应地，当热电子与靶材料碰撞时产生的X射线的能量(光子的能量)增加。在X射线管中流动的电流被称为管电流，管电流可被表示为平均值(mA)。当管电流增大时，从灯丝发射的热电子的数量增加，相应地，当热电子与靶材料碰撞时产生的X射线量(X射线光子的数量)增加。

因此，可根据管电压来调整X射线的能量，可根据管电流和X射线曝光时间来调整X射线的强度或X射线量。

检测器130检测从X射线辐射器120辐射并穿过对象而被传输的X射线。检测器130可以是数字检测器。可通过使用薄膜晶体管(TFT)或电荷耦合器件(CCD)来实现检测器130。虽然在图3A中检测器130被包括X射线设备100中，但是检测器130可以是这样的X射线检测器：该X射线检测器是能够连接到X射线设备100或与X射线设备100分离的单独装置。

X射线设备100还可包括操纵器140，操作器140用于向用户提供用于操纵X射线设备100的接口。操纵器140可包括输出单元141和输入单元142。输入单元142可从用户接收用于操纵X射线设备100的命令和与X射线拍摄相关的各种类型的信息。控制器150可根据由输入单元142接收的信息来控制或管理X射线设备100。输出单元141可在控制器150的控制下输出代表与拍摄操作(诸如X射线辐射)相关的信息的声音。

工作站110和X射线设备100可有线地或无线地相互连接。当它们无线地相互连接时，可进一步包括用于相互同步时钟信号的装置(未示出)。工作站110和X射线设备100可存储在物理分离的空间中。

工作站110可包括输出单元111、输入单元112和控制器113。输出单元111和输入单元112向用户提供用于操纵工作站110和X射线设备200的接口。控制器113可控制工作站110和X射线设备200。

可经由工作站110来控制X射线设备100，或者可由X射线设备100中所包括的控制器150来控制X射线设备100。因此，用户可经由工作站110来控制X射线设备100，或者可经由X射线设备100中所包括的操纵器140和控制器150来控制X射线设备100。换句话说，用户可经由工作站110远程地控制X射线设备100，或者可直接控制X射线设备100。

虽然在图3A中工作站110的控制器113与X射线设备100的控制器150分离，但是图3A仅是示例。在一些实施例中，控制器113和控制器150可被集成为单个控制器，并且该单个控制器可仅被包括在工作站110和X射线设备100之一中。在下文中，控制器113和控制器150可表示工作站110的控制器113和/或X射线设备100的控制器150。

工作站110的输出单元111和输入单元112可向用户提供用于操纵X射线设备100的接口，X射线设备100的输出单元141和输入单元142也可向用户提供用于操作X射线设备100的接口。虽然在图3A中工作站110和X射线辐射设备100分别包括输出单元111和141，并分别包括输入单元112和142，但是实施例不限于此。仅工作站110和X射线设备100之一可包括输出单元或输入单元。

在下文中，输入单元112和142可表示工作站110的输入单元112和/或X射线设备100的输入单元142，输出单元111和141可表示工作站110的输出单元111和/或X射线设备100的输出单元141。

输入单元112和142的示例可包括键盘、鼠标、触摸屏、语音识别器、指纹识别器、虹膜识别器和本领域普通技术人员公知的其它输入装置。用户可经由输入单元112和142输入用于辐射X射线的命令，输入单元112和142可包括用于输入命令的开关。该开关可被配置为使得只有按照两个步骤按下该开关时才可输入用于辐射X射线的辐射命令。

换句话说，当用户按下该开关时，用于针对X射线辐射执行预加热操作的准备命令可被输入，在此情况下，当用户更深地按下该开关时，用于执行实质X射线辐射的辐射命令可被输入。当用户如上所述操纵该开关时，控制器113和150产生与通过开关操纵而输入的命令相应的信号(即，准备信号)，并将产生的信号发送到产生用于产生X射线的高电压的高电压产生器121。

当高电压产生器121从控制器113和150接收到准备信号时，高电压产生器121开始预加热操作，当预加热完成时，高电压产生器121可将就绪信号输出到控制器113和150。另外，检测器130也需要准备检测X射线，因此，高电压产生器121执行预加热操作，并且控制器113和150将准备信号发送到检测器130，使得检测器130可准备检测穿过对象而被传输的X射线。检测器130响应于所述准备信号来准备检测X射线，当完成了对检测的准备操作时，检测器130将就绪信号发送到控制器113和150。

当高电压产生器121的预加热操作被完成并且检测器130准备好检测X射线时，控制器113和150将辐射信号发送到高电压产生器121，高电压产生器121产生高电压，并将高电压施加于X射线源122，X射线源122辐射X射线。

当控制器113和150将辐射信号发送到高电压产生器121时，控制器113和150可将声音输出信号发送到输出单元111和141，使得输出单元111和141输出预定声音，并且对象可意识到X射线的辐射。输出单元111和141除了输出可表示与X射线辐射相关的信息的声音之外，还可输出代表与拍摄相关的信息的声音。在图3A中，输出单元141被包括在操纵器140中；然而，实施例不限于此，并且输出单元141或输出单元141的部分可位于其它任何地方。例如，输出单元141可位于对对象执行X射线拍摄的检查室的墙上。

控制器113和150根据由用户设置的拍摄条件来控制X射线辐射器120和检测器130的位置、拍摄时间和拍摄条件。

更详细地，控制器113和150根据经由输入单元112和142输入的命令来控制高电压产生器121和检测器130，以便控制X射线的辐射时间、X射线的强度和由X射线辐射的区域。另外，控制单元113和150根据预定拍摄条件来调整检测器130的位置，并控制检测器130的操作时间。

此外，控制器113和150通过使用经由检测器130接收的图像数据来产生对象的医学图像。详细地，控制器113和150可从检测器130接收图像数据，然后通过从图像数据去除噪声并调整图像数据的动态范围和交织来产生对象的医学图像。

输出单元111和141可输出由控制器113和150产生的医学图像。输出单元111和141可输出用户操纵X射线设备100所必需的信息，例如，用户界面(UI)、用户信息或对象信息。输出单元111和141的示例可包括扬声器、打印机、阴极射线管(CRT)显示器、液晶显示器(LCD)、等离子显示面板(PDP)、有机发光二极管(OLED)显示器、场发射显示器(FED)、发光二极管(LED)显示器、真空荧光显示器(VFD)、数字光处理(DLP)显示器、平板显示器(FDP)、三维(3D)显示器、透明显示器和本领域普通技术人员公知的其它各种输出装置。

图3A中示出的工作站110还可包括通信器(未示出)，该通信器可经由网络15连接到服务器162、医学设备164和便携式终端166。

通信器可有线地或无线地连接到网络15以与服务器162、医学设备164或便携式终端166进行通信。通信器可经由网络15发送或接收与对象的诊断相关的数据，并且还可发送或接收由医学设备164(例如,CT成像设备、MRI设备或X射线设备)捕获的医学图像。另外，通信器可从服务器162接收对象(例如，患者)的病史或医疗计划以诊断对象的疾病。此外，通信器可与医生或客户的便携式终端166(诸如移动电话、个人数字助理(PDA)或膝上型计算机)以及医院中的服务器162或医学设备164执行数据通信。

通信器可包括能够与外部设备进行通信的一个或更多个元件。例如，通信器可包括局域通信模块、有线通信模块和无线通信模块。

局域通信模块是指用于与位于预定距离内的设备执行局域通信的模块。局域通信技术的示例可包括但不限于无线局域网(LAN)、Wi-Fi、蓝牙、ZigBee、Wi-Fi直连(WFD)、超宽带(UWD)、红外数据协会(IrDA)、蓝牙低功耗(BLE)和近场通信(NFC)。

有线通信模块是指用于通过使用电信号或光信号来进行通信的模块。有线通信技术的示例可包括使用双绞线、同轴电缆和光钎电缆的有线通信技术以及本领域普通技术人员公知的其它有线通信技术。

无线通信模块将无线信号发送到从移动通信网络中的基站、外部设备和服务器中选择的至少一个，并且从在移动通信网络中的基站、外部设备和服务器中选择的至少一个接收无线信号。这里，根据文本/多媒体消息传输，无线信号的示例可包括语音呼叫信号、视频呼叫信号和各种类型的数据。

图3A中示出的X射线设备100可包括多个数字信号处理器(DSP)、超小型计算器和用于特定目的的处理电路(例如，高速模拟/数字(A/D)转换、高速傅里叶变换和数组处理)。

另外，可使用高速数字接口(诸如低电压差分信号(LVDS))、异步串行通信(诸如通用异步接收器发送器(UART))、低延迟网络协议(诸如误差同步串行通信或控制器局域网(CAN))或本领域普通技术人员公知的任意其它各种通信方法来执行工作站110和X射线设备100之间的通信。

图3B是固定型X射线设备200的透视图。移动X射线设备200可以是图3B的X射线设备100的另一实施例。移动X射线设备200中包括的与图3A的X射线设备100的组件相同的组件使用与图3A中使用的参考标号相同的参考标号，并且将省略其重复描述。

参照图3B，固定型X射线设备200包括操纵器140、X射线辐射器120、检测器130、第一电机211、第二电机212和第三电机213，其中，操纵器140向用户提供用于操纵X射线设备200的接口，X射线辐射器120向对象辐射X射线，检测器130检测穿过对象的X射线，第一电机211、第二电机212和第三电机213提供用于运移X射线辐射器120、导轨220、移动托架230和柱架240的驱动电力。导轨220、移动托架230和柱架240被形成用于通过使用第一电机211、第二电机212和第三电机213的驱动电力来运移X射线辐射器120。

导轨220包括被提供用于彼此形成预定角度的第一导轨221和第二导轨222。第一导轨221和第二导轨222可分别在按彼此交叉的方向上延伸。

第一导轨221被设置在布置有X射线设备200的检查室的天花板上。

第二导轨222位于第一导轨221的下方，并被安装以便沿第一导轨221滑动。可在第一导轨221上设置可沿第一导轨221移动的滚轮(未示出)。第二导轨222连接到该滚轮以沿第一导轨221移动。

第一方向D1被定义为第一导轨221延伸所沿的方向，第二方向D2被定义为第二导轨222延伸所沿的方向。因此，第一方向D1和第二方向D2彼此按照90交叉，并且与检查室的天花板平行。

移动托架230被布置在第二导轨222的下方，以便沿着第二导轨222移动。可在移动托架230上设置沿着第二导轨222移动的滚轮(未示出)。

因此，移动托架230可与第二导轨222一起在第一方向D1上移动，并且可沿着第二导轨222在第二方向D2上移动。

柱架240被固定在移动托架230上并位于移动托架230的下方。柱架240可包括多个柱241、242、243、244和245。

多个柱241、242、243、244和245被彼此连接为可折叠，并因此柱架240可在被固定到移动支架230的状态下的同时具有在检查室的垂直方向上可调节的长度。

第三方向D3被定义为柱架240的长度增大或减小所沿的方向。因此，第三方向D3可垂直于第一方向D1和第二方向D2。

检测器130检测穿过对象的X射线，并且可与台类型接收器290或站立型接收器280组合。

旋转接头250被布置在X射线辐射器120和柱架240之间。旋转接头250允许X射线辐射器120耦接到柱架240，并支撑施加到X射线辐射器120的负载。

连接到旋转接头250的X射线辐射器120可在垂直于第三方向D3的平面上旋转。在此情况下，X射线辐射器120的旋转方向可被定义为第四方向D4。

此外，X射线辐射器120可被配置为能够在垂直于检查室的天花板的平面上旋转。因此，X射线辐射器120可针对旋转节点250沿第五方向D5旋转，其中，第五方向D5是围绕与第一方向D1或第二方向D2平行的轴的旋转方向。

第一电机211、第二电机212和第三电机213可被设置为使X射线辐射器120沿第一方向D1、第二方向D2和第三方向D3移动。第一电机211、第二电机212和第三电机213可被电力驱动，并且第一电机211、第二电机212和第三电机213可分别包括编码器。

可考虑设计的便利性将第一电机211、第二电机212和第三电机213布置在各种位置。例如，可将使第二导轨222沿第一方向D1移动的第一电机211布置在第一导轨221周围，可将使移动托架230沿第二方向D2移动的第二电机212布置在第二导轨222周围，可将使柱架240的长度沿第三方向D3增大或减小的第三电机213布置在移动托架230中。在另一示例中，可将第一电机211、第二电机212和第三电机213连接到驱动电力传递单元(未示出)，以便使X射线辐射器120沿第一方向D1、第二方向D2和第三方向D3线性移动。驱动电力传递单元可以是通常使用的皮带和滑轮的组合、链条和链轮的组合、或者轴。

在另一示例中，可将电机(未示出)布置在旋转接头250与柱架240之间以及旋转接头250和X射线辐射器120之间，以使X射线辐射器120沿着第四方向D4和第五方向D5旋转。

操纵器140可被布置在X射线辐射器120的侧面上。

虽然图3B示出了连接到检查室的天花板的固定型X射线设备200，但是固定型X射线设备200仅是为了便于理解的示例。也就是说，除了图3B的固定型X射线设备200之外，根据本发明的实施例的X射线设备可包括具有本领域普通技术人员公知的各种结构的X射线设备，例如，C臂型X射线设备和血管造影X射线设备。

图3C是示出不管执行拍摄操作的位置如何都能够执行X射线拍摄操作的移动X射线设备300的配置的示图。移动X射线设备300可以是图3A的X射线设备100的另一实施例。在移动X射线设备300中包括的与图3A的X射线设备100的组件相同的组件使用与图3A中使用的参考标号相同的参考标号，将省略对其的重复描述。

参照图3C，移动X射线设备300包括运移单元370、主单元305、X射线辐射器120和检测器130，其中，运移单元370包括用于对移动X射线设备300进行运移的轮，检测器130检测从X射线120向对象辐射并穿过对象而被传输的X射线。主单元305包括操纵器140、高电压产生器121和控制器150，其中，操纵器140向用户提供用于操纵移动X射线设备300的接口，高电压产生器121产生被施加于X射线源122的高电压，控制器150控制移动X射线设备300的整体操作。X射线辐射器120包括X射线源122和准直器123，其中，X射线源122产生X射线，准直器123引导产生的X射线从X射线源122发射所沿的路径并调整由X射线辐射的辐射区域。

虽然检测器130在图3C中与台类型接收器390组合，但是检测器130可与站立型接收器组合。

在图3C中，操纵器140被包括在主单元305中；然而，实施例不限于此。例如，如图3B中所示，移动X射线设备300的操纵器140可被布置在X射线辐射器120的侧面。

根据示例性实施例的作为用于检测辐射的装置的辐射检测器通过使用直接方法来检测入射的辐射光子。直接方法表示入射的辐射光子被直接转换成电信号以进行计数。因此，根据示例性实施例的辐射检测器可被应用于任意电子装置来检测辐射光子。

详细地，根据示例性实施例的辐射检测器可被应用于任意断层扫描成像设备，诸如CT成像设备、光学相干断层扫描(OCT)成像设备、正电子发射断层扫描(PET)-CT成像设备或单光子发射计算机断层扫描(SPECT)成像设备。

详细地，根据示例性实施例的辐射检测器可对应于图1A和图1B的X射线检测器178，并且可被包括在图1A和图1B的CT系统20中。详细地，根据示例性实施例的辐射检测器可以是被用于产生断层扫描图像的辐射检测器。详细地，根据示例性实施例的辐射检测器可以是被用于产生CT图像的辐射检测器。详细地，根据示例性实施例的辐射检测器可检测从附着在台架172上并旋转的X射线产生单元176发射的辐射，并且该辐射穿过图1A和图1B的对象而被传输。

可选地，根据示例性实施例的辐射检测器可对应于图3A、图3B和图3C的检测器130，并且可被包括在X射线系统101或图3A、图3B和图3C的X射线设备100、200或300中。详细地，根据示例性实施例的辐射检测器可以是被用于产生X射线图像的辐射检测器。详细地，根据示例性实施例的辐射检测器可检测从附着在可移动设备上并允许自身位置被调整的X射线源发射的辐射，并且该辐射穿过对象而被传输。X射线源所附着的可移动设备可包括图3B的轨道220、移动托架230和柱架240中的至少一个。此外，可移动设备可包括图3C的运移单元370。

可选地，根据示例性实施例的辐射检测器可根据多个能量带对入射的辐射进行分类和检测。例如，根据示例性实施例的辐射检测器可以是用于获得双能量断层扫描图像的辐射检测器。可选地，根据示例性实施例的辐射检测器可以是用于获得双能量X射线图像的辐射检测器。

现在将参照图4至图19详细地解释根据示例性实施例的辐射检测器。

图4是示出根据示例性实施例的辐射检测器400的示图。

图4的辐射检测器400是通过使用将入射的辐射直接转换成电荷的直接方法来检测辐射的计数检测器。详细地，辐射检测器400是将入射的光子转换成电信号并通过使用电信号对光子数量进行计数的光子计数检测器。此外，图4的辐射检测器400是用于测量多能量的辐射检测器。

用于测量多能量的辐射检测器400根据光子的能量大小将一个光子划分为多个带，并通过使用根据能量带而分类的光子的数量来恢复医学图像。详细地，根据示例性实施例的辐射检测器400可以是用于恢复多能量辐射图像的辐射检测器。例如，辐射检测器400可以是用于获得双能量CT图像或双能量X射线图像的辐射检测器。参照图4，辐射检测器400包括检测辐射的多个像素401和402。根据示例性实施例，在此使用的术语像素可指示检测辐射、根据能量带对辐射进行分类和计数的单位检测器。

详细地，辐射检测器400可以是被用于产生断层扫描图像的辐射检测器。例如，辐射检测器400可以是与图1A的X射线检测单元相应的设备。可选地，辐射检测器400可以是与图3A、图3B或3C的用于产生X射线图像的检测器130相应的设备。

详细地，辐射吸收层410可通过使用直接方法来将辐射光子转换为电信号，并且可包括碲化镉(CdTe)。CdTe是半导体材料。被布置在辐射吸收层410的背面420上的光子处理单元(未示出)也可以由半导体材料形成。此外，被布置在背面420上的光子处理单元可由CdTe形成(类似于辐射吸收层410类似)，或者可由任意其它半导体材料形成。

此外，术语“正面”或“背面”是相对术语，将被形成为面向用于发射辐射的辐射源并接收辐射的表面称为正面，将未面向辐射源的相反面称为背面。

多个像素401和402可以以如图4中所示的格形式被排列，并且可以是具有相同尺寸的四面体结构。在图4中，示例性地示出了在辐射检测器400中包括64个像素(8*8个像素)的情况。

在多个像素401和402中的每一个中，辐射吸收层410可被布置在正面，光子处理单元可被布置在背面。详细地，光子处理单元可包括多个比较器和至少一个计数器，其中，所述至少一个计数器用于对入射到辐射吸收层410上的光子进行计数并存储被计数的光子的数量。

详细地，穿过对象的辐射入射到辐射检测器400的正面440，并被布置在正面上的辐射吸收层410吸收。

此外，辐射吸收层410可被形成在面向X射线源的表面的至少一部分上。详细地，辐射吸收层410可被形成在面向X射线源的辐射检测器400的正面的侧面上，或者被形成在X射线源的X射线由于散射而可能输入到的辐射检测器400的背面的至少一部分上。图4中示例性地示出了辐射吸收层400被形成在面向X射线源的辐射检测器400的正面上以具有均匀厚度的情况。

此外，虽然在图5A中子像素以四边形网格形式被排列，但是一个像素中所包括的子像素可具有各种形状中的任意一种，诸如蜂窝形、三角形或菱形。此外，一个像素中所包括的子像素的数量可以是4*6＝24、5*5＝25、6*6＝36或以上描述的其它数量。

此外，一个像素(例如，像素401)的正面可具有大约1mm*1mm＝1mm²的尺寸。详细地，一个像素401的一个边的长度范围可从0.9mm到1.1mm。根据示例性实施例，像素尺寸可等于或小于1mm²，并因此像素的正面440的面积可等于或小于1mm²。

图5A是一个像素500的示图。图5A的像素540对应于图4的像素401或402之一。详细地，被布置在像素540的正面上的辐射吸收层510、以及光子处理单元被布置到的背面部分520分别对应于图4的辐射吸收层410和背面420，因此这里将不给出其重复描述。

参照图5A，一个像素540可包括多个子像素。当像素500包括多个子像素时，用于检测并处理辐射的一个单位检测器可以是子像素。像素540可包括被布置在正面部分上的辐射吸收层510以及被布置在背面部分520上的比较器和计数器，其中，计数器用于对入射到辐射吸收层510上的光子进行计数并存储被计数的光子的数量。

例如，一个像素500可包括24个子像素(4*6个子像素)、25个子像素(5*5个子像素)或36个子像素(6*6个子像素)。

当在预定拍摄条件下执行拍摄时，在CT系统中所包括的辐射检测器吸收预定数量的光子。可根据下面的频谱建模来确定被具有单位面积1mm²的一个像素吸收和计数的光子的数量。

在用于高级或高规格CT系统中所包括的光子计数检测器的拍摄条件下，管电压可被设置为120kVp，管电流可被设置为等于或大于200mA，并且过滤条件可被设置为大约5.6mm的铝等量厚度。

在所述拍摄条件下，可根据基于使用插值多项式的钨阳极光谱模型(TASMIP)的X射线频谱建模来计算将被一个像素500吸收和计数的光子的数量。

详细地，每秒钟应被一个像素吸收的光子的数量的范围可从约2亿到约5亿。一个像素可具有大约1mm²的单位面积。

图5B是用于解释频谱建模的表。

可将频谱建模设计为具有如图5B的表中所示的值。

在频谱建模中，平均光子能量是60.605千电子伏(keV)，第一半值层时6.886mmAl。此外，当在大约1m的距离处执行测量时，曝光是7.739mR/mAs，当在大约1m的距离处执行测量时，空气比释动能是67.799uGy/mAs。在建模条件下，当在大约1m的距离处执行测量时，穿过单位面积1mm²并入射的积分通量是2004955光子/mm²/mAs。

根据光谱建模，在1mA的X射线被产生时所产生的光子的数量是2004955光子/mm²/mAs，即，大约2百万光子/mm²/mAs。百万(M)可被用作百万的单位。

在用量为200mA的检测器中，入射到单位面积1mm²上的光子的数量是200*2004955光子/mm²/mAs，即，约400M光子/mm²/mAs。此外，当在考虑将辐射的用量减小50％的情况下检测器按照100mA的用量操作时，入射到单位面积1mm²上的光子的数量是100*2004955光子/mm²/mAs，即，约200M光子/mm²/mAs。

因此，单位面积约为1mm²的一个像素500每秒钟可吸收和计数大约200M或更多个光子。

参照图5A，像素500可包括由541所指示的36个子像素(6*6个子像素)。也就是说，像素500的正面540可对应于541。如上所述，当像素500每秒钟吸收和计数大约200M个光子并且包括36个子像素时，一个子像素560每秒钟可吸收和计数5.56M个光子(200/36M个光子)。

此外，参照图5A，像素500可包括由542所指示的24个子像素(6*4个子像素)。也就是说，像素500的正面540可对应于542。如上所述，当像素500每秒钟吸收和计数大约200M个光子并且包括24个子像素时，一个子像素每秒钟可吸收和计数8.33M个光子(200/24M个光子)。

此外，像素500还可包括其它数量个子像素，诸如，例如25个子像素(5*5个子像素)。如上所述，当像素500每秒钟吸收和计数大约200M个光子并且包括25个子像素时，一个子像素570每秒钟可吸收和计数8M个光子(200/25M个光子)。

如上所述，可根据辐射检测器被应用到的特定产品的规格(例如，特定产品是X射线设备还是断层扫描成像设备)或者频谱建模的每个条件(诸如管电压、管电流或过滤条件)来设置在预定时间段内将被计数的光子的数量。此外，可根据设置的光子的数量来调整在一个像素中所包括的子像素的数量和尺寸。例如，可根据设置的光子的数量来调整在光子处理单元中所包括的计数器的大小。

此外，可在每个子像素(例如，560)中独立地执行对入射的光子进行计数的操作，因此可将子像素560称为“计数像素”。在下文中，将像素540中所包括的子像素称为“计数像素”。此外，由于可确定基于在至少一个计数像素中计数的光子的数量而被恢复的图像的一个像素值，因此可将包括所述至少一个计数像素的计数像素组称为图像像素。例如，当图像的一个像素值基于在像素540中所包括的所有计数像素中计数的光子的数量被获得时，图像像素是像素540。可选地，当图像的一个像素值基于在全部4个相邻计数像素中计数的光子的数量被获得时，图像像素可以是包括所述4个相邻计数像素的计数像素组。因此，计数像素组的数量或尺寸可与图像像素的数量或尺寸相同。

例如，假设一个像素541包括36个计数像素，则当图像的一个像素值基于在全部36个计数像素中计数的光子的数量被获得时，像素541可以是一个图像像素。可选地，假设一个像素541包括36个计数像素，则当图像的一个像素值基于在9个相邻计数像素中计数的光子的数量被获得时，包括9个相邻计数像素的计数像素组551、552、553或554可以是一个图像像素。

辐射检测器400中所包括的图像像素的数量小于计数像素的数量。此外，辐射检测器400中所包括的图像像素的尺寸大于计数像素的尺寸。

详细地，计数像素对少于入射到图像像素上的光子的数量的光子的数量进行计数。

详细地，图像像素对应于用于形成图像的一个像素值，基于在一个图像像素中计数的所有光子的数量计算图像中的一个像素值。详细地，图像像素可包括多个计数像素，并且可基于在包括所述多个计数像素的计数像素组中计数的所有光子的数量来计算图像中的一个像素值。当一个像素540中所包括的多个计数像素形成一个计数像素组时，一个像素540可以是一个图像像素。可选地，当像素540中所包括的多个计数像素形成多个计数像素组时，由于一个计数像素组对应于一个图像像素，因此像素410可包括多个图像像素。

图6是用于解释入射到辐射检测器上的光子610的能量分布的曲线图。在图6中，x轴表示能量大小，y轴表示在预定区域中入射到辐射检测器上的光子的数量。例如，能量大小为“a”的“b”个光子被入射到预定区域上。例如，图6的曲线图可以是光子的能量谱。

发射X射线的X射线源(例如，图1B的X射线产生单元)可通过高电压产生单元(未示出)接收电压和电流以产生X射线，并且可发射X射线。发射的X射线可具有如图6中所示的各种大小的能量。

辐射检测器400根据能量大小对入射的光子进行分类和计数。

图7A是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图。详细地，图7A示出了检测辐射并根据能量带对辐射进行分类和计数的单位检测器700的结构。

此外，单位检测器700可对应于图4至图5A的像素401或子像素560。也就是说，像素401可以是单位检测器700。此外，子像素560可以是单位检测器700。也就是说，辐射检测器400可包括多个单位检测器700。此外，由于一个子像素560对应于一个计数像素，因此一个单位检测器700可对应于一个计数像素。

参照7A，单位检测器700包括辐射吸收层710和光子处理单元720(例如，光子处理器)。

辐射吸收层710将入射的光子转换成第一电信号S1。详细地，辐射吸收层710将入射的X射线光子转换成电信号。详细地，辐射吸收层710可将光子转换成空穴电子对，并产生与入射的光子的能量相应的第一电信号S1。此外，第一电信号S1可以是电压信号或电流信号。将在假设第一电信号S1是电压信号的情况下来解释以下内容。

辐射吸收层710将第一电信号S1发送到光子处理单元720，其中，光子处理单元720包括连接到吸收层710的后部端子的多个存储单元730、740和750(例如，存储器)。

详细地，辐射吸收层710将辐射直接转换成第一电信号S1。辐射吸收层710可由碲化镉(CdTe)形成。此外，辐射吸收层710可由碲化锌镉(CdZnTe)，或者由本领域普通技术人员已知的各种其它材料形成。

此外，当辐射被入射到的正面的面积大约为1mm²时，辐射吸收层710每秒钟在1mm²的面积内可吸收约200M个光子。此外，当图7A的单位检测器700被包括在一个子像素中，并且一个像素包括m个子像素时，如上所述，辐射吸收层710每秒钟可吸收(200/m)M个光子。

光子处理单元720包括基于第一电信号对光子的数量进行计数并存储的多个存储单元。详细地，光子处理单元720根据将被区分的能量带的数量而包括多个存储单元，即，第一存储单元730、第二存储单元740和第三存储单元750。此外，光子处理单元720通过使用将入射的光子直接转换成电荷并检测电荷的直接方法，基于由辐射吸收层710产生的电信号来对光子的数量进行计数。

多个存储单元中(即，第一存储单元730、第二存储单元740和第三存储单元750)的每一个将第一电信号与第一参考值进行比较以获得第二电信号，并基于在将第二电信号与第二参考值进行比较之后获得的第三电信号来对光子的数量进行计数和存储。

详细地，多个存储单元730、740和750根据能量大小对由辐射吸收层710吸收的光子进行分类。详细地，多个存储单元(即，第一存储单元730、第二存储单元740和第三存储单元750)可分别将从辐射吸收层710发送的第一电信号S1与多个参考值(即，第一参考值ref1、ref3和ref5)进行比较，可根据多个能量带对光子进行首次分类，并可根据多个能量带对光子进行再次分类。

也就是说，作为单位检测器700的计数像素包括辐射吸收层710、多个比较器731、732、741、742、751和752以及多个计数器733、743和753，其中，辐射吸收层710将入射的光子转换成第一电信号S1，多个比较器731、732、741、742、751和752将第一电信号S1与多个参考值ref1、ref2、ref3、ref4、ref5和ref6进行比较以根据多个能量带对光子进行分类，多个计数器733、743和753对根据多个带能量被分别分类的多个光子的数量进行计数和存储。在图像像素中所包括的第一计数像素中的多个参考值之中的至少一个被设置为与图像像素中所包括的第二计数像素中的多个参考值之中的至少一个不同。下面将参照图9详细地描述在第一计数像素和第二计数像素中设置不同参考值的操作。

将在假设光子处理单元720包括三个存储单元(即，第一存储单元730、第二存储单元740和第三存储单元750)的情况下解释图7A。应理解，可根据示例性实施例应用比三个存储单元更多或更少的存储单元。

例如，第一存储单元730将第一电信号S1与第一参考值ref1进行比较来获得第二电信号S12，并基于在将第二电信号S12与第二参考值ref2进行比较之后获得的第三电信号S13来对光子进行计数。

此外，第二存储单元740将第一电信号S1与第一参考值ref3进行比较来获得第二电信号S22，并基于在将第二电信号S22与第二参考值ref4进行比较之后获得的第三电信号S23来对光子进行计数。

此外，第三存储单元750将第一电信号S1与第一参考值ref5进行比较来获得第二电信号S32，并基于在将第二电信号S32与第二参考值ref6进行比较之后获得的第三电信号S33来对光子进行计数。

详细地，第一参考值ref1、ref3和ref5以及第二参考值ref2、ref4和ref6中的至少一个可在多个单位检测器中的至少一个中被不同地设置(例如，设置为具有彼此不同的值)。

根据示例性实施例，术语单位检测器可对应于像素或子像素。因此，第一参考值ref1、ref3和ref5以及第二参考值ref2、ref4和ref6中的至少一个可在多个像素中的至少一个中被不同地设置。此外，当辐射检测器400中所包括的像素包括多个子像素时，第一参考值ref1、ref3和ref5以及第二参考值ref2、ref4和ref6中的至少一个可在所述多个子像素中的至少一个中被不同地设置。

下面将参照图8至图10详细地解释对第一参考值ref1、ref3和ref5以及第二参考值ref2、ref4和ref6的设置。

第一存储单元730可包括第一比较器731、第二比较器732和第一计数器733。

在第一存储单元730中，当第一电信号S1等于或大于第一参考值ref1时，第一比较器731输出与第一电信号S1和第一参考值ref1之间的差值相应的第二电信号S12。

第二比较器732将第二电信号S12与第二参考值ref2进行比较，并输出第三电信号S13。

第一计数器733基于第三电信号S13对光子的数量进行计数和存储。

在第一存储单元730中，通过第一参考值ref1和第二参考值ref2来确定被计数的光子的能量带。由第一计数器733计数的光子被包括在第一能量带中，并随后被用于恢复第一能量带的图像。在下文中，可将通过使用第一能量带中包括的光子而恢复的图像称为“第一图像”。

在第二存储单元740中，当第一电信号S1等于或大于第一参考值ref3时，第一比较器741输出与第一电信号S1和第一参考值ref3之间的差值相应的第二电信号S22。

第二比较器742将第二电信号S22与第二参考值ref4进行比较，并输出第三电信号S23。

第二计数器743基于第三电信号S23对光子的数量进行计数和存储。

在第二存储单元740中，通过第一参考值ref3和第二参考值ref4来确定被计数的光子的能量带。由第二计数器743计数的光子被包括在第二能量带中，并随后被用于恢复第二能量带的图像。在下文中，可将通过使用第二能量带中包括的光子而恢复的图像称为“第二图像”。

此外，在第三存储单元750中，当第一电信号S1等于或大于第一参考值ref5时，第一比较器751输出与第一电信号S1和第一参考值ref5之间的差值相应的第二电信号S32。

第二比较器752将第二电信号S32与第二参考值ref6进行比较，并输出第三电信号S33。

第三计数器753基于第三电信号S33对光子的数量进行计数和存储。

在第三存储单元750中，通过第一参考值ref5和第二参考值ref6来确定被计数的光子的能量带。由第三计数器753计数的光子被包括在第三能量带中，并随后被用于恢复第三能量带的图像。在下文中，可将通过使用第三能量带中包括的光子而恢复的图像称为“第三图像”。

根据示例性实施例，第一存储单元730、第二存储单元740和第三存储单元750的操作相同，因此仅示例性地解释了第一存储单元730的比较和计数操作。

详细地，第一参考值ref1可以是电压信号，第二参考值ref2可以是电流信号。第一参考值ref1和第二参考值ref2根据在多能量CT图像中使用的光子的能量带而改变。

第一比较器731可将指示光子的能量强度的第一电信号S1与第一参考值ref1进行比较，当第一电信号S1大于第一参考值ref1时，第一比较器731可产生与第一电信号S1与第一参考值ref1之间的差值相应的预定电流作为第二电信号S12。

第二比较器732可将第二电信号S12与作为电流信号的第二参考值ref2进行比较，并且可输出用于确定是否对光子进行计数的第三电信号S13。

例如，当第一参考值ref1被设置为25keV时，第一比较器731对具有等于或大于25keV的光子进行分类。例如，假设与光子相应的第一电信号S1是40keV并且第二参考值ref2是与5keV相应的电流值。在此情况下，第一比较器731将作为第一电信号S1的40keV与作为第一参考值ref1的25keV进行比较，当第一电信号S1大于第一参考值ref1时，第一比较器731输出与作为第一电信号S1与第一参考值ref1之间的差值的15keV相应的电流，作为第二电信号S12。第二比较器732将作为第二电信号S12的与15keV相应的电流与作为第二参考值ref2的与5keV相应的电流值进行比较。由于第二电信号S12大于第二参考值ref2，因此第二比较器732输出用于将光子的数量累加+1并进行计数的第三电信号S13。然后，第一计数器733基于第三电信号S13将光子的数量累加+1并进行计数。因此，第一存储单元730可对具有比通过将第一参考值ref1的电压和与第二参考值ref2相应的电压值进行求和而获得的值更大的能量的光子进行分类和计数。

此外，当能量比通过将第一参考值ref1的电压和与第二参考值ref2相应的电压值进行求和而获得的值更小的光子被辐射吸收层710吸收时，第二比较器732输出指示不对光子的数量进行计数的第三电信号S13，因此第一计数器733不对光子的数量进行累加和计数。

在以上示例中，第一计数器733可对能量大于30keV的光子进行分类和计数，其中，30keV是通过将第一参考值ref1的电压和与第二参考值ref2相应的电压值进行求和而获得的值。

详细地，第二参考值ref2可被设置为从0至2⁶-1的32个电流值中的任意一个。可通过使用具有较小差异的多个电流值来精细地调整第二参考值ref2。详细地，第一参考值ref1可被设置为相对高的电压值，首先，可粗略地对光子进行分类，其次，可通过使用第二参考值ref2来精细地对光子进行分类。

因此，在第一存储单元730、第二存储单元740和第三存储单元750中的每一个中，可根据将被恢复的能量的图像来设置第一参考值和第二参考值。

如上所述，当第一参考值ref1、ref3和ref5被设置为电压值并且第二参考值ref2、ref4和ref6被设置为电流值时，可在电压源的数量保持为与第一计数器733、第二计数器743和第三计数器753的数量相同的同时，逐渐地改变和设置将被分类的光子的能量带。

例如，可通过将作为电压值的第一参考值ref1、ref3和ref5中的至少一个应用到ADC来产生作为电流值的第二参考值ref2、ref4和ref6。因此，可在不使用除了第一参考值ref1、ref3和ref5之外的单独的电压源的情况下产生第二参考值ref2、ref4和ref6。

此外，可根据入射辐射的类型、恢复图像的类型和用户的设置来不同地设置作为用于根据能量大小对光子进行分类的参考值的多个第一参考值ref1、ref3和ref5和多个第二参考值ref2、ref4和ref6。例如，当X射线光子被入射到辐射吸收层710上时，第一计数器733、第二计数器743和第三计数器753可分别对第一参考值ref1、ref3和ref5和多个第二参考值ref2、ref4和ref6进行设置以对能量等于或大于30keV、60keV和90keV的光子进行计数。

图7B是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图。图7B示出了单位检测器760。在图7B中，用相同的参考符号表示了与图7A中的元件相同的元件，因此这里将不给出其重复解释。

参照图7B，图7A的单位检测器700中所包括的计数器733、743和753可被形成为计数存储器761、762和763。在对光子的数量进行累加和计数时，计数存储器761、762和763存储被计数的光子的数量。例如，每个计数存储器可以是可存储被累加的数量和被计数的数量的存储装置(例如，寄存器)。

可根据将在预定时间段内在一个计数像素中计数的光子的数量来设置计数存储器的(例如，761)的存储容量。例如，当包括m个计数像素的一个像素在预定时间段内吸收大约n个光子时，计数存储器761具有存储容量n/m。例如，当一个像素每秒钟吸收并计数大约200M或更多个光子并且包括25个计数像素时，计数存储器761可存储与大约8M相应的比特，以存储大约200/25M(＝8M)个光子或更多个光子。

此外，虽然计数存储器761在图7B中被包括在光子处理单元720中，但是计数存储器761可与光子处理单元720分离。详细地，光子处理单元720中所包括的存储单元730可仅包括用于执行对光子进行分类以对光子计数的操作的比较器731和732，被连接到光子处理单元720的后端的计数存储器可对被分类的光子的数量进行计数和存储。

图7C是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图。图7C示出了单位检测器780。在图7C中，用相同的参考符号表示了与图7A中的元件相同的元件，因此这里将不给出其重复解释。

参照图7C，图7A的单位检测器700中所包括的计数器733、743和753可被形成为计数装置781、784和787以及存储器782、785和788。例如，第一存储单元730可包括计数装置781和存储器782，而不是图7B的计数存储器761。

参照第一存储单元730，计数装置781根据第二比较器732的输出信号对光子的数量进行计数。存储器782存储被计数的光子的数量。也就是说，图7B的计数存储器761执行对光子的数量进行计数和存储被计数的光子的数量的操作，而图7C的计数装置781和存储器782分别执行对光子的数量进行计数的操作和存储被计数的光子的数量的操作。

图8示出用于解释根据示例性实施例的辐射检测器的曲线图。在图8的曲线图中，x轴表示光子的能量大小，y轴表示在预定区域中入射到辐射检测器上的光子的数量。

单位检测器700的第一参考值和第二参考值中的至少一个可被设置为与被布置为和单位检测器700邻近的单位检测器的第一参考值和第二参考值中的至少一个不同。

当单位检测器700被使用时，即使单位检测器700包括三个计数器，也可通过使用三个以上的能量带来对光子进行分类和计数。例如，当单位检测器700包括3个计数器时，用于对光子进行分类的能量带可以是五个能量带，其中，这五个能量带包括等于或大于Th1的能量带、等于或大于Th2的能量带、等于或大于Th3的能量带、等于或大于Th4的能量带和等于或大于Th5的能量带。

此外，可设置Th1＝30keV，Th2＝60keV，Th3＝75keV，Th4＝90keV和Th5＝105keV。在每个存储单元中，可根据将被分类的光子的能量带将第一参考值和第二参考值设置为具有预定值。

此外，能量等于或大于Th1的光子的数量被用于恢复多能量CT图像中的第一图像。能量等于或大于Th2的光子的数量被用于恢复多能量CT图像中的第二图像。能量等于或大于Th3的光子的数量被用于恢复多能量CT图像中的第三图像，能量等于或大于Th4的光子的数量被用于恢复多能量CT图像中的第四图像。此外，能量等于或大于Th5的光子的数量被用于恢复多能量CT图像中的第五图像。

图9A和图9B是用于解释根据其它示例性实施例的辐射检测器910和950的示图。

参照图9A和图9B，辐射检测器910和950中的每一个包括多个像素。

参照图9A，当辐射检测器910包括多个像素(例如，第一像素901和第二像素902)时，可在被布置为彼此相邻的第一像素901和第二像素902中不同地设置将被分类的光子的能量带。也就是说，可在被布置为彼此相邻的第一像素901和第二像素902中不同地设置第一参考值和第二参考值中的至少一个。

详细地，可在多个像素之中的第一像素901以及被布置为与第一像素901相邻的第二像素902中，不同地设置在多个存储单元(即，第一存储单元730、第二存储单元740和第三存储单元750)中的至少一个中使用的第二参考值ref2、ref4和ref6。

例如，在第一像素901中，第一参考值ref1可被设置为30keV，第二参考值ref2可被设置为与0keV相应的电流值，使得第一存储单元730可对能量等于或大于Th1＝30keV的光子进行分类和计数，如曲线图811中所示。

在第一像素901中，第一参考值ref3可被设置为60keV，第二参考值ref4可被设置为与0keV相应的电流值，使得第二存储单元740可对能量等于或大于Th2＝60keV的光子进行分类和计数，如曲线图821中所示。

在第一像素901中，第一参考值ref5可被设置为90keV，第二参考值ref6可被设置为与0keV相应的电流值，使得第三存储单元750可对能量等于或大于Th4＝90keV的光子进行分类和计数，如曲线图841中所示。

此外，在第二像素902中，第一参考值ref1可被设置为30keV，第二参考值ref2可被设置为与0keV相应的电流值，使得第一存储单元730可对能量等于或大于Th＝30keV的光子进行分类和计数，如曲线图811中所示。

在第二像素902中，第一参考值ref3可被设置为60keV，第二参考值ref4可被设置为与15keV相应的电流值，使得第一存储单元740可对能量等于或大于Th3＝75keV的光子进行分类和计数，如曲线图841中所示。也就是说，虽然第一像素901中的第二参考值ref4被设置为与0keV相应的电流值，但是第二像素902中的第二参考值ref4可被设置为与15keV相应的电流值。因此，包括在第一像素901中的第二计数器743和包括在第二像素902中的第二计数器743可对具有不同能量带的光子进行分类和计数。

在第二像素902中，第一参考值ref5可被设置为90keV，第二参考值ref6可被设置为与15keV相应的电流值，使得第三存储单元750可对能量等于或大于Th5＝105keV的光子进行分类和计数，如曲线图851中所示。

在以上示例中，可通过不同地设置第二参考值并且通过将作为3个电压值的30keV、60keV和90keV用作电压源，将可被第一像素901分类的能量带设置为等于或大于30keV的能量带、等于或大于60keV的能量带以及等于或大于90keV的能量带。可将可被第二像素902分类的能量带设置为等于或大于30keV的能量带、等于或大于75keV的能量带以及等于或大于105keV的能量带。

可将被应用于第一像素901的第二参考值ref2、ref4和ref6设置为大于或小于被应用于第二像素902的第二参考值ref2、ref4和ref6。因此，被第一像素901分类的光子的能量带中的至少一个以及被第二像素902分类的光子的能量带中的至少一个可彼此不同。

此外，可在多个像素之中的第一像素901以及被布置为与第一像素901相邻的第二像素902中，不同地设置在多个存储单元(即，第一存储单元730、第二存储单元740和第三存储单元750)中的至少一个中使用的第一参考值ref1、ref3和ref5。

此外，可在包括多个相邻像素的像素组中的每个像素中不同地设置第一参考值和第二参考值中的至少一个。

如上所述，能量等于或大于Th1的光子的数量被用于恢复多能量CT图像中的第一图像。能量等于或大于Th2的光子的数量可被用于恢复多能量CT图像中的第二图像。能量等于或大于Th3的光子的数量可被用于恢复多能量CT图像中的第三图像。能量等于或大于Th4的光子的数量可被用于恢复多能量CT图像中的第四图像。此外，能量等于或大于Th5的光子的数量可被用于恢复多能量CT图像中的第五图像。

因此，图9的辐射检测器910可以以各种方式被设置，使得可通过调整单位检测器700的第一参考值和第二参考值中的至少一个来获得能量带。

此外，可粗略地设置第一参考值，并且可精细地设置第二参考值。详细地，可通过使用第二参考值精确地对已根据第一参考值被分类的光子进行精确地分类来避免当通过仅使用电压值来对光子进行分类时可发生的误差。

参照图9B，当辐射检测器950包括多个像素(即，第一像素951、第二像素952和第三像素953)时，相邻像素可被分组以包括预定数量的像素，并且可在像素组960中所包括的第一像素951、第二像素952和第三像素953中不同地设置将被分类的光子的能量带。也就是说，可在像素组960中所包括的第一像素951、第二像素952和第三像素953中不同地设置第一参考值和第二参考值中的至少一个。

例如，在第一像素951中，可将第一参考值和第二参考值设置为对能量等于或大于Th1＝30keV、Th2＝60keV和Th4＝90keV的光子进行分类和计数。此外，在第二像素952中，可将第一参考值和第二参考值设置为对能量等于或大于Th1＝30keV、Th3＝75keV和Th5＝105keV的光子进行分类和计数。此外，在第三像素953中，可将第一参考值和第二参考值设置为对能量等于或大于Th1＝30keV、Th6＝80keV和Th7＝110keV的光子进行分类和计数。

图10是用于解释根据另一示例性实施例的辐射检测器1000的示图。

参照图10，辐射检测器1000包括多个子像素，即第一子像素1010、第二子像素1020和第三子像素1030。

可在被布置为彼此相邻的第一子像素1010和第二子像素1020中不同地设置将被分类和计数的光子的能量带。也就是说，可在被布置为彼此相邻的第一子像素1010和第二子像素1020中不同地设置第一参考值和第二参考值中的至少一个。

此外，相邻子像素可被分组为包括预定数量的子像素，并且可在子像素1040中所包括的子像素中不同地设置将被分类的光子的能量带。也就是说，当子像素组1040包括三个相邻的子像素时，可在子像素组1040中所包括的第一子像素1010、第二子像素1020和第三子像素1030中不同地设置第一参考值和第二参考值中的至少一个。

例如，在第一子像素1010中，可将第一参考值和第二参考值设置为对能量等于或大于Th1＝30keV、Th2＝60keV和Th4＝90keV的光子进行分类和计数。此外，在第二子像素1020中，可将第一参考值和第二参考值设置为对能量等于或大于Th1＝30keV、Th3＝75keV和Th5＝105keV的光子进行分类和计数。此外，在第三子像素1030中，可将第一参考值和第二参考值设置为对能量等于或大于Th1＝30keV、Th2＝80keV和Th7＝110keV的光子进行分类和计数。

图11是用于解释根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图。

此外，在单位检测器700中，多个计数器(即，第一计数器733、第二计数器743和第三计数器753)对根据能量大小被分类的光子的数量进行计数。每个计数器可以是以上参照图7B描述的对光子的数量进行累加和计数的计数器或计数存储器。

图11的多个计数器(即，第一计数器1110、第二计数器1120和第三计数器1130)对应于单位检测器700的多个计数器(即，第一计数器733、第二计数器743和第三计数器753)。

详细地，第一计数器733、第二计数器743和第三计数器753对分别根据多个能量带被分类的光子的数量进行计数并存储，并具有与将被用于对光子进行分类的参考值相应的大小。

如在以上的示例性实施例中，当被分类的能量带被设置为等于或大于Th1＝30keV的能量带、等于或大于Th2＝60keV的能量带以及等于或大于Th3＝90keV的能量带时，第一计数器733对能量等于或大于30keV的光子的数量进行计数，并存储被计数的光子的数量。第二计数器743对能量等于或大于60keV的光子的数量进行计数，并且第三计数器753对能量大于或等于90keV的光子的数量进行计数。

参照图11，能量等于或大于Th1＝30keV的光子的数量与曲线1115的面积1116成正比，能量等于或大于Th2＝60keV的光子的数量与曲线1125的面积1126成正比，能量等于或大于Th3＝90keV的光子的数量与曲线1135的面积1136成正比。

因此，第一计数器1110可具有与面积1116相应的大小，第二计数器1120可具有与面积1126相应的大小，第三计数器1130可具有与面积1136相应的大小。

如上所述，可将第一计数器1110、第二计数器1120和第三计数器1130的大小不同地确定为与被分类的光子的能量值相应。

由于被分类的光子的能量带根据第一参考值和第二参考值中的至少一个而改变，因此可基于第一参考值和第二参考值中的至少一个来确定计数器的大小。

详细地，当被分类的光子的能量带是低能量带时，计数器可具有第一比特深度，当被分类的光子的能量带是高能量带时，计数器可具有小于第一比特深度的第二比特深度。

参照图11，被第一计数器1110计数的光子具有比被第二计数器1120和第三计数器1130计数的光子更低的能量。因此，当第一计数器1110的比特深度是13时，第二计数器1120的比特深度可以是比第一计数器1110的比特深度更小的12，第三计数器1130的比特深度可以是比第二比特深度1120的比特深度更小的11。

此外，多个计数器(即，第一计数器1110、第二计数器1120和第三计数器1130)中的每一个的大小可根据被分类的光子的最小能量值而改变。此外，被计数器计数的光子的最小能量值可与能量带的最小值Th1、Th2和Th4相应。

详细地，计数器的大小可与被分类的光子的能量值成反比。

图12是用于解释一般辐射检测器的示图。

在图11中，当第一计数器1110的比特深度是13，第二计数器1120的比特深度是12，并且第三计数器1130的比特深度是11时，单位检测器700中所包括的第一计数器1110、第二计数器1120和第三计数器1130的总大小对应于36个比特。

在一般辐射检测器中，当多个计数器被包括在一个像素中以测量多能量时，所述多个计数器可具有相同的大小。

参照图12，在一般辐射检测器中，多个计数器(即，第一计数器1210、第二计数器1220和第三计数器1230)可具有相同的大小。当如图9中所示，一个像素中所包括的计数器的总大小是36个比特时，多个计数器(即，第一计数器1210、第二计数器1220和第三计数器1230)中的每一个计数器具有12的比特深度。

例如，假设能量等于或大于Th1＝30keV的光子的数量对应于13个比特1211，能量等于或大于Th2＝60keV的光子的数量对应于11个比特1221，能量等于或大于Th4＝90keV的光子的数量对应于10个比特1231。

在一般辐射检测器中，由于第一计数器1210的大小是12个比特，因此第一计数器1210在能量等于或大于Th1＝30keV的所有光子尚未被计数的情况下饱和。

一旦第一计数器1210饱和，则第二计数器1220和第三计数器1230可能不再执行计数操作。因此，虽然能量等于或大于Th2＝60keV的光子的数量对应于11个比特1221，但是第二计数器1220仅将更少的光子的数量存储为比特数量1222。此外，虽然能量等于或大于Th4＝90keV的光子的数量对应于10个比特1231，但是第三计数器1230仅将更少的光子的数量存储为比特数量1223。

相反，由于根据任意示例性实施例的辐射检测器具有大小根据光子的能量值而改变的多个计数器，因此辐射检测器可在使计数器的大小最小化的同时足够对与每个能量带相应的光子的数量进行计数。因此，可被测量的光子的数量可被增加，因此根据能量带的光子检测性能可被提高。

详细地，参照图11，由于被第一计数器1110计数的光子的数量是比第一计数器1110的容量小的1111，因此第一计数器1110不饱和，直到能量等于或大于Th1＝30keV的所有光子被计数为止。因此，第二计数器1120和第三计数器1130也可足够对光子进行计数。

此外，由于可去除在图12的第二计数器1220和第三计数器1230中未被使用的剩余比特，因此可使每个计数器的大小最小化。

图13是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图。图13的辐射检测器13包括多个单位检查器1300。每个单位检测器1300可对应于图4的像素401或图5A的子像素560。

在图13中，辐射吸收层1310和光子处理单元1320分别对应于图7A的辐射吸收层710和光子处理单元720，因此这里将不给出其重复描述。除了包括单位检测器700之外，单位检测器1300还可包括多个计数器1334、1344和1354。将示例性地解释第一存储单元1330。为了便于解释，将连接到第二比较器1332的输出端子的计数器1334称为第一计数器1334，将连接到第一比较器1331的输出端子的计数器1333称为第二计数器1333。

第一存储单元1330将第一电信号S1与第一参考值ref1进行比较来获得第二电信号S12，并基于第二电信号S12对光子的数量进行计数。第一存储单元1330基于在将第二电信号S12与第二参考值ref2进行比较之后获得的第三电信号S13来对光子的数量进行计数。

详细地，第一存储单元1330将基于第二电信号S12被计数的光子的数量存储在第二计数器1333中，并将基于第三电信号S13被计数的光子的数量存储在第一计数器1334中。

详细地，与图7中描述的第一存储单元730相比，第一存储单元1330还可包括连接到第一比较器1331的第二计数器1333。

例如，当第一参考值ref1被设置为25keV时，第一比较器1331对能量等于或大于25keV的光子进行分类。例如，假设与光子相应的第一电信号S1是40keV，第二参考值ref2是与5keV相应的电流值。在此情况下，第一比较器1331将作为第一电信号S1的40keV与作为第一参考值ref1的25keV进行比较，由于第一电信号S1大于第一参考值ref1，因此第一比较器1331输出与作为第一电信号S1和第一参考值ref1之间的差值的15keV相应电流，作为第二电信号S12。第二计数器1333基于第二电信号S12将光子的数量累加1并对其进行计数。第二比较器1332将与作为第二电信号S12的15keV相应的电流和与作为第二参考值ref2的5keV相应的电流值进行比较。由于第二电信号S12大于第二参考值ref2，因此第二比较器1332输出用于将光子的数量累加+1并对其进行计数的第三电信号S13。第一计数器1334基于第三电信号S13将光子的数量累加+1并对其进行计数。因此，第二计数器1333可对能量比第一参考值ref1的电压值更大的光子进行分类和计数。第一计数器1334可对具有等于或大于通过将第一参考值ref1的电压和对应于第二参考值ref2的电压值进行求和而获得的值的能量的光子进行分类和计数。

第二存储单元1340和第三存储单元1350的操作和结构与第一存储单元1330的操作和结构相同，因此这里将不再给出其重复描述。

如上所述，由于单位检测器1300的每个存储单元(例如，第一存储单元1330、第二存储单元1340和第三存储单元1350)包括第一计数器1334和第二计数器1333，因此可被单位检测器1300计数的光子的能量带的数量可增加。因此，当单位检测器1300被使用时，根据能够获得的能量带的图像的数量也可增加。

图14是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器1410的示图。详细地，辐射检测器1410包括多个单位检测器，即，第一单位检测器1421和第二单位检测器1422。例如，第一单位检测器1421可对应于图4的像素401或图5的子像素560。

图14的辐射检测器1410包括第一单位检测器1421和第二单位检测器1422，其中，第一单位检测器1421检测辐射，第二单位检测器1422被布置为与第一单位检测器1421相邻。

详细地，多个单位检测器(即，第一单位检测器1421和第二单位检测器1422)被包括在辐射检测器1410中并且可具有彼此相同的结构，被输入到比较器的参考值可根据每个单位检测器而改变。

第一单位检测器1421包括辐射吸收层1430和光子处理单元1440，其中，辐射吸收层1430将入射的光子转换为第一电信号S1，光子处理单元1440包括将第一电信号S1与第一参考值ref1进行比较来获得第二电信号S2并基于第二电信号S2对光子的数量进行计数和存储的多个存储单元。

虽然在图14中第一单位检测器1421包括第一存储单元1450、第二存储单元1460和第三存储单元1470，但是本示例性实施例不限于此，根据示例性实施例，第一单位检测器1421可包括比三个存储单元更多或更少的存储单元。

第二单位检测器1422具有与第一单位检测器1421的结构相同的结构，因此这里将不再给出其详细解释。

在第一单位检测器1421中所包括的第一存储单元1450、第二存储单元1460和第三存储单元1470中使用的至少一个第一参考值(ref11、ref12和ref13中的至少一个)可不同于在第二单位检测器1422中所包括的多个存储单元(即，第一存储单元1480、第二存储单元1485和第三存储单元1490)中的至少一个中使用的至少一个第一参考值(ref21、ref22和ref23中的至少一个)。

例如，当用户对参考值进行设置使得在第一单位检测器1421中ref11＝30keV、ref12＝60keV并且ref13＝90keV时，用户可对参考值进行设置使得在第二单位检测器1422中ref21＝30keV、ref22＝75keV并且ref23＝1105keV。

详细地，辐射吸收层1430将入射的光子转换成第一电信号S1。详细地，辐射吸收层1430将入射的X射线光子转换成第一电信号S1。详细地，辐射吸收层1430可将光子转换成空穴电子对，并且可产生与入射的光子的能量相应的第一电信号S1。此外，第一电信号S1可以是电压信号或电流信号。将在假设第一电信号S1是电压信号的情况下解释以下内容。

辐射吸收层1430将第一电信号S1发送到与辐射吸收层1430的后部端子连接的第一存储单元1450、第二存储单元1460和第三存储单元1470。辐射吸收层1430对应于图7A的辐射吸收层710，因此这里将不再给出其重复描述。

光子处理单元1440包括基于第一电信号S1对光子的数量进行计数和存储的多个存储单元。详细地，光子处理单元1440根据将被区分的能量带的数量而包括第一存储单元1450、第二存储单元1460和第三存储单元1470。

每个存储单元可将第一电信号S1与第一参考值进行比较以获得第二电信号S2，并基于第二电信号S2对光子的数量进行计数和存储。例如，第一存储单元1450可将第一电信号S1与第一参考值ref11进行比较以获得第二电信号S2，并基于第二电信号S2对光子的数量进行计数和存储。

每个存储单元可包括第一比较器和第一计数器。例如，第一存储单元1450可包括第一比较器1451和第一计数器1452。

详细地，第一比较器1451可将第一电信号S1与第一参考值ref11进行比较，当第一电信号大于第一参考值ref11时，第一比较器1451可将用于累加和计数的信号输出到第一计数器1452。

此外，第二比较器1461可将第一电信号S1与第二参考值ref12进行比较，当第一电信号S1大于第二参考值ref12时，第二计数器1461可将用于累加和计数的信号输出到第二计数器1462。

此外，第三比较器1471将第一电信号S1与第三参考信号ref13进行比较，当第一电信号S1大于第三参考值ref13时，第三比较器1471可将用于累加和计数的信号输出到第三计数器1472。

例如，当第一比较器1451被偏置到+Vh电压和Vh电压时，第一比较器1451可将+Vh电压输出为逻辑高电平的信号，并且可将Vh电压输出为逻辑低电平的信号。当与光子相应的电信号的电平大于第一参考值ref11时，第一比较器1451可输出与逻辑高值相应的+Vh电压值，当+Vh电压值被输入时，第一计数器1452可将光子的数量累加+1并对光子的数量进行计数。当与光子相应的电信号的电平小于第一参考值ref11时，第一比较器1451输出Vh电压值，当Vh电压值被输入时，第一计数器1452不对光子的数量进行累加和计数。

第一存储单元1450、第二存储单元1460和第三存储单元1470中的每一个可根据第一参考值ref11、ref12和ref13将光子分类为多个能量带并对光子进行计数。

由于图14的辐射检测器1410在被布置为彼此相邻的第一单位检测器1421和第二单位检测器1422中不同地设置被使用以对光子的能量大小进行比较的第一参考值，因此可被测量的能量的数量可增加。

图15是示出根据示例性实施例的辐射检测设备的示图。此外，辐射检测器1510中所包括的单位检测的结构可对应于图7A、图7B和图7C的单位检测器700、760和780中的任意一个的结构。

例如，辐射检测设备包括辐射检测器1510。将在假设CT系统被用作辐射检测设备的情况下解释以下内容。

参照图15，CT成像设备1500包括辐射检测器1510，辐射检测器1510包括多个单位检测器1570和1580。包括多个单位检测器1570和1580的辐射检测器1510的结构对应于图14的包括第一单位检测器1421和第二单位检测器1422的辐射检测器1410的结构，因此这里将不再给出其重复描述。此外，辐射检测器1510中包括的单位检测器的结构可对应于图7A、图7B和图7C的单位检测器700、760和780中的任意一个的结构。

参照图15，辐射检测器1510包括多个单位检测器1570和1580。多个单位检测器1570和1580具有相同的结构，被输入到比较器的参考值可根据每个单位检测器而改变。单位检测器1570将被示例性地解释为辐射检测器1510中所包括的单位检测器。在下文中，可将辐射检测器1510中所包括的多个单位检测器中的任意一个称为第一单位检测器1570，可将与第一单位检测器1570相邻的另一单位检测器称为第二单位检测器1580。

此外，第一单位检测器1570可以是像素或子像素。此外，像素尺寸可等于或小于1mm²，因此第一单位检测器1570的正面的面积可等于或小于1mm²。因此，当第一单位检测器1570对应于像素时，第一单位检测器1570的正面的尺寸可等于或小于1mm²。

第一单位检测器1570包括辐射吸收层1430和光子处理单元1440。光子处理单元1440包括多个比较器(即，第一比较器1451、第二比较器1461和第三比较器1471)和多个计数器(即，第一计数器1452、第二计数器1462和第三计数器1472)。

辐射吸收层1430将入射的光子转换为第一电信号S1。

第一比较器1451、第二比较器1461和第三比较器1471分别将第一电信号S1与多个参考值ref11、ref12和ref13进行比较，并根据多个能量带对光子进行分类。

在下文中，在每个单位检测器中，可将被输入到第一比较器的参考值称为第一参考值，可将被输入到第二比较器的参考值称为第二参考值，可将被输入到第三比较器的参考值称为第三参考值。例如，在第一单位检测器1570中，将被输入到第一比较器1451的参考值称为第一参考值ref11，将被输入到第二比较器1461的参考值称为第二参考值ref12，将被输入到第三比较器1471的参考值称为第三参考值ref13。详细地，第一比较器1451将第一电信号S1与第一参考值ref11进行比较。第二比较器1461将第一电信号S1与第二参考值ref12进行比较。第三比较器1471将第一电信号S1与第三参考值ref13进行比较。

第一计数器1452、第二比较器1462和第三比较器1472对根据多个能量带被分类的光子的数量进行计数和存储。

第一比较器1452、第二比较器1462和第三比较器1472可具有与被用于对光子进行分类的参考值相应的大小。详细地，如参照图11所描述的，当第一参考值ref11、第二参考值ref12和第三参考值ref13被分别设置为30keV、60keV和90keV时，第一计数器1452对能量等于或大于30keV的光子的数量进行计数，并存储被计数的光子的数量。第二计数器1462对能量等于或大于60keV的光子的数量进行计数，第三计数器1472对能量等于或大于90keV的光子的数量进行计数。

参照图11，能量等于或大于30keV的光子的数量与曲线1115的面积1116成正比，能量等于或大于60keV的光子的数量与曲线1125的面积1126成正比，能量等于或大于90keV的光子的数量与曲线1135的面积1136成正比。

因此，第一计数器1452可具有与面积1116相应的大小，第二计数器1462可具有与面积1126相应的大小，第三计数器1472可具有与面积1136相应的大小。

此外，在多个单位检测器之中的第一单位检测器1570中使用的第一参考值ref11、第二参考值ref12和第三参考值ref13中的至少一个可不同于在第二单位检测器1580中使用的多个参考值(即，第一参考值ref21、第二参考值ref22和第三参考值ref23)中的至少一个。例如，被输入到第一单位检测器1570中所包括的两个比较器(诸如第二比较器1461和第三比较器1471)的两个参考值(诸如第二参考值ref12和第三参考值ref13)可不同于被输入到第二单位检测器1580中所包括的两个相应比较器1486和1491的两个参考值(诸如第二参考值ref22和第三参考值ref23)。

此外，在第一单位检测器1570中使用的第一参考值ref11、第二参考值ref12和第三参考值ref13中的至少一个可与在第二单位检测器1580中使用的第一参考值ref21、第二参考值ref22和第三参考值ref23中的至少一个相同。

详细地，可在第一单位检测器1570和第二单位检测器1580中将用于对最低能量带进行分类的参考值设置为相同。当多图像CT图像被产生时，关于低能量带的信息可以是最重要的。因此，可将用于低能量带的参考值设置为相同，可在辐射检测器1510中所包括的所有单位检测器中将光子分类在相同的低能量带中。

也就是说，在第一单位检测器1570中使用的多个参考值之中的被用于对低能量带进行分类的第一参考值ref11可与在第二单位检测器1580中使用的多个参考之中的被用于对低能量带进行分类的第一参考值ref21相同。

此外，在第一单位检测器1570中使用的第一参考值ref11、第二参考值ref12和第三参考值ref13中的至少一个可与在第二单位检测器1580中使用的第一参考值ref21、第二参考值ref22和第三参考值ref23中的至少一个相差预定偏移。

例如，第一参考值ref11和第一参考值ref21可都对应于20keV。其它参考值在第一单位检测器1570和第二单位检测器1580中不相同。详细地，第二参考值ref12对应于60keV，第二参考值ref22对应于75keV。第三参考值ref13对应于90keV，第三参考值ref23对应于105keV。也就是说，第一参考值ref11和ref21在第一单位检测器1570和第二单位检测器1580中可以相同，第二参考值ref12和ref22与第三参考值ref13和ref23在第一单位检测器1570和第二单位检测器1580中被设置为相差大约15keV的预定偏移。

在以上示例中，第一单位检测器1570可对能量等于或大于30keV、60keV和90keV的光子的数量进行计数。第二单位检测器1580可对能量等于或大于30keV、75keV和105keV的光子的数量进行计数。

此外，CT成像系统1500还可包括I/O单元1530(例如，输入器/输出器或I/O装置)。I/O单元1530输出用于接收多个参考值的用户界面屏幕。在下面将参照图16和图17详细地解释从I/O单元1530输出的用户界面屏幕。

详细地，I/O单元1530可包括显示单元1531和输入单元1532。显示单元1531和输入单元1532可对应于图2的显示单元130和输入单元128。

显示单元1530在显示面板上显示图像。详细地，显示单元1530可显示通过使用由辐射检测器1510检测到的辐射而产生的医学图像。此外，显示单元1530可显示用户界面屏幕。

输入单元1532从用户接收预定请求或命令或者其它数据。

例如，输入单元1532可包括输入装置，诸如触摸板、鼠标、键盘或包括用于输入预定数据的硬件的输入装置中的至少一个。例如，用户可通过操作输入单元1532中所包括的触摸板、鼠标、键盘和输入装置中的至少一个来输入预定命令。

此外，I/O单元1530可被形成为触摸屏。详细地，输入单元1532包括与显示单元1531中所包括的显示面板(未示出)结合的触摸板(未示出)，并将用户界面屏幕输出到显示面板。当预定命令通过触摸屏被输入时，触摸板可检测所述预定命令。

详细地，当I/O单元1530被形成为触摸屏时，输入单元1531可在与触摸板组合的显示面板上输出用户界面屏幕。当用户触摸用户界面屏幕上的预定点时，输入单元1532检测触摸的点。输入单元1532可识别与在检测到的点上所显示的菜单选项相应的用户的请求和命令，并且可执行识别到的请求或命令。

此外，CT成像设备1500还可包括电源单元1550(例如，电源)。电源单元1550向辐射检测器1510供应预定电力。

详细地，电源单元1550产生与参考值相应的电压，并将电压施加给第一单位检测器1570的第一比较器1451、第二比较器1461和第三比较器1471。

例如，当参考值时电压信号时，电源单元1550可包括分压器(未示出)，并且可通过使用分压器将产生的多个电压施加到单位检测器的比较器。例如，分压器可通过使用与最高参考值相应的电压(例如，105keV)来产生其它参考值(例如，30keV、60keV、75keV和90keV)。

可选地，当参考值是交流电(AC)信号值时，电源单元1550可包括数字到模拟转换器(DAC)1551，并且可通过使用DAC 1551将与多个参考值相应的电流信号施加到单位检测器的比较器。

图16是示出根据示例性实施例的从断层扫描成像设备或X射线成像设备输出的用户界面屏幕1600的示图。

参照图16，I/O单元1530可显示用户界面屏幕1600，并且可经由显示的用户界面屏幕1600接收参考值。

参照图16，用户界面屏幕1600可包括指示具有将被设置的参考值的单位检测器的菜单屏幕1610、以及用于根据单位检测器设置参考值的菜单屏幕1630和1640。

因此，用户可通过使用用户界面屏幕1600来设置辐射检测器中所包括的单位检测器的参考值。例如，如参照图9A所描述的，可设置用于暗的第一单位检测器1611以及亮的第二单位检测器1612的参考值。第一单位检测器1611和第二单位检测器1612分别对应于图15的第一单位检测器1570和第二单位检测器1580，因此这里将不再给出其重复描述。

也就是说，可通过使用用于设置第一单位检测器1611的参考值的菜单屏幕1630来设置在第一单位检测器1611中使用的第一参考值ref11、第二参考值ref12和第三参考值ref13。此外，可通过使用用于设置第二单位检测器1612的参考值的菜单屏幕1640来设置在第二单位检测器1612中使用的第一参考值ref21、第二参考值ref22和第三参考值ref23。虽然通过使用图16中的可选择参考值的菜单窗口1631来设置参考值，但是本示例性实施例不限于此，可通过使用可直接输入参考值的菜单窗口来设置参考值。

此外，在辐射检测器中，可对多个单位检测器分组，可根据被分组的单位检测器设置参考值。

图17是示出根据另一示例性实施例的从CT成像设备1500输出的用户界面屏幕1700的示图。

参照图17，I/O单元1530可显示用户接口屏幕1700，并且可通过使用显示的用户界面屏幕1700接收参考值。

参照图17，用户界面屏幕1700可包括菜单屏幕1710和菜单屏幕1730和1740，其中，菜单屏幕1710指示具有将被设置的参考值的单位检测器，菜单屏幕1730和1740用于根据单位检测器设置参考值。

指示单位检测器的菜单屏幕1710对应于图16的菜单屏幕1610，因此这里将不再给出其重复解释。

参照图17，用户界面屏幕1700可显示指示被输入到辐射检测器上的光子的能量分布的能量谱1720。用户可观看能量谱1720，并且可容易识别光子的能量带。

例如，可将光标1721放置在能量谱1720上来在菜单窗口1722上显示光标1721被放置的点的能量值。此外，可通过选择光标1721被放置的点来设置预定参考值。例如，当第一单位检测器1711的第一参考值ref11将被设置时，光标1721可被放置在预定位置上，鼠标可被双击，预定位置的能量值可作为第一参考值ref11被输入。

此外，当在第一单位检测器1570中使用的第一参考值ref11、第二参考值ref12和第三参考值ref13中的至少一个与在第二单位检测器1580中使用的第一参考值ref21、第二参考值ref22和第三参考值ref23中的至少一个相差预定偏移时，从I/O单元1530输出的用户界面屏幕1700可以是用于接收以下内容的用户界面屏幕：在第一单位检测器1711中使用的第一参考值ref11至第三参考值以及在第二单位检测器1712中使用的第一参考值ref21、第二参考值ref22和第三参考值ref23中的至少一个以及预定偏移。

例如，当第一参考值ref11、第二参考值ref12和第三参考值ref13以及第一参考值ref21、第二参考值ref22和第三参考值ref23被设置为相差预定偏移时，用户界面屏幕1700可包括用于设置所述预定偏移的菜单屏幕。在此情况下，当用户分别将第一参考值ref11、第二参考值ref12和第三参考值ref13设置为30keV、60keV和90keV并将预定偏移设置为+15keV时，第一参考值ref21、第二参考值ref22和第三参考值ref23可自动地被分别设置为45keV、75keV和105keV。

此外，电源单元1550可产生与通过用户界面屏幕1700输入的参考值相应的电力，并且可将电力供应给多个比较器。例如，当电源单元1550包括DAC 1551时，DAC 1551可将与经由用户界面屏幕设置的多个参考值相应的电流信号施加到单位检测器的比较器。

图18是示出根据另一示例性实施例的CT成像设备1800的示图。

参照图18，CT成像设备1800包括辐射检测器1810和图像处理单元1850(例如，图像处理器)。

辐射检测器1810包括检测辐射的单位检测器。单位检测器可对应于图7A、图7B、图7C、图13和图14的单位检测器中的任意一个。此外，辐射检测器1810可对应于图1A至图17的辐射检测器中的任意一个，因此这里将不再给出其重复描述。

图像处理单元1850基于由辐射检测器1810检测到的多个光子来获得医学图像。例如，图像处理单元1850可基于由辐射检测器1810检测到的多个X射线光子来重构断层扫描图像，例如，CT图像。可选地，图像处理单元1850可基于由辐射检测器1810检测到的多个X射线光子来重构X射线图像。可选地，图像处理单元1850可基于由辐射检测器1810检测到的多个光子来产生OCT图像、PET-CT图像、双能量CT图像或双能量X射线图像。将基于图像处理单元1850恢复CT图像的假设来解释以下内容。

详细地，图像处理单元1850可被包括在CT系统100中。例如，图像处理单元1850可对应于图2的图像处理单元126。可选地，图像处理单元1850可对应于通过有线网络和/或无线网络301连接到CT系统100的医学设备136。图像处理单元1850可经由互联网连接到各种外部装置。

详细地，当多个像素中的每个像素包括单位检测器700并且对辐射进行计数的操作以像素为单位被执行时，可通过使用被至少一个像素计数的光子的数量来产生CT图像的一个图像像素值。例如，可通过使用被辐射检测器1810中包括的一个像素计数的光子的数量来产生CT图像的一个图像像素值。

此外，在辐射检测器1810中，当一个像素包括分别包括单位检测器的多个子像素并且对辐射进行计数的操作以子像素为单位被执行时，可通过使用被至少一个子像素计数的光子的数量来产生CT图像的一个图像像素值。

例如，可通过使用被一个子像素计数的光子的数量来产生CT图像的一个图像像素值。在图7A中，可通过使用被第一计数器733计数的光子的数量来产生与等于或大于30keV的能量带相应的第一图像的一个图像像素值。可通过使用被第二计数器743计数的光子的数量来产生与等于或大于60keV的能量带相应的第二图像的一个图像像素值。可通过使用被第三计数器753计数的光子的数量来产生与等于或大于90keV的能量带相应的第三图像的一个图像像素值。

可选地，被多个子像素计数的光子的数量可对应于被恢复的图像的一个图像像素值。详细地，可对多个子像素进行分组，并且可通过使用被包括多个子像素的一个组计数的光子的数量来产生CT图像的一个图像像素值。

图19A和图19B是用于解释根据示例性实施例的产生CT图像的图像像素值的方法的示图。

在图19A中，一个像素1910包括24个子像素(6*4个子像素)。在图19B中，一个像素1950或1970包括36个子像素(6*6个子像素)。

参照图19A，被可分别包括多个相邻子像素的子像素组1921、1922、1923、1924、1925和1926之一计数的光子的总数可对应于一个图像像素值。详细地，被一个子像素组(例如，子像素组1921)计数的光子的总数对应于被恢复的CT图像的一个图像像素值。此外，一个“子像素组”(例如，1921)可被称为一个“计数像素组”。

详细地，可通过使用被子像素组(例如，子像素组1921)计数的根据能量带的光子的数量来产生根据能量带的被恢复的图像的一个图像像素值。

详细地，参照图19A，一个像素1910包括6个计数像素组1921、1922、1923、1924、1925和1926。由于计数像素组1921、1922、1923、1924、1925和1926可以是用于形成一个像素值的图像像素，因此一个像素1910可包括6个图像像素。因此，辐射检测器中所包括的计数像素组的数量可等于或大于辐射检测器中所包括的像素的数量。此外，计数像素组(例如，1921)的大小可等于或小于像素1910的大小。

在图19A中，与一个图像像素值相应的一个子像素组示例性地包括4个子像素。在此情况下，当一个像素包括24个子像素(6*4个子像素)时，一个像素(例如，1910)可被划分为6个组(3*2个组)，并且一个像素可产生被恢复的图像中的6个图像像素值。

可选地，一个像素中所包括的24个子像素可被划分为分别具有6个子像素的4个子像素组，并且一个像素可产生被恢复的图像中的4个图像像素值。

参照图19B，两个像素1950和1970被布置为彼此相邻。

在一个像素1910中，在多个像素中所包括的多个子像素可被划分为多个组，被所述多个组中的一个组计数的光子的数量可与被恢复的图像的一个图像像素值相应。

参照图19B，在两个像素1950和1970中所包括的72个子像素可被划分为6个组1981、1982、1983、1984、1985和1986。详细地，通过被一个组(例如，组1981)中所包括的12个子像素计数的光子的总数来确定被恢复的图像的一个图像像素值。

图像处理单元1850可根据被恢复的CT图像的分辨率来调整被用于产生被恢复的CT图像的一个图像像素值的子像素的数量。例如，当具有超高分辨率的CT图像将被产生时，图像处理单元1850可通过使用被一个子像素计数的光子的数量来产生被恢复的CT图像的一个图像像素值。

如上所述，根据一个或更多个示例性实施例的辐射检测器、辐射检测器的断层扫描成像设备以及辐射检测器的X射线成像设备可使像素的大小最小化，并且可增加被区分的能量带的数量。

在辐射检测器、辐射检测器的断层扫描成像设备以及辐射检测器的X射线成像设备中，辐射检测器中所包括的多个像素中的每个像素包括多个计数像素，并且所述多个计数像素中的每个计数像素单独地执行对光子的数量进行计数的操作和对被计数的光子的数量进行存储的操作。也就是说，由于在每个计数像素中执行对光子的数量进行计数的操作，因此当大约n个光子入射到一个像素上并且所述一个像素包括m个计数像素时，每个计数像素将处理的光子的数量减小至n/m。因此，可保证每个光子的1/(n/m)秒钟的采样时间。也就是说，在现有技术的辐射检测器(在一个像素中执行对光子的数量进行计数并对被计数的光子的数量进行存储的操作)中，每个光子的采样时间是1/m秒，而在本发明的辐射检测器中，采样时间是每个光子1/(n/m)秒，即，是现有技术的辐射检测器的1/m秒的采样时间的m倍。因此，可提高对光子的数量进行计数的精度，并且可充足地对由辐射吸收层吸收的光子进行计数。此外，由于将被一个存储单元处理的光子的数量被减少至n/m，因此现有技术的辐射检测器所存在的在光子被同时入射时光子不能被正确地计数的问题可被减轻。

示例性实施例可被编写为计算机程序，并且可被实现在使用计算机可读记录介质执行程序的通用数字计算机中。

计算机可读记录介质的示例包括磁存储介质(例如，ROM、软盘、硬盘等)、光学记录介质(例如，CD-ROM、DVD等)等。

虽然已参照附图描述了一个或更多个示例性实施例，但是本领域普通技术人员将理解，在不脱离由权利要求定义的示例性实施例的精神和范围的情况下，可作出形式和细节上的各种改变。

Claims (13)

1.一种用于检测辐射的辐射检测设备，所述辐射检测设备包括多个图像像素，并被配置为恢复图像，其中，所述多个图像像素的每个图像像素包括至少一个计数像素，

其中，所述至少一个计数像素中的每个计数像素包括：

辐射吸收层，被配置为将入射到辐射吸收层上的光子转换成电信号；

多个比较器，被配置为将电信号与多个参考值进行比较以根据多个能量带对光子进行分类；

多个计数器，被配置为对根据所述多个能量带被分类的多个光子的数量进行计数和存储，

其中，在图像像素中所包括的第一计数像素中的所述多个参考值之中的至少一个参考值不同于在图像像素中所包括的第二计数像素中的所述多个参考值之中的至少另一个参考值。

2.如权利要求1所述的辐射检测设备，还包括：输入/输出(I/O)装置，被配置为输出使用户能够设置所述多个参考值的用户界面屏幕。

3.如权利要求2所述的辐射检测设备，还包括：电源，被配置为产生分别与经由用户界面屏幕输入的所述多个参考值相应的多个电压，并将所述多个电压施加到所述多个比较器。

4.如权利要求2所述的辐射检测设备，还包括：数字到模拟转换器(DAC)，被配置为产生与经由用户界面屏幕输入的所述多个参考值相应的电流，并将所述电流供应给所述多个比较器。

5.如权利要求1所述的辐射检测设备，其中，在第一计数像素中使用的所述多个参考值中的至少一个参考值与在第二计数像素中使用的所述多个参考值中的至少一个参考值相同。

6.如权利要求5所述的辐射检测设备，其中，在第一计数像素中使用的所述多个参考值之中的被用于对低能量带进行分类的参考值与在第二计数像素中使用的所述多个参考值之中的被用于对低能量带进行分类的参考值相同。

7.如权利要求1所述的辐射检测设备，其中，第一计数像素被布置为与第二计数像素相邻。

8.如权利要求1所述的辐射检测设备，其中，所述多个计数像素中的每个计数像素具有等于或小于1mm²的尺寸。

9.如权利要求1所述的辐射检测设备，其中，所述多个计数器的大小分别根据所述多个参考值而改变。

10.如权利要求1所述的辐射检测设备，其中，所述多个比较器包括：

第一比较器，被配置为将第一电信号与所述多个参考值之中的第一参考值进行比较；

第二比较器，被配置为将第一电信号与所述多个参考值之中的第二参考值进行比较；

第三比较器，被配置为将第一电信号与所述多个参考值之中的第三参考值进行比较，

其中，在第一计数像素中使用的第一参考值、第二参考值和第三参考值中的至少一个参考值与在第二计数像素中使用的第一参考值、第二参考值和第三参考值中的至少一个参考值相差预定偏移。

11.如权利要求10所述的辐射检测设备，还包括：I/O装置，被配置为输出使用户能够设置以下项中的至少一项的用户界面屏幕：在第一计数像素中使用的第一参考值、第二参考值和第三参考值、在第二计数像素中使用的第一参考值、第二参考值和第三参考值、以及所述预定偏移。

12.一种包括辐射检测器的断层扫描成像设备，其中，辐射检测器包括多个图像像素，并被配置为恢复图像，其中，所述多个图像像素中的每个图像像素包括至少一个计数像素，

其中，所述至少一个计数像素中的每个计数像素包括：

辐射吸收层，被配置为将入射到辐射吸收层上的光子转换成电信号；

多个比较器，被配置为将电信号与多个参考值进行比较以根据多个能量带对光子进行分类；

多个计数器，被配置为对根据所述多个能量带被分类的多个光子的数量进行计数和存储，

其中，在图像像素中所包括的第一计数像素中的所述多个参考值之中的至少一个参考值不同于在图像像素中所包括的第二计数像素中的所述多个参考值之中的至少另一个参考值。

13.一种包括辐射检测器的X射线成像设备，其中，辐射检测器包括多个图像像素，并被配置为恢复图像，其中，所述多个图像像素中的每个图像像素包括至少一个计数像素，

其中，计数像素包括：

辐射吸收层，被配置为将入射到辐射吸收层上的光子转换成电信号；

多个比较器，被配置为将电信号与多个参考值进行比较以根据多个能量带对光子进行分类；

多个计数器，被配置为对根据所述多个能量带被分类的多个光子的数量进行计数和存储；

其中，在图像像素中所包括的第一计数像素中的所述多个参考值之中的至少一个参考值不同于在图像像素中所包括的第二计数像素中的所述多个参考值之中的至少另一个参考值。