CN1273843C - 一种用于扫描成像的辐射成像系统以及方法 - Google Patents

一种用于扫描成像的辐射成像系统以及方法 Download PDF

Info

Publication number
CN1273843C
CN1273843C CN01822810.0A CN01822810A CN1273843C CN 1273843 C CN1273843 C CN 1273843C CN 01822810 A CN01822810 A CN 01822810A CN 1273843 C CN1273843 C CN 1273843C
Authority
CN
China
Prior art keywords
image
imaging
imaging system
generating unit
energy radiation
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN01822810.0A
Other languages
English (en)
Other versions
CN1535387A (zh
Inventor
K·E·斯帕蒂奥蒂斯
M·埃拉罗托
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Siemens AG
Original Assignee
Goldpower Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from GB0031542A external-priority patent/GB0031542D0/en
Priority claimed from GB0119559A external-priority patent/GB2371196A/en
Application filed by Goldpower Ltd filed Critical Goldpower Ltd
Publication of CN1535387A publication Critical patent/CN1535387A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN1273843C publication Critical patent/CN1273843C/zh
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4233—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
    • A61B6/51—
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/243—Modular detectors, e.g. arrays formed from self contained units
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/247—Detector read-out circuitry
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2921—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras
    • G01T1/2928—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras using solid state detectors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/40—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4021—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for generating radiation specially adapted for radiation diagnosis involving movement of the focal spot

Abstract

一种用于高能辐射直接转换扫描成像的成像系统，包括围绕对象位置安排的一个高能辐射源以及一个半导体高能辐射直接转换成像装置。该成像装置包括有多个成像单元，每个成像单元都包括一个检测器单元和一个读出单元，用于生成表示入射到所述检测器单元的高能辐射的成像单元输出值。为了对对象位置的对象进行扫描，将源部分和/或成像装置被设置为彼此之间相互连续移动。该读出单元可操作用来在各时间间隔读出所述成像单元的输出值，该时间间隔相当于一个对象图像点在扫描的方向上穿过一个检测器区域或单元的一半。这种结构在扫描期间提供了像素级的分辨率。

Description

一种用于扫描成像的辐射成像系统以及方法
本发明涉及一种用于扫描成像的高能成像系统、装置以及方法。尤其是，但并不仅限于，本发明涉及一种牙齿全景成像系统，以及使用在线检验的自动X-射线检查。
在传统的全景成像中，X-射线源以及胶片盒分别位于病人被摄像部位的两侧。例如，在全景成像过程中，X-射线源以及胶片盒就分别位于病人头部的两侧。在辐照期间，X-射线源以及胶片盒围绕着病人的头进行旋转。举例来说，旋转的中心并不是固定的而是沿着一条预先确定好的路径移动。X-射线光束是平行的并且非常窄，因此每次胶片只有一个很窄的部分受到辐照。为了弥补头骨上不同部分吸收X-射线的差异，在辐射期间，旋转的速度、胶片盒的移动速度以及X-射线的强度是在不停变化的。通过选择胶片盒的移动速度，可以对所希望的层进行投影以便形成清晰的最终图像。图1中示出了使用胶片盒进行全景成像的过程。其中示出了X-射线源2、X-射线光束4以及胶片盒3之间的位置关系。这显示出了该全景成像系统的旋转操作。旋转的方向用箭头指出。还有，胶片盒以及旋转中心的移动方向也都用箭头指出。
如图1所示，将要被成像的对象，这里为病人的头部1，位于X-射线源2以及胶片盒3之间。该X-射线源2生成了一个很窄的X-射线光束4，其一般被称为“扇形光束”。X-射线源2以及胶片盒3以相同的方向沿着病人的头部1进行旋转。为了在头部1形成一个预期的平面，旋转轴5也是可以移动的。X-射线光束4可以比一般的“扇形光束”稍宽一些，并且这种结构经常被周知称为“锥形光束”。
在X-射线源2以及胶片盒3旋转期间，也就是扫描期间，为了将所希望平面中所希望的图像点聚焦到胶片上，胶片本身也在胶片盒3中移动。对于断层成像，可以针对旋转中心5的不同路径获得扫描图像，因此就能够得到不同的平面，这些平面可以组合在一起构成断层或3维图像。
这种执行全景成像方式的一个局限就是，由于只有一个平面对准了焦距，因此在任何一次扫描中只生成一个断层平面。所有其它的平面没有聚焦并在扫描期间都是模糊的。这样，由于只有投影平面对准了焦距，因此其余的对象量会生成背景干扰。
本发明能够应用于使用了半导体成像装置的成像设备并且适用于高能辐射成像(也就是，具有大于1keV能量的辐射，包括α-射线、β-射线、γ-射线，而不仅仅指X-射线)。
在过去的四十年里所经常使用的一种用于X-射线成像的结构包括胶片盒以及其它形式，例如接线盒、闪烁晶体或闪烁屏(例如碘化钠NaI)，BGO(铋锗氧化物)以及CR底片(计算射线摄影)。
近年来，包括基于CCD装置的半导体成像装置被应用于独立的设备中并与闪烁屏、硅微波传输带检测器以及半导体像素检测器相连接。
间接X-射线转换技术，例如与闪烁屏组合在一起的基于CCD的装置的一个缺点就是合成的图像缺乏透明度和清晰度。该合成图像的退化是由于由在闪烁材料中横向传播的入射X-射线所生成的可见光子。这种间接系统的另一个缺点就是，用于向可见光转换提供足够X-射线所需闪烁材料的厚度会导致一个成像装置结构相当厚，这会阻止，至少是抑制它们的应用，因为一般都需要小或低容量的装置，例如对于牙齿内部射线检查来说，使病人感到舒适以及方便是很重要的。
还有一个缺点就是间接成像装置在俘获可见光子、将它们转换为电信号并传输该电信号的过程中采用了相同的电路或检测器，用于远程处理和图像显示。这就会导致在为传统CCD间接成像装置读取信号期间出现无用图像采集时间，并由于附加的输入辐射光在读取过程中不会按照与像素一对一的关系进行记录，因此在一个曝光期间无法出现多个画面，并且会限制其动态范围。
还有，CCD装置一般都很窄并且在扫描系统中保持稳定。
一个被用作扫描装置的CCD系统以TDI(时间延迟集成)模式进行操作。在该模式中，一个像素的内容按照一定时间间隔被转移给一个与扫描方向相反的相邻像素，用以与扫描速度相匹配。这样对CCD传感器的整个宽度实现了输入信号的有效集成。然而，这种用于扫描的CCD操作模式排除了多画面输出的情况，并且在使用胶片的情况下，只有被扫描对象的一个平面对准了焦距。这样一来，用数学方法生成的图像不会具有比在胶片上生成的图像更多的信息，这是由于它们均无法通过过滤来降低由所有其它对象断层平面生成的干扰。而只有这一种方法能将CCD传感器用作扫描装置。
对于薄膜晶体管(TFT)，光电二极管或有源像素传感器(APS)，更普通的平板显示器，该检测器是无形的并且无法很快的仅读取指定的行或列。虽然在理论上可以生成一个适于该扇形光束形状的平板检测器，可是事实上这并不实际(成本太高)，并且这种不太好的干扰性能会导致无法高速读取这些传感器，例如每秒钟大于60帧。
基于ASIC(特定用途集成电路)CMOS处理的半导体像素检测器，正如国际专利申请WO95/33332中所述的，可以提供高空间分辨率、直接检测、致密性、高吸收率以及实时成像等性能。还有，由于这些像素检测器不需要闪烁层，因此它们的外形都很小。一种牙齿成像装置及系统的例子可以参见“‘Development of a Compact Computed Tomographic Apparatus for Dental Use’，Y，Arai，E Tammisalo，K.Iwai，K.Hashimoto and K.Shinoda，DentomaxillofacialRadiology(1999)28，245-248，(参考[1])”。该文档公开了用于上颌面三维成像的计算断层装置。使用一种X-射线图像增强器来代替胶片被用作检测器，并且用锥形光束的X-射线进行照射。X-射线源以及图像增强器分别位于病人头部的两侧，并且围着病人的头部进行旋转，以提供扫描图像。
每次扫描都是360°并且包括大约572组二维投影数据，通过这些数据中可以重新构成一个图像。在每次提供一系列二维图像时进行一次X-射线曝光。
其它的计算断层型系统可以参见“‘Three-Dimensional Breast ImageReconstruction From a Limited Number of Views’，Thomas G.McCauley AlexStewart Martin Stanton，Tao Wu and Walter Philips，Medical Imaging 2000：Physics ofMedical Imaging，Proceedings of SPIE Vol.3977(2000)，pp.384-395，(参考[2])”。在参考[2]中，公开了一种基于成像系统的CCD，用于随着减少数据收集的3-D乳腺射线成像。
“‘Real Time Flat Panel Detector-Based Volume Tomographic AngiographyImage：Detector Evaluation’，Ruola Ning，Richard Colbeth，Biao chen，Rongfeng Yu，David Conover，Yi Ning and Chuck Blouir，Medical Imaging 2000；Physics ofMedical Imaging，Proceedings of SPIE Vol.3977(2000)pp396-407，(参考[3])”，其中公开了一个计算断层系统，在该系统中，X-射线源和检测器(台架系统)以常数旋转速度进行扫描。每次X-射线曝光都通过硬件触发脉冲与框架抓取器在每个曝光位置相同步。该触发脉冲在旋转圆周上每隔1.25°分布一个，并且其频率为30Hz。每个触发器的扫描精确位置是通过光学编码器进行记录的。
以每秒15帧的速率(fps)对288个投影进行扫描的时间为19.2秒，并且包括两个144图像扫描。
虽然图像增强器能够进行连续读取，但是它们也仅限于每秒输入30帧。这就可以允许X-射线源围着对象进行旋转，可是由于读取速度的缓慢会导致很长的扫描时间(在扫描牙齿的情况下需要17-20秒)。另一方面，该平板半导体技术由于其固有的高干扰以及一般的速度损失，因此也无法在扫描期间进行连续读取。因此，平板检测器需要处理离散的曝光。
现有系统的缺点就是，在整个扫描期间，在每个曝光位置上都需要暂停扫描[2]，并且以离散的时间间隔读取帧[3]。这样，扫描就要持续相当长的一段时间，例如大约18秒，在此期间病人，以牙齿成像为例，就需要使其头部保持静止状态。这是很不方便的并有时候对于病人来说是很难做到的，并且还会由于病人移动了他们的头部而导致成像模糊不清。
本发明的特殊方面由附加的独立权利要求和从属权利要求给出。从属权利要求的特征可以以恰当的方式与独立权利要求中的特征相组合而不仅仅限于权利要求中所列举出来的组合。
根据本发明的第一方面，提供了一种成像系统，用于高能辐射直接转换扫描成像。该成像系统包括围着对象位置设置的一个高能辐射源部分以及一个半导体高能辐射直接转换成像装置。该成像装置包括有多个成像单元，每个成像单元都包括一个检测器单元和一个读出单元，用于生成表示入射到所述检测器单元的高能辐射成像单元输出值。为了在所述对象的位置对对象进行扫描而将所述源部分和/或所述成像装置设置为相对于一个对象位置彼此之间进行基本上连续的移动。所述读出单元可操作用来在一时间间隔读出所述成像单元的输出值，该时间间隔基本对应于一个对象图像点在扫描期间在扫描方向穿过检测器区域或单元的距离的一半。
从本发明的第二方面看，提供了一种使用成像系统进行高能辐射直接转换扫描成像的方法，所述系统包括一个高能辐射源部分；以及一个半导体高能辐射直接转换成像装置，该成像装置包括有多个成像单元，每个成像单元都包括一个检测器单元和一个读出单元，用于生成表示入射到所述检测器单元的高能辐射的成像单元输出值；该方法包括：相对于一个对象位置基本上连续地移动所述源部分和/或所述成像装置，用来对所述对象位置上的对象进行扫描；以及在基本上对应于一个对象图像点在扫描的方向上穿过一个检测器区域距离的一半的时间间隔读出所述成像单元的输出值。
在各时间间隔读出所述成像单元的输出值，其中时间间隔基本上相当于一个对象图像点在扫描的方向上穿过一个检测器区域或单元的距离的一半，可以提供一个等于检测区域大小的分辨率，其最好等于图像或像素单元的大小。这样，用于区域或图像像素单元分辨率的数据对于扫描速率就是可能的。
该读出单元最好可操作用来在各个所述的时间间隔期间至少从所述多个成像单元的一个子集中读出一个图像单元值。
一个对象图像点包括将要通过高能辐射被投影至成像装置上的一个对象的一部分中的任何点。换句话说，该图像点相应于入射到检测单元上的辐射，以及来自或通过将要被成像的对象中的一个点。
从第二方面看，本发明提供了一个如前所述的成像系统，其中所述源部分和/或所述成像装置是可移动的，用来从两个或更多的位置中的所述对象位置为对象的一个部分进行成像。
成像单元的子集相当于那些对于扫描来说是激活的单元。
读出来自所有激活单元的图像单元输出值就相当于读出一个图像帧，并且这里采用的术语帧包括这样一个定义。
在本发明的一个实施例中，提供了一个如上所述的系统，其中包括一个高能辐射源，可以对其进行操作以使其在扫描期间持续的进行辐射。
根据本发明的实施例的优点就是能够对其进行操作，使其在扫描期间持续的辐射X-射线，而不会导致最终图像的模糊不清。这样，就能在一个基本上更短的时间内，例如1-10秒实现扫描，而采用已知的平板或图像增强技术则需要大约18秒的时间来进行扫描。因此，对于医疗应用方面来说，可以使得病人更加舒适，因为他们只需要在相当短的一段时间内保持静止，并且由于病人的移动而导致最终图像的伪差或模糊的可能性也会更小。还有，该X-射线源并不需要像常用的系统那样长时间的开着，或者是很频繁的开和关，这就延长了其使用寿命。还有，图像分辨率只受到像素检测器大小的限制，这就能使得读出率非常快，并且执行扫描的扫描率或时间只受读出率的限制。
该发明的实施例还能提供典型的读出率，该读出率能够实现多切片X射线断层成像和/或降低以下速率的扫描时间：60帧/秒或更多、最好是100帧/秒或更多，甚至是200帧/秒或更多。根据本发明的实施例，不需要那些被限制了最大帧速率的技术，也可以很容易的实现1000帧/秒或更多的帧速率。
还有，对于非破坏性检验(NDT)的应用，可以实现对将要被检查的装置或物品更快的生长率。
自动X-射线检查系统(AXI)是NDT的一个例子并且也是本发明实施例的一个非常重要的应用。在电子工业中，一个主要产品特性就是使用球栅阵列来安装电子部件以及具体处理器、存储器芯片等，而不是像以前那样使用有线连接。各个芯片都被安装在印刷电路板的一面上，其中该电路板在其另一面载有一列通常基于焊料的金属球。该印刷电路板接着被安装到一个母印刷电路板。使用球栅阵列的优点就是节省了空间，并且整个母板的体系结构会更加有效。可是，焊接球可能具有导致连接失败的缺陷。该失败包括无效、短路、裂缝等。使用X-射线可以实时并在线地从最终产品中检测并排除这种连接以及板。用于装配这种高性能板的产业和市场非常大，并且每年都在壮大。今天，基于系统的CCD被最普遍的用于AXI系统中的X-射线传感器。该X-射线光束一般是电控的并且焦点会发生移动。这可以通过采用一个贯穿电子镜头系统并且扫描其中X-射线管靶的电子光束来实现，其中该靶可以是任何合适的靶材料，例如钨、钼等等。因此，由此引起的X-射线焦点会发生移动，并且该X-射线光束能够扫描整个对象并从不同的方向透过该对象(PCB)。可任选地或者是另外，PCB沿着传送带移动。该CCD传感器是旋转的并且通过该旋转收集/集合X-射线。该系统最近在工业展览会上被展示给公众。该操作导致了PCB球栅的X-射线断层图像，并且该图像是一个沿着给定平面的“salami”切片，其中该平面“透过”该球栅阵列。平面板也可以用来实现相同的结构。在本发明的实施例中，很高的读取速率会导致相当多的图像数据，该数据可以被用于重新构成球栅阵列的其它X-射线断层平面。这是非常重要的，因为它可以增加检验物品的吞吐量并且这种类型交易的吞吐量本身就是一个重要元素。CCD、平面板以及图像增强器都无法实现这种类型的帧读出速率，这对于要实现多切片X-射线断层成像的本发明的实施例来说就是60帧/秒或更多，最好是100帧/秒或更多，甚至是200帧/秒或更多。根据本发明的实施例，不需要那些被限制了特定最大帧速率的技术，也可以很容易的实现1000帧/秒或更多的帧速率。以非常高的帧速率输出帧的另一个优点就是最终数字全景图像中的一个像素可以由来自不同帧的多个图像或像素单元输出值构成。最终图像由彼此之间相互部分重叠的多个帧构成。图像的重构可以在一个计算机或软件中实现。在全景图像中，所希望的层被示出或者作为图像中突显区而显示出来，并且其它部分被活动模糊为更大或更小的程度，主要取决于对象离突显层有多远。一般的，在牙齿成像中，选择所希望的层跟随牙齿的中心线。可是不同的人的头骨大小是不一样的，并且突显层并不总是位于医生或牙科医生所希望它处于的位置。例如，使用计算机进行的适当重构就可以在所希望的位置上生成突显层。
在本发明中，各帧被分开的存储在硬件里，或者可任选地或附加地存储在计算机存储器中，并且因此有多种可能来重构最后的图像。可任选地或附加的，生成多个具有不同深度的突显层的图像。从存储的帧中，可以生成多个层并显示在计算机屏幕上。通过组合多个层，就可以构成三维图像。
通过使用数字系统，用成像装置替换该胶片盒。并不象基于胶片的系统，该成像装置可以非常窄，并且实际上也比胶片盒窄很多。优选的，该成像装置只比X-射线光束宽一点儿。在胶片系统中，通过在系统旋转的同时移动胶片盒来实现所希望的投影，因此所希望层的投影会在系统移动期间通过该胶片，这就需要复杂的机械结构来移动盒体。可是，在数字系统中，该成像装置保持静止高速读取帧画面。为了防止或阻止在旋转方向上的移动模糊，高速读取帧是必须的。通过硬件和/或计算机软件存储帧，用于后面的处理。可任选地，可以实时对该帧进行处理。由于需要有新的帧，因此通过将它们沿着旋转的方式进行移位而将它们叠加到前一个图像中去，因此，在两帧中相同的对象会重叠在一起。所需的移位量可以通过旋转的速度、帧速率、旋转中心以及所希望的对象位置计算出来。
适当地，所述源部分和/或所述成像装置的彼此之间是可以相对可移动的，这样就可以从两个或更多位置中的所述对象位置为对象的一个部分进行成像。一般的，所述源部分和/或所述成像装置被设置为可旋转的相对对象位置进行移动。该相对移动提供了对象的扫描移动，尤其是该可旋转的移动提供了围绕对象的扫描，例如用于牙齿全景成像或牙齿计算机化断层X-射线成像的病人头部。
还有的优点就是，所述源部分和/或所述成像装置可以关于可移动的旋转轴进行旋转性移动，这样，对于固定对象或者是只能在一个固定的平面内移动的对象，可以对不同的或所希望的对象平面进行成像。
在特别适于在线高能辐射检查或AXI系统的一个实施例中，所述源部分和/或所述成像装置可以被设置为相对于对象位置进行线性移动。例如，将要被检查的对象可以通过成像系统沿着传送带移动，该成像系统具有固定源部分和成像装置。可任选地，所述源部分和/或所述成像装置相对于将要被检查对象的一条线进行线性移动。这种设置尤其适合于高通过量在线非破坏性检测(NDT)。
该源部分可以包括一个高能辐射源。可任选地，该源部分包括一个适于装载高能辐射源的支撑结构。一个为高能辐射源提供支撑结构的系统的优点就是，由于可以从成像系统中拆下来，因此辐射源的保持与替换是相当简单的。
该高能辐射源包括一个可操纵光束高能辐射源，其提供了一个简单成像系统，在该系统中只有该成像装置需要相对于对象位置进行移动。可任选地，即使源部分包括一个可操纵光束源，用来提供自由度更高的移动，它也是可以移动的。
该光束是电子可操纵的，由于它避免了使用机械结构对光束进行操纵，因此它的优点就是简化了成像系统。
该一个特定实施例中，该成像装置可操作用来在各时间间隔读出所述成像单元输出值，该时间间隔相当于一个对象图像点穿过所述检测器单元的一部分。这样，该系统就能够通过入射到多于一个检测器单元上的对象图像点来保证在读取图像单元输出值之间没有模糊的图像。在一个特别合适的实施例中，该时间间隔基本上相当于一个对象图像点穿过一个检测器单元的一半。
在一个特定实施例中，该读出单元可操作用来在对象图像点穿过检测器区域或单元期间或同时读出成像单元输出值。适当地，在对象图像点穿过检测器区域或单元期间，可以基本上连续的读出该成像单元输出值。
在一个实施例中，该读出单元可操作用来在对象图像点穿过所述检测器区或单元之后读出所述成像单元输出值，这就在读取输出值之前允许一个检测器单元上的最大入射辐射量。
在一个具体实施例中，可以对该成像装置进行设置，以使得能够在每个读出周期内为多于一个检测器单元读出该单元输出值。一般的，多于一个邻近的检测器单元被逻辑上分组在一块，并且在一个读出周期内，用于该组检测器单元的单元输出值被读出来。有利的是，这种设置允许降低图像的分辨率，但是却可以相应的增加图像获取速度。
很显然的，对于这种结构，在该结构中在每个周期内读出用于多于一个检测器单元的单元输出值，一个对象图像点可以穿过多于一个检测器单元。也就是说，为了在一个读出周期内一块读出这些单元输出值，该对象图像点在扫描方向上基本上穿过全部检测器单元。这些单元输出值为其被读出的检测器单元构成了检测器区域。
适当地，该读出单元可操作用来按照下列速率读取成像单元输出值：5MHz或更快，更好的是10MHz或更快，最好是20MHz或更快。
根据本发明的一个方面，该成像装置可操作用来以下面的帧速率读取成像单元输出值：60帧/秒，更好是100帧/秒，还好的是200帧/秒，1000帧/秒是轻松的。一般的，该成像系统包括多个成像装置，因此能够比利用一个成像装置提供更大的成像面积。对于特别有利的实施例，将两个或更多的成像装置连接在一块，用来从多于一个装置中将成像输出值读入到一个读出通道。这样，读出通道的数量，以及相应的接口电路就降下来了，因此降低了成像系统的复杂度。
一般的，该成像系统可以同数据获取及控制设备相接，用来接收以及存储成像单元输出值。在一个优选实施例中，该数据获取及控制设备包括个人计算机，其中包括用来显示从成像系统接收到的图像的显示屏。
该成像系统的成像装置包括含有高速集成电路的读出单元。最好是该高速集成电路为CMOS，其具有低功率和低热耗的附加优点。
其它的技术也可以用来生产高速集成电路，例如可以包括：双多晶MOS；NMOS；JFET；p2CMOS；XMOS；GaAs集成电路过程；ECL；TTL；Bipolar Liner；BiCMOS；EEPROM/PLASH过程；自对准硅化物工艺(SALICIDE)；光电子学；互补双极DLM2；铜细线；以及BCD(双极/CMOS/DMOS)。
下面将参照附图，仅通过具体的实例对本发明的实施例进行说明，其中：
图1为用于牙齿全景成像的装置示意图；
图2为成像系统的示意图；
图3为一个成像装置传感器的横截面示意图；
图4为图像单元电路的示意图；
图5为用于根据本发明一个实施例的成像装置的成像阵列以及控制电路部分的示意图；
图6为具有用于根据本发明一个实施例的像素单元块的成像装置的成像阵列以及控制电路部分的示意性电路图；
图7为用于一个成像并列显示申请的示意图；
图8包括根据本发明一个实施例的成像模块的一个例子的示意性侧面、平面以及功能性方框图；
图9为胶片盒的另一个剖面图；
图10为胶片盒的示意性外视图；
图11说明了用于本发明实施例的一个成像装置的操作模式；
图12为一个表格；
图13为一个时序图；
图14说明了本发明的一个实施例；
图15为每次读出一个装置的逻辑电路；
图16为顺序的读取两个装置的逻辑电路；
图17为使用了本发明的一个实施例的全景成像系统；
图18为使用本发明的一个实施例的自动X-射线检验系统。
图2为在国际申请WO95/33332中所述的成像系统10的一个例子的示意图，该申请用于在辐射14下对对象12进行辐射成像。例如，该辐射可以为X-射线辐射，该对象12可以为人体的一部分。该成像装置包括成像阵列15，其中包括至少一个有源像素半导体成像装置(ASID)16。虽然在图2中只是示意性的示出了一个ASID16，但是该成像阵列典型的都包括多个成像装置16。每个成像装置16都提供有多个图像或像素单元18。各个成像装置直接检测高能量入射辐射例如X-射线、α-射线、β-射线或者γ-射线，并通过在相应图像检测单元上或其邻近的单独可存取或可寻址的、有源的、动态图像单元电路，在各个像素单元上累积表示在该图像单元上入射辐射的数值。短语“单独可存取或可寻址”应该被解释为包括可以独立相互寻址的像素(例如按照随机或依次的顺序)。
该成像装置16可以包括一个半导体基底(例如硅)，每个图像或像素单元包括一个图像检测器单元19和一个有源图像单元电路20，或者在两个基底上，一个具有一列图像检测器单元19，而另一个具有有源图像单元电路20，该基底通过例如微凸起(凸起接头)而相互机械的连接在一块。
图3为一个2-基底成像装置或传感器的横截面示意图，其中还示出了基底之间的连接。图像检测器基底44的各个检测器单元19都通过微凸起46而与读取基底42的相应单元电路20相连。该图像检测器基底44可以由例如Si、CdZnTe、CdTe、HgI2、GAs、Ge或者TlBr构成。为了获得最大图像清晰度，最好使用高电阻率的Si来作为用于的检测器材料，而CdTe在要求高量子使用率以及低辐射剂量的应用中采用。通过标号FET示意性的表示出在基底42中的单元电路20。
该检测器基底44在其侧面具有连续的电极50，并暴露在入射辐射之下。在图3中，因此，入射辐射假设在朝上的方向到达。在检测器基底44的背面具有多个检测器单元电极54。就是这一列的检测器单元电极54有效的定义了检测器基底44内部的各个图像检测器单元19。该连续的电极50具有一个偏压并且在连续电极50和各个检测器单元电极54之间定义了一个图像单元检测区52。各个检测单元电极50都是带电的并通过各自的微凸起46与各个单元电路20机械连接。可以估计出图3中所示的只是高度的示意，而并不是成比例的。
当一个光子在检测器单元19上被吸收并生成了一个电荷或者当电荷辐射使得位于检测器单元19的检测器基底44的检测区域发生电离时，一个电脉冲会从检测器基底检测区52流至用于该图像单元18的单元电路20。
接着在一个有源电路元件中累积一个与电脉冲相关的值，可以直接被用作电荷值，也可以被用作等效电压或电流值，这样就能够连续的增加由随后的输入辐射生成的新电荷。可能的累积电路的例子可以是集成电容器或者集成晶体管的栅。在单元电路20中会一直进行电荷累积处理，直到从控制电子设备24中发出控制信号位置，该控制信号通过寻址各个单元电路20来进行读取信息的处理，实际上是以随机或单独的存取方式来进行。在读出累积电荷值期间，也会连续的对电荷进行累积。可以在读取之后有选择的对单元电路20进行复位，用以对电荷累积电路元件进行放电，并且只有在这么一小段时间内它们才是非有源的，在该小段时间内实际上并不存在无用时间。
这样，每个图像单元18都具有单元电路20，用来在例如辐射的光子或充电粒子入射到检测器单元19的检测区域内的时候累积在检测器单元中生成的电荷。有源单元电路20和检测器单元19在大小上为几十个微米(例如10-50μm)。
参照图4对单元电路的一个实例进行示意性说明。该单元电路的实例采用场效应晶体管(FET)作为射地-基地放大器。FET M11A70，并且尤其是它的栅构成了电荷累积电路。FET M11B72构成了读出电路。FET M11C构成了复位电路。VBIAS60为通过形成图像单元检测器单元19的损耗区输入的偏压。该检测器单元19由二极管符号D11表示。在该单元电路本身中，SIGOUT62是一个模拟信号输出，而VANA64是模拟电源输入。RES-R-1 66为复位输入并且ENA-R-1 68为单元电路的使能输入。
当RES-R-1 66以及ENA-R-1 68的输入都为低时，在晶体管M11A70的栅中自动累积为响应入射辐射而在检测器单元19中生成的电荷。为了读取图像单元，ENA-R-1 68被置为高态，这就允许来自晶体管M11A70的电流通过晶体管M11A72流至SIGOUT62。通过将RES-R-1 66置为高态来对单元电路进行复位，其中在RES-R-1 66被置为高态之后的短短几个微秒之后，将从晶体管M11A70的栅中移除任何累积的电荷。就在RES-R-1 66被置为低电平之后，立即在晶体管M11A70的栅中开始累积电荷。如果没有复位脉冲被提供给复位输入RES-R-166，则需要注意的就是，在使能输入ENA-R-1 68为高态时进行的读操作并不会毁坏电荷，相反仅仅引起直接与累积电荷成比例的电流。这就允许多次读取而不需要复位。
在图4中所示的例子中，可以通过使得电荷累积晶体管M11A70的栅电容构成图3中检测器单元19、电荷积累电路70、读出电路M11A72以及复位电路77的输入节点电容(全部电容)的大部分(大于60％，最好为90％)并最小化所有其它电路(以及检测器)部件的寄生或不希望的电容来对电荷累积能力进行最大化。例如，对于35μm×35μm的单元电路，M11A70电容量可以为2pF并且FET栅的动态范围至少为2V。这相当于存储电容中的大约25,000,000个光子。
返回至图2，该控制电子设备24包括处理和控制电路，它与半导体基底上的单元电路18相连，这由双箭头22表示。该控制电子设备24使得与各个图像单元18相关联的单元电路20能够被寻址(例如扫描)，用来读出在各个图像单元18的单元电路20中累积的电荷。该读出的电荷被提供给用于数字化的模数转换器(ADCs)以及用于处理二进制信号的数据简化处理器(DRPs)。相应于所有图像单元的读出是一个图像帧，并且该控制电子设备可以包括一个帧捕获器。
图5为图2中控制电子设备24的一个可能结构以及该控制电子设备24与像素单元18有源电路20的一个m×n矩阵之间的关系的示意图。为简便起见，对图5中的9个像素单元阵列进行说明，并且只示出了构成图2中的路径22的信号行。最好是根据本发明的成像装置一般都包括一个数量远大于图5中所示的像素单元。行选择逻辑电路460控制行读取474(ENA)以及行复位476(RES)，并且列逻辑电路462使能(COL-SEL)478从各个像素电路20中读取累积的电荷值，并以此作为对时钟信号479的响应。
该控制电子设备24包括行选择逻辑电路460、列地址逻辑电路462、电源电路470，模数转换器(ADC)456以及信号处理电路458。最好是，如果不是全部的话，一些控制电子设备24的是在由像素单元18阵列构成的图像阵列外部的基底上实现的。
该电源电路470通过连线454(在图5中示意性的示出)向像素单元18上的各个有源电路20供电并且还能够通过连线(未示出)向定义像素单元的电极提供偏压。
该行选择逻辑电路460通过行使能以及复位线464以及466来提供信号，该信号分别(也在图5中示意性的示出)从各个像素单元18的有源电路20中选择出用于读取以及复位的列。该行选择464以及行复位466线分别同该行的各个像素电路的使能输入ENA-R-1以及复位输入RES-R-1 66相连。在该行选择逻辑电路460中同时示出的是用于扫描连续行的行使能474以及行复位476信号。可以看出，复位脉冲476跟在行使能脉冲474后面，以便在读取之后对有源电路进行复位。
该列选择逻辑电路462实际上包括一个多路复用器，用来通过列线468(也在图5中示意性的示出)选择信号输出，每个列都同该列中各个像素电路20的SIGOUT输出62相连。在列选择逻辑电路462中表示的COL-SEL信号478就这样选择列，用来读取当前由行使能脉冲474选择出来的像素单元18的各个有源电路20。在所示的具体实施例中，响应在一个行使能期间的时钟CLK479，对列选择脉冲在连续的列位置上进行钟控，因此在行选择脉冲进行至下一行之前，在出现时钟脉冲时都对在当前选择行上的各个有源像素电路的累积电荷值进行计时。并接着由行复位脉冲476对刚刚读出来的行的各个有源像素电路进行复位。
如图5中所示的连接结构可以容易地使用常用的双金属化技术。虽然，如图5所述，按照预定的次序读取该像素，可以理解的是，该像素通过单独的行、列使能信号有效地按照随机的方式进行存取或者分别进行存取。可以理解的是，扫描方向可以转向(将行转为列)或者通过合适的行、列使能信号按照完全随机的顺序对各个像素进行存取。还可以理解的是，能够很容易的对顺序或并行处理程度进行修改，以满足各种应用所需。例如，可以在一个使能高态同时对所有的行进行设置，因此该列选择时钟能够并行输出，并因此提高了读出率。行的复位并不需要与读出率相匹配。在多次读取之后，每个行都可以以比读出速率还要低的速率被复位。可以理解的是，行和列的指定是任意的并且能够被转向。
为了有效地覆盖一个非常大的成像表面，最好在按照m×n像素的块分组，而所述块中的象素被以行顺序地被读取和复位。图6示出了像素电路20中的2行*4列的块的示意图。该像素电路累积在晶体管MijA栅上的电荷，其中i＝1，2并且j＝1，2，3，4。为了保持低电位的晶体管，各个栅都在读取之后接地。通过将时钟脉冲系列应用于CLK输入480以及将一个时钟周期高(读取位)应用于RB-IN输入482，来对读取进行初始化。
在第一次时钟周期内，该RB-IN输入482使能开关SW4，这就将用于第四列的模拟输出线468与模拟输出ROUT488相连。这样，当用于第一行的行使能输入ENA-R-1为高时，也就是打开了第一行的开关晶体管M14A52，在该第一时钟周期内，则表示任何存储在像素电路20(1，4)晶体管M14A450的栅中的电荷的信号电流通过开关SW4、经晶体管流至模拟输出ROUT490。
到时钟CLK的下一个时钟周期时，该RB-IN输入必须下降。最开始时位于触发器U1输入端的高态被时钟序列CLK钟控至触发器U2的输入端以及开关SW3，接着该开关SW3将第三列的模拟输出线468连接至模拟输出ROUT488，因此表示任何存储在像素电路20(1，3)的晶体管M13A450的栅中的电荷的信号电流通过开关SW4、经晶体管流至模拟输出ROUT490。由于SW4现在为低(下)，因此用于第四列的模拟输出线488处于断开状态。该读取位就这样波动地流经开关SW1-SW4以及触发器U1-U4，其用于时钟CLK连续时钟脉冲。该列使得触发器U1-U4构成了一个第一移位寄存器。
当该读取位被钟控出触发器U4时，则它也被钟控返回至触发器U1。它也被钟控返回至行使能逻辑电路U5-U7以及行复位逻辑电路U9-U11的时钟输入。每次从触发器U1-U4的输入接收一个时钟输入时，它们都会分别送进一个读取位和一个复位位，该复位位在读取位之后移动一步。该行使能逻辑触发器U5-U7构成了第二移位寄存器而行复位触发器U9-U11构成了第三移位寄存器。
通过这种方式，每次读出一行时，该读取位就会向上移动一行。类似的，复位位也会向上移动一行，但却是读取位后面的一行。当从最后一个触发器U11中读出复位位时，将其提供给读取位RBO输出484并对一个新的读取周期进行初始化。连续的读操作之间的时间应该足够短，以此来保证晶体管MijA的栅具有非常小的电位差，最好是与复位电位之间的电位差小于2V(或零电荷累积电位)。
返回至图2，该控制电子设备24还通过由箭头26所示的路径与一个图像处理器28相接。该图像处理器包括数据存储器，例如帧存储器，其中存有表示沿着相关图像单元18的位置从各个图像单元中读出的电荷的数字值。对于各个图像单元，每个从图像单元中读出的电荷值都被加到已经存储的电荷值上，因此能够对电荷值进行累积。结果，每个图像都可以被存为像素值二维阵列的一种表示，它可以存储在例如数据库中。
该图像处理器28可以存取数据库中已存的图像数据并选择一个给定的图像(所有阵列)和一部分图像(图像阵列的子采样)。该图像处理器28读取用于被选择图像位置的数值并通过用箭头30所示的预定路径将该数据的一种形式显示在显示器32上。除了被显示以外，该数据当然也可以被打印出来并被提交给进一步的处理操作。例如，背景和干扰可以作为一个常数从各个像素电荷值中提取出来。如果在成像之前获得了一个“空”图像，则该基础和/或背景减影法是有可能的。对于每个像素，可以导出背景值并且因此将其减去。
通过如箭头34所示的路径相连并且可能还通过如双箭头38所示的路径与显示器32相接的用户输入装置36，能够用于控制成像系统的操作。该用户输入装置36可以包括，例如，键盘、鼠标等。在本发明的一个实施例中，该图像处理器28、显示器32以及输入装置36是台式个人计算机(PC)系统、膝上型或笔记本计算机的所有部件。
对于一个使用个人计算机、膝上型或笔记本计算机系统的实施例，该控制电子设备24的接口可以由位于个人计算机、膝上型或笔记本计算机系统上的通用串行总线(USB)端口来实现，其中该系统包括图像处理器28。使用USB端口的优点就是它不需要计算机内部的特殊指定电路，这与个人计算机接口(PCI)以及接口串行适配器(ISA)总线不同。这样，只要将合适的软件装入到计算机系统中，则只需要将外部设备插入到该USB端口中。USB V1只具有最大带宽12Mbps，就是1.5MBps。这将会限制从控制电子设备24接收数据的速率，还有帧速率。可是，一种第二代USB V2端口也是可行的，其最大带宽为500Mbps(60MBps)。为了得到高速帧速率以及图像采集，最好采用USB V2端口。
在申请人共同未决的UK专利GB9614620.4中，描述了一种提供连续覆盖范围的方法，该方法能够同时保留用来非破坏性的代替各个检测器的选件。尤其是，该方法还应用于合成成像装置，该装置包括一个半导体基底44，至一个ASICCMOS晶体硅读出芯片42的凸起接合，如国际专利申请WO95/33332中所述。
图7为相应于图3中的GB9614620.4的附图。这里，该成像装置16包括一个已在上面参照图1-3对其进行了描述的凸起接合的检测器读出结构44/42，该装置16被安装至一个印刷电路板(PCB)81以构成一个成像装置，称为片90。该检测器读出结构44/42通过边缘80或等价结构相对于PCB81倾斜。通过这种方式，片(称作90.1)的一个作用区94覆盖了下一个片(也就是邻近并列显示90.2)的非激活区92。各个片的区域92都被保留用作PCB81与读出基底42之间的有线连接83。通过导电凸起或球84与导电环或垫85之间的连接来实现主支撑架82与PCB81之间的电接触。该环85通过绝缘层86上的孔位于所希望的位置上。该环85的下面就是导电触点。该片90通过螺栓88和螺母87固定在主支撑架82上，其中该螺栓从片的安装PCB81上伸出来。可以选择的是，其它可移除的紧固装置例如零插入力连接器、卡箍、真空装置等也可以用来保护支撑架上的片。
图像沿着与图7中的平面垂直的方向延伸的连续性要求检测器能够沿着该方向延伸到两个边缘为止。申请人共同未决的UK专利GB9703323.7提出了一种解决方法，该方法就是使得检测器基底44能够在除了侧面或者说是区域92以外的所有三个侧面上的读出基底42上延伸。
本申请人的英国申请GB2332608A描述了一种成像模块，该模块适于在一个成像盒里安装一个或多个。该成像盒可以作为通常的X-射线胶片盒的替代，并且包括一个或多个成像模块的集合，每个模块都包括安装在它们上面的一个或多个成像片。
通过多个小面积成像模块来构成一个大面积成像平面的优点就是在装配和更换方面比含有多个安装在一个大面积基底上的多个成像装置的大面积成像平面更加容易。
图8中示出了一个成像模块的例子，其中示出了侧面图(a)、平面图(b)以及功能性方框图(c)。
图8a和8b说明了一个构成成像模块的实例。该例中的模块100包括24个安装在多层印刷电路板102上的成像片90。如图8a所示，该片90在模块板102的上表面上在两维空间中被排成两行、十二列。模块100的一个区域104被预留在模块板102上，供电子器件使用，例如模拟电子设备、多路复用器、前置放大器、模数转换器等等，可用于特别的需要。为了在一个盒支撑架(图8中未示出)上安装模块100，在例如模块板102末端108提供孔或开口110以便于接收螺栓或其它紧固件(图8中未示出)的结构。也可以提供单独的电连接结构例如线缆连接器、边缘连接器、带状线缆等。另一方面，该模块板102也可以具有组合电连接器结构，例如零插入力、其它管脚和/或插座连接器结构等等，它们都可移动的机械定位该板并提供电连接。一种绝缘材料112层将片90与模块板102分开。该绝缘层112的厚度最好不要大于1mm。为了定位导电的橡胶垫或环或者其它的导电元件，尤其是弹性部件，还可以在绝缘层112中通过例如雕刻的方式提供孔85(参见图7)，通过这种方式，片90上的凸起状触点可以与模块板102上和内部的触点以及导电路径有电相连(电力)以及电子相连(信号)。其中采用了导电橡胶垫的地方，该橡胶的厚度最好小于0.5mm。
模拟电子部件113例如开关、电容器、线圈等最好置于模块板的如图8所示的较低表面上。这些部件用于例如降低或抑制与片电子部件的DC电压有关的干扰。
在该例中对模块100上的两行的片90的选择优选的是，为每个片至少提供一个自由边缘，这样就有利于在为安装电子设备106提供足够的空间的同时，可以很容易的进行替换。但是需要指出的是，在其它的实施例中也可以使用除了两行以外的其它行数的片90。
在该例中，可以将片90电力地和电子地分为簇114，因此每个簇内的各个片只能按顺序读出。也可以对各个簇114成组，称为兆簇，因此一个兆簇内所有的片都能够串行读出。接着就可以并行的读出相互独立的兆簇。从片的位置触点到电子电路的导电路径是由多层电路板102各层上的导电轨迹构成的。各层之间的连接是由根据一般多层电路板技术的镀层通孔来提供的。敏感信号被分配给电路板中间的单独层并且通过屏蔽材料进行屏蔽。
在图8c的例中，各个簇114都包括三个片并一共有8个这样的簇。具体说，片171、172、173在簇201中级联，片174、175、176在簇202中级联，片177、178、179在簇203中级联，片180、181、182在簇204中级联，片183、184、185在簇205中级联，片186、187、188在簇206中级联，片189、190、191在簇207中级联，片192、193、194在簇208中级联。
簇201-208接着被为分四个其中都含有6个片的兆簇，一个兆簇内的六个片是顺序读出的而四个兆簇是被并行读取的。具体来讲，簇201、202构成了一个兆簇210，簇203、204构成了一个兆簇212，簇205、206构成了一个兆簇214，以及簇207、208构成了一个兆簇216。
在另一个实施例中，簇201、204、205以及208被去激励而只有簇202、203、206以及207是有源的。这样就可以减小成像面积，以便于可以通过顺序的仅仅读取三个片来增加读取速率。可以通过在电子电路106中进行切换来实现对大或小成像面积的选择，并且不需要拆掉成像片90。
在图8的模块100的一个具体结构中，该片90提供了一个大约18.13*9.85mm的成像区域。该像素间距，不包括一些边缘像素，为35微米。有256行、512列的像素，因此每个片总共有131072个像素。该检测器基底延伸出读出基底芯片的边缘，除了侧面附近区域92(参见图7)。因此，该检测器层可以沿着图8b中所示的模块100的上沿及下沿进行物理以及机械接触。换句话说，当盒中的模块被一个挨着一个放置时，模块100上以及盒子中的邻近片检测器基底的边缘120是可以物理(机械)接触的。
在除了边缘92以外的边沿上检测器基底44的延伸出读出基底42的程度是由检测器边缘本身的精确度来确定的。这样，检测器基底边缘最好被定义为高精确度，例如200微米。在这种情况下，检测器基底至少延伸出读出基底这个数量。更好的是，精确度应该为50微米并且检测器基底至少延伸出半导体基底边缘这个数量。甚至更好的是，精确度应该为10微米并且半导体基底至少延伸出半导体基底边缘这个数量。检测器抛光应该被用于这一端。可以理解的是，半导体基底的基准涉及至少与区域92相邻的两个边缘以及可能涉及相对于区域92成像装置16相对端的边缘。
在另一个例中，薄绝缘胶片，例如聚酯薄膜位于直接接触中相邻检测器表面之间(也就是图8b中的120)。最好是，该胶片的厚度为10微米或者更小。更好的是，该胶片的厚度为5微米或者更小，该胶片的厚度为1微米或者更小。
另一个例子就是将该模块100设置为上下交错的结构，该结构中，一个模块相对于各个或者最临近的模块沿着与模块平面垂直的方向发生偏移，该偏移量稍稍大于检测器的厚度。通过这种方式，该检测器基底44不需要彼此之间物理接触，但是最好是它们能够稍微的相互重叠。检测器基底44的重叠部分要求仅为几个微米，一般都小于300微米。由于检测器基底的厚度一般为1mm，因此盒子所要求的附加厚度不明显。
其它的结构和设计在申请人的英国专利GB2332608A中进行了描述。
图9为用于支撑一个或多个成像装置或模块的盒子的剖面图。其中示出了通过使一个螺栓107穿过模块板中的孔108而将一个模块板10安装到盒子330中的模块支撑结构320上。可以在模块板的一端或两端同时提供螺栓。在模块板的一端提供螺栓时，在模块支撑结构320上可以提供一个用于同板的另一端相互衔接的结构。该模块支撑结构是带有螺纹的，用来接收螺栓，或者是通过单独的螺母来锁紧。为了调整模块以及模块支持结构之间的相对位置还提供了空间或其它的结构，这样就能，例如通过倾斜该模块来修正如下所述的视差。例如，可以采用可调整机械支撑结构来调整机械位置并将检测器角度在5-2.5度之间进行调整，同时在一端或模块阵列的两端调整盒内的所有模块。优选的，如图8所示，模块中的孔108是细长的以便于对模块进行调整并且安装和移除该模块。这样，例如为了在模块阵列的中部安装一个模块，可以松开周围模块的固定螺栓并将其从然后被安装的新模块的位置移走，并拧紧该螺栓。接下来，可以向着新安装模块向后的方向移动周围的模块并拧紧螺栓。类似的，为了移除中心位置的模块，可以松开用于安装周围模块的螺栓并将其从将要被移除的模块中拆除。
可以通过一个常用的外部连接器(例如并行连接器)354来提供盒子与例如外部计算机之间的外部连接，可以通过线缆356与一个计算机相连。由于通过线缆356与计算机相连的外部连接器有可能相当长，因此该接口板309可以包括常用的放大电路，用于从接口板向计算机传送信号并接收返回的信号。可任选地，如上所述，还可以采用USB或USB2接口。
可以理解的是，虽然本实施例中采用螺栓来进行模块的机械安装，可是也可以采用其它的机械结构例如夹子、卡口配件等等。作为另一种选择，也可以采用组合电子设备例如零插入力连接器、插头以及插座。
在本发明的优选实施例中，可以通过带状线缆111来实现单独的电连接器，其中该线缆与模块板102上的线缆连接器109相连。该带状线缆连接器允许模块100与接口板309的电连接。
在本发明的优选实施例中，该接口板309包括电源、模块系统控制电子设备以及一个计算机接口(可任选地，还可以包括数模转换器)，该接口板被置于多模块设备330的一个边缘的附近。通过这种方式，可以避免盒体厚度的增加。该接口板构成了成像盒的一部分或者是位于其中。
图10为成像盒体330的外部视图，该盒体包括一个具有X-射线可透射上表面352的外部壳体350。图10中还示出了一个外部连接器354。需要指出的是，该外部连接器位于盒体的一端，其中在使用中该盒体在X-射线装置370插入槽372中是可以被看见的。这样，如图10所示，用该成像盒体330替换了在一般的X-射线装置中所常用的X-射线胶片盒体。一般的，该盒体的厚度为20-30mm，并且外部表面为例如50*30mm(例如用于牙齿全景成像)，180*240mm(例如用于乳房X-射线成像)或者400*400mm(例如用于胸部X-射线)。
盒体的全部读出时间取决于像素读出/切换率以及盒体上的并联显示部分的数量。在本发明的优选实施例中，通过复用电路106中的簇输出而得到兆簇的输出，其中该电路位于图8b中用104标识的模块区中。总的输出率被增加到等于兆簇数量。在参照图8c对其进行描述的例子中包括4个兆簇。因此对于5MHz的像素读取/切换率来说，该模块的输出率就是20MHz。对于图7中整个盒体中的144个片来说，像素的总数达到了18.9百万。因此，对于2.5、5.0、10.0MHz的像素切换率来说，总共的近似读出时间分别为7.5秒、3.8秒以及1.9秒。如果只有一半的片被选择用来读出，则对于相同的时钟率来说该读出时间也会成一半。最好是，该像素切换率应为2.5MHz或更高。更好的是，该像素切换率应为5MHz或更高。更为适宜的是，该像素切换率应为10MHz或更高。还更为适宜的是，该像素切换率应为2.5MHz或更高。
在本发明的一个实施例中，来自各个模块的模拟复用的输出在盒体中被进一步复用。在图9的例中，来自6个模块的模拟输出被馈送至接口板309上的4个模拟复用器，并且，对表示模块输出信号组合的所产生的4个信号进行数字化。可以通过从一个计算机(例如图2中的控制电子设备)的控制电子设备中多通道ADC上的接口板馈送输出来进行数字化。可任选地，可以采用视频数字化。
这样，在本发明的一个实施例中，该盒体330能够提供一个如图2所示的系统成像阵列15。
在一个实施例中，该控制电子设备具有4个操作模式，用于选择将要被激活的成像基底的区域。图11示出了各个操作模式下成像基底的活性区域，0，0；0，1；1，0以及1，1。该控制电子设备具有两个操作模式，信号输入模式0以及模式1，它们可以以各种高和/或低进行组合，以便于从成像基底活性区域的4个操作模式中选择一个。仅仅通过从一个图像或像素单元电路(激活区域)中进行读取或不从一个图像或像素单元电路(非激活区域)中进行读取来使得成像基底区域是激活的或激活的。
如图11所示的成像装置包括1.8cm长的行，1.08cm长的列以及100μm的像素单元间距。
图11中示出了4种操作模式。图12中的表格概要的说明了这4种操作模式。当模式和信号均为低时，该成像装置按照一般模式进行操作，对这个芯片从第一行开始到最后一行结束，行108进行扫描。一旦扫描达到了最后一行108，则发出一个row-out信号。该第一种模式被周知为“一般模式”，并通过在模式1、模式0的输入中加入数字0，0来建立该模式。
当模式1为低而模式0为高时，使用从成像装置中间开始的80行。这能够建立一个成像装置中8mm宽的活性区域。因此，该模式被称为“8mm窗口”模式。从行号15的第一图像或像素开始扫描，并且在达到第94行时生成row-out信号。
当模式1为高而模式0为低时，从成像装置中间的60行是活性的，并从行号25的第一图像或像素开始扫描，并在达到行号94的末端时候结束，生成row-out信号。该模式被称为“6mm窗口”模式。
当两个模式信号都为高时，从成像装置中间的40行是活性的，并从行号35的第一图像或像素开始扫描，并在达到行号74的末端时候结束，同时生成row-out信号。该模式被称为“4mm窗口”模式。
在一般操作模式中，成像装置的读出序列从图11中成像装置的左上角中示出的第一行的第一个图像或像素开始。这可以通过在col-ena以及row-ena信号线上建立一个使能脉冲来进行初始化。在下一个时钟周期内，通过选择下一列等来选择同一行中的下一图像或像素单元，等等直到达到第一行的最后一列。接着，建立一个col-out信号。一个新的脉冲被加入到row-ena输入端，并对第二单元的第一图像或像素进行读取。在最后一行的末端，确立一个row-out脉冲信号。在一般模式下对成像芯片进行操作的时序图在图13中示出。
上述的实施例尤其适于其中X-射线光束非常窄的成像装置以及设备，例如利用扇形X-射线光束的牙齿全景成像系统。可以根据成像系统的X-射线光束的宽度来选择如上所述的操作模式。例如，如果X-射线光束的宽度为4mm或更小，则可以对模式进行设定以便于以4mm窗口模式对成像装置进行操作。因此，对于只能够对该成像装置中心4mm宽的带进行读取。这就导致了只有很少的图像或像素单元电路被读取，因此减少了将要被处理并从成像装置中发送出去的数据。这还增加了帧速率，或者降低了数据带宽的需求。操作模式的数量并不仅限于4个，上面所述的模式仅仅作为示例。可以采用4个或更少的模式。进一步，对于本领域内的普通技术人员来说很明显的是，为成像装置提供不同活性区域的不同操作模式并不仅限于参照图11-13所描述的具体成像装置或者结构，也可以用于其它结构，例如，参照图5-8所述的结构。
图14中示出了一个特殊的实施例，其中该检测区域包括8个安装到支撑结构108上的成像装置90。该实施例特别适合于牙齿全景成像方面的应用，在该应用中采用了相当窄的X-射线光束，例如扇形光束或锥形光束。该结构也可以用在一个用于进行在线非破坏性检验的系统中，在该检验中，将要被检验的对象相对于成像装置进行移动，例如沿着一个传送带移动。可以分别的读出各个成像装置90，这就要求有8个独立的与图像处理器28相连的读出通道。对于这种独立的可操作结构，列和行使能信号被反馈，以便于构成一个闭环系统，例如图15中的附图所述。图15中所示装置的操作是从生成的使能信号开始的。一旦开始，就会选择成像装置90的第一行和第一列进行输出。列选择器在每个时钟周期内会事先顺序的读取该列，并且当第一行的最后一列被读出时，就会生成一个col-out信号。该col-out信号被反馈逻辑电路380/382，并且行选择器向前推。接着按照相同的方式对下面的行进行读取，直到达到了成像装置90的最后一行，并给该row-out信号一个反馈的脉冲，以使能装置90的第一列。
图16示出了用于连接两个片的例子，因此它们被作为一个单元顺序的读出。再一次，使用输入到逻辑电路380/382的使能信号开始成像。一旦开始了，就会选择第一成像装置90a的第一行和第一列进行输出。列选择器在每个时钟周期内前行，并且，并且当第一行的最后一列被读出时，就会生成一个col-out信号。该col-out信号被连接至下一个成像装置90b的col-ena输入端。对像素的读取会从成像装置90b等的第一行开始，并一直进行下去，直到读到由90a和90b定义的整个成像区域第一行的最后一个像素为止。成像装置90b的col-out信号被返回至成像装置90a，并向前推进行选择器。接着按照相同的方式对下面的行进行读取，直到达到了成像装置的最后一行，并给该row-out以及last-pixel信号一个表示已经达到了成像区域中最后像素的脉冲，并将其反馈回去以使能成像装置90a的第一列。很显然的，如果图15或图16任何一个中所示的使能信号应该变低，则会终止扫描。
现在参看图17，其中示意性的说明了根据本发明一个实施例的牙齿全景成像系统500。该成像系统包括一个X-射线源502以及一个位于病人头部512周围的传感器503。该传感器503可以包括一个单独的成像装置或者多个安装在一起构成一个成像模块的成像装置，例如上面分别参照图8和图14进行描述的成像模块。适宜的，该成像装置或成像装置模块被安装到一个盒体中，如上面的图9和图10所述。接着可以将该盒体装配到一个合适的支撑结构中，最好是一个用于支撑胶片盒体的结构中。这样，构成传感器装置503的成像盒体就能够更换其内部的胶片盒体。
控制电子设备506包括用于成像装置或成像装置模块的处理以及控制电路，其中的成像装置或成像装置模块构成了传感器503，并与半导体基底的单元电路相连，这正如双向连接504所示。该控制电子设备506按照与前面所述类似的方式对成像装置进行控制。该控制电子设备506还通过如箭头508所示的路径与图像处理器510相接。该图像处理器510的操作如上所述，并且还包括数据存储器，在该存储器存有表示电荷的数字值，该电荷是从各个图像单元读出的，并且被存储在相应于当前正在被积累的图像帧的帧存储器中。
X-射线源502以及传感器503被设置成围着点514旋转，为了在传感器503上形成对象512的一个具体或希望的平面，该旋转点514本身是可以移动的。
在操作过程中，该成像系统500在进行扫描之前首先要对其进行初始化。例如，要进行一个传感器校准程序以便于测量暗电流或者静止电流，例如为了从扫描期间读出的电荷值中减去这些值。在扫描开始时，X-射线源位于第一位置502(a)，传感器也位于相应的第一位置503(a)。从位置502(a)的X-射线源输出一个X-射线扇形光束516(a)并照射病人的头部512，以便于在传感器503上形成病人头部512的一部分518(a)的图像。
X-射线源502和传感器503都在扫描期间持续地移动。“持续”的意思就是X-射线源502和传感器503都不会步进越过扫描的任何一个阶段，对于每一个阶段都有特定的曝光。还有，它们的移动是平滑的。可是，对于本领域内的普通技术人员来说可以理解的是，该平滑的移动可以通过步进马达被给予给X-射线源502和传感器503中的一个或二者，例如适当的频率钟控就能提供一个基本连续的移动。还有，X-射线源可以在整个扫描过程中一直进行辐射，而不是在步进扫描移动的每个步骤中单独的进行曝光。因此，这就可能在10秒钟或更短的时间内完成扫描，而在一般的步进系统中这将需要大约20秒钟。进一步，由于X-射线源在扫描期间会持续的运动，因此它并不需要快速的切换开与关，而这样的开和关就会直接缩小X-射线源的使用寿命。为了避免使得对象部分518(a)的图像516(a)出现模糊不清的情况，相应于从一个检测器单元射入的X-射线的电荷值应该按照一定的时间间隔被读出，该时间间隔基本上小于或等于对应于病人头部目标点的图像点穿过成像装置的一半检测器单元宽度的时间，其中成像装置构成了该传感器503。在该时间间隔内，用于执行扫描的装置的图像单元的全部图像单元输出值均被读出。每个这些时间间隔从用于扫描的所有图像单元读出的该图像单元输出值构成图像帧。各个图像帧都可以被存储在图像处理器中，并在这之后与其它的图像帧合并在一起生成一个图像。因此，该第一图像帧得到了病人头部部分518(a)的图像。在下一个时间间隔，所有的图像单元输出值都被读出，也就是帧间隔，相应于X-射线源位置502(b)的病人头部的部分518(b)的图像(516b)被存为图像帧。这种处理会一直持续下去，直到扫描结束。
为了使整个帧能够在时间周期内被读出的单个单元被读出的速率，应该使得一个图像点穿过检测器单元不多于一半，取决于X-射线源和传感器的移动速率，还有正在被利用的成像装置的成像单元的数量。例如，如果使用根据图11所示实施例的成像装置，则可以根据成像装置的操作模式来使用不同的成像装置。很显然，利用的成像单元越少，各个成像单元被钟控读出图像单元输出值就会越慢。合适的时钟频率为5MHz或更多，最好是10MHz或更多以及20MHz或更多。通过将控制电子设备506设置为一个合适的模式来确定读出时钟频率，这取决于成像装置的操作模式以及X-射线源以及传感器的移动速度。
现在参照图18，其中示出了一个自动X-射线检验系统524的例子，用于非破坏性的检验对象513例如电路板。在图18的例子中，X-射线源502和传感器503都保持静止。传感器通过双向箭头504与控制电子设备相连。该图像处理器510通过箭头508与控制电子设备相连。扇形X-射线光束516从X-射线源502发出，入射到传感器503上。将要被检验或检查的对象被置于传送带522上，以使它们通过X-射线光束516。在该实施例中，由对象513的移动来提供扫描运动。扫描图像的构成与图17中所述的一样。也就是说，以一时钟速率读取出各个图像单元输出值，因此能够在时间间隔内读出正被使用的所有图像单元，在该时间间隔内图像点将经过不多于该检测器宽度的一半。这就可以避免图像的模糊，并且可以获得像素级的分辨率。
根据本发明的实施例能够提供的帧速率为每秒60帧或更多，最好是每秒100帧或更多，更好的是每秒200帧或更多。
对于其中一组单元的输出被组合用于需要较低分辨率的应用或用于只有一组单元中一个成像单元的电荷输出值被利用的实施例中，例如降低数据读出率的应用中，则所有相关的读出操作就会被要求必须在一时间间隔内或等于该时间间隔发生，该时间间隔相应于一个图像点穿过一组单元的一半距离，，其中该一组单元的输出被组合在一起，或者只有一个单元的输出被利用。
参照上面的描述，对于本领域内的普通技术人员来说，在本发明的范围内进行各种修改都是显而易见的。例如，虽然这里说明了一种牙齿全景成像系统，但是其它的成像结构也都可以采用本发明，例如整个身体的扫描。
本发明披露的范围包括任何新的或所披露内容的组合，其中这些内容可以是明显的、不明显的或者是衍生出来的，而不管其是否涉及于被要求保护的发明，或者减少了本发明所指出的任何或全部问题。申请人这里提请注意的是，新的权利要求在该申请的诉讼或其它进一步的处理期间是可以被确定为具有这种特征的。尤其是，参照附加的权利要求书，从属权利要求的特征可以与独立权利要求的特征进行组合，并且各个独立权利要求的特征也可以以合适的方式进行组合，而并不仅限于说明书中所列举出来的组合方式。
为避免产生疑问，说明书以及权利要求书中的术语“包括”并不应该仅仅被解释为“只由...构成”。

Claims (60)

1.一种成像系统，用于高能辐射直接转换扫描成像，其被设置成根据单一成像扫描操作提供成像数据用于产生一个对象的多个X射线断层图像平面，该成像系统包括：
高能辐射源部分；
半导体高能辐射直接转换成像装置，包括有多个成像单元，每个成像单元被单独寻址并且包括一个检测器单元和一个读出单元，用于生成表示入射到所述检测器单元的高能辐射的成像单元输出值；
为了在所述对象的位置对对象进行扫描而将所述源部分和/或所述成像装置设置为相对于一个对象位置进行连续的移动；以及
其中所述读出单元用来在各时间间隔读出所述成像单元的输出值，该时间间隔对应于一个对象图像点在扫描期间在扫描方向穿过检测器区域的一半或更少的距离。
2.根据权利要求1的成像系统，在各个所述的时间间隔期间，从所述多个成像单元的至少一个子集中的每一个中读出一个图像单元值。
3.根据权利要求1或2的系统，其中所述源部分和/或所述成像装置是可移动的，用来从两个或更多的位置中的所述对象位置为对象的一个部分进行成像。
4.根据权利要求1的成像系统，其中所述源部分和/或所述成像装置相对于所述对象位置进行旋转移动。
5.根据权利要求4的成像系统，所述源部分和/或所述成像装置关于一条可移动的旋转轴旋转移动。
6.根据权利要求1的成像系统，用于在线高能辐射检查系统，其中所述源部分和/或所述成像装置被设置为相对于所述对象位置进行线性移动。
7.根据权利要求1的成像系统，其中所述源部分包括一个用于高能辐射源的支撑结构。
8.根据权利要求1的成像系统，其中所述源部分包括一个高能辐射源。
9.根据权利要求7或8的成像系统，其中所述高能辐射源包括一个可操纵光束高能辐射源。
10.根据权利要求9的成像系统，其中所述可操作光束高能辐射源包括一个电子可操纵光束。
11.根据权利要求7或8的成像系统，其中所述高能辐射源用于在扫描期间连续的进行高能辐射。
12.根据权利要求1的成像系统，其中所述成像装置用来在各时间间隔读出所述成像单元的输出值，该时间间隔对应于一个对象图像点穿过所述检测器区域的一部分。
13.根据权利要求12的成像系统，其中所述成像装置用来在各时间间隔读出所述成像单元的输出值，该时间间隔对应于一个对象图像点穿过一个检测器区域的一半。
14.根据权利要求1的成像系统，其中所述读出单元用来在穿过所述检测器区域期间读出所述成像单元的输出值。
15.根据权利要求14的成像系统，其中所述读出单元用来在穿过所述检测器区域期间连续地读出所述成像单元的输出值。
16.根据权利要求1的成像系统，其中所述检测器区域包括一个检测器单元。
17.根据权利要求1的成像系统，其中所述读出单元用来在所述穿过之后读出所述成像单元的输出值。
18.根据权利要求1的成像系统，其中所述读出单元用来以5MHz或更快的速率读出所述成像单元的输出值。
19.根据权利要求18的成像系统，其中所述读出单元用来以大于10MHz的速率读出所述成像单元的输出值。
20.根据权利要求19的成像系统，其中所述读出单元用来以20MHz或更快的速率读出所述成像单元的输出值。
21.根据权利要求1的成像系统，其中所述读出单元用来对所述成像装置的多个成像单元中的至少一些读出所述成像单元的输出值。
22.根据权利要求1的成像系统，包括多个成像装置。
23.根据权利要求22的成像系统，其中所述各个成像装置被分别读出。
24.根据权利要求22的成像系统，其中将两个或更多的成像装置耦合在一起，用来从多于一个成像装置中读出所述成像单元的输出值。
25.根据权利要求1的成像系统，与数据获取以及控制装置相接，用来接收以及存储成像单元的输出值。
26.根据权利要求的成像系统，其中所述数据获取以及控制装置包括个人计算机。
27.根据权利要求26的成像系统，使用USB接口总线与所述个人计算机、笔记本或膝上计算机相接。
28.根据权利要求27的成像系统，使用USB2接口总线与所述个人计算机、笔记本或膝上计算机相接。
29.根据权利要求1的成像系统，所述读出单元包括高速集成电路。
30.根据权利要求29的成像系统，所述读出单元包括根据以下一项或多项技术制造的电路：
CMOS；双多晶MOS；NMOS；JFET；P2CMOS；XMOS；GaAs集成电路过程；ECL；TTL；双极线性；BiCMOS；EEPROM/PLASH过程；SALICIDE过程；光电子学；互补双极DLM2；铜细线；以及BCD C双极/CMOS/DMOS。
31.根据权利要求1的成像系统，其中所述成像装置用来以60帧/秒的帧速率读出成像单元的输出值。
32.根据权利要求1的成像系统，其中所述成像装置用来以100帧/秒的帧速率读出成像单元的输出值。
33.根据权利要求1的成像系统，其中所述成像装置用来以200帧/秒的帧速率读出成像单元的输出值。
34.一种使用成像系统进行高能辐射直接转换扫描成像的方法，该成像系统被设置成根据单一成像扫描操作提供成像数据用于产生一个对象的多个X射线断层图像平面，该成像系统包括：
高能辐射源部分；以及
半导体高能辐射直接转换成像装置，包括有多个成像单元，每个成像单元被单独寻址并且包括一个检测器单元和一个读出单元，用于生成表示入射到所述检测器单元的高能辐射的成像单元的输出值；
该方法包括：
相对于一个对象位置连续移动所述源部分和/或所述成像装置，用来对所述对象位置上的对象进行扫描；以及
在一时间间隔读出所述成像单元的输出值，该时间间隔对应于一个对象图像点在扫描的方向上穿过一个检测器区域距离的一半。
35.根据权利要求34的方法，其中所述读出步骤包括在所述时间间隔期间，从所述多个成像单元的至少一个子集中的每一个中读出一个图像单元值。
36.根据权利要求34或35的方法，其中所述移动步骤包括从两个或更多的位置移动所述源部分和/或所述成像装置，用来在所述对象位置对一个对象的一部分进行成像。
37.根据权利要求34的方法，还包括对所述源部分和/或所述成像装置进行安排，以使其能够相对于所述对象位置进行旋转移动。
38.根据权利要求37的方法，其中对所述源部分和/或所述成像装置进行安排，以使其能够关于一个可移动的旋转轴进行可旋转移动。
39.根据权利要求34的方法，用于牙齿全景成像。
40.根据权利要求34的方法，用于牙齿计算机化断层X射线成像。
41.根据权利要求34的方法，用于在线高能辐射检查。
42.根据权利要求34的方法，其中所述高能辐射源部分包括一个高能辐射源，用于在扫描期间连续的进行高能辐射。
43.根据权利要求34的方法，其中所述读出步骤包括在各时间间隔读出所述成像单元的输出值，该时间间隔对应于一个对象图像点穿过所述检测器区域的一部分。
44.根据权利要求34的方法，其中所述读出步骤包括在一时间间隔读出所述成像单元的输出值，该时间间隔对应于一个对象图像点穿过一个检测器区域的一半。
45.根据权利要求34的方法，其中所述读出步骤包括读出所述成像单元的输出值，该输出值描绘所述检测器区域的所述穿过。
46.根据权利要求34的方法，其中所述检测器区域包括一个检测器单元。
47.根据权利要求34的方法，其中所述读取步骤包括为所述成像装置的多个成像单元中的至少一些读出所述成像单元的输出值。
48.根据权利要求34的方法，用于一个包括多个成像装置的成像系统，其中所述读取步骤包括分别读取各个成像装置。
49.根据权利要求34的方法，用于一个包括多个成像装置的成像系统，其中成像装置具有两个或更多的耦合在一块的成像装置，并且其中所述读取步骤包括从多于一个的成像装置中读出成像单元的输出值。
50.根据权利要求39或40的方法，包括根据单一成像扫描操作，提供用于执行牙齿全景重构的成像数据的步骤，包括跟随头骨中的牙齿中心线的多个突显层。
51.根据权利要求39或40的方法，包括根据单一成像扫描操作，提供用于执行多个不同齿弓结构的重构的成像数据的步骤。
52.根据权利要求39或40的方法，包括通过移动和添加从单一成像扫描操作中获取的多个存储的图像帧，提供用于构建多个图像的成像数据的步骤，每一个图像包括不同深度和轮廓的突显层。
53.一种牙齿全景成像系统，用于高能辐射直接转换扫描成像，其被设置成根据单一成像扫描操作提供成像数据用于产生一个对象的多个X射线断层图像平面，该牙齿全景成像系统包括：
高能辐射源部分；
半导体高能辐射直接转换成像装置，包括有多个成像单元，每个成像单元被单独寻址并且包括一个检测器单元和一个读出单元，用于生成表示入射到所述检测器单元的高能辐射的成像单元输出值；
为了在所述对象的位置对对象进行扫描而将所述源部分和/或所述成像装置设置为相对于一个对象位置进行连续的移动；以及
其中所述读出单元用来在各时间间隔读出所述成像单元的输出值，该时间间隔对应于一个对象图像点在扫描期间在扫描方向穿过检测器区域的一半或更少的距离。
54.根据权利要求53的牙齿全景成像系统，包括根据单一成像扫描操作，提供用于执行牙齿全景重构的成像数据，包括跟随头骨中的牙齿中心线的多个突显层。
55.根据权利要求53的牙齿全景成像系统，包括根据单一成像扫描操作，提供用于执行多个不同齿弓结构的重构的成像数据。
56.根据权利要求53的牙齿全景成像系统，包括通过移动和添加从单一成像扫描操作中获取的多个存储的图像帧，提供用于构建多个图像的成像数据，每一个图像包括不同深度和轮廓的突显层。
57.一种牙齿计算机化断层X射线成像系统，用于高能辐射直接转换扫描成像，其被设置成根据单一成像扫描操作提供成像数据用于产生一个对象的多个X射线断层图像平面，该牙齿计算机化断层X射线成像系统包括：
高能辐射源部分；
半导体高能辐射直接转换成像装置，包括有多个成像单元，每个成像单元被单独寻址并且包括一个检测器单元和一个读出单元，用于生成表示入射到所述检测器单元的高能辐射的成像单元的输出值；
为了在所述对象的位置对对象进行扫描而将所述源部分和/或所述成像装置设置为相对于一个对象位置进行连续的移动；以及
其中所述读出单元用来在各时间间隔读出所述成像单元的输出值，该时间间隔对应于一个对象图像点在扫描期间在扫描方向穿过检测器区域的一半或更少的距离。
58.根据权利要求57的牙齿计算机化断层X射线成像系统，包括根据单一成像扫描操作，提供用于执行牙齿全景重构的成像数据，包括跟随头骨中的牙齿中心线的多个突显层。
59.根据权利要求57的牙齿计算机化断层X射线成像系统，包括根据单一成像扫描操作，提供用于执行多个不同齿弓结构的重构的成像数据。
60.根据权利要求57的牙齿计算机化断层X射线成像系统，包括通过移动和添加从单一成像扫描操作中获取的多个存储的图像帧，提供用于构建多个图像的成像数据，每一个图像包括不同深度和轮廓的突显层。
CN01822810.0A 2000-12-22 2001-12-20 一种用于扫描成像的辐射成像系统以及方法 Expired - Fee Related CN1273843C (zh)

Applications Claiming Priority (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US25716800P 2000-12-22 2000-12-22
US60/257,168 2000-12-22
GB0031542.4 2000-12-22
GB0031542A GB0031542D0 (en) 2000-12-22 2000-12-22 A radiation imaging system,device and method for panoramic imaging
GB0119559A GB2371196A (en) 2000-12-22 2001-08-10 High energy radiation scan imaging system
GB0119559.3 2001-08-10

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN1535387A CN1535387A (zh) 2004-10-06
CN1273843C true CN1273843C (zh) 2006-09-06

Family

ID=27256030

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN01822810.0A Expired - Fee Related CN1273843C (zh) 2000-12-22 2001-12-20 一种用于扫描成像的辐射成像系统以及方法

Country Status (4)

Country Link
EP (1) EP1346238A2 (zh)
CN (1) CN1273843C (zh)
AU (1) AU2002237451A1 (zh)
WO (1) WO2002052505A2 (zh)

Families Citing this family (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10313110A1 (de) 2003-03-24 2004-10-21 Sirona Dental Systems Gmbh Röntgeneinrichtung und röntgenstrahlenempfindliche Kamera
DE60318214T2 (de) 2003-11-21 2008-12-18 Carestream Health, Inc., Rochester Zahnärztliches Röntgengerät
GB0409572D0 (en) * 2004-04-29 2004-06-02 Univ Sheffield High resolution imaging
US8295432B2 (en) 2005-05-02 2012-10-23 Oy Ajat Ltd Radiation imaging device with irregular rectangular shape and extraoral dental imaging system therefrom
US9332950B2 (en) 2005-05-02 2016-05-10 Oy Ajat Ltd. Radiation imaging device with irregular rectangular shape and extraoral dental imaging system therefrom
US7676022B2 (en) 2005-05-02 2010-03-09 Oy Ajat Ltd. Extra-oral digital panoramic dental x-ray imaging system
US7336763B2 (en) 2005-05-02 2008-02-26 Oy Ajat Ltd Dental extra-oral x-ray imaging system and method
US7742560B2 (en) 2005-05-02 2010-06-22 Oy Ajat Ltd. Radiation imaging device with irregular rectangular shape and extraoral dental imaging system therefrom
WO2007030163A2 (en) 2005-05-20 2007-03-15 Imaging Sciences International, Inc. Panoramic view generator
CN101365963B (zh) * 2006-01-09 2012-02-01 皇家飞利浦电子股份有限公司 构建飞行时间pet图像的方法
KR100923101B1 (ko) 2008-01-15 2009-10-22 주식회사바텍 프레임방식의 영상획득장치 및 영상획득방법
US7715525B2 (en) 2008-03-13 2010-05-11 Oy Ajat Limited Single sensor multi-functional dental extra-oral x-ray imaging system and method
US7715526B2 (en) 2008-03-13 2010-05-11 Oy Ajat Limited Single sensor multi-functional dental extra-oral x-ray imaging system and method
EP2434955A4 (en) * 2008-12-16 2014-01-01 Feldman Daniel Uzbelger DENTAL FLUOROSCOPIC IMAGING SYSTEM
US8538117B2 (en) 2009-04-07 2013-09-17 Virginia Commonwealth University Accurate pelvic fracture detection for X-ray and CT images
EP2446822B1 (en) * 2009-06-25 2019-05-08 The Yoshida Dental Mfg. Co., Ltd. X-ray photographing device
EP2527874B1 (de) * 2011-05-26 2017-10-11 Agfa HealthCare NV System, Vorrichtung und Verfahren zum Auslesen von in einer Speicherleuchtstoffplatte gespeicherten Röntgeninformationen
CN102572307A (zh) * 2012-01-11 2012-07-11 北京工业大学 暗盒式数字化x线扫描成像板
JP6125200B2 (ja) * 2012-11-05 2017-05-10 株式会社吉田製作所 Ｘ線撮影装置
CN103489886A (zh) * 2013-08-29 2014-01-01 中国科学院长春光学精密机械与物理研究所 一种可提高成像质量的tdi-ccd像元结构
CN107072610A (zh) * 2014-07-28 2017-08-18 韩国威泰有限公司 X射线成像装置和x射线成像方法
DE102016201701A1 (de) * 2015-02-24 2016-08-25 Siemens Aktiengesellschaft Mobiles, motorisch fahrbares medizinisches Gerät und Verfahren zum Betrieb eines derartigen Geräts
CN106291654B (zh) * 2016-08-31 2018-04-06 京东方科技集团股份有限公司 辐射检测器及其制造方法
WO2018133093A1 (en) 2017-01-23 2018-07-26 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Methods of making semiconductor x-ray detector

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5340988A (en) * 1993-04-05 1994-08-23 General Electric Company High resolution radiation imaging system
GB2289983B (en) * 1994-06-01 1996-10-16 Simage Oy Imaging devices,systems and methods
US5510623A (en) * 1995-02-24 1996-04-23 Loral Fairchild Corp. Center readout intra-oral image sensor
JPH09135829A (ja) * 1995-11-16 1997-05-27 Morita Mfg Co Ltd 医療用ｘ線断層撮影装置
JP4277359B2 (ja) * 1999-05-10 2009-06-10 株式会社島津製作所 Ｘ線ｃｔ装置

Also Published As

Publication number Publication date
CN1535387A (zh) 2004-10-06
AU2002237451A1 (en) 2002-07-08
EP1346238A2 (en) 2003-09-24
WO2002052505A3 (en) 2002-12-05
WO2002052505A2 (en) 2002-07-04

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN1273843C (zh) 一种用于扫描成像的辐射成像系统以及方法
US7136452B2 (en) Radiation imaging system, device and method for scan imaging
CN101138502B (zh) 可平铺多层探测器
US7634061B1 (en) High resolution imaging system
Zentai Comparison of CMOS and a-Si flat panel imagers for X-ray imaging
US8829446B2 (en) Tile for detector array of imaging modality having selectively removable/replaceable tile sub-assemblies
US20090274266A1 (en) X-ray detector and x-ray ct apparatus
US10283557B2 (en) Radiation detector assembly
JP2004328145A (ja) 放射線撮像装置
CN1825205A (zh) 射线照相装置,射线照相系统,及其控制方法
CN110546944A (zh) 有源像素传感器计算机断层摄影(ct)检测器和读出方法
US9620256B2 (en) X-ray imaging device including anti-scatter grid
CN101304689B (zh) 减少x射线探测器中3d伪影的方法
US9535171B2 (en) Radiation detector with steering electrodes
CN1879559A (zh) 放射线成像装置、其控制方法和放射线成像系统
US10686003B2 (en) Radiation detector assembly
JP6194126B2 (ja) モジュライメージング検出器ａｓｉｃ
US20120105665A1 (en) Digital image pickup apparatus, radiation imaging apparatus, and radiation imaging system
EP1565942B1 (en) X-ray examination apparatus
US9024269B2 (en) High yield complementary metal-oxide semiconductor X-ray detector
JP5970641B2 (ja) 撮像装置
JP2006128644A (ja) 撮像装置、放射線撮像装置、及び放射線撮像システム
JP2005270297A (ja) 放射線ｃｔ撮影装置及び放射線ｃｔ撮影システム及びそれを用いた放射線ｃｔ撮影方法
EP4220235A1 (en) Radiation detector unit with three-side buttable read-out integrated circuit
GB2371196A (en) High energy radiation scan imaging system

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
ASS Succession or assignment of patent right

Owner name: IPL INTELLECTUAL PROPERTY PERMIT CO., LTD.

Free format text: FORMER OWNER: GOLDEN FORCE LTD.

Effective date: 20070921

C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20070921

Address after: Limassol

Patentee after: Goldpower Ltd.

Address before: British Virgin Islands toto

Patentee before: Goldpower Ltd.

ASS Succession or assignment of patent right

Owner name: SIEMENS AKTIENGESELLSCHAFT

Free format text: FORMER OWNER: IPL INTELLECTUAL PROPERTY LICENSING LIMITED

Effective date: 20110524

C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
COR Change of bibliographic data

Free format text: CORRECT: ADDRESS; FROM: LIMASSOL, CYPRUS TO: MUNICH, GERMANY

TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20110524

Address after: Munich, Germany

Patentee after: Siemens AG

Address before: Limassol

Patentee before: Goldpower Ltd.

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20060906

Termination date: 20201220

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee