FR2866179A1 - Detecteur hybride de rayons x - Google Patents
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Abstract
Détecteur hybride (12) de rayons X, comprenant : un premier détecteur (22, 24) conçu pour recevoir des rayons X (16), le premier détecteur (22, 24) absorbant une première partie des rayons X (16) et laissant passer une deuxième partie des rayons X (16) à travers le premier détecteur (22, 24) ; et un deuxième détecteur (22, 24) conçu pour recevoir la deuxième partie des rayons X (16).
Description
DETECTEUR HYBRIDE DE RAYONS X
La présente invention concerne d'une façon générale un système et un procédé pour différencier des caractéristiques de matières à l'aide d'un système d'imagerie et, plus particulièrement, un système et un procédé pour différencier des caractéristiques de matières à l'aide d'un détecteur hybride de rayons X. La discrimination d'énergie accroît notablement les capacités d'un détecteur en imagerie radiologique. La discrimination d'énergie améliore le rapport signal/bruit permet potentiellement la distinction de matières différentes. Les applications actuelles de la discrimination d'énergie se limitent à la radiographie (RAD) (radiographie numérisée et radiographie par reconstruction d'image), la mammographie et certaines applications de la tomodensitométrie à double énergie. Une première approche consiste à séparer deux détecteurs par une mince plaque métallique, laquelle absorbe de préférence les rayons X de faible énergie. Les rayons X de faible énergie fournissent ensuite un signal relativement plus fort au premier détecteur et des rayons X de plus forte énergie fournissent un signal relativement plus fort dans le deuxième détecteur. Une autre solution consiste à avoir deux expositions séparées à des rayons X et à utiliser des spectres de rayons X différents pour chacune. Ces solutions ont en commun que de multiples images sont successivement acquises et combinées pour produire une ou plusieurs images traitées représentant les informations fournies par le rayonnement supplémentaire. Cependant, cette approche ne fonctionne bien que pour des expositions à une seule prise de vue, comme en RAD et en mammographie.
Pour l'imagerie cardiaque, il est souhaitable d'obtenir des images de petits objets tels que des guides souples et des cathéters, qui se déplacent en temps réel, et de le faire chez des patients corpulents, pour qui l'obtention d'une image de qualité pose de grandes difficultés. Pour ce type d'imagerie, il est souhaitable d'avoir à la fois une grande résolution spatiale et une distinction précise des matières. Les cathéters deviennent plus petits et plus difficiles à visualiser dans le coeur aux mouvements rapides. Ainsi, pour cette application, les solutions faisant intervenir une imagerie séquentielle par rapport à la discrimination d'énergie ne conviennent pas.
On notera aussi qu'il existe également des détecteurs à conversion directe, par exemple des détecteurs à conversion directe à couche mince et des détecteurs à conversion directe à monocristaux. Les détecteurs à conversion directe à couche mince sont constitués par des matériaux polycristallins qui ne permettent pas une discrimination d'énergie. Les détecteurs à conversion directe à monocristaux sont plus coûteux à fabriquer et n'existent qu'en petites tailles. Leurs performances sont généralement médiocres aux grands débits de rayons X nécessaires, et leur petitesse nécessite une juxtaposition pour obtenir de grandes surfaces, ce qui risque de créer des espaces entre des détecteurs. Les espaces provoquent des absences de données sur l'image et risquent d'aboutir à une erreur de diagnostic si une anatomie critique n'est pas correctement représentée.
Les inconvénients et insuffisances évoqués ci-dessus, et d'autres encore, sont supprimés ou atténués par un détecteur hybride de rayons X qui comprend: un premier détecteur conçu pour recevoir des rayons X, le premier détecteur absorbant une première partie des rayons X et laissant passer une deuxième partie des rayons X à travers le premier détecteur; et un deuxième détecteur conçu pour recevoir la deuxième partie des rayons X. Un système d'imagerie par rayonnement comprend: une source de rayons X qui produit des rayons X; et un ensemble de détections d'image conçu pour recevoir les rayons X, l'ensemble de détection d'image comprenant un détecteur hybride de rayons X qui comporte: un premier détecteur apte à recevoir les rayons X, le premier détecteur absorbant une première partie des rayons X et laissant passer une deuxième partie des rayons X à travers le premier détecteur; un deuxième détecteur pour recevoir la deuxième partie des rayons X. Un procédé pour faire fonctionner un détecteur hybride de rayons X comprend les étapes consistant à : recevoir des rayons X au niveau d'un premier détecteur; absorber une première partie des rayons X; laisser passer une deuxième partie des rayons X à travers le premier détecteur; et recevoir la deuxième partie des rayons X au niveau d'un deuxième détecteur.
Dans un mode de réalisation, le premier détecteur est un détecteur à intégration d'énergie et le deuxième détecteur est un détecteur à discrimination d'énergie.
Dans un autre mode de réalisation, le premier détecteur est soit un détecteur à scintillateur couplé à un élément photosensible, soit un détecteur à conversion directe.
Dans un mode de réalisation, le deuxième détecteur est soit un détecteur à scintillateur couplé à un élément photosensible, soit un détecteur à conversion directe.
Dans un autre mode de réalisation, le deuxième détecteur est plus petit que le premier détecteur.
Dans un mode de réalisation, le premier détecteur est plus mince dans une zone qui n'est pas plus grande que le deuxième détecteur.
Dans un mode de réalisation, le premier détecteur est un détecteur à discrimination d'énergie et le deuxième détecteur est un détecteur à intégration d'énergie.
Dans un mode de réalisation, le premier détecteur est disposé de manière adjacente au deuxième détecteur.
Dans un mode de réalisation, le premier détecteur est réalisé sur un substrat laissant passer au moins 80% de la première partie des rayons X. L'invention sera mieux comprise à l'étude de la description détaillée d'un mode de réalisation pris à titre d'exemple non limitatif et illustré par les dessins annexés, sur lesquels les mêmes éléments sont désignés par les mêmes repères sur les différentes figures, et sur lesquels: la Fig. 1 est une vue en perspective d'un système radiologique, représenté schématiquement; la Fig. 2 est un schéma de principe du système radiologique de la Fig. 1; la Fig. 3 est une vue en coupe d'une forme de réalisation d'un détecteur hybride de rayons X, représenté schématiquement; la Fig. 4 est une vue en coupe d'une autre forme possible de réalisation d'un détecteur hybride de rayons X, représenté schématiquement; la Fig. 5 est une vue en coupe d'une autre forme possible d'un détecteur hybride de rayons X, représenté schématiquement; et la Fig. 6 est un exemple de procédé pour faire fonctionner le détecteur hybride de rayons X. En référence à la Fig. 1, un système radiologique 10, qui comprend un détecteur hybride 12 de rayons X, comporte une source 14 de rayons X qui produit un faisceau 16 de rayons X traversant une zone 18 d'un patient 20. Le faisceau 16 de rayons X est atténué le long de ses nombreux rayons par la structure interne du patient 20 pour être ensuite reçu par le détecteur 12, lequel s'étend globalement sur une zone dans un plan perpendiculaire au rayon central du faisceau 16 de rayons X. Le détecteur hybride 12 de rayons X comprend un détecteur 22 à intégration d'énergie et un détecteur 24 à discrimination d'énergie (représentés sur la Fig. 2). Le détecteur 22 à intégration d'énergie additionne tous les signaux qui arrivent sur chaque pixel et accumule le signal dans un dispositif de stockage 26. Le détecteur 22 à intégration d'énergie extrait ensuite la somme des énergies qui sont arrivées sur le pixel pendant l'exposition aux rayons X. Une caractéristique du détecteur 22 à intégration d'énergie est qu'il produit une image à grande résolution donnant la vue principale des données anatomiques. Le détecteur 22 à intégration d'énergie peut être n'importe quel type de détecteur qui détecte des rayons X de la manière décrite plus haut.
Dans un exemple de forme de réalisation, le détecteur 22 à intégration d'énergie est un détecteur à scintillateur couplé à un élément photosensible tel qu'une matrice de photodiodes 28. La matrice 28 est divisée en une pluralité de cellules individuelles 30 à disposition rectiligne en colonnes et rangées. Comme le comprendront les spécialistes ordinaires de la technique, l'orientation des colonnes et des rangées est arbitraire, cependant, pour la clarté de la description, on supposera que les rangées s'étendent horizontalement et que les colonnes s'étendent verticalement.
Pendant le fonctionnement, les rangées de cellules 30 sont balayées, une seule à la fois, par un circuit de balayage 32 de façon que des données d'exposition recueillies dans chaque cellule 30 puissent être lues par un circuit de lecture 34. Chaque cellule 30 mesure de manière indépendante l'intensité du rayonnement reçu sur sa surface et donc les données d'exposition lues fournissent un pixel d'information dans une image 40 à afficher sur un moyen d'affichage 42 tel qu'un écran, normalement regardé par l'utilisateur.
Le détecteur 22 à intégration d'énergie comprend également un circuit de polarisation 44 qui commande une tension de polarisation appliquée aux cellules 30.
Le circuit de polarisation 44, le circuit de balayage 32 et le circuit de lecture 34 communiquent chacun avec un circuit 46 de commande d'acquisition et de traitement d'image, lequel commande le fonctionnement des circuits 44, 32 et 34 à l'aide d'un processeur électronique. Le circuit 46 de commande d'acquisition et de traitement d'image commande également la source 14 de rayons X, mettant celle-ci en marche et l'arrêtant et commandant le courant et donc le flux de rayons X dans le faisceau 16 et/ou la tension et donc l'énergie des rayons X dans le faisceau 16.
En référence à la Fig. 2, le détecteur 24 à discrimination d'énergie distingue le spectre énergétique du rayonnement incident. La discrimination d'énergie peut s'effectuer de n'importe quelle manière connue dans la technique. Par exemple, chaque photon peut être analysé séparément de façon que l'énergie de chaque photon soit distinguée. Par ailleurs, lorsque les caractéristiques d'absorption de la matière à travers laquelle passent initialement les rayons X sont connues, le spectre de l'ensemble des photons peut être analysé. Le détecteur 24 à discrimination d'énergie ajoute des informations de caractérisation dans l'image à grande résolution. Par exemple, le détecteur 24 à discrimination d'énergie fournit les données supplémentaires, par exemple une mise en évidence de la position ou autrement une accentuation de la visibilité du cathéter, etc. Le détecteur 24 à discrimination d'énergie peut être n'importe quel type de détecteur à discrimination d'énergie.
Dans un exemple de forme de réalisation, le détecteur 24 à discrimination d'énergie est un détecteur à conversion directe, en l'occurrence un détecteur en mosaïque, monocristallin, à conversion directe, comme celui décrit dans le brevet des EUA n 6 408 050. Les vitesses de comptage dans le détecteur à conversion directe peuvent être très lentes, ce qui permet de compter les rayons X individuels et/ou de réaliser une discrimination d'énergie. Dans un autre exemple de forme de réalisation, le détecteur 24 à discrimination d'énergie est un détecteur à couche mince qui a tendance à avoir une fonction limitée de décomposition de la matière, car la discrimination d'énergie doit simplement être la différence de spectre entre l'absorption initiale et l'absorption finale des photons (durcissement par le faisceau dans le détecteur). Le détecteur à conversion directe ajoute des informations de caractérisation à l'image à grande résolution. Un autre exemple de détecteur 24 à discrimination d'énergie consiste en un scintillateur constitué par un matériau cristallin de scintillateur et un ou plusieurs éléments photosensibles, par exemple une photodiode ou analogue. Dans chacun des exemples de formes de réalisation, le détecteur 24 à discrimination d'énergie doit servir à détecter un métal, du calcium ou autre matière sur l'image.
Le détecteur 22 à intégration d'énergie et le détecteur 24 à discrimination d'énergie sont couplés à un processeur 70 d'image qui reçoit des deux détecteurs 22 et 24 les données d'image. Une fois que le processeur 70 d'image a reçu les données d'image, le processeur 70 d'image produit les données d'image sous la forme d'une ou plusieurs images traitées. Dans au moins l'une de ces images, des informations d'intérêt clinique, par exemple un cathéter ou une calcification artérielle, sont mises en évidence. Une analyse 72 de ces images peut alors avoir lieu. L'analyse 72 prend l'image ou les images traitées et analyse les caractéristiques des images. L'analyse 72 peut comprendre la combinaison de deux images traitées ou plus en images traitées et analysées. Les images traitées initiales peuvent être affichées sur le moyen d'affichage 42 et/ou peuvent être stockées dans un dispositif de stockage 76. De plus, les images traitées et analysées peuvent être affichées sur le moyen d'affichage 42 et/ou peuvent être stockées dans le dispositif de stockage 76. Les images traitées et analysées peuvent être utilisées de n'importe quelle manière.
Il y par exemple un certain nombre d'utilisation des images traitées et analysées. La première utilisation des images traitées et analysées consiste à produire un affichage visuel pour l'utilisateur avec une visibilité et/ou une perceptibilité améliorées de la partie de l'image présentant un intérêt clinique, et de fournir cette image au moyen d'affichage 42. Une première manière d'assurer une visibilité améliorée consiste à présenter sous une couleur différente la partie de l'image qui possède un intérêt clinique, le cathéter étant ainsi rouge, de façon que la partie de l'image qui a un intérêt clinique soit contrastée et mise en évidence.
La deuxième utilisation des images traitées et analysées consiste à produire une note représentant un facteur de risque d'un intérêt clinique, par exemple une note pour le calcium, représentant la quantité totale et la répartition du calcium dans les artères, possédant un certain lien avec le risque clinique d'une future attaque cardiaque.
La troisième utilisation des images traitées et analysées consiste à réaliser un diagnostic assisté par ordinateur, par exemple pour déterminer automatiquement l'emplacement d'obstruction dans des artères ou pour mettre en évidence pour l'utilisateur des points suspects de l'image.
Considérant la Fig. 3, le détecteur hybride 12 de rayons X y est représenté plus en détail. Dans un exemple de forme de réalisation, le détecteur hybride 12 de rayons X comprend un détecteur 22 à intégration d'énergie réalisé sur une face avant 48 d'un substrat 50. La face avant 48 reçoit un faisceau 16 de rayons X. Le détecteur 24 à discrimination d'énergie est placé au dos 52 du substrat 50 et peut être fixé au dos 52 du substrat, à moins qu'il n'y ait un espace entre le dos et le détecteur 24 à discrimination d'énergie; cependant, il n'y a pas de plaque d'atténuation ni d'objet d'un type analogue entre le détecteur 24 à discrimination d'énergie et le substrat 50.
le détecteur 24 à discrimination d'énergie comprend des composants électroniques 56, qui peuvent être des composants électroniques sensible à l'énergie pour mesurer et compter des photons. Les composants électroniques 56 comptent les photons ou distinguent l'énergie avec un certain degré de résolution d'énergie. Parmi des exemples de tels composants électroniques figure un circuit intégré spécialisé.
Le substrat 50 est de préférence un substrat atténuant faiblement les rayons X, par exemple un substrat en verre contenant une faible quantité de baryum ou un substrat en polymère. La faible atténuation permet à un nombre suffisant de rayons X de traverser le détecteur 22 à intégration d'énergie et d'être reçus par le détecteur 24 à discrimination d'énergie. Par exemple, la faible atténuation permet une transmission d'environ 80% à 90% des rayons X incidents.
Le détecteur 24 à discrimination d'énergie n'a pas à être très grand, car il est utilisé pour compléter l'image radiologique primaire formée par le détecteur 22 à intégration d'énergie et pour mettre en évidence certains détails spécifiques, par exemple en suivant l'extrémité d'un cathéter. Ainsi, il n'est pas nécessaire que le détecteur 24 à discrimination d'énergie produise une image de tout le champ d'observation. Par exemple, si un détecteur cardiaque mesure 20 cm par 20 cm, le détecteur 24 à discrimination d'énergie peut mesurer environ 5 cm par 5 cm ou 10 cm par 10 cm. Cependant, le détecteur 24 à discrimination d'énergie, plus petit, sert uniquement à réduire le coût, aussi le détecteur 24 à discrimination d'énergie peut il également avoir les mêmes dimensions que le détecteur 22 à intégration d'énergie.
En référence à la Fig. 4, dans un autre exemple de forme de réalisation, le détecteur 22 à intégration d'énergie comprend une zone partiellement amincie 60 dans la région située en face du détecteur 24 à discrimination d'énergie. Le détecteur 22 à intégration d'énergie et le détecteur 24 à discrimination d'énergie absorbent tous deux les rayons X 16. Le substrat 50 absorbe lui aussi une petite quantité des rayons X 16, en laissant donc éventuellement un nombre insuffisant de photons former une image ayant la qualité souhaitée. Du fait de la zone partiellement amincie 60, le détecteur 22 à intégration d'énergie absorbera environ 75% des rayons X 16 et laissera passer environ 25% des rayons X 16 vers le détecteur 24 à discrimination d'énergie. Le détecteur 24 à discrimination d'énergie absorbe environ 90 à 95% des rayons X qui ont traversé le détecteur 22 à intégration d'énergie. Ainsi, l'absorption combinée réalisée par le détecteur 22 à intégration d'énergie et le détecteur 24 à discrimination d'énergie est de préférence d'environ 97% à 99% des rayons X. Pour obtenir une image d'une bonne qualité, il est souhaitable d'amener au moins 90% des rayons X 16 à être absorbés par le détecteur 22 à intégration d'énergie ainsi que le détecteur 24 à discrimination d'énergie.
L'absorption des rayons X 16 dans le détecteur 22 à intégration d'énergie est réduite dans la région partiellement amincie 60, ce qui assure un plus grand nombre de rayons X 16 pour le détecteur 24 à discrimination d'énergie, afin d'améliorer la qualité de l'image. De la sorte, on réalise une amélioration des quantités de photons pour le détecteur 24 à discrimination d'énergie. De plus, le signal fourni par le détecteur 24 à discrimination d'énergie peut être combiné avec le signal fourni par le détecteur 22 à intégration d'énergie pour produire l'image anatomique classique, tandis que le signal produit uniquement par le détecteur à discrimination d'énergie peut servir à réaliser sur l'image la mise en évidence de détails spécifiques.
La valeur de l'amincissement dans la zone partiellement amincie 60 dépend du traitement d'image choisi pour la configuration. La zone partiellement amincie 60 laisse passer suffisamment de rayons X 16 vers le détecteur 24 à discrimination d'énergie; cependant, un trop grand amincissement réduira également le rapport signal/bruit dans le détecteur 22 à intégration d'énergie et permettra éventuellement un flux excessif vers le détecteur 24 à discrimination d'énergie.
En référence à la Fig. 5, dans un autre exemple de forme de réalisation, le détecteur 24 à discrimination d'énergie et les composants électroniques 56 sont disposés sur le détecteur 22 à intégration d'énergie, lequel est disposé sur la face avant 48 du substrat 50. Des conducteurs 62 pour les composants électroniques 56 peuvent croiser le détecteur 22 à intégration d'énergie. Le détecteur 24 à discrimination d'énergie peut être couplé ou non au détecteur 22 à intégration d'énergie et un espace peut également exister entre le détecteur 24 à discrimination d'énergie et le détecteur 22 à intégration d'énergie.
Dans la présente forme de réalisation, le détecteur 24 à discrimination d'énergie est le premier à recevoir les rayons X 16 et ne doit pas absorber un très grand nombre de rayons X 16, ce qui laisse un nombre suffisant de rayons X pour le détecteur 22 à intégration d'énergie. Comme dans le cas de la forme de réalisation de la Fig. 4, l'image affichée pour l'utilisateur pourrait être formée par la somme des données fournies par le détecteur 24 à discrimination d'énergie et le détecteur 22 à intégration d'énergie. En outre, en raison de l'atténuation des rayons X primaires 16 par la métallisation et les composants électroniques 56 de discrimination d'énergie, ainsi que de l'aggravation de l'endommagement des composants électroniques 56 de discrimination d'énergie par le rayonnement, un procédé employant du silicium résistant au rayonnement doit être utilisé pour fabriquer les composants électroniques de discrimination d'énergie. En outre, il est préférable, dans la présente forme de réalisation, de ne pas avoir de zone partiellement amincie pour le détecteur 22 à intégration d'énergie afin que le détecteur 22 à intégration d'énergie absorbe le plus possible les rayons X 16. Comme le détecteur 24 à discrimination d'énergie est le premier à recevoir des rayons X 16, il est souhaitable que le détecteur 22 à intégration d'énergie absorbe la plus grande quantité possible de rayons X restants 16.
En outre, comme on le voit dans les exemples de formes de réalisation, peu importe l'ordre dans lequel sont disposés le détecteur à intégration d'énergie et le détecteur à discrimination d'énergie. Ainsi, le détecteur à intégration d'énergie peut être le premier à recevoir les rayons X ou bien c'est le détecteur à discrimination d'énergie qui peut être le premier à recevoir les rayons X. Ce qui importe, c'est que le détecteur qui est le premier à recevoir les rayons X n'absorbe qu'une partie des rayons X pour que la deuxième partie des rayons X traverse vers le deuxième détecteur. De plus, le détecteur 22 à intégration d'énergie absorbe la plus grande partie des rayons X 16 et forme une image anatomique primaire (de densité) d'une grande résolution. Le détecteur 24 à discrimination d'énergie ajoute des informations caractérisantes sur l'image à grande résolution.
Considérant la Fig. 6, il y est illustré un exemple de procédé 200 pour faire fonctionner le détecteur hybride de rayons X. Lors de l'étape 202, le détecteur à intégration d'énergie reçoit des rayons X. Lors de l'étape 204, le détecteur à intégration d'énergie convertit en lumière une première partie des rayons X. La quantité de rayons X convertis en lumière est déterminée en choisissant l'épaisseur du détecteur à intégration d'énergie. Par exemple, plus le détecteur à intégration d'énergie est mince, plus il y aura de rayons X qui traverseront le détecteur à intégration d'énergie et plus le détecteur à intégration d'énergie est épais, moins il y aura de rayons X qui traverseront le détecteur à intégration d'énergie. Lors de l'étape 206, une deuxième partie des rayons X traverse le détecteur à intégration d'énergie. Lors de l'étape 208, le détecteur à discrimination d'énergie reçoit une deuxième partie des rayons X. Dans un exemple de forme de réalisation, le détecteur à discrimination d'énergie reçoit un petit nombre de rayons X. Lors de l'étape 210, les rayons X frappant le détecteur à discrimination d'énergie sont comptés individuellement et caractérisés en ce qui concerne leur énergie. Cela permet la caractérisation de matières différentes. Dans l'exemple de procédé, le détecteur à intégration d'énergie fournit les données anatomiques et le détecteur à discrimination d'énergie fournit les données supplémentaires, par exemple une mise en évidence de la position ou une autre forme d'accentuation de la visibilité du cathéter, etc. De plus, le détecteur à intégration d'énergie réalise une image d'une grande résolution et le détecteur à discrimination d'énergie ajoute des informations de caractérisation sur l'image à grande résolution.
Les avantages du détecteur hybride de rayons X consistent en l'utilisation conjointe d'un détecteur à intégration d'énergie et d'un détecteur à discrimination d'énergie. Le détecteur à intégration d'énergie forme l'image primaire et le détecteur à discrimination d'énergie met en évidence certains détails. Les détecteurs à discrimination d'énergie sont ordinairement incapables de produire des images à taux de comptage élevés, aussi le détecteur à intégration d'énergie détecte-t-il environ 90% à 95% des photons et produit-il une image d'une grande résolution, tandis que le détecteur à discrimination d'énergie reçoit un faible nombre de photons et peut donc distinguer les photons et les compter, en détectant de ce fait des détails supplémentaires, par exemple un cathéter. De plus, le détecteur à discrimination d'énergie peut présenter des espaces entre les régions d'éléments adjacents en mosaïque servant à réaliser l'image, ce qui risque de provoquer des manques de données d'image. En combinant le détecteur à intégration d'énergie avec le détecteur à discrimination d'énergie, il n'y a pas d'espace car le détecteur à intégration d'énergie forme l'image primaire et le détecteur à discrimination d'énergie sert à mettre en évidence certains détails. Ainsi, toutes les informations souhaitées sont interceptées sur l'image formée par les deux détecteurs.
L'utilisation des termes premier, deuxième , etc. ne dénote aucun ordre d'importance, les termes premier, deuxième , etc. servant en fait à distinguer un élément d'un autre.
Liste des repères Système radiologique 12 Détecteur hybride de rayons X 14 Source de rayons X 16 Faisceau de rayons X 18 Surface Patient 22 Détecteur à intégration d'énergie 24 Détecteur à discrimination d'énergie 26 Dispositif de stockage 28 Matrice de photodiodes Cellules 32 Circuit de balayage 34 Circuit de lecture Image 42 Moyen d'affichage 44 Circuit de polarisation 46 Circuit de traitement d'image 48 Face avant Substrat 52 Dos 56 Composants électroniques 60 Région 62 Conducteurs Processeur d'image 72 Analyse 76 Dispositif de stockage 200 Exemple de procédé 202 Etape 204 Etape 206 Etape 208 Etape 210 Etape
Claims (10)
1. Détecteur hybride (12) de rayons X, comprenant: un premier détecteur (22, 24) conçu pour recevoir des rayons X (16), ledit premier détecteur (22, 24) absorbant une première partie desdits rayons X (16) et laissant passer une deuxième partie desdits rayons X (16) vers ledit premier détecteur (22, 24) ; et un deuxième détecteur (22, 24) conçu pour recevoir ladite deuxième partie desdits rayons X (16).
2. Détecteur selon la revendication 1, dans lequel ledit premier détecteur (22, 24) est un détecteur (22) à intégration d'énergie et ledit deuxième détecteur (22, 24) est un détecteur (24) à discrimination d'énergie.
3. Détecteur selon la revendication 2, dans lequel ledit premier détecteur (22) est soit un détecteur à scintillateur couplé à un élément photosensible, soit un détecteur à conversion directe.
4. Détecteur selon la revendication 2, dans lequel ledit deuxième détecteur (24) est soit un détecteur à scintillateur couplé à un élément photosensible, soit un détecteur à conversion directe.
5. Détecteur selon la revendication 2, dans lequel ledit deuxième détecteur (24) est plus petit que ledit premier détecteur (22).
6. Détecteur selon la revendication 2, dans lequel ledit premier détecteur (22) est plus mince dans une zone qui n'est pas plus grande que ledit deuxième détecteur (24).
7. Détecteur selon la revendication 1, dans lequel ledit premier détecteur (22, 24) est un détecteur (24) à discrimination d'énergie et le deuxième détecteur (22, 24) est un détecteur (22) à intégration d'énergie.
8. Détecteur selon la revendication 1, dans lequel ledit premier détecteur (22, 24) est disposé de manière adjacente audit deuxième détecteur (22, 24).
9. Détecteur selon la revendication 1, dans lequel ledit premier détecteur (22, 24) est réalisé sur un substrat (50) laissant passer au moins 80% de ladite première partie desdits rayons X (16).
10. Système d'imagerie par rayonnement, comprenant: une source (14) de rayons X qui produit des rayons X (16) ; et un ensemble de détection d'image conçu pour recevoir lesdits rayons X (16), ledit ensemble de détection d'image ayant un détecteur hybride (12) de rayons X qui comprend: un premier détecteur (22, 24) conçu pour recevoir lesdits rayons X (16), ledit premier détecteur (22, 24) absorbant une première partie desdits rayons X (16) et laissant passer une deuxième partie desdits rayons X (16) à travers ledit premier détecteur (22, 24) ; un deuxième détecteur (22, 24) conçu pour recevoir ladite deuxième partie desdits rayons X (16).
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Publications (2)
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Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008078255A2 (fr) | 2006-12-22 | 2008-07-03 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Système de détection à résolution d'énergie et système d'imagerie |
Families Citing this family (43)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US20040133100A1 (en) * | 2002-08-23 | 2004-07-08 | Morteza Naghavi | Novel risk assessment method based upon coronary calcification distribution pattern imaged by computed tomography |
| US20060074287A1 (en) * | 2004-09-30 | 2006-04-06 | General Electric Company | Systems, methods and apparatus for dual mammography image detection |
| US7991242B2 (en) | 2005-05-11 | 2011-08-02 | Optosecurity Inc. | Apparatus, method and system for screening receptacles and persons, having image distortion correction functionality |
| CA2608119A1 (fr) | 2005-05-11 | 2006-11-16 | Optosecurity Inc. | Procede et systeme d'inspection de bagages, de conteneurs de fret ou de personnes |
| US7372934B2 (en) * | 2005-12-22 | 2008-05-13 | General Electric Company | Method for performing image reconstruction using hybrid computed tomography detectors |
| US20070205367A1 (en) * | 2006-03-01 | 2007-09-06 | General Electric Company | Apparatus and method for hybrid computed tomography imaging |
| DE102006019416B4 (de) * | 2006-04-26 | 2010-04-15 | Siemens Ag | Röntgen-Flachdetektor und Verfahren zum Steuern der von einer Röntgenröhre an einen Röntgen-Flachdetektor bei der Aufnahme eines Röntgenbildes abgegebenen Bilddosis |
| US7899232B2 (en) | 2006-05-11 | 2011-03-01 | Optosecurity Inc. | Method and apparatus for providing threat image projection (TIP) in a luggage screening system, and luggage screening system implementing same |
| US8494210B2 (en) | 2007-03-30 | 2013-07-23 | Optosecurity Inc. | User interface for use in security screening providing image enhancement capabilities and apparatus for implementing same |
| EP2052279B1 (fr) * | 2006-08-09 | 2019-09-11 | Koninklijke Philips N.V. | Dispositif et procede pour tomographie spectrale informatisee |
| US7545904B2 (en) * | 2006-09-18 | 2009-06-09 | General Electric Company | X-ray detector methods and apparatus |
| US7466793B2 (en) * | 2006-10-26 | 2008-12-16 | General Electric Company | Distinct incident energy spectra detection |
| US7532703B2 (en) * | 2007-03-28 | 2009-05-12 | General Electric Company | Energy discriminating detector with direct conversion layer and indirect conversion layer |
| WO2008135897A2 (fr) * | 2007-05-04 | 2008-11-13 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Dispositif de détection pour détecter un rayonnement et système d'imagerie pour effectuer l'image d'une région d'intérêt |
| FR2916117B1 (fr) * | 2007-05-10 | 2011-03-18 | Centre Nat Rech Scient | Dispositif d'imagerie par rayons x a source poly-chromatique |
| US7636638B2 (en) * | 2007-11-27 | 2009-12-22 | Canberra Industries, Inc. | Hybrid radiation detection system |
| RU2489733C2 (ru) * | 2007-12-20 | 2013-08-10 | Конинклейке Филипс Электроникс, Н.В. | Интегрирующий детектор с регистрацией счета |
| DE102008013413B4 (de) * | 2008-03-10 | 2010-08-19 | Siemens Aktiengesellschaft | Röntgendetektor in Schichtbauweise sowie Verfahren zur Erzeugung eines Röntgenbilds |
| US7956332B2 (en) * | 2008-10-29 | 2011-06-07 | General Electric Company | Multi-layer radiation detector assembly |
| US8130904B2 (en) | 2009-01-29 | 2012-03-06 | The Invention Science Fund I, Llc | Diagnostic delivery service |
| US8111809B2 (en) | 2009-01-29 | 2012-02-07 | The Invention Science Fund I, Llc | Diagnostic delivery service |
| WO2010136911A1 (fr) * | 2009-05-28 | 2010-12-02 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Système d'imagerie à réseaux de détecteurs multiples |
| JP2011022132A (ja) * | 2009-06-17 | 2011-02-03 | Fujifilm Corp | 放射線検出装置及び放射線画像検出システム |
| JP5626835B2 (ja) * | 2010-01-12 | 2014-11-19 | 株式会社イシダ | Ｘ線検査装置 |
| US20110211667A1 (en) * | 2010-02-26 | 2011-09-01 | Abdelaziz Ikhlef | De-populated detector for computed tomography and method of making same |
| JP2011252730A (ja) * | 2010-05-31 | 2011-12-15 | Fujifilm Corp | 放射線撮影装置 |
| JP2012026932A (ja) * | 2010-07-26 | 2012-02-09 | Fujifilm Corp | 放射線検出器 |
| US20120236987A1 (en) * | 2011-03-18 | 2012-09-20 | David Ruimi | Multiple energy ct scanner |
| DE102011076358B4 (de) * | 2011-05-24 | 2016-11-03 | Siemens Healthcare Gmbh | Computertomographiesystem mit integrierenden und zählenden Detektorelementen |
| DE102011076346B4 (de) * | 2011-05-24 | 2016-07-14 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren und Computertomographiesystem zur Erzeugung tomographischer Bilddatensätze |
| JP5875786B2 (ja) * | 2011-06-14 | 2016-03-02 | 株式会社東芝 | Ｘ線コンピュータ断層撮影装置及び放射線検出器 |
| JP6025849B2 (ja) | 2011-09-07 | 2016-11-16 | ラピスカン システムズ、インコーポレイテッド | マニフェストデータをイメージング／検知処理に統合するｘ線検査システム |
| GB201120165D0 (en) * | 2011-11-23 | 2012-01-04 | Kromek Ltd | Detector apparatus and method |
| EP3193721B1 (fr) * | 2014-09-19 | 2018-11-21 | Koninklijke Philips N.V. | Extension de projection spectrale |
| CN105662448B (zh) * | 2014-11-21 | 2021-06-22 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | 一种用于ct机的数据探测与获取系统 |
| JP6676655B2 (ja) * | 2015-04-13 | 2020-04-08 | ケース ウエスタン リザーブ ユニバーシティ | 二重エネルギーｘ線冠動脈カルシウムのグレード付け |
| US10302807B2 (en) | 2016-02-22 | 2019-05-28 | Rapiscan Systems, Inc. | Systems and methods for detecting threats and contraband in cargo |
| US10641912B1 (en) | 2016-06-15 | 2020-05-05 | Triad National Security, Llc | “4H” X-ray camera |
| KR102563942B1 (ko) * | 2016-11-30 | 2023-08-04 | 더 리서치 파운데이션 포 더 스테이트 유니버시티 오브 뉴욕 | 하이브리드 액티브 매트릭스 평판 감지기 시스템 및 방법 |
| US11076823B2 (en) * | 2017-06-28 | 2021-08-03 | Canon Medical Systems Corporation | X-ray CT apparatus including a photon-counting detector and circuitry configured to set a control parameter corresponding to a position of each detecting element in the photon-counting detector |
| JP7179448B2 (ja) * | 2017-07-25 | 2022-11-29 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | Ｘ線診断装置 |
| CN113281357B (zh) * | 2021-07-12 | 2024-07-09 | 同方威视技术股份有限公司 | 辐射成像系统和方法 |
| CN115015986A (zh) * | 2022-06-08 | 2022-09-06 | 北京纳米维景科技有限公司 | 一种能量积分与光子计数混合成像的x射线探测器及ct机 |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5742660A (en) * | 1997-01-10 | 1998-04-21 | Southeastern Universities Research Association, Inc. | Dual energy scanning beam laminographic x-radiography |
| US5771269A (en) * | 1995-12-29 | 1998-06-23 | Advanced Optical Technologies, Inc. | Apparatus and method for removing scatter from an x-ray image |
Family Cites Families (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CH518623A (de) * | 1970-01-26 | 1972-01-31 | Philips Nv | Halbleiterstrahlungsdetektor und Verfahren zur Herstellung desselben |
| US5340988A (en) | 1993-04-05 | 1994-08-23 | General Electric Company | High resolution radiation imaging system |
| JP3513884B2 (ja) * | 1993-09-20 | 2004-03-31 | 富士写真フイルム株式会社 | 放射線検出器 |
| US5629524A (en) * | 1995-02-21 | 1997-05-13 | Advanced Scientific Concepts, Inc. | High speed crystallography detector |
| US5920070A (en) | 1996-11-27 | 1999-07-06 | General Electric Company | Solid state area x-ray detector with adjustable bias |
| US5751783A (en) * | 1996-12-20 | 1998-05-12 | General Electric Company | Detector for automatic exposure control on an x-ray imaging system |
| US6392237B1 (en) * | 1999-02-08 | 2002-05-21 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Method and apparatus for obtaining radiation image data |
| JP2000298198A (ja) * | 1999-02-08 | 2000-10-24 | Fuji Photo Film Co Ltd | 放射線画像データ取得方法および装置 |
| US6393098B1 (en) | 1999-08-31 | 2002-05-21 | General Electric Company | Amplifier offset and gain correction system for X-ray imaging panel |
| JP4585064B2 (ja) * | 1999-11-01 | 2010-11-24 | 株式会社東芝 | 放射線診断装置 |
| JP2001249182A (ja) * | 2000-03-06 | 2001-09-14 | Fuji Photo Film Co Ltd | 固体センサおよび放射線画像情報取得装置 |
| JP4574815B2 (ja) * | 2000-08-25 | 2010-11-04 | エスアイアイ・ナノテクノロジー株式会社 | エネルギー分散型ｘ線検出システム |
| US6408050B1 (en) | 2000-09-14 | 2002-06-18 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | X-ray detector and method for tissue specific image |
| DE10106221A1 (de) * | 2001-02-10 | 2002-08-14 | Philips Corp Intellectual Pty | Röntgendetektor mit großem Dynamikbereich |
| US6740884B2 (en) | 2002-04-03 | 2004-05-25 | General Electric Company | Imaging array and methods for fabricating same |
-
2004
- 2004-02-10 US US10/708,127 patent/US7105828B2/en active Active
-
2005
- 2005-02-04 FR FR0501117A patent/FR2866179B1/fr not_active Expired - Fee Related
- 2005-02-08 DE DE200510005843 patent/DE102005005843A1/de not_active Ceased
- 2005-02-09 JP JP2005032444A patent/JP4996055B2/ja not_active Expired - Fee Related
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5771269A (en) * | 1995-12-29 | 1998-06-23 | Advanced Optical Technologies, Inc. | Apparatus and method for removing scatter from an x-ray image |
| US5742660A (en) * | 1997-01-10 | 1998-04-21 | Southeastern Universities Research Association, Inc. | Dual energy scanning beam laminographic x-radiography |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008078255A2 (fr) | 2006-12-22 | 2008-07-03 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Système de détection à résolution d'énergie et système d'imagerie |
| WO2008078255A3 (fr) * | 2006-12-22 | 2008-11-06 | Koninkl Philips Electronics Nv | Système de détection à résolution d'énergie et système d'imagerie |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4996055B2 (ja) | 2012-08-08 |
| DE102005005843A1 (de) | 2005-08-25 |
| JP2005227280A (ja) | 2005-08-25 |
| US7105828B2 (en) | 2006-09-12 |
| FR2866179B1 (fr) | 2010-07-30 |
| US20050173641A1 (en) | 2005-08-11 |
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| Gendreau | Initial Report on the SIS Internal Background | |
| CN116847784A (zh) | 生物体信息测量装置 | |
| Millera et al. | Progress in BazookaSPECT | |
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