KR20150054666A

KR20150054666A - 방사선 디텍터, 그에 따른 단층 촬영 장치, 및 엑스선 촬영 장치

Info

Publication number: KR20150054666A
Application number: KR1020140152859A
Authority: KR
Inventors: 조민국
Original assignee: 삼성전자주식회사
Priority date: 2013-11-12
Filing date: 2014-11-05
Publication date: 2015-05-20
Also published as: KR101812658B1; CN105899137A; CN105899137B

Abstract

광자 계수형의 방사선 디텍터 및 그에 따른 컴퓨터 단층 촬영 장치를 개시한다. 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터는 방사선을 감지하는 복수개의 픽셀들을 포함하는 디텍터에 있어서, 상기 복수개의 픽셀들 각각은 m 개의 계수 픽셀들을 포함한다. 상기 m 개의 계수 픽셀들 각각은 입사된 방사선 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부, 상기 전기 신호에 근거하여 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부, 및 상기 계수한 값을 저장하며, 상기 방사선 흡수부가 소정 시간 동안 n 개의 광자를 흡수할 때 n/m 값의 저장 용량을 가지는 메모리를 포함한다.

Description

방사선 디텍터, 그에 따른 단층 촬영 장치, 및 엑스선 촬영 장치 {RADIATION DETECTOR, TOMOGRAPHY IMAGING APPARATUS THEREOF, AND X-RAY IMAGING APPARATUS THEREOF}

본원 발명은 방사선 디텍터, 그에 따른 단층 촬영 장치, 및 엑스선 촬영 장치에 관한 것이다.

구체적으로, 입사된 방사선 광자를 계수하여 입사된 방사선의 양을 측정할 수 있는 방사선 디텍터, 그에 따른 단층 촬영 장치, 및 엑스선 촬영 장치에 관한 것이다.

의료 영상 장치는 대상체의 내부 구조를 영상으로 획득하기 위한 장비이다. 의료 영상 처리 장치는 비침습 검사 장치로서, 신체 내의 구조적 세부사항, 내부 조직 및 유체의 흐름 등을 촬영 및 처리하여 사용자에게 보여준다. 의사 등의 사용자는 의료 영상 처리 장치에서 출력되는 의료 영상을 이용하여 환자의 건강 상태 및 질병을 진단할 수 있다.

환자에게 방사선을 조사하여 대상체를 촬영하기 위한 장치로는 대표적으로 컴퓨터 단층 촬영(CT: Computed Tomography) 장치 및 엑스선 장치가 있다.

의료 영상 처리 장치 중 컴퓨터 단층 촬영(CT) 장치는 대상체에 대한 단면 영상을 제공할 수 있고, 일반적인 엑스선 장치에 비하여 대상체의 내부 구조(예컨대, 신장, 폐 등의 장기 등)가 겹치지 않게 표현할 수 있다는 장점이 있어서, 질병의 정밀한 진단을 위하여 널리 이용된다.

엑스선 장치는 엑스선을 인체에 투과시켜 인체의 내부 구조를 이미지로 획득하는 의료 영상 장치이다. 엑스선 장치는 MRI 장치, CT 장치 등을 포함하는 다른 의료 영상 장치에 비해 간편하고, 짧은 시간 내에 대상체의 의료 이미지를 획득할 수 있다는 장점이 있다. 따라서, 엑스선 장치는 단순 흉부 촬영, 단순 복부 촬영, 단순 골격 촬영, 단순 부비동 촬영, 단순 경부 연조직(neck soft tissue) 촬영 및 유방 촬영 등에 널리 이용되고 있다.

컴퓨터 단층 촬영 장치 또는 엑스선 장치 등과 같이 방사선을 조사하여 대상체를 촬영하기 위한 의료 영상 장치에 있어서, 대상체를 통과한 방사선을 감지하는 방사선 디텍터가 필수적으로 구비되어야 한다. 또한, 대상체를 통과한 방사선을 빠르고 정확하게 감지하여야 후속 과정에서 감지된 방사선을 이용하여 정확한 의료 영상을 재구성(reconstruction) 할 수 있다.

따라서, 대상체를 통과한 방사선을 빠르고 정확하게 감지할 수 있는 방사선 디텍터 및 의료 영상 장치를 제공할 필요가 있다.

본원 발명은 대상체를 통과한 방사선을 빠르고 정확하게 감지할 수 있는 방사선 디텍터, 그에 따른 단층 촬영 장치, 및 엑스선 촬영 장치의 제공을 목적으로 한다.

구체적으로, 본원 발명은 대상체를 통과한 방사선 광자를 빠르게 계수하여, 방사선량을 정확하게 감지할 수 있는 방사선 디텍터, 그에 따른 단층 촬영 장치, 및 엑스선 촬영 장치의 제공을 목적으로 한다.

본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터는 적어도 하나의 계수 픽셀을 포함하며 영상을 복원하기 위한 영상 픽셀을 복수개 포함한다. 상기 계수 픽셀은 입사된 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부; 및 상기 방사선 흡수부로부터 전송되는 상기 전기 신호에 근거하여 상기 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부를 포함하며, 상기 영상 픽셀의 개수는 상기 계수 픽셀의 개수보다 작다.

또한, 상기 계수 픽셀은 상기 영상 픽셀로 입사되는 광자의 개수보다 작은 광자의 개수를 계수할 수 있다.

또한, 상기 광자 처리부는 상기 입사된 광자를 직접 전하로 변환하여 검출하는 직접 방식에 따라서, 상기 전기 신호에 근거하여 상기 광자의 개수를 계수할 수 있다.

또한, 상기 영상 픽셀은 상기 영상을 형성하는 하나의 화소 값에 대응될 수 있다.

또한, 상기 영상 픽셀은 상기 계수 픽셀을 복수개 포함할 수 있다.

또한, 상기 영상 픽셀은 상기 복수개의 계수 픽셀에서 계수된 광자의 개수에 근거하여, 상기 영상에 포함되는 하나의 화소 값을 산출하는데 이용되는 픽셀이 될 수 있다.

또한, 상기 광자 처리부는 상기 영상 픽셀로 소정 시간 동안 입사되는 광자의 개수보다 작은 광자의 개수를 계수하여 저장하는 계수 메모리를 포함할 수 있다.

또한, 상기 광자 처리부는 상기 전기 신호가 기준치를 초과하는지 비교하는 비교기; 및 상기 비교기의 비교 결과에 근거하여, 상기 기준치를 초과하는 광자의 개수를 계수하여 저장하는 상기 계수 메모리를 포함할 수 있다.

또한, 상기 계수 픽셀은 상기 영상 픽셀로 소정 시간 동안 입사되는 광자의 개수보다 작은 광자의 개수를 계수하여 저장하는 계수 메모리를 포함할 수 있다.

또한, 상기 영상 픽셀은 상기 방사선 디텍터의 픽셀과 동일 대응될 때, 상기 픽셀에 포함되는 상기 적어도 하나의 계수 픽셀은 적어도 하나의 계수 픽셀 그룹으로 나뉘어지며, 상기 계수 픽셀 그룹에서 계수된 광자의 개수는 상기 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응될 수 있다.

또한, 상기 계수 픽셀 그룹의 개수는 상기 픽셀의 개수 이상이 될 수 있다.

또한, 상기 계수 픽셀 그룹의 크기는 상기 픽셀의 크기 이하가 될 수 있다.

또한, 상기 영상 픽셀은 상기 방사선 디텍터의 픽셀과 동일 대응될 때, 인접한 복수개의 상기 픽셀들에 포함되는 복수개의 상기 계수 픽셀들은 적어도 하나의 계수 픽셀 그룹으로 나누어지며, 상기 계수 픽셀 그룹에서 계수된 광자의 개수는 상기 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응될 수 있다.

또한, 상기 방사선 디텍터는 단층(tomography) 영상 생성에 이용되는 방사선 디텍터가 될 수 있다.

또한, 상기 방사선 디텍터는 갠트리에 부착되어 회전하는 엑스선 소스에서 방출되어 대상체를 통과하는 상기 방사선을 감지할 수 있다.

또한, 상기 방사선 디텍터는 엑스선 영상 생성에 이용되는 방사선 디텍터가 될 수 있다.

또한, 상기 방사선 디텍터는 이동 장치에 부착되어 위치 조절이 가능한 엑스선 소스에서 방출되어 대상체를 통과하는 상기 방사선을 감지할 수 있다.

또한, 상기 상기 방사선 흡수부는 카드뮴 텔룰라이드(CdTe)로 형성될 수 있다.

본 발명의 다른 실시예에 따른 방사선 디텍터는 방사선을 감지하는 픽셀을 복수개 포함하는 디텍터이다. 상기 픽셀은 영상을 복원하기 위해 상기 방사선을 감지하는 계수 픽셀을 복수개 포함한다. 그리고, 상기 계수 픽셀은 입사된 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부; 및 상기 전기 신호에 근거하여 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부를 포함한다.

또한, 상기 광자 처리부는 상기 계수한 값을 저장하는 계수 메모리를 포함한다.

또한, 계수 픽셀은 상기 픽셀로 입사되는 광자의 개수보다 작은 광자의 개수를 계수한다.

또한, 상기 방사선 디텍터는 단층 영상의 생성에 이용되는 방사선 디텍터가 될 수 있다.

또한, 상기 픽셀은 1초당 2억 개 이상의 광자를 흡수하여 계수할 수 있다.

또한, 상기 픽셀은 24, 25 또는 36 개의 상기 계수 픽셀을 포함할 수 있다.

또한, 상기 계수 픽셀에서 계수된 광자의 개수는 상기 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응될 수 있다.

또한, 상기 픽셀에 포함되며 인접하여 배치되는 복수개의 상기 계수 픽셀들을 포함하는 계수 픽셀 그룹에서 계수되는 총 광자의 개수는 상기 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응될 수 있다.

또한, 인접하여 배치되는 적어도 하나의 상기 픽셀들에 포함되는 복수개의 상기 계수 픽셀은 복수개의 계수 픽셀 그룹으로 분할되며, 상기 복수개의 계수 픽셀 그룹 각각에서 계수된 총 광자의 개수는 상기 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응될 수 있다.

또한, 상기 광자 처리부는 상기 전기 신호가 기준치를 초과하는지 비교하는 비교기; 및 상기 기준치를 초과하는 상기 광자의 개수를 계수하는 저장하는 계수 메모리를 포함할 수 있다.

본 발명의 일 실시예에 따른 단층 촬영 장치는 적어도 하나의 계수 픽셀을 포함하며 영상을 복원하기 위한 영상 픽셀을 복수개 포함하는 방사선 디텍터; 및 상기 방사선 디텍터에서 감지된 광자 량에 근거하여 단층 영상을 재구성하는 영상 처리부를 포함한다. 그리고, 상기 계수 픽셀은 입사된 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부; 및 상기 방사선 흡수부로부터 전송되는 상기 전기 신호에 근거하여 상기 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부를 포함하며, 상기 영상 픽셀의 개수는 상기 계수 픽셀의 개수보다 작다.

본 발명의 다른 실시예에 따른 단층 촬영 장치는 적어도 하나의 계수 픽셀을 포함하며 영상을 복원하기 위한 픽셀을 복수개 포함하는 방사선 디텍터; 및 상기 방사선 디텍터에서 감지된 광자 량에 근거하여 단층 영상을 재구성하는 영상 처리부를 포함한다. 상기 계수 픽셀은 입사된 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부; 및 상기 방사선 흡수부로부터 전송되는 상기 전기 신호에 근거하여 상기 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부를 포함하며, 상기 픽셀의 개수는 상기 계수 픽셀의 개수보다 작다.

도 1a는 일반적인 CT 시스템(20)의 개략도이다.
도 1b는 본 발명의 일 실시예에 따른 CT 시스템(20)의 구조를 나타낸 도면이다.
도 2은 통신부의 구성을 도시하는 도면이다.
도 3a는 엑스선 시스템(200)의 구성을 도시하는 도면이다.
도 3b는 고정식 엑스선 장치(200)를 도시하는 도면이다.
도 3c는 모바일 엑스선 장치(300)를 도시하는 도면이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터를 나타내는 도면이다.
도 5는 도 4의 복수개의 픽셀들을 설명하기 위한 일 도면이다.
도 6은 도 4의 계수 픽셀을 설명하기 위한 일 도면이다.
도 7a는 도 4의 계수 픽셀을 설명하기 위한 다른 도면이다.
도 7b는 도 4의 계수 픽셀을 설명하기 위한 다른 도면이다.
도 8은 도 4의 계수 픽셀을 설명하기 위한 다른 도면이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 컴퓨터 단층 촬영 장치를 나타내는 도면이다.

본 발명의 이점 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 첨부되는 도면과 함께 후술되어 있는 실시예들을 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예들에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 수 있으며, 단지 본 실시예들은 본 발명의 개시가 완전하도록 하고, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 본 발명은 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다. 명세서 전체에 걸쳐 동일 참조 부호는 동일 구성 요소를 지칭한다.

본 명세서에서 사용되는 용어에 대해 간략히 설명하고, 본 발명에 대해 구체적으로 설명하기로 한다.

본 발명에서 사용되는 용어는 본 발명에서의 기능을 고려하면서 가능한 현재 널리 사용되는 일반적인 용어들을 선택하였으나, 이는 당 분야에 종사하는 기술자의 의도 또는 판례, 새로운 기술의 출현 등에 따라 달라질 수 있다. 또한, 특정한 경우는 출원인이 임의로 선정한 용어도 있으며, 이 경우 해당되는 발명의 설명 부분에서 상세히 그 의미를 기재할 것이다. 따라서 본 발명에서 사용되는 용어는 단순한 용어의 명칭이 아닌, 그 용어가 가지는 의미와 본 발명의 전반에 걸친 내용을 토대로 정의되어야 한다.

명세서 전체에서 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성요소를 더 포함할 수 있음을 의미한다. 또한, 명세서에서 사용되는 "부"라는 용어는 소프트웨어, FPGA 또는 ASIC과 같은 하드웨어 구성요소를 의미하며, "부"는 어떤 역할들을 수행한다. 그렇지만 '부'는 소프트웨어 또는 하드웨어에 한정되는 의미는 아니다. '부'는 어드레싱할 수 있는 저장 매체에 있도록 구성될 수도 있고 하나 또는 그 이상의 프로세서들을 재생시키도록 구성될 수도 있다. 따라서, 일 예로서 "부"는 소프트웨어 구성요소들, 객체지향 소프트웨어 구성요소들, 클래스 구성요소들 및 태스크 구성요소들과 같은 구성요소들과, 프로세스들, 함수들, 속성들, 프로시저들, 서브루틴들, 프로그램 코드의 세그먼트들, 드라이버들, 펌웨어, 마이크로 코드, 회로, 데이터, 데이터베이스, 데이터 구조들, 테이블들, 어레이들 및 변수들을 포함한다. 구성요소들과 "부"들 안에서 제공되는 기능은 더 작은 수의 구성요소들 및 "부"들로 결합되거나 추가적인 구성요소들과 "부"들로 더 분리될 수 있다.

아래에서는 첨부한 도면을 참고하여 본 발명의 실시예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 그러나 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하는 실시예에 한정되지 않는다. 그리고 도면에서 본 발명을 명확하게 설명하기 위해서 설명과 관계없는 부분은 생략한다.

본 명세서에서 "영상"은 이산적인 영상 요소들(예를 들어, 2차원 영상에 있어서의 픽셀들 및 3차원 영상에 있어서의 복셀들)로 구성된 다차원(multi-dimensional) 데이터를 의미할 수 있다. 예를 들어, 영상은 단층 촬영 장치에 의해 획득된 대상체의 의료 영상 등을 포함할 수 있다.

본 명세서에서 "단층(Tomography) 영상"이란, 단층 촬영 장치에서 대상체를 단층 촬영하여 획득된 영상으로, 엑스레이 등과 같은 광선을 대상체로 조사한 후 투영된 데이터를 이용하여 이미징된 영상을 의미할 수 있다. 구체적으로, "CT(Computed Tomography) 영상"란 대상체에 대한 적어도 하나의 축을 중심으로 회전하며 대상체를 촬영함으로써 획득된 복수개의 엑스레이 영상들의 합성 영상을 의미할 수 있다.

본 명세서에서 "대상체(object)"는 사람 또는 동물, 또는 사람 또는 동물의 일부를 포함할 수 있다. 예를 들어, 대상체는 간, 심장, 자궁, 뇌, 유방, 복부 등의 장기, 및 혈관 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 또한, "대상체"는 팬텀(phantom)을 포함할 수도 있다. 팬텀은 생물의 밀도와 실효 원자 번호에 아주 근사한 부피를 갖는 물질을 의미하는 것으로, 신체와 유사한 성질을 갖는 구형(sphere)의 팬텀을 포함할 수 있다.

본 명세서에서 "사용자"는 의료 전문가로서 의사, 간호사, 임상 병리사, 의료 영상 전문가 등이 될 수 있으며, 의료 장치를 수리하는 기술자가 될 수 있으나, 이에 한정되지 않는다.

CT 시스템 등과 같은 단층 촬영 시스템은 대상체에 대하여 단면 영상을 제공할 수 있으므로, 일반적인 X-ray 촬영 기기에 비하여 대상체의 내부 구조(예컨대, 신장, 폐 등의 장기 등)가 겹치지 않게 표현할 수 있다는 장점이 있다.

구체적으로, 단층 촬영 시스템(20)은 CT(computed Tomography) 장치, OCT(Optical Coherenc Tomography), 또는 PET(positron emission tomography)-CT 장치, SPECT(single photon emission computed tomography) 등과 같은 모든 단층 촬영 장치들을 포함할 수 있다.

이하에서는, 단층 촬영 시스템(20)으로 CT 시스템을 예로 들어 설명한다.

CT 시스템은, 예를 들어, 2mm 두께 이하의 영상데이터를 초당 수십, 수백 회 획득하여 가공함으로써 대상체에 대하여 비교적 정확한 단면 영상을 제공할 수 있다. 종래에는 대상체의 가로 단면만으로 표현된다는 문제점이 있었지만, 다음과 같은 여러 가지 영상 재구성 기법의 등장에 의하여 극복되었다. 3차원 재구성 영상기법들로는 다음과 같은 기법들이 있다.

- SSD(Shade surface display): 초기 3차원 영상기법으로 일정 HU값을 가지는 복셀들만 나타내도록 하는 기법.

- MIP(maximum intensity projection)/MinIP(minimum intensity projection): 영상을 구성하는 복셀 중에서 가장 높은 또는 낮은 HU값을 가지는 것들만 나타내는 3D 기법.

- VR(volume rendering): 영상을 구성하는 복셀들을 관심영역별로 색 및 투과도를 조절할 수 있는 기법.

- 가상내시경(Virtual endoscopy): VR 또는 SSD 기법으로 재구성한 3차원 영상에서 내시경적 관찰이 가능한 기법.

- MPR(multi planar reformation): 다른 단면 영상으로 재구성하는 영상 기법. 사용자가 원하는 방향으로의 자유자제의 재구성이 가능하다.

- Editing: VR에서 관심부위를 보다 쉽게 관찰하도록 주변 복셀들을 정리하는 여러 가지 기법.

- VOI(voxel of interest): 선택 영역만을 VR로 표현하는 기법.

본 발명의 일 실시예에 따른 컴퓨터 단층촬영(CT) 시스템(20)은 첨부된 도 1a을 참조하여 설명될 수 있다. 본 발명의 일 실시예에 따른 CT 시스템(20)은 다양한 형태의 장치들을 포함할 수 있다.

도 1a은 일반적인 CT 시스템(20)의 개략도이다. 도 1a을 참조하면, CT 시스템(20)은 갠트리(172), 테이블(175), X-ray 생성부(176) 및 X-ray 검출부(178)를 포함할 수 있다.

갠트리(172)는 X-ray 생성부(176) 및 X-ray 검출부(178)를 포함할 수 있다.

대상체(10)는 테이블(175) 상에 위치될 수 있다.

테이블(175)은 CT 촬영 과정에서 소정의 방향(예컨대, 상, 하, 좌, 우 중 적어도 한 방향)으로 이동할 수 있다. 또한, 테이블(175)은 소정의 방향으로 소정의 각도만큼 기울어질 수 있거나(tilting) 또는 회전(rotating)될 수 있다.

또한, 갠트리(172)도 소정의 방향으로 소정의 각도만큼 기울어질 수 있다.

도 1b는 본 발명의 일 실시예에 따른 CT 시스템(20)의 구조를 나타낸 도면이다.

본 발명의 일 실시예에 따른 CT 시스템(20)은 갠트리(172), 테이블(175), 제어부(188), 저장부(194), 영상 처리부(196), 입력부(198), 디스플레이부(191), 통신부(192)를 포함할 수 있다.

전술한 바와 같이, 대상체(10)는 테이블(175) 상에 위치할 수 있다. 본 발명의 일 실시예에 따른 테이블(175)은 소정의 방향(예컨대, 상, 하, 좌, 우 중 적어도 한 방향)으로 이동 가능하고, 제어부(188)에 의하여 움직임이 제어될 수 있다.

본 발명의 일 실시예에 따른 갠트리(172)는 회전 프레임(174), X-ray 생성부(176), X-ray 검출부(178), 회전 구동부(180), 데이터 획득 회로(186), 데이터 송신부(190)을 포함할 수 있다.

본 발명의 일 실시예에 따른 갠트리(172)는 소정의 회전축(RA; Rotation Axis)에 기초하여 회전 가능한 고리 형태의 회전 프레임(174)을 포함할 수 있다. 또한, 회전 프레임(174)은 디스크의 형태일 수도 있다.

회전 프레임(174)은 소정의 시야 범위(FOV; Field Of View)를 갖도록 각각 대향하여 배치된 X-ray 생성부(176) 및 X-ray 검출부(178)를 포함할 수 있다. 또한, 회전 프레임(174)은 산란 방지 격자(anti-scatter grid, 184)를 포함할 수 있다. 산란 방지 격자(184)는 X-ray 생성부(176)와 X-ray 검출부(178)의 사이에서 위치할 수 있다. 도 1b에서는, 회전 프레임(174)이 하나의 X-ray 생성부(176)를 포함하는 경우를 경우를 예로 들어 도시하였으나, 회전 프레임(174)는 복수개의 X-ray 생성부를 포함할 수 있다. 또한, 회전 프레임(174)는 복수개의 X-ray 생성부를 포함하는 경우, 회전 프레임(174)은 복수개의 X-ray 생성부에 대응되는 복수개의 X-ray 검출부를 포함한다. 구체적으로, 하나의 X-ray 생성부(176)가 하나의 엑스레이 소스(X-ray source)가 된다. 예를 들어, 회전 프레임(174)이 두 개의 X-ray 생성부(176)를 포함하는 경우, 듀얼 소스(dual source)를 포함한다고 할 수 있다. 이하에서는, 회전 프레임(174)이 하나의 X-ray 생성부(176)를 포함하는 경우, 회전 프레임(174) 내에 포함되는 하나의 X-ray 생성부(176)를 '단일 소스'라 하며, 회전 프레임(174)이 두개의 X-ray 생성부(미도시)를 포함하는 경우, 회전 프레임(174) 내에 포함되는 두 개의 X-ray 생성부(미도시)를 '듀얼 소스'라 칭하겠다. 또한, 듀얼 소스를 형성하는 두 개의 X-ray 생성부에 있어서, 하나의 X-ray 생성부는 제1 소스라 하고, 다른 하나의 X-ray 생성부를 제2 소스라 칭하겠다. 또한, 회전 프레임(174) 내에 하나의 X-ray 생성부(176)가 포함되는 경우의 단층 촬영 시스템(20)을 '단일 소스 단층 촬영 장치'라 칭하고, 회전 프레임(174) 내에 두 개의 X-ray 생성부가 포함되는 경우의 단층 촬영 시스템(20)을 '듀얼 소스 단층 촬영 장치'라 칭하겠다. 의료용 영상 시스템에 있어서, 검출기(또는 감광성 필름)에 도달하는 X-선 방사선에는, 유용한 영상을 형성하는 감쇠된 주 방사선 (attenuated primary radiation) 뿐만 아니라 영상의 품질을 떨어뜨리는 산란 방사선(scattered radiation) 등이 포함되어 있다. 주 방사선은 대부분 투과시키고 산란 방사선은 감쇠시키기 위해, 환자와 검출기(또는 감광성 필름)와의 사이에 산란 방지 격자를 위치시킬 수 있다.

예를 들어, 산란 방지 격자는, 납 박편의 스트립(strips of lead foil)과, 중공이 없는 폴리머 물질(solid polymer material)이나 중공이 없는 폴리머(solid polymer) 및 섬유 합성 물질(fiber composite material) 등의 공간 충전 물질(interspace material)을 교대로 적층한 형태로 구성될 수 있다. 그러나, 산란 방지 격자의 형태는 반드시 이에 제한되는 것은 아니다.

회전 프레임(174)은 회전 구동부(180)로부터 구동 신호를 수신하고, X-ray 생성부(176)와 X-ray 검출부(178)를 소정의 회전 속도로 회전시킬 수 있다. 회전 프레임(174)은 슬립 링(미도시)을 통하여 접촉 방식으로 회전 구동부(180)로부터 구동 신호, 파워를 수신할 수 있다. 또한, 회전 프레임(174)은 무선 통신을 통하여 회전 구동부(180)로부터 구동 신호, 파워를 수신할 수 있다.

X-ray 생성부(176)는 파워 분배부(PDU; Power Distribution Unit, 미도시)에서 슬립 링(미도시)을 거쳐 고전압 생성부(미도시)를 통하여 전압, 전류를 인가 받아 X선을 생성하여 방출할 수 있다. 고전압 생성부가 소정의 전압(이하에서 튜브 전압으로 지칭함)을 인가할 때, X-ray 생성부(176)는 이러한 소정의 튜브 전압에 상응하게 복수의 에너지 스펙트럼을 갖는 X-ray들을 생성할 수 있다.

X-ray 생성부(176)에 의하여 생성되는 X-ray는, 콜리메이터(collimator, 182)에 의하여 소정의 형태로 방출될 수 있다.

X-ray 검출부(178)는 X-ray 생성부(176)와 마주하여 위치할 수 있다. X-ray 검출부(178)는 복수의 X-ray 검출 소자들을 포함할 수 있다. 단일 엑스레이 검출 소자는 단일 채널을 형성할 수 있지만, 반드시 이에 제한되는 것은 아니다.

X-ray 검출부(178)는 X-ray 생성부(176)로부터 생성되고 대상체(10)를 통하여 전송된 엑스레이를 감지하고, 감지된 X선의 강도에 상응하게 전기 신호를 생성할 수 있다.

X-ray 검출부(178)는 방사선을 광으로 전환하여 검출하는 간접방식과 방사선을 직접 전하로 변환하여 검출하는 직접방식 검출기를 포함할 수 있다. 간접방식의 X-ray 검출부는 Scintillator를 사용할 수 있다. 또한, 직접방식의 X-ray 검출부는 photon counting detector를 사용할 수 있다. 데이터 획득 회로(DAS; Data Acquisitino System)(186)는 X-ray 검출부(178)와 연결될 수 있다. X-ray 검출부(178)에 의하여 생성된 전기 신호는 DAS(186)에서 수집될 수 있다. X-ray 검출부(178)에 의하여 생성된 전기 신호는 유선 또는 무선으로 DAS(186)에서 수집될 수 있다. 또한, X-ray 검출부(178)에 의하여 생성된 전기 신호는 증폭기(미도시)를 거쳐 아날로그/디지털 컨버터(미도시)로 제공될 수 있다.

슬라이스 두께(slice thickness)나 슬라이스 개수에 따라 X-ray 검출부(178)로부터 수집된 일부 데이터만이 영상 처리부(196)에 제공될 수 있고, 또는 영상 처리부(196)에서 일부 데이터만을 선택할 수 있다.

이러한 디지털 신호는 데이터 송신부(190)를 통하여 영상 처리부(196)로 제공될 수 있다. 이러한 디지털 신호는 데이터 송신부(190)를 통하여 유선 또는 무선으로 영상 처리부(196)로 송신될 수 있다.

본 발명의 일 실시예에 따른 제어부(188)는 CT 시스템(20)의 각각의 모듈의 동작을 제어할 수 있다. 예를 들어, 제어부(188)는 테이블(175), 회전 구동부(180), 콜리메이터(182), DAS(186), 저장부(194), 영상 처리부(196), 입력부(198), 디스플레이부(191), 통신부(192) 등의 동작들을 제어할 수 있다.

영상 처리부(196)는 DAS(186)로부터 획득된 데이터(예컨대, 가공 전 순수(pure) 데이터)를 데이터 송신부(190)를 통하여 수신하여, 전처리(pre-processing)하는 과정을 수행할 수 있다.

전처리는, 예를 들면, 채널들 사이의 감도 불균일 정정 프로세스, 신호 세기의 급격한 감소 또는 금속 같은 X선 흡수재로 인한 신호의 유실 정정 프로세스 등을 포함할 수 있다.

영상 처리부(196)의 출력 데이터는 로 데이터(raw data) 또는 프로젝션(projection) 데이터로 지칭될 수 있다. 이러한 프로젝션 데이터는 데이터 획득시의 촬영 조건(예컨대, 튜브 전압, 촬영 각도 등)등과 함께 저장부(194)에 저장될 수 있다.

프로젝션 데이터는 대상체를 통과한 X선의 세기에 상응하는 데이터 값의 집합일 수 있다. 설명의 편의를 위해, 모든 채널들에 대하여 동일한 촬영 각도로 동시에 획득된 프로젝션 데이터의 집합을 프로젝션 데이터 세트로 지칭한다.

저장부(194)는 플래시 메모리 타입(flash memory type), 하드디스크 타입(hard disk type), 멀티미디어 카드 마이크로 타입(multimedia card micro type), 카드 타입의 메모리(SD, XD 메모리 등), 램(RAM; Random Access Memory) SRAM(Static Random Access Memory), 롬(ROM; Read-Only Memory), EEPROM(Electrically Erasable Programmable Read-Only Memory), PROM(Programmable Read-Only Memory) 자기 메모리, 자기 디스크, 광디스크 중 적어도 하나의 타입의 저장매체를 포함할 수 있다.

또한, 영상 처리부(196)는 획득된 프로젝션 데이터 세트를 이용하여 대상체에 대한 단면 영상을 재구성할 수 있다. 이러한 단면 영상은 3차원 영상일 수 있다. 다시 말해서, 영상 처리부(196)는 획득된 프로젝션 데이터 세트에 기초하여 콘 빔 재구성(cone beam reconstruction) 방법 등을 이용하여 대상체에 대한 3차원 영상을 생성할 수 있다.

입력부(198)를 통하여 X선 단층 촬영 조건, 영상 처리 조건 등에 대한 외부 입력이 수신될 수 있다. 예를 들면, X선 단층 촬영 조건은, 복수의 튜브 전압, 복수의 X선들의 에너지 값 설정, 촬영 프로토콜 선택, 영상재구성 방법 선택, FOV 영역 설정, 슬라이스 개수, 슬라이스 두께(slice thickness), 영상 후처리 파라미터 설정 등을 포함할 수 있다. 또한 영상 처리 조건은 영상의 해상도, 영상에 대한 감쇠 계수 설정, 영상의 조합비율 설정 등을 포함할 수 있다.

입력부(198)는 외부로부터 소정의 입력을 인가 받기 위한 디바이스 등을 포함할 수 있다. 예컨대, 입력부(198)는 마이크로폰, 키보드, 마우스, 조이스틱, 터치 패드, 터치팬, 음성, 제스처 인식장치 등을 포함할 수 있다.

디스플레이부(191)는 영상 처리부(196)에 의해 재구성된 X선 촬영 영상을 디스플레이 할 수 있다.

전술한 엘리먼트들 사이의 데이터, 파워 등의 송수신은 유선, 무선 및 광통신 중 적어도 하나를 이용하여 수행될 수 있다.

통신부(192)는 서버(193) 등을 통하여 외부 디바이스, 외부 의료 장치 등과의 통신을 수행할 수 있다. 이와 관련하여서는 도 1b를 참조하여 후술한다.

도 2는 통신부의 구성을 도시하는 도면이다.

통신부(192)는, 유선 또는 무선으로 네트워크(301)와 연결되어 서버(193), 외부 의료 장치(136) 또는 휴대용 장치(138) 등과 같은 외부 디바이스와의 통신을 수행할 수 있다. 통신부(192)는 의료 영상 정보 시스템(PACS, Picture Archiving and Communication System)을 통해 연결된 병원 서버나 병원 내의 다른 의료 장치와 데이터를 주고받을 수 있다.

또한, 통신부(192)는 의료용 디지털 영상 및 통신(DICOM, Digital Imaging and Communications in Medicine) 표준에 따라 외부 디바이스 등과 데이터 통신을 수행할 수 있다.

통신부(192)는 네트워크(301)를 통해 대상체의 진단과 관련된 데이터를 송수신할 수 있다. 또한 통신부(192)는 MRI 장치, X-ray 장치 등 다른 의료 기기(136)에서 획득된 의료 영상 등을 송수신할 수 있다.

나아가, 통신부(192)는 서버(193)로부터 환자의 진단 이력이나 치료 일정 등을 수신하여 환자의 임상적 진단 등에 활용할 수도 있다. 또한, 통신부(192)는 병원 내의 서버(193)나 의료 장치(136)뿐만 아니라, 사용자나 환자의 휴대용 장치(138) 등과 데이터 통신을 수행할 수도 있다.

또한 장비의 이상유무 및 품질 관리현황 정보를 네트워크를 통해 시스템 관리자나 서비스 담당자에게 송신하고 그에 대한 feedback을 수신할 수 있다.

도 3a는 엑스선 시스템(200)의 구성을 도시하는 도면이다.

도 3a을 참조하면, 엑스선 시스템(1000)은 엑스선 장치(100) 및 워크스테이션(110)을 포함한다. 도 3a에 도시된 엑스선 장치(100)는 고정식 엑스선 장치 또는 이동식 엑스선 장치가 될 수 있다. 엑스선 장치(100)는 엑스선 조사부(120), 고전압 발생부(121), 검출부(130), 조작부(140) 및 제어부(150)를 포함할 수 있다. 제어부(150)는 엑스선 장치(100)의 전반적인 동작을 제어할 수 있다.

고전압 발생부(121)는 엑스선의 발생을 위한 고전압을 발생시켜 엑스선 소스(122)에 인가한다.

엑스선 조사부(120)는 고전압 발생부(121)에서 발생된 고전압을 인가받아 엑스선을 발생시키고 조사하는 엑스선 소스(122) 및 엑스선 소스(122)에서 조사되는 엑스선의 경로를 안내하여 엑스선의 조사영역을 조절하는 콜리메이터(collimator)(123)를 포함할 수 있다.

엑스선 소스(122)는 엑스선관(X-ray tube)을 포함하며, 엑스선관은 양극과 음극으로 된 2극 진공관으로 구현될 수 있다. 엑스선관 내부를 약 10mmHg 정도의 고진공 상태로 만들고 음극의 필라멘트를 고온으로 가열하여 열전자를 발생시킨다. 필라멘트로는 텅스텐 필라멘트를 사용할 수 있고 필라멘트에 연결된 전기도선에 10V의 전압과 3-5A 정도의 전류를 가하여 필라멘트를 가열할 수 있다.

그리고 음극과 양극 사이에 10-300kVp 정도의 고전압을 걸어주면 열전자가 가속되어 양극의 타겟 물질에 충돌하면서 엑스선을 발생시킨다. 발생된 엑스선은 윈도우를 통해 외부로 조사되며, 윈도우의 재료로는 베륨 박막을 사용할 수 있다. 이 때, 타겟 물질에 충돌하는 전자의 에너지 중 대부분은 열로 소비되며 열로 소비되고 남은 나머지 에너지가 엑스선으로 변환된다.

양극은 주로 구리로 구성되고, 음극과 마주보는 쪽에 타겟 물질이 배치되며, 타겟 물질로는 Cr, Fe, Co, Ni, W, Mo 등의 고저항 재료들이 사용될 수 있다. 타겟 물질은 회전자계에 의해 회전할 수 있으며, 타겟 물질이 회전하게 되면 전자 충격 면적이 증대되고 고정된 경우에 비해 열 축적율이 단위 면적당 10배 이상 증대될 수 있다.

엑스선관의 음극과 양극 사이에 가해지는 전압을 관전압이라 하며, 이는 고전압 발생부(121)에서 인가되고, 그 크기는 파고치 kVp로 표시할 수 있다. 관전압이 증가하면 열전자의 속도가 증가되고 결과적으로 타겟 물질에 충돌하여 발생되는 엑스선의 에너지(광자의 에너지)가 증가된다. 엑스선관에 흐르는 전류는 관전류라 하며 평균치 mA로 표시할 수 있고, 관전류가 증가하면 필라멘트에서 방출되는 열전자의 수가 증가하고 결과적으로 타겟 물질에 충돌하여 발생되는 엑스선의 선량(엑스선 광자의 수)이 증가된다.

따라서, 관전압에 의해 엑스선의 에너지가 제어될 수 있고, 관전류 및 엑스선 노출 시간에 의해 엑스선의 세기 또는 선량이 제어될 수 있다.

검출부(130)는 엑스선 조사부(120)에서 조사되어 대상체를 투과한 엑스선을 검출한다. 검출부(130)는 디지털 검출부일 수 있다. 검출부(130)는 TFT를 사용하여 구현되거나, CCD를 사용하여 구현될 수 있다. 도 3a에서는 검출부(130)가 엑스선 장치(100)에 포함되는 것으로 도시되어 있으나, 검출부(130)는 엑스선 장치(100)에 연결 및 분리 가능한 별개의 장치인 엑스선 디텍터일 수도 있다.

또한, 엑스선 장치(100)는 엑스선 장치(100)의 조작을 위한 인터페이스를 제공하는 조작부(140)를 더 포함할 수 있다. 조작부(140)는 출력부(141) 및 입력부(142)를 포함할 수 있다. 입력부(142)는 사용자로부터 엑스선 장치(300)의 조작을 위한 명령 및 엑스선 촬영에 관한 각종 정보를 입력받을 수 있다. 제어부(150)는 입력부(142)에 입력된 정보를 기반으로 엑스선 장치(100)를 제어하거나 조작할 수 있다. 출력부(141)는 제어부(150)의 제어 하에 엑스선의 조사 등 촬영 관련 정보를 나타내는 사운드를 출력할 수 있다.

워크스테이션(110) 및 엑스선 장치(100)는 서로 무선 또는 유선으로 연결될 수 있고, 무선으로 연결된 경우에는 서로 간의 클럭을 동기화하기 위한 장치(미도시)를 더 포함할 수 있다. 워크스테이션(110)은 엑스선 장치(100)와 물리적으로 분리된 공간에 존재할 수도 있다.

워크스테이션(110)은 출력부(111), 입력부(112) 및 제어부(113)를 포함할 수 있다. 출력부(111) 및 입력부(112)는 사용자에게 워크스테이션(110) 및 엑스선 장치(100)의 조작을 위한 인터페이스를 제공한다. 제어부(113)는 워크스테이션(110) 및 엑스선 장치(100)를 제어할 수 있다.

엑스선 장치(100)는 워크스테이션(110)을 통해 제어될 수 있고, 엑스선 장치(100)에 포함되는 제어부(150)에 의해서도 제어될 수 있다. 따라서, 사용자는 워크스테이션(110)을 통해 엑스선 장치(100)를 제어하거나, 엑스선 장치(100)에 포함되는 조작부(140) 및 제어부(150)를 통해 엑스선 장치(100)를 제어할 수도 있다. 다시 말해, 사용자는 워크스테이션(110)을 통해 원격으로 엑스선 장치(100)를 제어할 수도 있고, 엑스선 장치(100)를 직접 제어할 수도 있다.

도 3a에서는 워크스테이션(110)의 제어부(113)과 엑스선 장치(100)의 제어부(150)를 별개로 도시하였으나, 도 3a은 예시일 뿐이다. 다른 예로, 제어부들(113, 150)은 하나의 통합된 제어부로 구현될 수도 있고, 통합된 제어부는 워크스테이션(110) 및 엑스선 장치(100) 중 하나에만 포함될 수도 있을 것이다. 이하, 제어부(113, 150)는 워크스테이션(110)의 제어부(113) 및/또는 엑스선 장치(100)의 제어부(150)를 의미한다.

워크스테이션(110)의 출력부(111) 및 입력부(112)와 엑스선 장치(100)의 출력부(141) 및 입력부(142)는 각각 사용자에게 엑스선 장치(100)의 조작을 위한 인터페이스를 제공할 수 있다. 도 3a에서는 워크스테이션(110) 및 엑스선 장치(100) 각각이 출력부(111, 141) 및 입력부(112, 142)를 포함하는 것으로 도시하였으나, 이에 한정되는 것은 아니다. 출력부 또는 입력부는 워크스테이션(110) 및 엑스선 장치(100) 중 하나에만 구현될 수도 있을 것이다.

이하, 입력부(112, 142)는 워크스테이션(110)의 입력부(112) 및/또는 엑스선 장치(100)의 입력부(142)를 의미하고, 출력부(111, 141)는 워크스테이션(110)의 출력부(111) 및/또는 엑스선 장치(100)의 출력부(141)를 의미한다.

입력부(112, 142)의 예로는 키보드, 마우스, 터치스크린, 음성 인식기, 지문 인식기, 홍채 인식기 등을 포함할 수 있으며, 기타 당업자에게 자명한 입력 장치를 포함할 수 있다. 사용자는 입력부(112, 142)를 통해 엑스선 조사를 위한 명령을 입력할 수 있는데, 입력부(112, 142)에는 이러한 명령 입력을 위한 스위치가 마련될 수 있다. 스위치는 두 번에 걸쳐 눌러야 엑스선 조사를 위한 조사명령이 입력되도록 마련될 수 있다.

즉, 사용자가 스위치를 누르면 스위치는 엑스선 조사를 위한 예열을 지시하는 준비명령이 입력되고, 그 상태에서 스위치를 더 깊게 누르면 실질적인 엑스선 조사를 위한 조사명령이 입력되는 구조를 가질 수 있다. 이와 같이 사용자가 스위치를 조작하면, 제어부(113, 150)는 스위치 조작을 통해 입력되는 명령에 대응하는 신호 즉, 준비신호를 생성하여 엑스선 발생을 위한 고전압을 생성하는 고전압 발생부(121)로 전달한다.

고전압 발생부(121)는 제어부(113, 150)로부터 전달되는 준비신호를 수신하여 예열을 시작하고, 예열이 완료되면, 준비완료신호를 제어부(113, 150)로 전달한다. 그리고, 엑스선 검출을 위해 검출부(130) 또한 엑스선 검출준비가 필요한데, 제어부(113, 150)는 고전압 발생부(121)의 예열과 함께 검출부(130)가 대상체를 투과한 엑스선을 검출하기 위한 준비를 할 수 있도록 검출부(130)로 준비신호를 전달한다. 검출부(130)는 준비신호를 수신하면 엑스선을 검출하기 위한 준비를 하고, 검출준비가 완료되면 검출준비완료신호를 제어부(113, 150)로 전달한다.

고전압 발생부(121)의 예열이 완료되고, 검출부(130)의 엑스선 검출준비가 완료되며, 제어부(113, 150)는 고전압 발생부(121)로 조사신호를 전달하고, 고전압 발생부(121)는 고전압을 생성하여 엑스선 소스(122)로 인가하고, 엑스선 소스(122)는 엑스선을 조사하게 된다.

제어부(113, 150)는 조사신호를 전달할 때, 엑스선 조사를 대상체가 알 수 있도록, 출력부(111, 141)로 사운드 출력신호를 전달하여 출력부(111, 141)에서 소정 사운드가 출력되도록 할 수 있다. 또한, 출력부(111, 141)에서는 엑스선 조사 이외에 다른 촬영 관련 정보를 나타내는 사운드를 출력할 수 있다. 도 3a은 출력부(141)가 조작부(140)에 포함되는 것으로 도시하였지만, 이에 한정되는 것은 아니며, 출력부(141) 또는 출력부(141)의 일부는 조작부(140)가 위치하는 지점과 다른 지점에 위치할 수 있다. 예를 들어, 대상체에 대한 엑스선 촬영이 수행되는 촬영실 벽에 위치할 수도 있다.

제어부(113, 150)는 사용자에 의해 설정된 촬영 조건에 따라 엑스선 조사부(120)와 검출부(130)의 위치, 촬영 타이밍 및 촬영 조건 등을 제어한다.

구체적으로, 제어부(113, 150)는 입력부(112, 142)를 통해 입력되는 명령에 따라 고전압 발생부(121) 및 검출부(130)를 제어하여 엑스선의 조사 타이밍, 엑스선의 세기 및 엑스선의 조사 영역 등을 제어한다. 또한, 제어부(113, 150)는 소정의 촬영 조건에 따라 검출부(130)의 위치를 조절하고, 검출부(130)의 동작 타이밍을 제어한다.

또한, 제어부(113, 150)는 검출부(130)를 통해 수신되는 이미지 데이터를 이용하여 대상체에 대한 의료 이미지를 생성한다. 구체적으로, 제어부(113, 150)는 검출부(130)로부터 이미지 데이터를 수신하여, 이미지 데이터의 노이즈를 제거하고, 다이나믹 레인지(dynamic range) 및 인터리빙(interleaving)을 조절하여 대상체의 의료 이미지를 생성할 수 있다.

출력부(111, 141)는 제어부(113, 150)에 의해 생성된 의료 이미지를 출력할 수 있다. 출력부(111, 141)는 UI(user interface), 사용자 정보 또는 대상체 정보 등 사용자가 엑스선 장치(100)를 조작하기 위해 필요한 정보를 출력할 수 있다. 출력부(111, 141)의 예로서 스피커, 프린터, CRT 디스플레이, LCD 디스플레이, PDP 디스플레이, OLED 디스플레이, FED 디스플레이, LED 디스플레이, VFD 디스플레이, DLP 디스플레이, FPD 디스플레이, 3D 디스플레이, 투명 디스플레이 등을 포함할 수 있고, 기타 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 출력 장치들을 포함할 수 있다.

도 3a에 도시된 워크스테이션(110)은 네트워크(150)를 통해 서버(162), 의료 장치(164) 및 휴대용 단말(166) 등과 연결될 수 있는 통신부(미도시)를 더 포함할 수 있다.

통신부는 유선 또는 무선으로 네트워크(150)와 연결되어 외부의 서버(162), 외부의 의료 장치(164), 또는 외부의 휴대용 단말(166)과 통신을 수행할 수 있다. 통신부는 네트워크(150)를 통해 대상체의 진단과 관련된 데이터를 송수신할 수 있으며, CT, MRI, 엑스선 장치 등 다른 의료 장치(164)에서 촬영한 의료 이미지 또한 송수신할 수 있다. 나아가, 통신부는 서버(162)로부터 환자의 진단 이력이나 치료 일정 등을 수신하여 대상체의 진단에 활용할 수도 있다. 또한, 통신부는 병원 내의 서버(162)나 의료 장치(164)뿐만 아니라, 의사나 고객의 휴대폰, PDA, 노트북 등의 휴대용 단말(166)과 데이터 통신을 수행할 수도 있다.

통신부는 외부 장치와 통신을 가능하게 하는 하나 이상의 구성 요소를 포함할 수 있으며, 예를 들어 근거리 통신 모듈, 유선 통신 모듈 및 무선 통신 모듈을 포함할 수 있다.

근거리 통신 모듈은 소정 거리 이내의 위치하는 장치와 근거리 통신을 수행하기 위한 모듈을 의미한다. 본 발명의 일 실시 예에 따른 근거리 통신 기술의 예로는 무선 랜(Wireless LAN), 와이파이(Wi-Fi), 블루투스, 지그비(ZigBee), WFD(Wi-Fi Direct), UWB(ultra wideband), 적외선 통신(IrDA, infrared Data Association), BLE (Bluetooth Low Energy), NFC(Near Fie1214 Communication) 등을 포함할 수 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다.

유선 통신 모듈은 전기적 신호 또는 광 신호를 이용한 통신을 위한 모듈을 의미하며, 유선 통신 기술의 예로는 페어 케이블(pair cable), 동축 케이블, 광섬유 케이블 등을 이용한 유선 통신 기술이 포함될 수 있고, 당업자에게 자명한 유선 통신 기술이 포함될 수 있다.

무선 통신 모듈은, 이동 통신망 상에서의 기지국, 외부의 장치, 서버 중 적어도 하나와 무선 신호를 송수신한다. 여기에서, 무선 신호의 예로는, 음성 호 신호, 화상 통화 호 신호 또는 문자/멀티미디어 메시지 송수신에 따른 다양한 형태의 데이터를 포함할 수 있다.

도 3a에 도시된 엑스선 장치(100)는, 다수의 디지털 신호 처리 장치(DSP), 초소형 연산 처리 장치 및 특수 용도용(예를 들면, 고속 A/D 변환, 고속 푸리에 변환, 어레이 처리용 등) 처리 회로 등을 포함할 수 있다.

한편, 워크스테이션(110)과 엑스선 장치(100) 사이의 통신은, LVDS(Low Voltage Differential Signaling) 등의 고속 디지털 인터페이스, UART(universal asynchronous receiver transmitter) 등의 비동기 시리얼 통신, 과오 동기 시리얼 통신 또는 CAN(Controller Area Network) 등의 저지연형의 네트워크 프로토콜이 이용될 수 있으며, 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 통신 방법이 이용될 수 있다.

도 3b는 고정식 엑스선 장치(200)를 도시하는 도면이다.

도 3b는 고정식 엑스선 장치(200)를 도시하는 사시도이다. 도 3b의 엑스선 장치(200)는 도 1의 엑스선 장치(100)의 실시예일 수 있다. 도 3b의 엑스선 장치(200)에 포함되는 구성 요소들 중 도 1과 동일한 구성 요소는 도 1과 동일한 도면 부호를 사용하고, 중복되는 설명은 생략한다.

도 3b에 도시된 바와 같이, 엑스선 장치(200)는 엑스선 장치(200)의 조작을 위한 인터페이스를 제공하는 조작부(140), 대상체에 엑스선을 조사하는 엑스선 조사부(120), 대상체를 투과한 엑스선을 검출하는 검출부(130), 엑스선 조사부(120)를 이동시키기 위한 구동력을 제공하는 제1, 제2 및 제3 모터(211,212,213), 제1, 제2 및 제3 모터(211, 212, 213)의 구동력에 의해 엑스선 조사부(120)를 이동시키기 위하여 마련되는 가이드레일(220), 이동캐리지(230) 및 포스트 프레임(240)을 포함한다.

가이드레일(220)은 서로 소정의 각도를 이루도록 설치되는 제1가이드레일(221)과 제2가이드레일(222)을 포함한다. 제1가이드레일(221)과 제2가이드레일(222)은 서로 직교하는 방향으로 연장되는 것이 바람직하다.

제1가이드레일(221)은 엑스선 장치(200)가 배치되는 검사실의 천장에 설치된다.

제2가이드레일(222)은 제1가이드레일(221)의 하측에 위치되고, 제1가이드레일(221)에 슬라이딩 이동 가능하게 장착된다. 제1가이드레일(221)에는 제1가이드레일(221)을 따라 이동 가능한 롤러(미도시)가 설치될 수 있다. 제2가이드레일(222)은 이 롤러(미도시)에 연결되어 제1가이드레일(221)을 따라 이동할 수 있다.

제1가이드레일(221)이 연장되는 방향으로 제1방향(D1)이 정의되고, 제2가이드레일(222)이 연장되는 방향으로 제2방향(D2)이 정의된다. 따라서, 제1방향(D1)과 제2방향(D2)은 서로 직교하고 검사실의 천장과 평행할 수 있다.

이동캐리지(230)는 제2가이드레일(222)을 따라 이동 가능하도록 제2가이드레일(222)의 하측에 배치된다. 이동캐리지(230)에는 제2가이드레일(222)을 따라 이동하도록 마련되는 롤러(미도시)가 설치될 수 있다.

따라서, 이동캐리지(230)는 제2가이드레일(222)과 함께 제1방향(D1)으로 이동 가능하고, 제2가이드레일(222)을 따라 제2방향(D2)으로 이동 가능하다.

포스트프레임(240)은 이동캐리지(230)에 고정되어 이동캐리지(230)의 하측에 위치한다. 포스트프레임(240)은 복수 개의 포스트(241, 242, 243, 244, 245)를 구비할 수 있다.

복수 개의 포스트(241, 242, 243, 244, 245)는 서로 절첩 가능하게 연결되어 포스트프레임(240)은 이동캐리지(230)에 고정된 채로 검사실의 상하 방향으로 길이가 증가 또는 감소할 수 있다.

포스트프레임(240)의 길이가 증가 또는 감소하는 방향으로 제3방향(D3)이 정의된다. 따라서, 제3방향(D3)은 제1방향(D1) 및 제2방향(D2)과 서로 직교할 수 있다.

검출부(130)는 대상체를 투과한 엑스선을 검출하는데, 테이블 타입 리셉터(290)나 스탠드 타입 리셉터(280)에 결합될 수 있다.

엑스선 조사부(120)와 포스트프레임(240) 사이에는 회전조인트(250)가 배치된다. 회전조인트(250)는 엑스선 조사부(120)를 포스트프레임(240)에 결합시키고 엑스선 조사부(120)에 작용되는 하중을 지지한다.

회전조인트(250)에 연결된 엑스선 조사부(120)는 제3방향(D3)과 수직을 이루는 평면상에서 회전할 수 있다. 이때, 엑스선 조사부(120)의 회전방향을 제4방향(D4)으로 정의할 수 있다.

또한, 엑스선 조사부(120)는 검사실의 천장과 수직을 이루는 평면상에서 회전 가능하도록 마련된다. 따라서, 엑스선 조사부(120)는 회전조인트(250)에 대해 제1방향(D1) 또는 제2방향(D2)과 평행한 축을 중심으로 한 회전방향인 제5방향(D5)으로 회전할 수 있다.

제1, 제2 및 제3 모터(211, 212, 213)는 엑스선 조사부(120)를 제1방향(D1) 내지 제3방향(D3)으로 이동시키기 위하여 마련될 수 있다. 제1, 제2 및 제3 모터(211, 212, 213)는 전기적으로 구동되는 모터일 수 있고, 모터에는 엔코더가 포함될 수 있다.

제1, 제2 및 제3 모터(211,212,213)는 설계의 편의성을 고려하여 다양한 위치에 배치될 수 있다. 예를 들어, 제2가이드레일(222)을 제1방향(D1)으로 이동시키는 제1모터(211)는 제1가이드레일(221) 주위에 배치되고, 이동캐리지(230)를 제2방향(D2)으로 이동시키는 제2모터(212)는 제2가이드레일(222) 주위에 배치되고, 포스트프레임(240)의 길이를 제3방향(D3)으로 증가 또는 감소시키는 제3모터(213)는 이동캐리지(230) 내부에 배치될 수 있다. 다른 예로, 제1, 제2 및 제3 모터(211,212,213)는 엑스선 조사부(120)를 제1방향(D1) 내지 제3방향(D3)으로 직선 이동시키도록 동력전달수단(미도시)과 연결될 수 있다. 동력전달수단(미도시)은 일반적으로 사용되는 벨트와 풀리, 체인과 스프라킷, 샤프트 등 일 수 있다.

다른 예로서, 엑스선 조사부(120)를 제4 방향(D4) 및 제5 방향(D5)으로 회전시키기 위해 회전조인트(250)와 포스트 프레임(240) 사이 및 회전조인트(250)와 엑스선 조사부(120) 사이에 모터가 마련될 수 있다.

엑스선 조사부(120)의 일 측면에는 조작부(140)가 마련될 수 있다.

도 3b는 검사실의 천장에 연결된 고정식 엑스선 장치(200)에 대해 도시하고 있지만, 도 3b에 도시된 엑스선 장치(200)는 단지 이해의 편의를 위함일 뿐이며, 본 발명의 일 실시예에 따른 엑스선 장치는 도 3b에 도시된 고정식 엑스선 장치(200)뿐만 아니라 C-암(arm) 타입 엑스선 장치, 혈관 조영(angiography) 엑스선 장치 등 당업자에게 자명한 범위 내에서 다양한 구조의 엑스선 장치를 포함할 수 있다.

도 3c는 모바일 엑스선 장치(300)를 도시하는 도면이다.

도 3c에는 촬영장소에 구애받지 않고 엑스선 촬영을 수행할 수 있는 모바일 엑스선 장치(300)가 도시되어 있다. 도 3c의 엑스선 장치(300)는 도 1의 엑스선 장치(100)의 실시예일 수 있다. 도 3c의 엑스선 장치(300)에 포함되는 구성 요소들 중 도 1과 동일한 구성 요소는 도 1과 동일한 도면 부호를 사용하고, 중복되는 설명은 생략한다.

도 3c에 도시된 엑스선 장치(300)는 엑스선 장치(300)의 이동을 위한 휠이 마련되는 이동부(370)와, 엑스선 장치(300)의 조작을 위한 인터페이스를 제공하는 조작부(140), 엑스선 소스(122)에 인가되는 고전압을 발생시키는 고전압 발생부(121), 엑스선 장치(300)의 전반적인 동작을 제어하는 제어부(150)를 포함하는 메인부(305)와, 엑스선을 발생시키는 엑스선 소스(122), 엑스선 소스(122)에서 발생되어 조사되는 엑스선의 경로를 안내하여 엑스선의 조사영역을 조절하는 콜리메이터(123)를 포함하는 엑스선 조사부(120)와, 엑스선 조사부(120)에서 조사되어 대상체(10)를 투과한 엑스선을 검출하는 검출부(130)를 포함한다.

도 3c에서의 검출부(130)는 테이블 타입(390)으로 도시되어 있으나, 스탠드 타입으로도 구현될 수 있음이 자명하다.

도 3c에서는 조작부(140)가 메인부(305)에 포함되어 있는 것으로 도시하고 있으나, 이에 한정되는 것은 아니다. 예를 들어, 도 2에서와 같이, 엑스선 장치(300)의 조작부(140)는 엑스선 조사부(120)의 일 측면에 마련될 수도 있다.

본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터는 방사선을 감지하기 위한 기기로, 입사된 방사선 광자를 직접 방식에 의해 감지한다. 따라서, 본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터는 방사선 광자를 감지하는 모든 전자기기에 이용될 수 있다.

구체적으로, 본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터는 도 1a 및 도 1b에서 설명한 X-ray 검출부(178)와 동일 대응될 수 있으며, 도 1a 및 도 1b를 참조하여 설명한 단층 촬영 시스템(20)에 포함될 수 있다. 구체적으로, 본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터는 단층(tomography) 영상 생성에 이용되는 방사선 디텍터가 될 수 있다. 구체적으로, 본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터는 CT(computed tomography) 영상 생성에 이용되는 방사선 디텍터가 될 수 있다. 구체적으로, 본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터는 도 1a 및 도 1b에 도시된 갠트리(172)에 부착되어 회전하는 엑스선 소스인 X-ray 생성부(176)에서 방출되어 대상체를 통과하는 상기 방사선을 감지할 수 있다.

또한, 본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터는 도 3a 및 도 3b에서 설명한 검출부(130)와 동일 대응될 수 있으며, 도 3a, 도 3b, 및 도 3c를 참조하여 설명한 엑스선 세스템(1000) 또는 엑스선 장치(100, 200, 300)에 포함될 수 있다. 구체적으로, 본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터는 엑스선 영상 생성에 이용되는 방사선 디텍터가 될 수 있다. 구체적으로, 본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터는 이동 장치에 부착되어 위치 조절이 가능한 엑스선 소스에서 방출되어 대상체를 통과하는 상기 방사선을 감지할 수 있다. 여기서, 엑스선 소스가 부착되는 이동 장치는 도 3b에서 설명한 가이드레일(220), 이동캐리지(230) 및 포스트 프레임(240) 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 또한, 이동 장치는 도 3c에서 설명한 이동부(370)를 포함할 수 있다.

본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터는 이하에서 도 4 내지 도 9를 참조하여 상세히 설명한다.

도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터를 나타내는 도면이다. 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터(400)는 입사된 방사선을 전하로 직접 변환하는 직접 방식에 의해 방사선을 검출하는 계수형 디텍터이다. 구체적으로, 입사된 방사선 광자(photon)를 전기 신호로 변환하고, 변환된 전기 신호의 개수를 카운팅하는 광자 계수형 디텍터(photon counting detector)이다.

도 4를 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터(400)는 방사선을 감지하는 복수개의 픽셀들(410, 430)을 포함한다. 그리고, 복수개의 픽셀들 각각은 복수개의 서브 픽셀들(411, 415)을 포함한다. 이하에서는, 하나의 픽셀이 m 개의 서브 픽셀들을 포함하며, 픽셀(410) 및 계수 픽셀(411)을 예로 들어 설명한다.

복수개의 픽셀들(410, 430)은 도시된 바와 같이 격자 형태로 배치되며, 동일 크기를 갖는 사면체 구조를 가질 수 있다.

그리고, 각각의 서브 픽셀(411)은 방사선 흡수부(412) 및 광자 처리부(413)를 포함한다.

여기서, 입사된 광자의 계수는 서브 픽셀(411) 단위로 수행되며, 따라서 서브 픽셀(411)을 계수 픽셀(counting pixel)이라 칭할 수 있다. 이하에서는, 픽셀(410)에 포함되는 부분 픽셀인 서브 픽셀을 '계수 픽셀(counting pixel)'이라 칭한다. 또한, 적어도 하나의 계수 픽셀에서 계수된 광자들의 개수에 근거하여 복원되는 영상의 일 화소 값이 결정될 수 있으므로, 계수 픽셀을 적어도 하나의 포함하는 계수 픽셀의 그룹을 영상 픽셀(image pixel)이라 칭할 수 있다. 예를 들어, 픽셀(410)에 포함되는 계수 픽셀들(412, 416) 전체에서 계수된 광자의 개수에 근거하여, 영상의 일 화소값이 획득될 때, 영상 픽셀은 픽셀(410)이 된다. 또 다른 예로, 상호 인접한 4개의 계수 픽셀들 전체에서 계수된 광자의 개수에 근거하여, 영상의 일 화소값이 획득될 때, 영상 픽셀은 4개의 계수 픽셀을 포함하는 계수 픽셀 그룹이 될 수 있다.

구체적으로, 방사선 디텍터(400)는 적어도 하나의 계수 픽셀(412)을 포함하며 영상을 복원하기 위한 영상 픽셀을 복수개 포함한다. 그리고, 계수 픽셀(412)은 입사된 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부(412) 및 방사선 흡수부(412)로부터 전송되는 전기 신호에 근거하여 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부(417)를 포함한다. 여기서, 방사선 디텍터(400)에 포함되는 영상 픽셀의 개수는 계수 픽셀(411)의 개수보다 작다. 또한, 방사선 디텍터(400)에 포함되는 영상 픽셀의 크기는 계수 픽셀의 크기보다 크다.

구체적으로, 계수 픽셀(411)은 영상 픽셀로 입사되는 광자의 개수보다 작은 광자의 개수를 계수한다.

구체적으로, 영상 픽셀은 영상을 형성하는 하나의 화소 값에 대응되며, 하나의 영상 픽셀에서 계수된 총 광자의 개수에 근거하여 영상 내의 하나의 화소 값을 산출한다. 구체적으로, 영상 픽셀은 복수개의 계수 픽셀을 포함할 수 있으며, 복수개의 계수 픽셀을 포함하는 계수 픽셀 그룹에서 계수된 총 광자의 개수에 근거하여 영상 내의 하나의 화소 값을 산출한다. 픽셀(410)에 포함되는 복수개의 계수 픽셀들을 하나에 계수 픽셀 그룹을 형성하면, 하나의 픽셀(410)이 하나의 영상 픽셀이 될 수 있다. 또한, 픽셀(410)에 포함되는 복수개의 계수 픽셀들이 복수개의 계수 픽셀 그룹을 형성하면, 하나의 계수 픽셀 그룹의 하나의 영상 픽셀에 대응되므로, 픽셀(410)은 복수개의 영상 픽셀을 포함할 수 있다.

또한, 방사선 디텍터(400)는 방사선을 감지하는 픽셀(410)을 복수개 포함하는 디텍터에 있어서, 픽셀(410)은 영상을 복원하기 위해 방사선을 감지하는 계수 픽셀(411, 416)을 복수개 포함한다. 여기서, 계수 픽셀(411)은 입사된 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부(412), 및 전기 신호에 근거하여 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부(413)를 포함한다.

방사선 흡수부(412)는 입사된 엑스선 광자(X-ray photon)를 전기 신호로 변환한다. 그리고, 변환된 전기 신호를 광자 처리부(413)로 전송할 수 있다.

또한, 방사선 흡수부(412)는 엑스선 광원을 향하는 표면의 적어도 하나의 부분에 형성될 수 있다. 구체적으로, 방사선 흡수부(412)는 엑스선 광원을 마주보는 면인 방사선 디텍터(400)의 전면, 엑스선 광원을 마주보는 면의 측면들, 또는 엑스선 광원이 산란 등에 의해서 입사될 가능성이 있는 방사선 디텍터(400)의 후면의 적어도 일부 등에 형성될 수 있다. 도 4에서는 방사선 흡수부(412)가 엑스선 광원을 마주보는 방사선 디텍터(400)의 전면에 균일한 두께를 갖도록 형성된 경우를 예로 들어 도시하였다.

구체적으로, 방사선 흡수부(412)는 직접 방식으로 방사선 광자를 전기 신호로 변환하며, 카드뮴 텔룰라이드(CdTe)로 구성될 수 있다. 카드뮴 텔룰라이드(CdTe)는 반도체(semi-conductor) 물질로, 방사선 흡수부(412)의 후면에 배치되는 광자 처리부(413) 또한 반도체 물질로 형성될 수 있다. 또한, 광자 처리부(413)은 방사선 흡수부(412)와 동일한 물질인 카드뮴 텔룰라이드(CdTe)로 형성될 수 있으며, 다른 종류의 반도체 물질로 형성될 수도 있을 것이다.

또한, 전술한 '전면' 또는 '후면'은 상대적인 개념으로, 방사선을 방출하는 방사선 소스를 향하여 배치되어 방사선을 입사받게 되는 면을 전면이라 하고, 방사선 소스를 향하지 않는 반대 면을 후면이라 한다.

광자 처리부(413)는 흡수된 광자를 계수한다. 구체적으로, 광자 처리부(413)는 입사된 광자를 직접 전하로 변환하여 검출하는 직접 방식에 따라서, 방사선 흡수부(412)에서 생성된 전기 신호에 근거하여 광자의 개수를 계수한다.

구체적으로, 광자 처리부(413)는 흡수된 광자의 에너지를 기준값과 비교하고, 기준값 이상의 에너지를 갖는 광자의 개수를 계수(counting)한다.

광자 처리부(413)는 계수된 광자의 개수를 저장하는 계수 메모리(counting memory)(미도시)를 포함할 수 있다. 구체적으로, 계수 픽셀(411)에 포함되는 광자 처리부(413)는 영상 픽셀로 소정 시간 동안 입사되는 광자의 개수보다 작은 광자의 개수를 계수하여 저장할 수 있다.

구체적으로, 계수 메모리(미도시)는 광자 처리부(413)에서 계수된 값을 저장하며, 픽셀(410)이 소정 시간동안 대략 n 개의 광자를 흡수할 때 대략 n/m 값의 저장 용량을 가질 수 있다.

광자 처리부(413)는 도시된 바와 같이, 계수 픽셀(411)마다 구비되어, 계수 픽셀(411) 별로 광자의 계수 동작이 독립적으로 수행될 수 있도록 한다.

픽셀 및 계수 픽셀의 구조는 이하에서 도 5 내지 도 7을 참조하여 상세히 설명한다.

도 5는 도 4의 복수개의 픽셀들을 설명하기 위한 일 도면이다.

도 5를 참조하면, 방사선 디텍터(400)는 도시된 바와 같이 격자 형태로 배치되는 복수개의 픽셀들을 포함할 수 있다. 도 5에서는 16*16=256 개의 픽셀들이 일 단위의 방사선 디텍터(400)에 포함되는 경우를 예로 들어 도시하였다.

도 5를 참조하면, 도 4에서 설명한 방사선 흡수부(412, 416)는 방사선 디텍터(400)의 전면부(510)에 배치될 수 있다. 그리고, 도 4에서 설명한 광자 처리부(413, 417)는 방사선 디텍터(400)의 후면부(520)에 배치될 수 있다.

구체적으로, 방사선 디텍터(400)의 전면(540)은 방사선을 방출하는 방사선 소스(예를 들어, 엑스선 소스)를 향하여 배치된 면으로 대상체를 투과한 방사선이 입사되며, 전면부(510)에 배치된 방사선 흡수부(412, 416)에서 입사된 방사선을 흡수하고, 방사선 흡수부(412, 416)와 연결되는 광자 처리부(413, 417)로 흡수된 방사선을 전달한다. 구체적으로, 방사선 흡수부(412, 416)는 입사된 방사선인 광자를 전기 신호로 변환하고, 변환된 전기 신호를 광자 처리부(413, 417)로 전달한다.

예를 들어, 하나의 픽셀(541)의 전면은 대략 1mm * 1mm =

의 크기를 가질 수 있다. 구체적으로, 하나의 픽셀(541)에서 한 변의 길이는 0.9mm 내지 1.1 mm 가 될 수 있다.

도 6은 도 4의 계수 픽셀을 설명하기 위한 일 도면이다.

도 6을 참조하면, 하나의 픽셀(600)은 복수개의 계수 픽셀들을 포함할 수 있다. 도 6에 있어서, 픽셀(600)의 전면부(610) 및 후변부(620)는 각각 도 5에서 설명한 전면부(510) 및 후면부(520)에 동일 대응되므로, 도 5에서와 중복되는 설명은 생략한다.

예를 들어, 하나의 픽셀(600)은 4*6=24, 5*5=25, 또는 6*6=36 개의 계수 픽셀들을 포함할 수 있다. 또한, 도 6에서는 사각 격자 형태로 계수 픽셀들이 배치되는 경우를 예로 들어 도시하였으나, 하나의 픽셀에 포함되는 계수 픽셀들은 벌집 형태, 삼각형 형태, 다이아몬드 형태 등과 같은 다양한 형태를 가질 수 있다. 또한, 하나의 픽셀에 포함되는 서브 픽셀들의 개수는 전술한 4*6=24, 5*5=25, 또는 6*6=36 예 이외에도 다양하게 형성될 수 있다.

본 발명의 실시예에 따른 방사선 디텍터가 단층 촬영 시스템, 예를 들어, 도 1a 및 도 1b에서 설명한 CT 시스템,에 포함되는 경우를 예로 들자. CT 시스템에 포함되는 방사선 디텍터는 소정 촬영 조건하에서 촬영할 때, 소정개수의 광자(photon)를 흡수하여야 한다. 단위 면적이 대략

인 하나의 픽셀에서 흡수되어 계수되어야 하는 광자의 개수는 이하의 스펙트럼 모델링(spectrum modeling)에 따라서 결정될 수 있다.

고급형 이상의 CT 시스템에 포함되는 광자 계수형 디텍터(photon counting detector)에 있어서, 촬영 조건은 튜브 전압(tube voltage):190kVp, 튜브 전류(tube current): 최소 200mA 이상, 그리고 필터 컨티션(filter condition): Aluminum 등가 두께 대략 5.6mm 로 설정할 수 있다.

상기된 촬영 조건 하에서, TASMIP(Tungsten Anode Spectral Model)에 기반한 엑스선의 스펙트럼 모델링에 따라서, 하나의 픽셀(600)이 흡수 및 계수하여야 하는 광자의 개수를 계산할 수 있다.

구체적으로, 하나의 픽셀이 1초당 흡수하여야 하는 광자의 개수는 대략 2억 개 내지 5억 개가 될 수 있다. 여기서, 하나의 픽셀은

의 단위 면적을 가질 수 있다.

예를 들어, 스펙트럼 모델링은 이하와 같이 설계될 수 있다.

항목	모델링된 값	단위
Mean Photon Energy	60.605	KeV
1st Half value layer	6.886	mmA
Exposure	7.739	mR/mAs at 1.0m
Air Kerma	67.799	uGy/mAs at 1.0m
Fluence	2,004,955	photons/ /mAs at 1.0m

스펙트럼 모델링에서, 평균 광자 에너지(mean photon energy)는 60.605keV(kilo electron volt)가 되며, 1차 반가층(1st half value layer)은 6.886mm Al 이 된다. 그리고, 노광(Exposure)은 1m 거리에서 측정하였을 때 7,739 mR/mAs 가 되며, 공기 커마(Air Kerma)는 1m 거리에서 측정하였을 때 67.799 uGy/mAs 가 된다. 상기된 모델링 조건에서 단위 면적

을 통과하여 입사되는 플루엔스(Fluence)는 1m 거리에서 측정하였을 때 2004955 photons/

/mAs 가 된다.

스펙트럼 모델링에 따라서, 1mA 의 엑스선이 발생하였을 때 생기는 광자의 수는 2004955 photons/

/mAs 로, 대략 2Mega photons/

/mAs 이 된다. 이하에서는, 백만의 단위로 M(mega)을 사용한다.

200mA 의 선량을 가지는 디텍터의 경우 단위 면적 1 mm^2로 입사되는 광자의 개수는 200 * 2004955 photons/

/mAs 으로 대략 400 M photons/

/mAs이 될 수 있다. 또한, 50%의 선량 저감을 고려하여 100 mA 의 선량으로 동작할 때, 단위 면적 1

로 입사되는 광자의 개수는 100 * 2004955 photons/

/mAs 으로 대략 200 M photons/

/mAs이 될 수 있다.

따라서, 단위 면적 1mm^2을 갖는 하나의 픽셀(600)은 1 초당 대략 200 M 개 이상의 광자를 흡수하여 계수할 수 있다.

또한, 하나의 계수 픽셀은 1초당 대략 8 M 개 이상의 광자를 흡수하여 계수할 수 있다.

도 6을 참조하면, 픽셀(600)은 641 에서와 같이 6*6 = 36개의 계수 픽셀들을 포함할 수 있다. 즉, 픽셀(600)의 전면(640)은 641과 동일 대응될 수 있다. 전술한 바와 같이, 픽셀(600)이 1초당 대략 200 M 의 광자를 흡수하여 계수하고, 36개의 계수 픽셀을 포함하는 경우, 하나의 계수 픽셀을 200/36 M = 5.56 M 개의 광자를 1초당 흡수하여 계수할 수 있다.

또한, 도 6을 참조하면, 픽셀(600)은 642 에서와 같이 6*4 = 24개의 계수 픽셀들을 포함할 수 있다. 즉, 픽셀(600)의 전면(640)은 642와 동일 대응될 수 있다. 전술한 바와 같이, 픽셀(600)이 1초당 대략 200 M 의 광자를 흡수하여 계수하고, 24개의 계수 픽셀을 포함하는 경우, 하나의 계수 픽셀을 200/24 M = 8.33 M 개의 광자를 1초당 흡수하여 계수할 수 있다.

또한, 픽셀(600)은 5*5=25개의 계수 픽셀들을 포함할 수 있다. 전술한 바와 같이, 픽셀(600)이 1초당 대략 200 M 의 광자를 흡수하여 계수하고, 25개의 계수 픽셀을 포함하는 경우, 하나의 계수 픽셀을 200/25 M = 8 M 개의 광자를 1초당 흡수하여 계수할 수 있다.

전술한 예에서와 같이, 방사선 디텍터가 적용되는 구체적인 제품 사양, 예를 들어, 엑스선 장치인지 단층 촬영 장치인지 등, 에 맞춰서 소정 시간 동안 계수하여야 하는 광자의 개수를 설정할 수 있으며, 설정된 광자의 개수에 맞춰서 하나의 픽셀에 포함되는 계수 픽셀의 개수 및 크기를 조절할 수 있다. 예를 들어, 설정된 광자의 개수에 맞춰서 광자 처리부에 포함되는 계수 메모리의 크기를 조절할 수 있다.

도 7a는 도 4의 계수 픽셀을 설명하기 위한 다른 도면이다.

도 7a를 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터에 있어서, 계수 픽셀(700)은 방사선 흡수부(710) 및 광자 처리부(720)를 포함한다.

방사선 흡수부(710)는 입사된 엑스선 광자를 전기 신호로 변환한다. 방사선 흡수부(710)는 계수 픽셀의 전면과 같이 방사선 소스를 향하는 면에 배치되며, 카드뮴 텔룰라이드(CdTe)로 이뤄지는 커패시터를 포함할 수 있다. 방사선 흡수부(710)는 엑스선 광자들을 흡수하고, 흡수된 광자에 대응하여 변환되는 전기 신호를 충전한다. 그리고, 충전된 전기 신호를 광자 처리부(720)로 입력한다. 여기서, 방사선 흡수부(710)에서 변환된 전기 신호는 전압 신호가 될 수 있다.

광자 처리부(720)는 비교기(721) 및 계수 메모리(counting memroy)(723)를 포함할 수 있다.

비교기(721)는 방사선 흡수부(710)에서 변환된 전기 신호가 기준치를 초과하는지 비교한다. 구체적으로, 방사선 흡수부(710)에서 변환된 전기 신호가 전압 신호 형태를 갖는 경우, 비교기(721)는 광자에 대응되는 전기 신호를 소정의 기준 전압(Sref)과 비교한다. 그리고, 비교 결과, 전기 신호가 기준 전압(Sref)보다 큰 경우, 계수 메모리(723)가 광자의 개수를 누적 계수하도록 하는 신호를 계수 메모리(723)로 출력한다.

여기서, 기준 전압(Sref)은 광자가 갖는 에너지에 대응되는 값으로, 엑스선 광원, 및/또는 이미징하고자 하는 광자의 에너지 대영 등에 따라서 달라질 수 있다. 예를 들어, 비교기(721)로 입력된 전기 신호가 광자가 전기 신호로 변환되어 발생된 것이라고 판단할 수 있는 값이 기준 전압(Sref)으로 설정될 수 있다.

계수 메모리(723)는 비교기(721)의 출력 신호에 따라서, 광자의 개수를 계수하여 저장한다.

예를 들어, 비교기(721)가 +Vh 전압과 -Vh 전압으로 바이어스(bias)되어 있는 경우, 논리 하이 레벨의 신호로 +Vh 전압을 출력하고, 논리 로우 레벨의 신호로 -Vh 전압을 출력할 수 있다. 비교기(721)는 광자에 대응되는 전기 신호의 크기가 기준 전압(Sref)보다 크면 논리 하이 값에 대응되는 +Vh 전압 값을 출력하고, 계수 메모리(723)는 +Vh 전압 값이 입력되면 광자의 개수를 +1 누적하여 계수한다. 그리고, 비교기(721)는 광자에 대응되는 전기 신호의 크기가 기준 전압(Sref)보다 작으면 -Vh 전압 값을 출력하고, 계수 메모리(723)는 -Vh 전압 값이 입력되면 광자의 개수를 누적하여 계수하지 않는다.

계수 메모리(723)는 하나의 픽셀이 소정 시간 동안 대략 n 개의 광자를 흡수할 때, n/m 값의 저장 용량을 가진다. 예를 들어, 픽셀이 1초당 대략 200 M 개 이상의 광자를 흡수하여 계수하며, 하나의 픽셀이 25개의 계수 픽셀을 포함하는 경우, 계수 메모리(723)는 대략 200/25 M = 8 M 개 이상의 광자 개수를 저장할 수 있도록, 대략 8M 개에 대응되는 비트수를 저장한다. 계수 메모리(723)의 저장 용량은 소정 시간 동안 하나의 계수 픽셀이 계수하여야 하는 광자의 개수에 맞춰서 설정될 수 있다.

또한, 도 7a에서는 계수 메모리(723)가 광자 처리부(720)에 포함되는 경우를 예로 들어 도시하였으나, 광자 처리부(720)와 별도로 구비될 수도 있을 것이다. 구체적으로, 광자 처리부(720)는 비교기(721)만을 포함하여 광자 계수를 위한 광자 선별 동작을 수행하고, 광자 처리부(720)에 후속하여 연결되는 계수 메모리가 선별된 광자의 개수를 계수하여 저장할 수 있을 것이다.

도 7b는 도 4의 계수 픽셀을 설명하기 위한 다른 도면이다.

도 7b를 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터에 있어서, 계수 픽셀(750)은 방사선 흡수부(755) 및 광자 처리부(760)를 포함한다. 구체적으로, 광자 처리부(7620)는 비교기(761), 계수기(762) 및 메모리(763)을 포함한다. 도 7b에 있어서, 방사선 흡수부(755) 및 비교기(761)는 각각 도 7a의 방사선 흡수부(710) 및 비교기(721)와 동일 대응되므로, 상세한 설명은 생략한다.

계수기(762)는 비교기(761)의 출력 신호에 따라서, 광자의 개수를 계수한다. 그리고, 메모리(763)은 계수된 광자의 개수를 저장한다. 즉, 도 7a의 계수 메모리(723)은 광자 개수의 계수 및 저장을 한번에 수행하는데 비하여, 도 7b에서는 계수기(762) 및 메모리(763) 각각이 광자 개수의 계수 및 저장 동작을 수행할 수 있다. 도 8은 도 4의 계수 픽셀을 설명하기 위한 다른 도면이다.

또한, 방사선 디텍터(400)에 있어서, 적어도 하나의 계수 픽셀에서 계수된 광자의 개수는 복원되는 영상의 하나의 영상 화소 값에 대응될 수 있다. 구체적으로, 적어도 하나의 계수 픽셀들을 그룹핑(grouping)하여, 그룹핑된 적어도 하나의 계수 픽셀들을 포함하는 하나의 그룹(이하, '계수 픽셀 그룹')에서 계수된 광자의 개수를 이용하여 영상에 포함되는 하나의 영상 화소 값을 생성할 수 있다. 여기서, 하나의 계수 픽셀 그룹이 하나의 영상 픽셀을 의미한다.

또한, 방사선 디텍터(400)에 있어서, 하나의 계수 픽셀에서 계수된 광자의 개수가 영상에 포함되는 하나의 영상 화소 값에 대응될 수도 있다.

도 8의 (a)에는 하나의 픽셀(810)이 6*4=24 개의 계수 픽셀들을 포함하는 경우를 예로 들어 도시하였다. 그리고, 도 8의 (b)에는 하나의 픽셀(850)이 6*6=36 개의 계수 픽셀들을 포함하는 경우를 예로 들어 도시하였다.

도 8의 (a)를 참조하면, 하나의 픽셀(810)에 포함되며, 인접하여 배치되는 복수개의 계수 픽셀들을 포함하는 각각의 계수 픽셀 그룹(821, 822, 823, 824, 825, 826)에서 계수되는 총 광자의 개수는 복원되는 영상의 하나의 영상 화소 값에 대응될 수 있다. 구체적으로, 하나의 계수 픽셀 그룹(예를 들어, 821)에서 계수되는 총 광자의 개수가 복원되는 CT 영상의 하나의 영상 화소 값에 대응된다.

도 8의 (a)에서는 하나의 영상 화소 값에 대응되는 하나의 계수 픽셀 그룹이 4개의 계수 픽셀들을 포함하는 경우를 예로 들어 도시하였다. 이 경우, 하나의 픽셀이 6*4=24 개의 계수 픽셀들을 포함하는 경우, 하나의 픽셀을 3*2=6 개의 그룹으로 나누어, 하나의 픽셀이 복원된 영상에서 6개의 영상 화소 값들을 생성하도록 할 수 있다. 구체적으로, 도 8의 (a)를 참조하면, 하나의 픽셀(810)은 6개의 계수 픽셀 그룹(821, 822, 823, 824, 825, 826)을 포함한다. 여기서, 계수 픽셀 그룹(821, 822, 823, 824, 825, 826)이 하나의 화소 값을 형성하는 영상 픽셀이 될 수 있으므로, 하나의 픽셀(810)은 6개의 영상 픽셀들을 포함한다 할 수 있다. 따라서, 방사선 디텍터(400)에 포함되는 계수 픽셀 그룹의 개수는 방사선 디텍터(400)에 포함되는 픽셀 개수 이상이 될 수 있다. 또한, 계수 픽셀 그룹(예를 들어, 821)의 크기는 픽셀(810)의 크기 이하가 될 수 있다.

또 다른 예로, 하나의 픽셀에 포함되는 24개의 계수 픽셀들은 4개의 계수 픽셀 그룹으로 분할되어, 하나의 픽셀이 복원되는 영상에서 4개의 영상 화소 값들을 생성하도록 할 수 있다.

도 8의 (b)를 참조하면, 인접한 2개의 픽셀들(850, 870)이 도시된다.

방사선 디텍터(400)에 있어서, 복수개의 픽셀들에 포함되는 복수개의 계수 픽셀들은 복수개의 그룹들로 분할되고, 분할된 하나의 그룹에서 계수된 광자의 개수가 복원되는 영상의 하나의 영상 화소 값에 대응될 수도 있다.

도 8의 (b)를 참조하면, 인접한 2개의 픽셀들(850, 870)에 포함되는 72개의 계수 픽셀들은 도시된 바와 같이 6개의 그룹들(881, 882, 883, 884, 885, 886)로 분할될 수 있다. 구체적으로, 하나의 그룹(예를 들어, 881)에 포함되는 12개의 계수 픽셀들에서 계수된 총 광자의 개수에 따라서 복원되는 영상의 하나의 영상 화소 값이 결정될 수 있다.

또한, 도 8의 (b)를 참조하면, 2개의 픽셀(850, 870)에 6개의 계수 픽셀 그룹(881, 882, 883, 884, 885, 886)이 포함된다. 즉, 하나의 방사선 디텍터(400)에 포함되는 픽셀(예를 들어, 850)의 크기는 계수 픽셀 그룹(예를 들어, 881)의 크기 이상이 될 수 있다.

도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 컴퓨터 단층 촬영 장치를 나타내는 도면이다. 본 발명의 일 실시예에 따른 컴퓨터 단층 촬영 장치(900)는 방사선 디텍터(910) 및 영상 처리부(950)를 포함한다. 방사선 디텍터(910)는 도 4 내지 도 8을 참조하여 설명한 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터와 기술적 사상 및 구성이 동일하므로, 도 4 내지 도 8에서와 중복되는 설명은 생략한다.

또한, 영상 처리부(950)는 도 1b에서 전술한 영상 처리부(196)와 대응되는 장치 구성이 될 수 있다. 또는, CT 시스템(20)과 유무선의 네트워크(301)를 통하여 연결되는 의료 장치(136)와 대응되는 장치 구성이 될 수 있다.

도 9를 참조하면, 방사선 디텍터(910)는 방사선을 감지하는 복수개의 픽셀들을 포함한다. 그리고, 복수개의 픽셀들 각각은 적어도 하나의 계수 픽셀들을 포함한다.

복수개의 계수 픽셀들 각각은 입사된 엑스선 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부(412), 전기 신호로 변환된 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부(413)를 포함한다. 구체적으로, 광자 처리부(413)에 포함되는 계수 메모리는 흡수된 광자의 개수 값을 저장하며, 픽셀이 대략 n 개의 광자를 흡수하며 하나의 픽셀이 m 개의 계수 픽셀을 포함할 때 n/m 값의 저장 용량을 가진다.

영상 처리부(950)는 방사선 디텍터(910)에서 감지된 광자량에 근거하여 영상을 재구성한다. 구체적으로, 영상 처리부(950)는 방사선 디텍터(910)에서 감지된 광자량에 근거하여, 단층 영상 또는 엑스선 영상을 생성할 수 있다. 예를 들어, 영상 처리부(950)는 방사선 디텍터(910)에서 감지된 광자량에 근거하여, CT 영상, OCT 영상, PET-CT 영상, 엑스선 영상 등을 생성할 수 있다. 이하에서는, 영상 처리부(950)가 CT 영상을 복원하는 경우를 예로 들어 설명한다.

구체적으로, 영상 처리부(950)는 계수 픽셀 그룹에서 계수된 광자의 개수를 이용하여 영상에 포함되는 하나의 영상 화소 값을 생성할 수 있다. 여기서, 계수 픽셀 그룹은 적어도 하나의 픽셀에 포함되는 적어도 하나의 계수 픽셀을 포함한다.

또한, 영상 처리부(950)는 하나의 계수 픽셀에서 계수된 광자의 개수를 이용하여, 영상에 포함되는 하나의 영상 화소 값을 생성할 수 있다.

또한, 복원되는 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응되는 계수 픽셀 그룹은, 하나의 픽셀에 포함되며 인접하여 배치되는 복수개의 계수 픽셀들을 포함할 수 있다.

또한, 복원되는 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응되는 계수 픽셀 그룹은, 복수개의 픽셀에 포함되며 인접하여 배치되는 복수개의 계수 픽셀들을 포함할 수 있다.

예를 들어, 픽셀이 도 8의 (a)에 도시된 바와 같이 24개의 계수 픽셀을 포함하는 경우, 영상 처리부(950)는 하나의 픽셀에 포함되는 24개의 계수 픽셀을 6개의 그룹으로 나누고, 하나의 그룹에서 계수된 광자의 개수를 이용하여 복원되는 CT 영상에서 하나의 영상 화소 값을 생성할 수 있다. 즉, 이 경우 1개의 픽셀에서 감지된 광자들은 복원되는 CT 영상에서 6개의 영상 화소 값을 생성하는데 이용된다.

또 다른 예로, 픽셀이 도 8의 (b)에 도시된 바와 같이 36개의 계수 픽셀을 포함하는 경우, 영상 처리부(950)는 두 개의 픽셀에 포함되는 72 개의 계수 픽셀을 6개의 그룹으로 나누고, 하나의 그룹에서 계수된 광자의 개수를 이용하여 복원되는 CT 영상에서 하나의 영상 화소 값을 생성할 수 있다. 즉, 이 경우 2개의 픽셀에서 감지된 광자들은 복원되는 CT 영상에서 6개의 영상 화소 값을 생성하는데 이용된다.

영상 처리부(950)는 복원되는 CT 영상의 해상도에 따라서, CT 영상에서 하나의 영상 화소 값을 생성하는데 이용되는 계수 픽셀의 개수를 조절할 수 있다. 예를 들어, 초 고해상도의 CT 영상을 생성하려 하는 경우, 영상 처리부(950)는 하나의 계수 픽셀에서 개수된 광자의 개수를 이용하여 복원된 CT 영상에서 하나의 영상 화소 값을 생성할 수 있다.

방사선 디텍터는 소정 시간 동안 입사되는 방사선을 감지하여 소정 시간 동안 샘플링해야만 한다. 예를 들어, 일반 진단용 방사선 디텍터에서 입사되는 광자의 수는 1초에 1mm*1mm 의 면적으로 500M 개 정도이다. 따라서, 픽셀 당 광자 계수 동작을 수행하는 종래의 방사선 디텍터에 있어서, 소정 샘플링 시간 동안 입사된 광자들 각각의 에너지를 측정하고 일정 값 이상의 에너지를 갖는 광자의 개수를 계수하여야 한다. 1초에 1mm*1mm 의 면적으로 500M 개의 광자를 입사받는 경우, 1/(500M) 초 = 2 nsec 동안에 1개의 광자를 샘플링하여야 하며, 나이퀴스트 샘플링 이론에 따른 경우 그의 절반에 해당하는 1nsec 이내로 1개의 광자를 샘플링하여야 한다.

그러나, 광자의 에너지를 측정 및 비교하여 광자의 개수를 계수하는 동작이 1nsec 이내에 수행되기가 어렵다. 또한, 광자의 에너지를 측정 및 비교하여 광자의 개수를 계수하는 회로가 상기 샘플링 시간 내에 전술한 측정 및 비교 동작을 수행한다고 하더라도, 방사선을 흡수하는 방사선 흡수층의 응답성이 상기 샘플링 시간에 맞춰지기 힘들다. 또한, 동시에 여러 개의 광자가 비교기 내로 입사하게 되면 광자 에너지 비교가 잘못 수행될 수 도 있다. 또한, 하나의 광자 에너지를 비교하고 계수하는 동안에 다른 광자가 입사하게 되면 계수가 제대로 이뤄지지 못할 수도 있다.

또한, 종래의 계수형 디텍터에 있어서, 픽셀 별로 광자 계수 동작을 수행하고 계수된 광자의 개수를 저장하는 메모리가 구비되거나, 복수개의 픽셀들을 묶어서 하나의 메모리에 계수된 광자의 개수를 저장하였다.

전술한 바와 같이 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터 및 컴퓨터 단층 촬영 장치는 방사선 디텍터에 포함되는 복수개의 픽셀들 각각이 복수개의 계수 픽셀들을 구비하며, 복수개의 계수 픽셀들 각각이 광자를 계수하는 동작 및 계수된 광자의 개수를 저장하는 동작을 개별적으로 수행한다. 그리고, 픽셀이 n 개의 광자를 흡수하여 계수할 때, 계수 픽셀에 포함되는 계수 메모리가 n/m 값의 저장 용량을 갖는다.

그에 따라서, 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터에서는 계수 픽셀 별로 광자 계수 동작이 수행되므로, 1개의 픽셀로 대략 n 개의 광자가 입사되고 1개의 픽셀의 m 개의 계수 픽셀을 포함할 때, 1개의 계수 픽셀 당 처리해야 하는 광자의 수가 n/m 으로 감소한다. 따라서, 1개의 광자 당 1/(n/m) 초의 샘플링 시간을 확보할 수 있다. 즉, 종래의 방사선 디텍터에서 광자 당 샘플링 시간이 1/n 초 인데 비하여, 본원 발명은 종래 샘플링 시간의 m 배에 해당하는 광자 당 1/(n/m) 초의 샘플링 시간을 확보할 수 있다. 따라서, 광자 계수에 있어서 정확도를 높일 수 있으며, 방사선 흡수부에서 흡수된 광자들을 충분히 계수할 수 있다. 또한, 하나의 비교기 및 계수기가 처리하게되는 광자의 수가 n/m 으로 줄어들어서, 종래의 광자의 동시 입사 시 제대로 계수하지 못하게 되는 문제가 줄어든다.

또한, 계수 픽셀에 포함되는 계수 메모리가 n/m 값의 저장 용량을 갖도록 설계하여, 계수 픽셀 내에 구비되는 메모리의 크기를 최소화할 수 있다. 그에 따라서, 하나의 계수 픽셀 당 하나의 메모리가 포함되도록 하는 방사선 디텍터를 구현할 수 있다.

또한, 본 발명의 일 실시예에 따른 방사선 디텍터 및 그에 따른 컴퓨터 단층 촬영 장치는 적어도 하나의 계수 픽셀에서 총 계수된 광자의 개수를 이용하여 복원된 영상의 하나의 영상 화소 값을 생성함으로써, 사용자가 원하는 영상 해상도에 맞춰 영상 화질을 구현할 수 있다.

한편, 상술한 본 발명의 실시예들은 컴퓨터에서 실행될 수 있는 프로그램으로 작성가능하고, 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체를 이용하여 상기 프로그램을 동작시키는 범용 디지털 컴퓨터에서 구현될 수 있다.

상기 컴퓨터로 읽을 수 있는 기록매체는 마그네틱 저장매체(예를 들면, 롬, 플로피 디스크, 하드디스크 등), 광학적 판독 매체(예를 들면, 시디롬, 디브이디 등) 및 캐리어 웨이브(예를 들면, 인터넷을 통한 전송)와 같은 저장매체를 포함한다.

이상과 첨부된 도면을 참조하여 본 발명의 실시예를 설명하였지만, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 그 기술적 사상이나 필수적인 특징을 변경하지 않고서 다른 구체적인 형태로 실시될 수 있다는 것을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 이상에서 기술한 실시예들은 모든 면에서 예시적인 것이며 한정적이 아닌 것으로 이해해야만 한다.

20: 시스템
172: 갠트리
174: 회전 프레임
175: 테이블
176: X-ray 생성부
178: X-ray 검출부
180: 회전 구동부
182: 콜리메이터
184: 산란 방지 그리드
188: 제어부
190: 데이터 송신부
194: 저장부
196: 영상 처리부
198: 입력부
191: 디스플레이부
192: 통신부
193: 서버
136: 의료 장치
301: 네트워크
400: 방사선 디텍터
411: 계수 픽셀
412: 방사선 흡수부
413: 광자 처리부
414: 메모리
700: 방사선 디텍터
710: 방사선 흡수부
720: 광자 처리부
721: 비교기
723: 계수기
730: 메모리
900: 컴퓨터 단층 촬영 장치
910: 방사선 디텍터
950: 영상 처리부

Claims

방사선을 감지하는 디텍터에 있어서,
적어도 하나의 계수 픽셀을 포함하며 영상을 복원하기 위한 영상 픽셀을 복수개 포함하며,
상기 계수 픽셀은
입사된 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부; 및
상기 방사선 흡수부로부터 전송되는 상기 전기 신호에 근거하여 상기 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부를 포함하며,
상기 영상 픽셀의 개수는 상기 계수 픽셀의 개수보다 작은 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 계수 픽셀은
상기 영상 픽셀로 입사되는 광자의 개수보다 작은 광자의 개수를 계수하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 광자 처리부는
상기 입사된 광자를 직접 전하로 변환하여 검출하는 직접 방식에 따라서, 상기 전기 신호에 근거하여 상기 광자의 개수를 계수하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 영상 픽셀은
상기 영상을 형성하는 하나의 화소 값에 대응되는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 영상 픽셀은
상기 계수 픽셀을 복수개 포함하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제5항에 있어서, 상기 영상 픽셀은
상기 복수개의 계수 픽셀에서 계수된 광자의 개수에 근거하여, 상기 영상에 포함되는 하나의 화소 값을 산출하는데 이용되는 픽셀인 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 광자 처리부는
상기 영상 픽셀로 소정 시간 동안 입사되는 광자의 개수보다 작은 광자의 개수를 계수하여 저장하는 계수 메모리를 포함하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 광자 처리부는
상기 전기 신호가 기준치를 초과하는지 비교하는 비교기; 및
상기 비교기의 비교 결과에 근거하여, 상기 기준치를 초과하는 광자의 개수를 계수하여 저장하는 상기 계수 메모리를 포함하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 계수 픽셀은
상기 영상 픽셀로 소정 시간 동안 입사되는 광자의 개수보다 작은 광자의 개수를 계수하여 저장하는 계수 메모리를 포함하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서,
상기 영상 픽셀은 상기 방사선 디텍터의 픽셀과 동일 대응될 때, 상기 픽셀에 포함되는 상기 적어도 하나의 계수 픽셀은 적어도 하나의 계수 픽셀 그룹으로 나뉘어지며, 상기 계수 픽셀 그룹에서 계수된 광자의 개수는 상기 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응되는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제10항에 있어서,
상기 계수 픽셀 그룹의 개수는 상기 픽셀의 개수 이상이 되는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제10항에 있어서,
상기 계수 픽셀 그룹의 크기는 상기 픽셀의 크기 이하가 되는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서,
상기 영상 픽셀은 상기 방사선 디텍터의 픽셀과 동일 대응될 때, 인접한 복수개의 상기 픽셀들에 포함되는 복수개의 상기 계수 픽셀들은 적어도 하나의 계수 픽셀 그룹으로 나누어지며, 상기 계수 픽셀 그룹에서 계수된 광자의 개수는 상기 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응되는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 방사선 디텍터는
단층(tomography) 영상 생성에 이용되는 방사선 디텍터인 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 방사선 디텍터는
갠트리에 부착되어 회전하는 엑스선 소스에서 방출되어 대상체를 통과하는 상기 방사선을 감지하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 방사선 디텍터는
엑스선 영상 생성에 이용되는 방사선 디텍터인 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 방사선 디텍터는
이동 장치에 부착되어 위치 조절이 가능한 엑스선 소스에서 방출되어 대상체를 통과하는 상기 방사선을 감지하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서,
상기 상기 방사선 흡수부는
카드뮴 텔룰라이드(CdTe)로 형성되는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
방사선을 감지하는 픽셀을 복수개 포함하는 디텍터에 있어서,
상기 픽셀은 영상을 복원하기 위해 상기 방사선을 감지하는 계수 픽셀을 복수개 포함하고,
상기 계수 픽셀은
입사된 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부; 및
상기 전기 신호에 근거하여 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부를 포함하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제19항에 있어서, 상기 광자 처리부는
상기 계수한 값을 저장하는 계수 메모리를 포함하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제19항에 있어서, 계수 픽셀은
상기 픽셀로 입사되는 광자의 개수보다 작은 광자의 개수를 계수하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제19항에 있어서, 상기 방사선 디텍터는
단층 영상의 생성에 이용되는 방사선 디텍터인 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제19항에 있어서, 상기 픽셀은
1초당 2억 개 이상의 광자를 흡수하여 계수하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제19항에 있어서, 상기 픽셀은
24, 25 또는 36 개의 상기 계수 픽셀을 포함하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제19항에 있어서,
상기 계수 픽셀에서 계수된 광자의 개수는 상기 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응되는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제19항에 있어서,
상기 픽셀에 포함되며 인접하여 배치되는 복수개의 상기 계수 픽셀들을 포함하는 계수 픽셀 그룹에서 계수되는 총 광자의 개수는
상기 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응되는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제19항에 있어서,
인접하여 배치되는 적어도 하나의 상기 픽셀들에 포함되는 복수개의 상기 계수 픽셀은 복수개의 계수 픽셀 그룹으로 분할되며,
상기 복수개의 계수 픽셀 그룹 각각에서 계수된 총 광자의 개수는
상기 영상에서 하나의 영상 화소 값에 대응되는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
제1항에 있어서, 상기 광자 처리부는
상기 전기 신호가 기준치를 초과하는지 비교하는 비교기; 및
상기 기준치를 초과하는 상기 광자의 개수를 계수하는 저장하는 계수 메모리를 포함하는 것을 특징으로 하는 방사선 디텍터.
적어도 하나의 계수 픽셀을 포함하며 영상을 복원하기 위한 영상 픽셀을 복수개 포함하는 방사선 디텍터; 및
상기 방사선 디텍터에서 감지된 광자 량에 근거하여 단층 영상을 재구성하는 영상 처리부를 포함하며,
상기 계수 픽셀은
입사된 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부; 및
상기 방사선 흡수부로부터 전송되는 상기 전기 신호에 근거하여 상기 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부를 포함하며,
상기 영상 픽셀의 개수는 상기 계수 픽셀의 개수보다 작은 것을 특징으로 하는 단층 촬영 장치.
적어도 하나의 계수 픽셀을 포함하며 영상을 복원하기 위한 픽셀을 복수개 포함하는 방사선 디텍터; 및
상기 방사선 디텍터에서 감지된 광자 량에 근거하여 단층 영상을 재구성하는 영상 처리부를 포함하며,
상기 계수 픽셀은
입사된 광자를 전기 신호로 변환하는 방사선 흡수부; 및
상기 방사선 흡수부로부터 전송되는 상기 전기 신호에 근거하여 상기 광자의 개수를 계수하는 광자 처리부를 포함하며,
상기 픽셀의 개수는 상기 계수 픽셀의 개수보다 작은 것을 특징으로 하는 엑스선 촬영 장치.