JPH03122588A - 放射線検出器，データ収集装置およびこれを用いる放射線ｃｔ装置 - Google Patents
放射線検出器，データ収集装置およびこれを用いる放射線ｃｔ装置Info
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- JPH03122588A JPH03122588A JP1261017A JP26101789A JPH03122588A JP H03122588 A JPH03122588 A JP H03122588A JP 1261017 A JP1261017 A JP 1261017A JP 26101789 A JP26101789 A JP 26101789A JP H03122588 A JPH03122588 A JP H03122588A
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- 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
- G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
-
- 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)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
〔産業上の利用分野〕
本発明は、Ｘ線ＣＴ装置等に具備される放射線検出器と
、複数の放射線検出器から得られる検出結果を収集する
ためのデータ収集装置、および、これから得られたデー
タをアナログｌディジタル変換した後、被検体の断層像
を再構成することを特徴とする放射線ＣＴ装置に関する
ものである。 〔従来の技術〕 例えば、ＸＩＣＴ装置ではＸ線管から放射され、コリメ
ータにより整形された扇状Ｘ線が撮影領域内に設定され
た被検体を透過し、Ｘ線管に対向して取付けられたＸ線
検出器により検出され、Ｘ線の強度に応じた電流信号に
変換される。 一般に、複数のＸ線検出器によって、１回の計測毎に検
出器の位置と数に対応した複数の投影データが同時に得
られる。更に、被検体を中心に、Ｘ線管とＸ線検出器を
数秒間で１回転するように順次微小角度移動させて、複
数回の計測が行われる。１回の計測において、各検出器
で得られた複数の投影データは、各計測毎にデータ収集
装置で収集され、収集されたデータは順次Ａ／Ｄ変換器
でディジタル化された後、コンピュータで解析され、画
像再構成処理を行って、被検体の断層像が得られる。 従来のデータ収集装置としては、例えば、特開昭６１−
２６３４４１号公報に開示されている装置が知られてい
る。この装置は、第９図に示す如く、Ｘ線検出器（ここ
ではＸｅ電離箱）から得られる電流出力を無駄なく利用
するため、１回の計測期間中、Ｘ線検出器からの電流出
力を電荷として積分し、電圧に変換している。 第９図中、７−ｉはスイッチＳｌｉ、Ｓ２ｉ、Ｓ３ｉと
積分コンデンサＣｇｉから成る積分回路で、Ｘ線検出器
に対応した数、具備されている。また、８はオペアンプ
ＯＰＩ、スイッチＳＷ４とＳＷ７．ホールドコンデンサ
ＣＭ＋オフセット補償回路９から成る電荷ｌ電圧変換回
路である。この電荷／電圧変換回路の動作は、スイッチ
ＳｌｉとＳ３ｉを開き、スイッチＳ２ｉを閉じて、検出
器の電流出力を計測期間中、積分コンデンサＣｇｉで積
分した後、スイッチＳｌｉを閉じ、Ｓ２ｉを開き、次に
各積分回路のスイッチＳ３ｉを順次開開して、積分コン
デンサＣｇｉの電荷をホールドコンデンサＣＨに移して
、電圧に変換するというものである。 〔発明が解決しようとする課題〕 上記従来技術においては、Ｘ線検出器の電流出力をＩｉ
、１回の計測時間をＬとすると、■、が最大のときに積
分コンデンサＣｇｉに発生する出力電圧Ｖが最大値Ｖ
ＩＩＩａｘをとる。このＶ ｍａｘは、次式で与えられ
る。 Ｖｍａｘ＝（ＩＩ・ｔ）／Ｃ−・−（１）ここで、Ｃは
積分コンデンサＣｇｉの容量である。 Ｘ線ＣＴ装置の高速化に伴って、１回の計測時間りが短
縮されると、Ｖ ＋ａａｘが減少する。Ｖｍａｘはデー
タの精度に影響するので、最大振幅を維持しなければな
らない。このためには、前述のＸ線検出器の電流出力１
．の最大値１１１１ａＸの増加か積分コンデンサＣｇｉ
の容量Ｃの減少が考えられる。 しかし、Ｉ １ｒａａｘは検出器の性能で制約を受け、
増加は困難である。一方、Ｃの値は積分コンデンサＣｇ
ｉに接続されるスイッチの寄生容量Ｃ８Ｖによるチャー
ジフィードスルーの影響を受けるので、Ｃの値を減少さ
せることは、上述の影響を増加させることになる。 従って、上記Ｖ ｗａｘは計測時間りの短縮とともに減
少し、積分コンデンサの出力電圧のダイナミックレンジ
が小さくなるため、投影データの精度が低下するという
問題があった。 また、Ｘ線検出器として、一般に用いられる、シンチレ
ータとフォトダイオードから成る固体検出器を用いた場
合には、バイアス電圧の変化で、フォトダイオードの電
流出力に非直線性を生ずるという問題がある。 これは、従来のデータ収集装置に、この種の検出器を適
用した場合、通常、上述の積分回路がフォトダイオード
に直に接続されるため、検出器中のフォトダイオードの
電流出力に応じて、積分コンデンサのチャージ電圧が変
化すると、フォトダイオードのバイアス電圧が変化し、
検出器出力に非直線性が生ずることになる。 本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的と
するところは、従来の技術における上述の如き問題を解
消し、高速かつ高精度に放射線検出データを収集するこ
とを可能とする、放射線検出器とデータ収集装置、およ
び、これから得られたデータを用いて、被検体の断層像
を再構成する如く構成されたことを特徴とする放射線Ｃ
Ｔ装置を提供することにある。 〔課題を解決するための手段〕 本発明の上述の目的は、放射線信号を光信号に変換する
ための第一の変換手段と、該第一の変換手段からの光信
号を光電変換するための第二の変換手段を有する放射線
検出器において、前記放射線検出器の電流出力端に電流
出力を増幅するための電流増幅器を設けたことを特徴と
する放射線検出器、および、複数の放射線検出器から得
られる検出結果を収集するデータ収集装置において、前
記電流増幅器を有する複数の放射線検出器と、該複数の
放射線検出器の増幅された電流出力を積分する積分回路
と、該積分回路の電荷出力を順次選択する手段と、該選
択手段から順次出力される電荷出力を順次電圧に変換す
る手段を有することを特徴とするデータ収集装置、およ
び、上記データ収集装置を用いて収集した放射線透過量
のデータをアナログ／ディジタル変換した後、被検体の
断層像を再構成することを特徴とする放射線ＣＴ装置に
よって達成される。
、複数の放射線検出器から得られる検出結果を収集する
ためのデータ収集装置、および、これから得られたデー
タをアナログｌディジタル変換した後、被検体の断層像
を再構成することを特徴とする放射線ＣＴ装置に関する
ものである。 〔従来の技術〕 例えば、ＸＩＣＴ装置ではＸ線管から放射され、コリメ
ータにより整形された扇状Ｘ線が撮影領域内に設定され
た被検体を透過し、Ｘ線管に対向して取付けられたＸ線
検出器により検出され、Ｘ線の強度に応じた電流信号に
変換される。 一般に、複数のＸ線検出器によって、１回の計測毎に検
出器の位置と数に対応した複数の投影データが同時に得
られる。更に、被検体を中心に、Ｘ線管とＸ線検出器を
数秒間で１回転するように順次微小角度移動させて、複
数回の計測が行われる。１回の計測において、各検出器
で得られた複数の投影データは、各計測毎にデータ収集
装置で収集され、収集されたデータは順次Ａ／Ｄ変換器
でディジタル化された後、コンピュータで解析され、画
像再構成処理を行って、被検体の断層像が得られる。 従来のデータ収集装置としては、例えば、特開昭６１−
２６３４４１号公報に開示されている装置が知られてい
る。この装置は、第９図に示す如く、Ｘ線検出器（ここ
ではＸｅ電離箱）から得られる電流出力を無駄なく利用
するため、１回の計測期間中、Ｘ線検出器からの電流出
力を電荷として積分し、電圧に変換している。 第９図中、７−ｉはスイッチＳｌｉ、Ｓ２ｉ、Ｓ３ｉと
積分コンデンサＣｇｉから成る積分回路で、Ｘ線検出器
に対応した数、具備されている。また、８はオペアンプ
ＯＰＩ、スイッチＳＷ４とＳＷ７．ホールドコンデンサ
ＣＭ＋オフセット補償回路９から成る電荷ｌ電圧変換回
路である。この電荷／電圧変換回路の動作は、スイッチ
ＳｌｉとＳ３ｉを開き、スイッチＳ２ｉを閉じて、検出
器の電流出力を計測期間中、積分コンデンサＣｇｉで積
分した後、スイッチＳｌｉを閉じ、Ｓ２ｉを開き、次に
各積分回路のスイッチＳ３ｉを順次開開して、積分コン
デンサＣｇｉの電荷をホールドコンデンサＣＨに移して
、電圧に変換するというものである。 〔発明が解決しようとする課題〕 上記従来技術においては、Ｘ線検出器の電流出力をＩｉ
、１回の計測時間をＬとすると、■、が最大のときに積
分コンデンサＣｇｉに発生する出力電圧Ｖが最大値Ｖ
ＩＩＩａｘをとる。このＶ ｍａｘは、次式で与えられ
る。 Ｖｍａｘ＝（ＩＩ・ｔ）／Ｃ−・−（１）ここで、Ｃは
積分コンデンサＣｇｉの容量である。 Ｘ線ＣＴ装置の高速化に伴って、１回の計測時間りが短
縮されると、Ｖ ＋ａａｘが減少する。Ｖｍａｘはデー
タの精度に影響するので、最大振幅を維持しなければな
らない。このためには、前述のＸ線検出器の電流出力１
．の最大値１１１１ａＸの増加か積分コンデンサＣｇｉ
の容量Ｃの減少が考えられる。 しかし、Ｉ １ｒａａｘは検出器の性能で制約を受け、
増加は困難である。一方、Ｃの値は積分コンデンサＣｇ
ｉに接続されるスイッチの寄生容量Ｃ８Ｖによるチャー
ジフィードスルーの影響を受けるので、Ｃの値を減少さ
せることは、上述の影響を増加させることになる。 従って、上記Ｖ ｗａｘは計測時間りの短縮とともに減
少し、積分コンデンサの出力電圧のダイナミックレンジ
が小さくなるため、投影データの精度が低下するという
問題があった。 また、Ｘ線検出器として、一般に用いられる、シンチレ
ータとフォトダイオードから成る固体検出器を用いた場
合には、バイアス電圧の変化で、フォトダイオードの電
流出力に非直線性を生ずるという問題がある。 これは、従来のデータ収集装置に、この種の検出器を適
用した場合、通常、上述の積分回路がフォトダイオード
に直に接続されるため、検出器中のフォトダイオードの
電流出力に応じて、積分コンデンサのチャージ電圧が変
化すると、フォトダイオードのバイアス電圧が変化し、
検出器出力に非直線性が生ずることになる。 本発明は上記事情に鑑みてなされたもので、その目的と
するところは、従来の技術における上述の如き問題を解
消し、高速かつ高精度に放射線検出データを収集するこ
とを可能とする、放射線検出器とデータ収集装置、およ
び、これから得られたデータを用いて、被検体の断層像
を再構成する如く構成されたことを特徴とする放射線Ｃ
Ｔ装置を提供することにある。 〔課題を解決するための手段〕 本発明の上述の目的は、放射線信号を光信号に変換する
ための第一の変換手段と、該第一の変換手段からの光信
号を光電変換するための第二の変換手段を有する放射線
検出器において、前記放射線検出器の電流出力端に電流
出力を増幅するための電流増幅器を設けたことを特徴と
する放射線検出器、および、複数の放射線検出器から得
られる検出結果を収集するデータ収集装置において、前
記電流増幅器を有する複数の放射線検出器と、該複数の
放射線検出器の増幅された電流出力を積分する積分回路
と、該積分回路の電荷出力を順次選択する手段と、該選
択手段から順次出力される電荷出力を順次電圧に変換す
る手段を有することを特徴とするデータ収集装置、およ
び、上記データ収集装置を用いて収集した放射線透過量
のデータをアナログ／ディジタル変換した後、被検体の
断層像を再構成することを特徴とする放射線ＣＴ装置に
よって達成される。
本発明に係る放射線検出器においては、放射線ＣＴ装置
の高速化に伴うデータ収集時間しの短縮に対して、電流
増幅器を設けてＸ線検出器の出力信号電流 ■、を増幅
させることにより、積分回路出力■（式（１）参照）の
ダイナミックレンジを確保している。これにより、第９
図に示した積分コンデンサＣ８１の容量を低下させずに
済むので、積分回路のスイッチ素子に起因するチャージ
フィードスルーの増大を招くこともない。 また、電流増幅器をオペアンプ、帰還抵抗、増幅抵抗、
ベース接地トランジスタを用いて構成して、電流増幅器
の入力端子が常に仮想的に電源電圧または接地等の一定
バイアス状態となるようにしたことにより、検出器の出
力端が固定バイアス状態となり、出力端を構成するフォ
トダイオードのバイアス電圧依存性を無視できるので、
フォトダイオードの直線性が確保できる。更に、検出器
の出力電流の増大時に生ずるフォトダイオードの耐圧の
問題もなくなる。 また、上述の如く構成された放射線検出器を用いたデー
タ収集装置、および、これから得られたデータを用いて
、被検体の断層像を再構成する如く構成された放射線Ｃ
Ｔ型装置よれば、高速かつ高精度に収集された放射線検
出データに基づく、高画質の断層像が得られることにな
る。 〔実施例〕 以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する
。 第１図は、本発明の一実施例を示すデータ収集装置の構
成図である。図において、１−１＝ｌ−ｎはＸ線管に対
向して配置される複数チャンネルのＸ線検出器、２−１
〜２−ｎは上述の複数チャンネルのＸ線検出器１−１−
１−〇に対応する複数の電流アンプ、３−１〜３−ｎは
同じく上記複数チャンネルのＸ線検出器ｌ−１〜１−ｎ
に対応する複数の積分回路、４はマルチプレクサ、５は
電荷／電圧変換回路を示している。 上記積分回路３−１〜３−ｎは、それぞれが、入力端と
接地の間に接続されるスイッチＳｌ、入力端と出力端の
間に接続されるスイッチＳ２．出力端と接地の間に接続
されるコンデンサＣから成っている。上記マルチプレク
サ４は、一端が各積分回路の出力端に接続され、他端が
共通に結線されたｎ［のスイッチ（８３１〜Ｓ ３ｎ）
から成っている。また、上記電荷／電圧変換回路５は、
逆相入力端子が入力端、出力端子が出力端となり、正相
入力端子が接地されたオペアンプ（ＯＰＡ）と、その逆
相入力端子と出力端子の間に接続されたコンデンサＣＭ
とスイッチＳ５から成っている。 上記電流アンプ２−１〜２−ｎについて、第２図により
説明する。本電流アンプは、オペアンプ２０゜帰還抵抗
２２（Ｒｌ）、増幅抵抗２３（Ｒ２）とＰＮＰトランジ
スタ２１から成り、オペアンプ２０の正相入力端子は電
源電圧２４に、逆相入力端子は前記Ｘ線検出器ｌと帰還
抵抗２２の一端に接続されている。帰還抵抗２２の他の
一端は、増幅抵抗２３とＰＮＰトランジスタ２１のエミ
ッタに接続されている。増幅抵抗２３の他の一端は、電
源電圧２４に接続されている。 ＰＮＰトランジスタ２１のベースは、オペアンプ２０の
出力端に接続されている。本電流アンプの出力は、ＰＮ
Ｐトランジスタ２１のコレクタから取り出される。 次に、動作について説明する。前記Ｘ線検出器ｌは、等
測的に電流源２５に置き換え、その信号電流をＩｌとす
る。検出器出力■ｌは、帰還抵抗２２にすべて流れ、帰
還抵抗２２と増幅抵抗２３との節点で電源電圧２４に対
して電圧降下（Ｒ１・Ｉｉ）を生じる。 そして、この電圧降下に応じて、増幅抵抗２３には電流
（Ｒ１・Ｉ、／Ｒ２）が流れる。その結果、ＰＮＰトラ
ンジスタ２１のエミッタに流れ込む電流■、°は次式の
ようになる。 １、′＝［１＋（Ｒ１／Ｒ２）］ｉ、 −・・・（
２）電流アンプ出力■、はＰＮＰトランジスタ２１のペ
ース接地電流増幅率をαとすると、次式のようになる。 ！、＝α［１＋（Ｒ１／Ｒ２）］・■ム ・・・・（
３）各積分回路３−１〜３−ｎでは、積分期間の間、ス
イッチＳ！を開き、Ｓ２を閉じて、上記電流アンプ出力
■、をコンデンサＣに積分する。保持期間には、スイッ
チＳｌを閉じ、Ｓ２を開いて、電荷を保持する。マルチ
プレクサ４では、スイッチＳ３１〜Ｓ３ｎを順次開閉し
て、各積分回路３−１〜３−ｎで保持している電荷を電
荷ｌ電圧変換回路５へ転送する。電荷ｌ電圧変換回路５
ではマルチプレクサ４の〜スイッチが閉じている間、ス
イッチ５を開き、−積分回路の積分電荷を、ホールドコ
ンデンサＣＭに転送し、順次電圧に変換する。ホールド
コンデンサＣＨの電荷は、マルチプレクサ４の全スイッ
チが開いている間にスイッチＳ５を閉じて放電しておく
。 検出器の出力電流Ｉｉと積分回路の積分時間し、出力電
圧Ｖの関係は、先に式（１）示した如く、Ｖ＝（Ｉ□・
ｔ）／Ｃ となる。高速化に伴い、積分時間がＬ″（＝ｔ／ｍ）に
短縮された場合、■飯を増幅した１、を用いると出力電
圧は、 Ｖ＝（Ｉ、・ｔ’）／Ｃ ＝（α［１＋（Ｒ１／Ｒ２）］・Ｉ ｔ（ｔ ７ｍ）／
Ｃ＝（ａ／ｍ）［１＋（Ｒ１／Ｒ２）］（Ｉ ＋・ｔ
）／Ｃ・・・・（４） となる。ここで、ｍに対して、（ａ ７ｍ）［１＋ （
Ｒ１／Ｒ２）］が１となるように Ｒ１／Ｒ２の値を選
べば、積分コンデンサＣの値を変えずに、同レベルの出
力電圧Ｖ ｍａｘが得られる。 このような構成をとることによって、Ｘ線ＣＴ装置の高
速化に対して、積分コンデンサの容量を小さくせずに、
積分回路出力で充分なダイナミックレンジを確保できる
ので、積分コンデンサに接続される寄生容量によるチャ
ージフィードスルーを増加させずに済む。これにより、
高精度かつ直線性の良いデータ収集が可能となる。 また、Ｘ線検出器の出力端が出力電流に関係なく、一定
バイアスとなるので、検出器出力の直線性が保たれる０
以上により、オペアンプ、抵抗２個、トランジスタを追
加するだけで、高速化、高精度化、高直線性化が容易に
図れる。更に、前述の固体検出器に対しては、その出力
段を成すフォトダイオードと上記電流アンプとを同一ウ
ェハ上に形成することによって、従来、フォトダイオー
ドとデータ収集装置を結線していたケーブルで生じた機
械的および電気的誘導ノイズを低減することができる。 このオンチップ化は、高精度化とともに、低価格化とい
う点でも利点がある。 次に、本発明の第二の実施例を、第３図により説明する
。本実施例は、先に示した実施例で電流アンプに用いら
れたＰＮＰトランジスタを、ＰチャンネルＦＥＴトラン
ジスタ３Ｉに置き換えたものである。これにより、バイ
ポーラトランジスタが持つベース接地電流増幅率の動作
電流による非線形効果の影響を受けずに済み、より一層
の高精度化が図れる。 続いて、本発明の第三の実施例を、第４図および第５図
により説明する。第４図は、第一の実施例ににおいて、
これに用いた電流アンプのオペアンプ２０の正相入力端
子と電源電圧２４の間に、オペアンプ側を負としたバイ
アス電圧源４０（ＶＢ）を接続した構成である。これに
より、帰還抵抗２２と増幅抵抗２３の節点の電圧が、電
源電圧２４から Ｖ、下がり、増幅抵抗２３に電流（Ｖ
、／Ｒ２）が流れ、ＰＮＰトランジスタ２１に流れ込む
。また、第５図は、帰還抵抗２２と増幅抵抗２３の節点
に電源電圧２４側から流れ込む定電流源５０を設け、同
様に、ＰＮＰトランジスタ２１に定電流を流し込んでい
る。これらの電流は、ＰＮＰトランジスタの直流バイア
ス電流として働く。従って、検出器の出力電流が微小な
ときにも、トランジスタのｆＴが高い状態で動作し得る
ので、高速化の点で有効である。 次に、本発明の第四の実施例を、第６図により説明する
。本実施例は、Ｘ線検出器ｌが吸い込み形の出力電流の
場合を示す実施例である。本実施例の電流アンプは、オ
ペアンプ２０．帰還電流２２゜増幅抵抗２３とＮＰＮト
ランジスタ６０から成り、オペアンプ２０の正相入力端
子は接地に、逆相入力端子は前記検出器と帰還抵抗２２
の一端に接続されている。帰還抵抗２２の他端は増幅抵
抗２３とＮＰＮトランジスタ６０のエミッタに接続され
ている。本電流アンプの出力は、上記ＮＰＮトランジス
タ６０のコレクタから取り出され、積分回路３で積分さ
れる。これによって、前述のＸｅ電離箱の如き、電流吸
い込み形のＸ線検出器に対しても適用可能となる。 次に、上述の第一〜第四の実施例に用いたＸ線検出器に
ついて、前記固体検出器を例にとって、第７図に基づい
て説明する。固体検出器は、Ｘ線８０を光８１に変換す
るためのシンチレータ８２と、該シンチレータ８２から
発する光８１を光電変換するためのフォトダイオード８
３から成っている。複数の固体検出器が近接している場
合には、必要に応じて、隣接する検出器間に光学的に、
あるいは、Ｘ線的に分離するだめのセパレータ８４を配
置しても良い、上述のフォトダイオード８３としては、
例えば、結晶または非結晶Ｓｉフォトダイオードが用い
られる。この場合、例えば、上記フォトダイオードをｐ
ｉｎ構造とすると、出力リーク電流が小さく、Ｓ／Ｎを
大きく保てる。 上記フォトダイオードは、ＧａＡｓＰ等の他材料のフォ
トダイオードであっても良い。これらＸ線検出器に、第
一の実施例に示したデータ収集装置を結合した場合、Ｘ
線検出器の出力端が出力電流に関係なく一定バイアスに
なるので、広いＸ線入力範囲にわたって検出器出力の直
線性が保てるという効果がある。その他のデータ収集装
置を結合した場合にも、同様の効果が得られる。 従って、上記実施例に示した構成により、高精度なＸ線
ＣＴ装置用検出器として利用可能な、優れた性能を有す
る放射線検出器を実現できるという効果がある。 最後に、第８図により、前述の第一の実施例に示したデ
ータ収集装置を用いたＸ線ＣＴ装置を説明する。本装置
は、第一の実施例に示したデータ収集装置７３に含まれ
るＸ線検出蓋群７１を、被検体Ｐを挟んでＸ線管７０に
対向させて配置し、データ収集装置７３からの出力をＡ
／Ｄ変換装置７４を通してコンピュータ７５で解析し、
再構成画像をデイスプレィ７６に表示するものである。 本実施例においては、前述の第一の実施例の説明で述べ
た如く、高精度かつ直線性の良いデータ収集装置をデー
タ収集装置７３に適用することによって、Ｘ線ＣＴ装置
も高速かつ高精度で再構成画像が得られるようになる。 上記各実施例は、本発明の一例として示したものであり
、本発明はこれらに限定されるべきものではないことは
言うまでもない。 〔発明の効果〕 以上、詳細に説明した如く、本発明によれば、Ｘ線ＣＴ
装置の高速化に伴うデータ収集時間の短縮に対して、デ
ータ収集装置に電流アンプを付加してＸ線検出器の出力
信号電流を増加させることによって、積分コンデンサの
容量を下げずに、積分回路における出力ダイナミックレ
ンジを確保することができるため、積分回路のスイッチ
素子に起因するチャージフィードスルーの増大を招かず
に済み、高精度化が図れるという効果がある。また、上
記電流アンプを、オペアンプ、帰還抵抗。 増幅抵抗、ベース接地トランジスタを用いて構成し、電
流アンプの入力端子が常に仮想的に電源電圧または接地
等の一定バイアス状態となるようにしたことで、検出器
の出力端が固定バイアス状態となり、出力端を構成する
フォトダイオードのバイアス電圧依存性を無視でき、フ
ォトダイオードの直線性が確保可能になる。同時に、検
出器の出力電流の増大時に生ずるフォトダイオードの耐
圧の問題もなくなる。 上述の如く、簡単な構成の電流アンプを追加するだけで
、出力信号の直線性が向上でき、かつ、フォトダイオー
ドに対するバイアス依存性や耐圧の要求仕様も緩和でき
るので、高精度化、信頼性向上の面での効果が大きい。
の高速化に伴うデータ収集時間しの短縮に対して、電流
増幅器を設けてＸ線検出器の出力信号電流 ■、を増幅
させることにより、積分回路出力■（式（１）参照）の
ダイナミックレンジを確保している。これにより、第９
図に示した積分コンデンサＣ８１の容量を低下させずに
済むので、積分回路のスイッチ素子に起因するチャージ
フィードスルーの増大を招くこともない。 また、電流増幅器をオペアンプ、帰還抵抗、増幅抵抗、
ベース接地トランジスタを用いて構成して、電流増幅器
の入力端子が常に仮想的に電源電圧または接地等の一定
バイアス状態となるようにしたことにより、検出器の出
力端が固定バイアス状態となり、出力端を構成するフォ
トダイオードのバイアス電圧依存性を無視できるので、
フォトダイオードの直線性が確保できる。更に、検出器
の出力電流の増大時に生ずるフォトダイオードの耐圧の
問題もなくなる。 また、上述の如く構成された放射線検出器を用いたデー
タ収集装置、および、これから得られたデータを用いて
、被検体の断層像を再構成する如く構成された放射線Ｃ
Ｔ型装置よれば、高速かつ高精度に収集された放射線検
出データに基づく、高画質の断層像が得られることにな
る。 〔実施例〕 以下、本発明の実施例を図面に基づいて詳細に説明する
。 第１図は、本発明の一実施例を示すデータ収集装置の構
成図である。図において、１−１＝ｌ−ｎはＸ線管に対
向して配置される複数チャンネルのＸ線検出器、２−１
〜２−ｎは上述の複数チャンネルのＸ線検出器１−１−
１−〇に対応する複数の電流アンプ、３−１〜３−ｎは
同じく上記複数チャンネルのＸ線検出器ｌ−１〜１−ｎ
に対応する複数の積分回路、４はマルチプレクサ、５は
電荷／電圧変換回路を示している。 上記積分回路３−１〜３−ｎは、それぞれが、入力端と
接地の間に接続されるスイッチＳｌ、入力端と出力端の
間に接続されるスイッチＳ２．出力端と接地の間に接続
されるコンデンサＣから成っている。上記マルチプレク
サ４は、一端が各積分回路の出力端に接続され、他端が
共通に結線されたｎ［のスイッチ（８３１〜Ｓ ３ｎ）
から成っている。また、上記電荷／電圧変換回路５は、
逆相入力端子が入力端、出力端子が出力端となり、正相
入力端子が接地されたオペアンプ（ＯＰＡ）と、その逆
相入力端子と出力端子の間に接続されたコンデンサＣＭ
とスイッチＳ５から成っている。 上記電流アンプ２−１〜２−ｎについて、第２図により
説明する。本電流アンプは、オペアンプ２０゜帰還抵抗
２２（Ｒｌ）、増幅抵抗２３（Ｒ２）とＰＮＰトランジ
スタ２１から成り、オペアンプ２０の正相入力端子は電
源電圧２４に、逆相入力端子は前記Ｘ線検出器ｌと帰還
抵抗２２の一端に接続されている。帰還抵抗２２の他の
一端は、増幅抵抗２３とＰＮＰトランジスタ２１のエミ
ッタに接続されている。増幅抵抗２３の他の一端は、電
源電圧２４に接続されている。 ＰＮＰトランジスタ２１のベースは、オペアンプ２０の
出力端に接続されている。本電流アンプの出力は、ＰＮ
Ｐトランジスタ２１のコレクタから取り出される。 次に、動作について説明する。前記Ｘ線検出器ｌは、等
測的に電流源２５に置き換え、その信号電流をＩｌとす
る。検出器出力■ｌは、帰還抵抗２２にすべて流れ、帰
還抵抗２２と増幅抵抗２３との節点で電源電圧２４に対
して電圧降下（Ｒ１・Ｉｉ）を生じる。 そして、この電圧降下に応じて、増幅抵抗２３には電流
（Ｒ１・Ｉ、／Ｒ２）が流れる。その結果、ＰＮＰトラ
ンジスタ２１のエミッタに流れ込む電流■、°は次式の
ようになる。 １、′＝［１＋（Ｒ１／Ｒ２）］ｉ、 −・・・（
２）電流アンプ出力■、はＰＮＰトランジスタ２１のペ
ース接地電流増幅率をαとすると、次式のようになる。 ！、＝α［１＋（Ｒ１／Ｒ２）］・■ム ・・・・（
３）各積分回路３−１〜３−ｎでは、積分期間の間、ス
イッチＳ！を開き、Ｓ２を閉じて、上記電流アンプ出力
■、をコンデンサＣに積分する。保持期間には、スイッ
チＳｌを閉じ、Ｓ２を開いて、電荷を保持する。マルチ
プレクサ４では、スイッチＳ３１〜Ｓ３ｎを順次開閉し
て、各積分回路３−１〜３−ｎで保持している電荷を電
荷ｌ電圧変換回路５へ転送する。電荷ｌ電圧変換回路５
ではマルチプレクサ４の〜スイッチが閉じている間、ス
イッチ５を開き、−積分回路の積分電荷を、ホールドコ
ンデンサＣＭに転送し、順次電圧に変換する。ホールド
コンデンサＣＨの電荷は、マルチプレクサ４の全スイッ
チが開いている間にスイッチＳ５を閉じて放電しておく
。 検出器の出力電流Ｉｉと積分回路の積分時間し、出力電
圧Ｖの関係は、先に式（１）示した如く、Ｖ＝（Ｉ□・
ｔ）／Ｃ となる。高速化に伴い、積分時間がＬ″（＝ｔ／ｍ）に
短縮された場合、■飯を増幅した１、を用いると出力電
圧は、 Ｖ＝（Ｉ、・ｔ’）／Ｃ ＝（α［１＋（Ｒ１／Ｒ２）］・Ｉ ｔ（ｔ ７ｍ）／
Ｃ＝（ａ／ｍ）［１＋（Ｒ１／Ｒ２）］（Ｉ ＋・ｔ
）／Ｃ・・・・（４） となる。ここで、ｍに対して、（ａ ７ｍ）［１＋ （
Ｒ１／Ｒ２）］が１となるように Ｒ１／Ｒ２の値を選
べば、積分コンデンサＣの値を変えずに、同レベルの出
力電圧Ｖ ｍａｘが得られる。 このような構成をとることによって、Ｘ線ＣＴ装置の高
速化に対して、積分コンデンサの容量を小さくせずに、
積分回路出力で充分なダイナミックレンジを確保できる
ので、積分コンデンサに接続される寄生容量によるチャ
ージフィードスルーを増加させずに済む。これにより、
高精度かつ直線性の良いデータ収集が可能となる。 また、Ｘ線検出器の出力端が出力電流に関係なく、一定
バイアスとなるので、検出器出力の直線性が保たれる０
以上により、オペアンプ、抵抗２個、トランジスタを追
加するだけで、高速化、高精度化、高直線性化が容易に
図れる。更に、前述の固体検出器に対しては、その出力
段を成すフォトダイオードと上記電流アンプとを同一ウ
ェハ上に形成することによって、従来、フォトダイオー
ドとデータ収集装置を結線していたケーブルで生じた機
械的および電気的誘導ノイズを低減することができる。 このオンチップ化は、高精度化とともに、低価格化とい
う点でも利点がある。 次に、本発明の第二の実施例を、第３図により説明する
。本実施例は、先に示した実施例で電流アンプに用いら
れたＰＮＰトランジスタを、ＰチャンネルＦＥＴトラン
ジスタ３Ｉに置き換えたものである。これにより、バイ
ポーラトランジスタが持つベース接地電流増幅率の動作
電流による非線形効果の影響を受けずに済み、より一層
の高精度化が図れる。 続いて、本発明の第三の実施例を、第４図および第５図
により説明する。第４図は、第一の実施例ににおいて、
これに用いた電流アンプのオペアンプ２０の正相入力端
子と電源電圧２４の間に、オペアンプ側を負としたバイ
アス電圧源４０（ＶＢ）を接続した構成である。これに
より、帰還抵抗２２と増幅抵抗２３の節点の電圧が、電
源電圧２４から Ｖ、下がり、増幅抵抗２３に電流（Ｖ
、／Ｒ２）が流れ、ＰＮＰトランジスタ２１に流れ込む
。また、第５図は、帰還抵抗２２と増幅抵抗２３の節点
に電源電圧２４側から流れ込む定電流源５０を設け、同
様に、ＰＮＰトランジスタ２１に定電流を流し込んでい
る。これらの電流は、ＰＮＰトランジスタの直流バイア
ス電流として働く。従って、検出器の出力電流が微小な
ときにも、トランジスタのｆＴが高い状態で動作し得る
ので、高速化の点で有効である。 次に、本発明の第四の実施例を、第６図により説明する
。本実施例は、Ｘ線検出器ｌが吸い込み形の出力電流の
場合を示す実施例である。本実施例の電流アンプは、オ
ペアンプ２０．帰還電流２２゜増幅抵抗２３とＮＰＮト
ランジスタ６０から成り、オペアンプ２０の正相入力端
子は接地に、逆相入力端子は前記検出器と帰還抵抗２２
の一端に接続されている。帰還抵抗２２の他端は増幅抵
抗２３とＮＰＮトランジスタ６０のエミッタに接続され
ている。本電流アンプの出力は、上記ＮＰＮトランジス
タ６０のコレクタから取り出され、積分回路３で積分さ
れる。これによって、前述のＸｅ電離箱の如き、電流吸
い込み形のＸ線検出器に対しても適用可能となる。 次に、上述の第一〜第四の実施例に用いたＸ線検出器に
ついて、前記固体検出器を例にとって、第７図に基づい
て説明する。固体検出器は、Ｘ線８０を光８１に変換す
るためのシンチレータ８２と、該シンチレータ８２から
発する光８１を光電変換するためのフォトダイオード８
３から成っている。複数の固体検出器が近接している場
合には、必要に応じて、隣接する検出器間に光学的に、
あるいは、Ｘ線的に分離するだめのセパレータ８４を配
置しても良い、上述のフォトダイオード８３としては、
例えば、結晶または非結晶Ｓｉフォトダイオードが用い
られる。この場合、例えば、上記フォトダイオードをｐ
ｉｎ構造とすると、出力リーク電流が小さく、Ｓ／Ｎを
大きく保てる。 上記フォトダイオードは、ＧａＡｓＰ等の他材料のフォ
トダイオードであっても良い。これらＸ線検出器に、第
一の実施例に示したデータ収集装置を結合した場合、Ｘ
線検出器の出力端が出力電流に関係なく一定バイアスに
なるので、広いＸ線入力範囲にわたって検出器出力の直
線性が保てるという効果がある。その他のデータ収集装
置を結合した場合にも、同様の効果が得られる。 従って、上記実施例に示した構成により、高精度なＸ線
ＣＴ装置用検出器として利用可能な、優れた性能を有す
る放射線検出器を実現できるという効果がある。 最後に、第８図により、前述の第一の実施例に示したデ
ータ収集装置を用いたＸ線ＣＴ装置を説明する。本装置
は、第一の実施例に示したデータ収集装置７３に含まれ
るＸ線検出蓋群７１を、被検体Ｐを挟んでＸ線管７０に
対向させて配置し、データ収集装置７３からの出力をＡ
／Ｄ変換装置７４を通してコンピュータ７５で解析し、
再構成画像をデイスプレィ７６に表示するものである。 本実施例においては、前述の第一の実施例の説明で述べ
た如く、高精度かつ直線性の良いデータ収集装置をデー
タ収集装置７３に適用することによって、Ｘ線ＣＴ装置
も高速かつ高精度で再構成画像が得られるようになる。 上記各実施例は、本発明の一例として示したものであり
、本発明はこれらに限定されるべきものではないことは
言うまでもない。 〔発明の効果〕 以上、詳細に説明した如く、本発明によれば、Ｘ線ＣＴ
装置の高速化に伴うデータ収集時間の短縮に対して、デ
ータ収集装置に電流アンプを付加してＸ線検出器の出力
信号電流を増加させることによって、積分コンデンサの
容量を下げずに、積分回路における出力ダイナミックレ
ンジを確保することができるため、積分回路のスイッチ
素子に起因するチャージフィードスルーの増大を招かず
に済み、高精度化が図れるという効果がある。また、上
記電流アンプを、オペアンプ、帰還抵抗。 増幅抵抗、ベース接地トランジスタを用いて構成し、電
流アンプの入力端子が常に仮想的に電源電圧または接地
等の一定バイアス状態となるようにしたことで、検出器
の出力端が固定バイアス状態となり、出力端を構成する
フォトダイオードのバイアス電圧依存性を無視でき、フ
ォトダイオードの直線性が確保可能になる。同時に、検
出器の出力電流の増大時に生ずるフォトダイオードの耐
圧の問題もなくなる。 上述の如く、簡単な構成の電流アンプを追加するだけで
、出力信号の直線性が向上でき、かつ、フォトダイオー
ドに対するバイアス依存性や耐圧の要求仕様も緩和でき
るので、高精度化、信頼性向上の面での効果が大きい。
第１図は本発明の一実施例を示すデータ収集装置の構成
図、第２図はその構成要素である電流アンプの構成図、
第３図〜第６図は電流アンプの他の構成例を示す図、第
７図はＸ線検出器の構成例を示す図、第８図はＸ線ＣＴ
装置の構成例を示す図、第９図は従来のデータ収集装置
の構成例を示す図である。 ｌ−１〜ｌ−ｎ：Ｘ線検出器、２−１〜２−ｎ ：電流
アンプ、３−！〜３−ｎ：積分回路、４：マルチプレク
サ、５：１！荷１１！圧変換回路、２０：オペアンプ、
２１：ＰＮＰトランジスタ、２２：帰還抵抗、２３：増
幅抵抗、２４：電源電圧、２５，６１：信号電流源、３
１：ＰチャンネルＦＥＴトランジスタ、４０：バイアス
電圧源、５０：定電流源、６０：ＮＰＮトランジスタ、
７３：データ収集装置、８２：シンチレータ、８３：フ
ォトダイオード。 第 １ 図 −ｎ 第 図 第 図 ４ 第 図 図 第 ６ 図 第 図 第 図 ２ ３ 第 図 ｗ４
図、第２図はその構成要素である電流アンプの構成図、
第３図〜第６図は電流アンプの他の構成例を示す図、第
７図はＸ線検出器の構成例を示す図、第８図はＸ線ＣＴ
装置の構成例を示す図、第９図は従来のデータ収集装置
の構成例を示す図である。 ｌ−１〜ｌ−ｎ：Ｘ線検出器、２−１〜２−ｎ ：電流
アンプ、３−！〜３−ｎ：積分回路、４：マルチプレク
サ、５：１！荷１１！圧変換回路、２０：オペアンプ、
２１：ＰＮＰトランジスタ、２２：帰還抵抗、２３：増
幅抵抗、２４：電源電圧、２５，６１：信号電流源、３
１：ＰチャンネルＦＥＴトランジスタ、４０：バイアス
電圧源、５０：定電流源、６０：ＮＰＮトランジスタ、
７３：データ収集装置、８２：シンチレータ、８３：フ
ォトダイオード。 第 １ 図 −ｎ 第 図 第 図 ４ 第 図 図 第 ６ 図 第 図 第 図 ２ ３ 第 図 ｗ４
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、放射線信号を光信号に変換するための第一の変換手
段と、該第一の変換手段からの光信号を光電変換するた
めの第二の変換手段を有する放射線検出器において、前
記放射線検出器の電流出力端に電流出力を増幅するため
の電流増幅器を設けたことを特徴とする放射線検出器。 ２、前記第二の変換手段は２端子を有し、一端子は電源
電圧に、他の一端子は前記電流増幅器の入力端子に接続
され、かつ、前記電流増幅器の入力端子が仮想的に前記
電源電圧または該電源電圧に一定のバイアス電圧が印加
された電圧に接続されていることを特徴とする請求項１
記載の放射線検出器。 ３、前記電流増幅器が、正相入力端子に電源電圧、逆相
入力端子に放射線検出器が接続されたオペアンプと、該
オペアンプの出力端子にベースが接続されたＰＮＰトラ
ンジスタと、該ＰＮＰトランジスタのエミッタと前記オ
ペアンプの逆相入力端子に接続された帰還抵抗と、前記
ＰＮＰトランジスタのエミッタと前記電源電圧に接続さ
れた増幅抵抗から構成され、前記オペアンプの逆相入力
端子を入力端、前記ＰＮＰトランジスタのコレクタを出
力端とすることを特徴とする請求項２記載の放射線検出
器。 ４、前記電流増幅器が、正相入力端子に電源電圧、逆相
入力端子に放射線検出器が接続されたオペアンプと、該
オペアンプの出力端子にゲートが接続されたＰチャンネ
ルＦＥＴトランジスタと、該ＰチャンネルＦＥＴトラン
ジスタのソースと前記オペアンプの逆相入力端子に接続
された帰還抵抗と、前記ＰチャンネルＦＥＴトランジス
タのソースと前記電源電圧に接続された増幅抵抗から構
成され、前記オペアンプの逆相入力端子を入力端、前記
ＰチャンネルＦＥＴトランジスタのドレインを出力端と
することを特徴とする請求項２記載の放射線検出器。 ５、前記電流増幅器のオペアンプの正相入力端子と電源
電圧の間に、前記オペアンプ側を負としたバイアス電圧
源を接続したことを特徴とする請求項３または４記載の
放射線検出器。 ６、前記電流増幅器のＰＮＰトランジスタのエミタ（Ｐ
チャンネルＦＥＴトランジスタのソース）と電源電圧の
間に、エミッタ（ソース）側に流れ込むバイアス電流源
を接続したことを特徴とする請求項３または４記載の放
射線検出器。 ７、前記第一の変換手段としてシンチレータを、前記第
二の変換手段としてシリコンフォトダイオードを用いる
ことを特徴とする請求項１〜６記載の放射線検出器。 ８、前記シンチレータと、前記シリコンフォトダイオー
ドおよび前記電流増幅器を、同一シリコンウェハ上に形
成することを特徴とする請求項７記載の放射線検出器。 ９、複数の放射線検出器から得られる検出結果を収集す
るデータ収集装置において、前記複数の請求項１〜８記
載の放射線検出器と、該複数の放射線検出器の電流増幅
器の電流出力を積分する積分回路と、該積分回路の電荷
出力を順次選択する手段と、該選択手段から順次出力さ
れる電荷出力を順次電圧に変換する手段を有することを
特徴とするデータ収集装置。 １０、放射線源から被検体に向かって爆射された放射線
の被検体透過後の放射線量を、請求項９記載のデータ収
集装置を用いて収集し、収集した放射線透過量のデータ
をアナログ／ディジタル変換した後、そのデータを基に
被検体の断層像を再構成する如く構異されたことを特徴
とする放射線ＣＴ装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1261017A JPH03122588A (ja) | 1989-10-05 | 1989-10-05 | 放射線検出器，データ収集装置およびこれを用いる放射線ｃｔ装置 |
| US07/588,718 US5113077A (en) | 1989-10-05 | 1990-09-27 | Radiation detection circuit having a signal integrating capacitor, and a data aquisition system for an x-ray scanner including such circuit |
| DE4031424A DE4031424A1 (de) | 1989-10-05 | 1990-10-04 | Strahlungsermittlungsschaltung fuer einen roentgenstrahl-ct-scanner und system zum erfassung von daten solcher schaltungen |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1261017A JPH03122588A (ja) | 1989-10-05 | 1989-10-05 | 放射線検出器，データ収集装置およびこれを用いる放射線ｃｔ装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH03122588A true JPH03122588A (ja) | 1991-05-24 |
Family
ID=17355896
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1261017A Pending JPH03122588A (ja) | 1989-10-05 | 1989-10-05 | 放射線検出器，データ収集装置およびこれを用いる放射線ｃｔ装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5113077A (ja) |
| JP (1) | JPH03122588A (ja) |
| DE (1) | DE4031424A1 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003098261A (ja) * | 2001-09-25 | 2003-04-03 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2008145245A (ja) * | 2006-12-08 | 2008-06-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線検出器およびｘ線ｃｔ装置 |
| JP2015228023A (ja) * | 2014-05-09 | 2015-12-17 | 株式会社半導体エネルギー研究所 | 表示補正回路、表示補正システムおよび表示装置 |
| JP2016126328A (ja) * | 2014-12-26 | 2016-07-11 | エルジー ディスプレイ カンパニー リミテッド | 検出回路及び有機発光表示装置 |
Families Citing this family (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5198673A (en) * | 1992-01-23 | 1993-03-30 | General Electric Company | Radiation image detector with optical gain selenium photosensors |
| US5510623A (en) * | 1995-02-24 | 1996-04-23 | Loral Fairchild Corp. | Center readout intra-oral image sensor |
| US5693948A (en) * | 1995-11-21 | 1997-12-02 | Loral Fairchild Corporation | Advanced CCD-based x-ray image sensor system |
| US6416960B1 (en) | 1996-08-08 | 2002-07-09 | Prolume, Ltd. | Detection and visualization of neoplastic tissues and other tissues |
| ATE290205T1 (de) | 1996-12-12 | 2005-03-15 | Prolume Ltd | Vorrichtung und verfahren zum nachweis und identifizieren von infektiösen wirkstoffen |
| EP0898421A3 (en) * | 1997-08-19 | 2001-12-05 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Electrostatic recording member, electrostatic latent image recording apparatus, and electrostatic latent image read-out apparatus |
| US6163029A (en) * | 1997-09-22 | 2000-12-19 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Radiation detector, radiation detecting method and X-ray diagnosing apparatus with same radiation detector |
| US6091280A (en) * | 1998-04-21 | 2000-07-18 | Texas Instruments Incorporated | CMOS image sensor based on four transistor photocell |
| JP2000088645A (ja) | 1998-09-16 | 2000-03-31 | Hamamatsu Photonics Kk | 積分型光検出装置 |
| NL1019287C1 (nl) * | 2000-11-08 | 2002-01-23 | Koninkl Philips Electronics Nv | R÷ntgenanalysetoestel met een vaste stof plaatsgevoelige r÷ntgendetector. |
| US8243876B2 (en) | 2003-04-25 | 2012-08-14 | Rapiscan Systems, Inc. | X-ray scanners |
| JP2005286477A (ja) * | 2004-03-29 | 2005-10-13 | Renesas Technology Corp | データスライサ |
| US7498585B2 (en) * | 2006-04-06 | 2009-03-03 | Battelle Memorial Institute | Method and apparatus for simultaneous detection and measurement of charged particles at one or more levels of particle flux for analysis of same |
| US20080217546A1 (en) * | 2005-01-06 | 2008-09-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Pixel Implemented Current to Frequency Converter |
| CN101137899A (zh) * | 2005-01-06 | 2008-03-05 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 像素实现的电流放大器 |
| WO2010109355A1 (en) | 2009-03-26 | 2010-09-30 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Spectral imaging |
| US7884662B1 (en) * | 2009-09-17 | 2011-02-08 | Himax Technologies Limited | Multi-channel integrator |
| EP2544025A1 (en) * | 2011-07-07 | 2013-01-09 | FEI Company | Silicon Drift Detector for use in a charged particle apparatus |
| JP6628701B2 (ja) * | 2016-08-05 | 2020-01-15 | 三菱電機株式会社 | 放射線測定装置 |
| CN109602438A (zh) * | 2018-12-12 | 2019-04-12 | 彭浩 | 高复用度的全身pet数据采集方法及系统 |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB1583868A (en) * | 1976-08-28 | 1981-02-04 | Emi Ltd | Radiography |
| US4278889A (en) * | 1979-10-15 | 1981-07-14 | Ohio Nuclear, Inc. | Current amplifier with automatic drift correction for tomographic scanners |
| DE3001131A1 (de) * | 1980-01-14 | 1981-07-16 | Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München | Schaltungsanordnung fuer einen strahlendetektor |
| US4697280A (en) * | 1984-09-06 | 1987-09-29 | Wisconsin Alumni Research Foundation | Method and apparatus for the measurement of X-ray sources |
| JPS61263441A (ja) * | 1985-05-17 | 1986-11-21 | 株式会社東芝 | デ−タ収集装置 |
| FR2628217B1 (fr) * | 1988-03-07 | 1990-07-27 | Sgs Thomson Microelectronics | Circuit de mesure d'un courant |
-
1989
- 1989-10-05 JP JP1261017A patent/JPH03122588A/ja active Pending
-
1990
- 1990-09-27 US US07/588,718 patent/US5113077A/en not_active Expired - Fee Related
- 1990-10-04 DE DE4031424A patent/DE4031424A1/de active Granted
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2003098261A (ja) * | 2001-09-25 | 2003-04-03 | Hitachi Medical Corp | Ｘ線ｃｔ装置 |
| JP2008145245A (ja) * | 2006-12-08 | 2008-06-26 | Ge Medical Systems Global Technology Co Llc | Ｘ線検出器およびｘ線ｃｔ装置 |
| JP2015228023A (ja) * | 2014-05-09 | 2015-12-17 | 株式会社半導体エネルギー研究所 | 表示補正回路、表示補正システムおよび表示装置 |
| US10529286B2 (en) | 2014-05-09 | 2020-01-07 | Semiconductor Energy Laboratory Co., Ltd. | Display correction circuit, display correction system, and display device |
| JP2016126328A (ja) * | 2014-12-26 | 2016-07-11 | エルジー ディスプレイ カンパニー リミテッド | 検出回路及び有機発光表示装置 |
| US9870737B2 (en) | 2014-12-26 | 2018-01-16 | Lg Display Co., Ltd. | Sensing circuit and organic light emitting diode display device having the same |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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| US5113077A (en) | 1992-05-12 |
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