WO2017122514A1 - 放射線撮像装置 - Google Patents

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WO2017122514A1
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崇章 石津
高橋　勲
横井　一磨
佐藤　誠
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株式会社日立製作所
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Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus, and more particularly to a detector structure in a radiation imaging apparatus using a semiconductor as a detector.
  • An X-ray CT (Computed Tomography) apparatus which is one of radiation imaging apparatuses, is an apparatus that obtains a tomographic image of a subject from attenuation when X-rays generated from an X-ray tube pass through the subject. .
  • the X-ray detector provided in this X-ray CT apparatus has a large pixel size and a reduced number of charge sharing boundaries at low flux, and a small non-uniformity at this portion when a portion of the CT detector is receiving high flux.
  • Patent Document 1 There is a technique of designing to have a saturated pixel size
  • the X-ray detector includes a plurality of metallized anodes that collect the charge generated in the direct conversion material, a readout device, and a plurality of switches, and the charge from the plurality of metallization anodes to at least one readout device. And a redistribution layer having a plurality of electrical pathways for transmitting.
  • Each of the plurality of switches further includes an input line coupled to one of the plurality of metallized anodes, a first output node coupled to at least one readout device, and a second coupled to the other switch. Output nodes.
  • a grid is arranged on the radiation incident side to remove scattered radiation. Therefore, if the size of the small unsaturated pixel (detector subpixel) is set as an equally divided size of the detector pixel, the detector subpixel will be affected by interference between the detector subpixel and the grid when the number of divisions is increased. A situation occurs in which the sensitivity is different for each, and the correction accuracy is lowered.
  • an object of the present invention is to provide a radiation imaging apparatus including a detector that can improve the correction accuracy under a high count rate.
  • a radiation imaging apparatus includes a grid that removes scattered rays from a subject, and a plurality of detector subarrays arranged so as to divide the grid into three or more.
  • a detector subpixel under the wall of the grid has a larger area when viewed in plan than other detector subpixels.
  • the radiation imaging apparatus includes a grid for removing scattered rays from a subject, a semiconductor element, a common electrode formed on one surface of the semiconductor element, and formed on the other surface of the semiconductor element.
  • the divided electrode under the wall surface of the grid has a larger area when viewed in plan than the other divided electrodes.
  • a radiation imaging apparatus including a detector that can improve the correction accuracy under a high count rate.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of a radiation imaging apparatus according to a first embodiment. It is a block diagram of the detector panel with which the radiation imaging device which concerns on 1st Embodiment is provided. It is a figure which shows the positional relationship of the detector pixel, the detector subpixel, and grid which were seen from the incident direction of the X-ray about the detector panel of the radiation imaging device which concerns on 1st Embodiment. It is a figure which shows the positional relationship of the detector pixel, the detector subpixel, and grid which were seen from the body-axis direction about the detector panel of the radiation imaging device which concerns on 1st Embodiment.
  • the counting rate of the detector In imaging with X-rays, the number of radiations is large and the counting rate of the detector is high. In photon counting CT, the counting rate per circuit must be lowered by dividing the detector pixels. For this reason, in the conventional X-ray CT detectors, the detectors are arranged at a pitch of about 1 mm, whereas in photon counting CT, detector subpixels obtained by dividing the detector pixels into a pitch of 0.5 mm to 0.05 mm, for example, are used. . However, even if the detector pixels are divided, a very high count rate of several tens of Mcps per detector sub-pixel is required, and the influence of the circuit dead time is large. In CT, the accuracy required for the linearity of the count number is very high, and it is necessary to improve the correction accuracy when dead time occurs.
  • the sensitivity of each detector sub-pixel is uniform. Since the sensitivity of the detector is almost determined by its area, the sensitivity of the detector pixel can be made uniform by equally dividing the detector pixel when forming the detector subpixel. However, since a grid for removing scattered radiation is actually arranged on the radiation incident side of the detector, if the number of divisions of the detector pixels is increased by equal division, the interference between the detector subpixels and the grid A situation in which the sensitivity differs for each detector sub-pixel may occur, resulting in a decrease in correction accuracy.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of a radiation imaging apparatus S according to the first embodiment.
  • an X-ray CT apparatus (radiation imaging apparatus) S includes a gantry 1, a data processing apparatus 2 that processes collected data and reconstructs an image, and an image that displays the processed image.
  • a display device 3 and a bed 4 that holds a subject 5 are provided.
  • the bed 4 can move horizontally toward the opening of the gantry 1 and moves the subject 5 to an imaging position (not shown) in the gantry 1.
  • an X-ray tube 6 and a detector panel 7 are arranged to face each other.
  • the X-ray tube 6 and the detector panel 7 are rotated about once to three times per second in a state where the periphery of the subject 5 moved into the gantry 1 is opposed to each other, and the projection image of the subject 5 from each direction. To get.
  • the X-ray tube 6 generates X-rays by applying a high voltage of about 100 kV, accelerating electrons, and applying them to the target.
  • the generated X-rays pass through the subject 5 and reach the detector panel 7.
  • the intensity of the X-ray is attenuated by the subject 5
  • information in the body of the subject 5 can be acquired by knowing the attenuation amount.
  • means such as changing the voltage of the X-ray tube 6 is used in order to know the difference in attenuation due to energy.
  • the data acquired by the detector panel 7 is transferred to the data processing device 2, where correction and image reconstruction processing are performed. Thereafter, the tomographic image reconstructed by the data processing device 2 is displayed on the image display device 3.
  • FIG. 2 is a configuration diagram of the detector panel 7 provided in the radiation imaging apparatus S according to the first embodiment. 2 is a view of the detector panel 7 as viewed in the body axis direction (slice direction, the X-ray tube 6 and the rotation center axis direction of the detector panel 7 in FIG. 1, and the y direction in FIG. 3).
  • the detector panel 7 includes a plurality of detector modules 8, and the plurality of detector modules 8 are on an arc centered on the position of the X-ray tube 6 (see FIG. 1). Is arranged.
  • the detector module 8 is composed of a grid 9 and a plurality of detector pixels 10. Further, the detector pixel 10 includes a plurality of detector sub-pixels 11, and a readout circuit 12 for reading a signal is connected to each detector sub-pixel 11.
  • the grid 9 is made of a material having a high X-ray blocking ability such as tungsten. Moreover, in order to increase the transmission efficiency of incident X-rays, a plate as thin as possible is used.
  • the plate of the grid 9 is not a flat plate in order to reduce the influence of the deflection and the X-ray generation position error, but a detector whose thickness gradually changes with respect to the X-ray incident direction, In some cases, a T-shaped one whose thickness is increased only in a portion close to is used.
  • FIG. 4 is a view of the detector panel 7 of the radiation imaging apparatus S according to the first embodiment as viewed from the body axis direction.
  • the detector subpixel 11 is made of CdTe or CdZnTe, and a plurality of detector subpixels 11 are formed in a semiconductor element 13 made of one semiconductor crystal. Electrodes are formed on two opposing surfaces of the semiconductor crystal. On one surface (the side on which X-rays are incident, the side on which the grid 9 is located), a common electrode 14 is formed on the entire surface, and a high voltage for collecting charges is applied.
  • a plurality of detector subpixels 11 are formed by dividing the electrodes on the other surface as individual electrodes 15. That is, one individual electrode 15 corresponds to one detector subpixel 11.
  • the electrode is formed by patterning using gold or platinum.
  • the length of the side of the detector is about 10 mm to 20 mm. If the pixel is 0.5 mm, 20 to 40 pixels are arranged in a line, and are arranged in a plane. Thousands of pixels are formed.
  • the thickness of the semiconductor element 13 is sufficient to detect X-rays, and a medical X-ray CT apparatus has a thickness of about 2 mm.
  • data transfer from the detector panel 7 (readout circuit 12) to the data processing apparatus 2 is performed by adding the count numbers of the detector subpixels 11 to the detector pixels.
  • a method of compressing data by summing and transferring the count numbers of the two detector subpixels 11 in a certain axial direction may be used.
  • the structure which transfers as it is, without totaling the count number of the detector subpixel 11 may be sufficient.
  • FIG. 3 shows the positional relationship between the detector pixel 10, the detector sub-pixel 11, and the grid 9 as viewed from the X-ray incident direction (planar view) of the detector panel 7 of the radiation imaging apparatus S according to the first embodiment.
  • the individual electrode 15 that is a pixelated electrode cannot be seen (see FIG. 4), but in FIG. It is shown with a downward hatching.
  • the grid 9 is shown with a right-down hatching.
  • the boundary of the detector pixel 10 is indicated by a broken line, and the boundary of some detector sub-pixels 11 (11A, 11B) is indicated by a dashed line.
  • the grid 9 of the radiation imaging apparatus S according to the first embodiment is called a one-dimensional (1D) grid.
  • the grid 9 is installed along the body axis direction (y direction) and is provided with a wall for removing scattered radiation in one direction (x direction).
  • Detector pixels 10 exist so as to be sandwiched between grids 9, and the detector pixels 10 are regularly arranged to constitute a detector panel 7 (see FIG. 2).
  • the detector pixel 10 is composed of 3 ⁇ 3 detector sub-pixels 11.
  • the number of detector subpixels 11 constituting the detector pixel 10 is not limited to this number, and 4 ⁇ 4, 4 ⁇ 3, and the like are also possible.
  • the detector subpixel 11 is formed by attaching a patterned individual electrode 15 to the surface of the semiconductor element 13 (see FIG. 4). Since the charges generated between the individual electrodes 15 and the adjacent individual electrodes 15 (between the electrodes) are also attracted to any of the individual electrodes 15, the center between the electrodes becomes the boundary of the detector subpixel 11.
  • the detector subpixel 11 has a different size depending on the relative position with respect to the grid 9.
  • the detector sub-part that partially overlaps the grid 9 when viewed from the X-ray incident direction.
  • the pixel 11A and the detector sub-pixel 11B that does not overlap the grid 9 are divided into two.
  • the detector subpixel 11 ⁇ / b> A has a portion under the wall surface of the grid 9 as viewed from the X-ray incident direction
  • the detector subpixel 11 ⁇ / b> B has a portion under the wall surface of the grid 9. Absent.
  • the detector sub-pixel 11B not applied to the grid 9 is viewed from the X-ray incident direction as compared to the detector sub-pixel 11A applied to the grid 9. The sensitivity is made closer to uniform by reducing the area (in plan view).
  • FIG. 4 is a diagram showing the positional relationship between the detector pixels 10, the detector sub-pixels 11, and the grid 9 as viewed from the body axis direction of the detector panel 7 of the radiation imaging apparatus S according to the first embodiment.
  • the boundary L of the detector subpixel 11 is the center between the individual electrodes 15 and the adjacent individual electrodes 15 (between the electrodes), and the detector subpixel 11 is determined by the arrangement of the individual electrodes 15. For this reason, the width (W 11A , W 11B ) of the detector subpixel 11 is the pitch of the center (gap center) between the electrodes of the individual electrodes 15.
  • the width W 11B of the detector sub-pixel 11B is not applied to the grid 9
  • the width W 11A of the detector sub-pixel 11A on the grid 9 is With, definitive when viewed from the X-ray incidence direction, and a width W A that is not blocked by the grid 9 of the detector sub-pixel 11A, it is possible to equalize the width W 11B of the detector sub-pixel 11B . That is, when viewed from the incident direction of X-rays, the area that is not blocked by the grid 9 of the detector subpixel 11A can be made equal to the area of the detector subpixel 11B. Sensitivity can be made almost uniform. Further, by making the sensitivity of the detector sub-pixel 11 close to uniform, the radiation imaging apparatus S can improve the dead time correction accuracy under a high count rate.
  • the thickness T g of the grid 9 can be calculated by the thickness of grid walls covering the detector pixel 10.
  • the width of the divided electrode 15B of the detector sub-pixel 11B not applied to the grid 9 is The width of the divided electrode 15A of the detector subpixel 11A on the grid 9 is By doing so, the sensitivity of the detector sub-pixel 11 can be made substantially uniform.
  • the detection of X-rays by two adjacent detector sub-pixels 11 in this way depends on the energy of the X-rays and the configuration of the detector, but the width (boundary) is about 0 to 60 ⁇ m with the boundary L as the center. And a width of about 0 to 30 ⁇ m from L).
  • the width of the detector subpixel 11 is set so that The width W 11B [ ⁇ m] of the detector sub-pixel 11B not applied to the grid 9 is The width W 11A [ ⁇ m] of the detector sub-pixel 11A applied to the grid 9 is As a result, the sensitivity of the detector sub-pixel 11 can be made more uniform.
  • the width W 11B of the detector sub-pixel 11B that does not cover the grid 9 is (However, L split is a range of 0 ⁇ m to 30 ⁇ m depending on the detector system and energy.)
  • L split is a range of 0 ⁇ m to 30 ⁇ m depending on the detector system and energy.
  • the distance (gap) between the electrodes is G
  • the width of the divided electrode 15B of the detector sub-pixel 11B that does not cover the grid 9 is As a result, the sensitivity of the detector sub-pixel 11 can be made more uniform.
  • FIG. 5 is a view of the detector panel 7 of the radiation imaging apparatus S according to the modification of the first embodiment when viewed from the body axis direction.
  • the boundary of the detector subpixel 11 coincides with a line passing through the center between the electrodes when the potentials of the individual electrodes 15 are all the same.
  • the radiation imaging apparatus S according to the first embodiment shown in FIGS. 3 and 4 greater than the width W 11A of the detector sub-pixel 11A width W 11B of the lower detector subpixel 11B of the grid 9 Therefore, the width of the individual electrode 15B is made larger than the width of the individual electrode 15A.
  • the gap G between the individual electrodes 15 on the lower side of the grid 9. B and by extending than the gap G a between the individual electrode 15 is not below the grid 9, than the width W 11A of the detector sub-pixel 11A width W 11B of the lower detector subpixel 11B of the grid 9 It is getting bigger. Even with such a configuration, the same effects as those of the first embodiment can be obtained. However, in the case of the configuration shown in FIG. 5, it is desirable to take measures against charge-up on the electrode surface.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating the difference in counting rate between the radiation imaging apparatus S according to the first embodiment (the present invention) and the conventional radiation imaging apparatus.
  • This graph shows the output rate of the circuit with respect to the incidence rate of X-rays, and the closer to a straight line, the higher the performance of the device.
  • the output rate is a value after adding a plurality of pixels.
  • the sensitivity is different for each pixel, when the X-ray incidence rate is increased, the count number of the output is rapidly decreased in the highly sensitive pixel, so that the count rate characteristic is deteriorated.
  • the detector in the radiation imaging apparatus S according to the first embodiment (the present invention) since the sensitivity becomes uniform, the amount of decrease is moderate. This effect becomes more prominent when correction is performed.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating a corrected count rate for a difference in count rate between the radiation imaging apparatus S according to the first embodiment and the conventional radiation imaging apparatus.
  • the present invention becomes almost a straight line, but it is difficult to perform correction by the conventional method, and the count rate deviates from the straight line.
  • the conventional method can be improved by adjusting the value used for correction, but the maximum count rate is deteriorated, and the value for correction must be estimated based on actual measurement, not the circuit design value.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating a positional relationship among the detector pixels 10, the detector sub-pixels 11, and the grid 9 ⁇ / b> A as viewed from the X-ray incident direction with respect to the detector panel 7 of the radiation imaging apparatus S according to the second embodiment. .
  • the position of the individual electrode 15 is illustrated with a left-down hatching, the grid 9 ⁇ / b> A is provided with a right-down hatching, and the boundary of the detector pixel 10 is indicated by a broken line.
  • the boundaries of some of the detector sub-pixels 11 are indicated by alternate long and short dash lines.
  • the radiation imaging apparatus S according to the second embodiment has a two-dimensional grid 9A that is not only in one direction but in a lattice shape as compared to the radiation imaging apparatus S according to the first embodiment (see FIG. 3). 2D) It is different in that it is called a grid.
  • the grid 9A is installed along the body axis direction (y direction) and the circumferential direction (x direction), the walls of the grid 9A are in a lattice shape, and the openings are square.
  • the pitch and thickness of the grid 9A are the same in both the x and y directions.
  • the circumferential direction and the body axis direction in imaging are different from each other. Different dimensions may be used.
  • the number of divisions of the detector sub-pixels 11 with respect to the openings of the grid 9A may be a value other than 3.
  • the size of the detector sub-pixel 11 is divided into four types according to the position in the detector pixel 10.
  • the width of the detector sub-pixel 11 can be defined as in the first embodiment.
  • the wall pitch P gx along the y direction of the grid 9A, the wall thickness T gx along the y direction of the grid 9, and the division number N x of the detector subpixel 11 in the x direction with respect to the grid between the grids 9A is And
  • L split is in the range of 0 ⁇ m to 30 ⁇ m depending on the detector system and energy.
  • the width of the detector subpixels 11A and 11B in the y direction is And This makes it possible to make the sensitivity of the detector subpixels 11 more uniform in consideration of the phenomenon that X-rays incident near the boundary L are detected across the two detector subpixels 11. Thereby, the radiation imaging apparatus S can further improve the dead time correction accuracy under a high count rate.
  • the radiation imaging apparatus S according to the present embodiment is not limited to the configuration of the above-described embodiment, and various modifications can be made without departing from the spirit of the invention.
  • the radiation imaging apparatus S has been described as an X-ray CT apparatus, the present invention is not limited to this, and is not limited to this.
  • a transmission X-ray imaging apparatus or a PET (positron emission tomography) apparatus the present invention may be applied to a SPECT (single-photon-emission-computed-tomography) apparatus, a gamma camera, or the like.
  • the detector pixels 10 and the widths of the grids 9 and 9A are described as corresponding to each other.
  • the present invention is not limited to this.
  • a configuration in which a plurality of detector pixels 10 are arranged between the widths of one grid may be employed, or a configuration in which a plurality of grid holes correspond to one detector pixel 10 may be employed.
  • the one-dimensional grid in the first embodiment has been described on the assumption that the grid 9 is installed along the body axis direction (y direction), but is not limited thereto, and is along the circumferential direction (x direction). It may be configured to be installed, or may be configured to be installed along other directions.
  • S X-ray CT system (radiation imaging system) 1 Gantry 2 Data Processing Device 3 Image Display Device 4 Bed 5 Subject (Subject) 6 X-ray tube 7 Detector panel 8 Detector module 9 Grid 10 Detector pixel 11, 11A, 11B, 11C, 11D Detector sub-pixel 12 Read circuit 13 Semiconductor element 14 Common electrode 15 Individual electrode P g Grid pitch T g Grid thickness W 11A , W 11B detector sub-pixel width G A , G B gap

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Abstract

高計数率下における補正精度を向上可能な検出器を備える放射線撮像装置を提供する。　被写体５からの散乱線を除去するグリッド（９）と、グリッド（９）間を３つ以上に分割するように配置された複数の検出器サブピクセル（１１）と、を備え、グリッド（９）の壁面の下にかかる検出器サブピクセル（１１Ａ）が、他の検出器サブピクセル（１１Ｂ）よりも平面視した際の面積が大きい。また、グリッド（９）間のピッチをＰg とし、グリッド（９）の厚さＴg とし、グリッド（９）間内の前記検出器サブピクセル（１１）の分割数をＮとした際、グリッド（９）の壁面の下にかからない検出器サブピクセル（１１）のサイズが、（Ｐg －Ｔg －Ｌsplit×２）／Ｎである。

Description

放射線撮像装置
　本発明は、放射線撮像装置に関し、特に検出器に半導体を用いた放射線撮像装置における検出器の構造に関する。
　放射線撮像装置の一つであるＸ線ＣＴ（Computed Tomography；コンピュータ断層撮影）装置は、Ｘ線管から発生したＸ線が被検体を透過した際の減衰から被検体の断層像を求める装置である。このＸ線ＣＴ装置が備えるＸ線検出器において、低線束時には大きいピクセル寸法及び減少した数の電荷共有境界を有し、ＣＴ検出器の一部が高線束を受けているときにはこの部分において小さい非飽和ピクセル寸法を有するように設計する技術がしられている（特許文献１）。すなわち、Ｘ線検出器は、直接変換物質において発生された電荷を収集する複数の金属化アノードと、読み出し装置と、複数のスイッチを含み、複数の金属化アノードから少なくとも１個の読み出し装置へ電荷を送る複数の電気経路を有する再分配層とを含む。さらに複数のスイッチの各々が、複数の金属化アノードの１個に結合された入力線と、少なくとも１個の読み出し装置に結合された第一の出力ノードと、他のスイッチに結合された第二の出力ノードとを含んでいる。
特開２００９－７８１４３号公報
　ところで、実際の放射線検出器は、放射線入射側に散乱線を除去するためにグリッドが配置されている。そのため小さい非飽和ピクセル（検出器サブピクセル）寸法を、検出器ピクセルを等分割した大きさとして設定すると、分割数を増加させた場合に、検出器サブピクセルとグリッドの干渉により、検出器サブピクセル毎に感度が異なる状況が生じ、補正精度の低下をもたらす。
　そこで、本発明は、高計数率下における補正精度を向上可能な検出器を備える放射線撮像装置を提供することを課題とする。
　このような課題を解決するために、本発明に係る放射線撮像装置は、被写体からの散乱線を除去するグリッドと、前記グリッド間を３つ以上に分割するように配置された複数の検出器サブピクセルと、を備え、前記グリッドの壁面の下にかかる検出器サブピクセルが、他の検出器サブピクセルよりも平面視した際の面積が大きいことを特徴とする。
　また、本発明に係る放射線撮像装置は、被写体からの散乱線を除去するグリッドと、半導体素子と、前記半導体素子の一方の面に形成された共通電極と、前記半導体素子の他方の面に形成された分割電極と、を備え、前記グリッドの壁面の下にかかる分割電極が、他の分割電極よりも平面視した際の面積が大きいことを特徴とする。
　本発明によれば、高計数率下における補正精度を向上可能な検出器を備える放射線撮像装置を提供することができる。
第１実施形態に係る放射線撮像装置の構成図である。 第１実施形態に係る放射線撮像装置が備える検出器パネルの構成図である。 第１実施形態に係る放射線撮像装置の検出器パネルについて、Ｘ線の入射方向から見た検出器ピクセル、検出器サブピクセルとグリッドの位置関係を示す図である。 第１実施形態に係る放射線撮像装置の検出器パネルについて、体軸方向から見た検出器ピクセル、検出器サブピクセルとグリッドの位置関係を示す図である。 第１実施形態に係る放射線撮像装置の検出器パネルについて、体軸方向から見た検出器ピクセル、検出器サブピクセルとグリッドの他の位置関係を示す図である。 第１実施形態に係る放射線撮像装置と従来の放射線撮像装置の計数率の違いについて示す図である。 第１実施形態に係る放射線撮像装置と従来の放射線撮像装置の計数率の違いについて、補正後の計数率を示す図である。 第２実施形態に係る放射線撮像装置の検出器パネルについて、Ｘ線の入射方向から見た検出器ピクセル、検出器サブピクセルとグリッドの位置関係を示す図である。
　Ｘ線による撮像においては、放射線の発生数が多く、検出器の計数率が高くなるため、フォトンカウンティングＣＴでは検出器ピクセルを分割することで１回路当たりの計数率を下げる必要がある。このため、従来のＸ線ＣＴの検出器では約１ｍｍピッチで検出器が並ぶのに対し、フォトンカウンティングＣＴでは検出器ピクセルを例えば０．５ｍｍから０．０５ｍｍピッチに分割した検出器サブピクセルを用いる。しかし、検出器ピクセルを分割しても検出器サブピクセル当たり数十Ｍｃｐｓと非常に高い計数率が要求され、回路のデッドタイムの影響が大きい。また、ＣＴではカウント数の直線性に対する要求精度が非常に高く、デッドタイムが生じた際の補正精度を高める必要がある。
　デッドタイムを補正するには複雑な計算が必要になるため、データを画像再構成用のワークステーションなどに転送後に補正処理を行うことになるが、データ転送の際に微細化した検出器サブピクセルのデータをそのまま転送するとデータ転送量が膨大になるために検出器サブピクセルのカウント数を合計して検出器ピクセルのカウント数として転送することが望ましい。この際、個々の検出器サブピクセルの感度が揃っていないと、補正のための演算が複雑になり、補正精度が低下する問題が生じる。また、サブピクセル間に計数率のばらつきがある場合、最も計数率が高くなるサブピクセルが飽和することで装置の性能が決定される問題もあり、検出器サブピクセルの感度がそろっているほうが望ましい。
　このように、高計数率下におけるデッドタイムの補正精度を向上させるためには、個々の検出器サブピクセルの感度が均一であることが望ましい。検出器の感度はその面積でほぼ決まるため、検出器サブピクセルを作る際に検出器ピクセルを等分割すれば検出器ピクセルの感度を均一にできる。しかし、実際には検出器の放射線入射側に散乱線を除去するためのグリッドが配置されているため、等分割で検出器ピクセルの分割数を増加させると、検出器サブピクセルとグリッドの干渉により、検出器サブピクセル毎に感度が異なる状況が生じ、補正精度の低下をもたらす可能性がある。
　以下、本発明を実施するための形態（以下「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、各図において、共通する部分には同一の符号を付し重複した説明を省略する。
≪第１実施形態≫
＜放射線撮像装置＞
　第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓについて、図１を用いて説明する。図１は、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓの構成図である。
　図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置（放射線撮像装置）Ｓは、ガントリ１と、収集されたデータを処理し、画像を再構成するデータ処理装置２と、処理された画像を表示する画像表示装置３と、被検体５を保持するベッド４と、を備えている。
　ベッド４は、ガントリ１の開口部に向けて水平移動することができるようになっており、被検体５をガントリ１内の撮像位置（図示せず）まで移動させる。
　ガントリ１内には、Ｘ線管６と検出器パネル７が対向して配置されている。Ｘ線管６と検出器パネル７は、ガントリ１内に移動された被検体５の周囲を対向した状態で秒間１回から３回程度回転しており、被検体５の各方向からの投影画像を取得する。
　Ｘ線管６は、１００ｋＶ程度の高電圧を印加し電子を加速させ、それをターゲットに当てることでＸ線を発生させる。発生したＸ線は、被検体５を透過し検出器パネル７に到達する。このとき、Ｘ線の強度は被検体５により減衰するので、その減衰量を知ることで被検体５の体内の情報を取得することができる。また、エネルギによる減衰量の違いを知るためにＸ線管６の電圧を変更するなどの手段が用いられる。
　検出器パネル７で取得されたデータはデータ処理装置２に転送され、そこで補正，画像再構成処理が行われる。その後、データ処理装置２で再構成された断層画像が画像表示装置３に表示される。
＜検出器パネル７＞
　次に、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓが備える検出器パネル７について、図２を用いてさらに説明する。図２は、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓが備える検出器パネル７の構成図である。なお、図２は、検出器パネル７を体軸方向（スライス方向、図１のＸ線管６と検出器パネル７の回転中心軸方向、図３のｙ方向）に見た図である。
　図２に示すように、検出器パネル７は、複数の検出器モジュール８から構成されており、複数の検出器モジュール８は、Ｘ線管６（図１参照）の位置を中心とする円弧上に配置されている。
　検出器モジュール８は、グリッド９と、複数の検出器ピクセル１０と、から構成されている。さらに、検出器ピクセル１０は、複数の検出器サブピクセル１１から構成されており、それぞれの検出器サブピクセル１１には信号を読み出すための読み出し回路１２が接続されている。
　Ｘ線が被検体５（図１参照）を透過する際、一部のＸ線は散乱を起こし、その進行方向が変化する。このようなＸ線は画像のぼけの原因となるため除去することが望ましく、そのためにグリッド９が設けられている。グリッド９は、タングステンなどＸ線の阻止能が高い物質で作られている。また、入射Ｘ線の透過効率を上げるために、可能な限り薄い板が用いられる。なお、グリッド９の板についてはたわみや、Ｘ線発生位置の誤差による影響を低減するため、平らな板ではなく、Ｘ線の入射方向に対して厚さが徐々に変化するものや、検出器に近い部分のみ厚さを増やしたＴ字型のものなどが用いられることがある。
　ここで、図４を参照して、検出器サブピクセル１１の構造について説明する。図４は、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓの検出器パネル７について、体軸方向から見た図である。
　検出器サブピクセル１１は、ＣｄＴｅまたはＣｄＺｎＴｅでできており、１つの半導体結晶からなる半導体素子１３中に複数の検出器サブピクセル１１が形成される。半導体結晶の対向する２つの面には、それぞれ電極が形成されている。一方の面（Ｘ線が入射する側、グリッド９のある側）は、面全体に共通電極１４が形成されており、電荷収集の為の高電圧を印加する。他方の面（Ｘ線が入射する側とは反対側）は、ピクセル化された個別電極１５が形成されており、電荷信号を読み出すようになっている。他方の面の電極を個別電極１５として分割することで、複数の検出器サブピクセル１１を形成する。即ち、１つの個別電極１５が１つの検出器サブピクセル１１に対応する。電極は、金や白金を用いてパターニングにより形成される。検出器の辺の長さは１０ｍｍから２０ｍｍ程度であり、０．５ｍｍのピクセルであれば２０から４０ピクセルが一列に並び、それが平面的に配置されるため１つの半導体素子１３に数百から数千ピクセルが形成されている。半導体素子１３の厚さはＸ線を検出するのに十分な厚さを備えており、医療用のＸ線ＣＴ装置では２ｍｍ程度の厚さを持つ。
　図２において、各検出器サブピクセル１１にＸ線が入射すると電荷信号が生じるが、その信号は読み出し回路１２にて読み出される。読み出し回路１２からはＸ線フォトンごとにエネルギの情報が得られるが、それをあらかじめ定められた閾値ごとに分類し、特定のエネルギ範囲に入るＸ線の数をカウントする。フォトンカウンティングＣＴにおいては、検出器サブピクセル１１の数が非常に多いため、検出器ピクセル１０に含まれる複数の検出器サブピクセル１１の情報を合計してデータ処理装置２に転送する。
　なお、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓにおいて、検出器パネル７（読み出し回路１２）からデータ処理装置２へのデータの転送は、検出器サブピクセル１１のカウント数を合計して検出器ピクセル１０のカウント数として転送するものとして説明したが、これに限られるものではない。物理的なピクセルとは関係なく、例えば、ある軸方向に２つの検出器サブピクセル１１のカウント数を合計して転送するなどしてデータを圧縮する方法を用いてもよい。また、検出器サブピクセル１１のカウント数を合計せずにそのまま転送する構成であってもよい。サブピクセルの情報をそのまま用いて画像再構成することで、より高精度な画像を取得することが可能である。
＜検出器ピクセル１０、検出器サブピクセル１１とグリッド９の位置関係＞
　次に、検出器ピクセル１０、検出器サブピクセル１１とグリッド９の位置関係について、図３および図４を用いてさらに説明する。図３は、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓの検出器パネル７について、Ｘ線の入射方向から見た（平面視した）検出器ピクセル１０、検出器サブピクセル１１とグリッド９の位置関係を示す図である。
　なお、Ｘ線の入射方向から検出器パネル７を見た場合、ピクセル化された電極である個別電極１５は見ることはできない（図４参照）が、図３においては個別電極１５の位置を左下がりのハッチングを付して図示している。また、図３においてはグリッド９に右下がりのハッチングを付して図示している。また、図３において、検出器ピクセル１０の境界を破線で示し、一部の検出器サブピクセル１１（１１Ａ，１１Ｂ）においてその境界を一点鎖線で示す。
　図３に示すように、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓのグリッド９は、１次元（１Ｄ）グリッドといわれるものである。グリッド９は、体軸方向（ｙ方向）に沿って設置され、一方向（ｘ方向）の散乱線を除去する壁を設けている。
　グリッド９の間に挟まるように検出器ピクセル１０が存在し、検出器ピクセル１０が規則正しく並び、検出器パネル７（図２参照）を構成している。図３の例では、検出器ピクセル１０は３×３の検出器サブピクセル１１から構成される。なお、検出器ピクセル１０を構成する検出器サブピクセル１１は、この数に限られるものではなく、４×４や、４×３なども可能である。
　検出器サブピクセル１１は、半導体素子１３（図４参照）の表面にパターニングされた個別電極１５をつけることで形成する。個別電極１５と隣接する個別電極１５との間（電極間）で発生した電荷もいずれかの個別電極１５に引き寄せられるため、電極間の中心が検出器サブピクセル１１の境界となる。
　図３に示すように、検出器サブピクセル１１は、グリッド９に対する相対位置によりサイズが異なっている。ここで、グリッド９に対して検出器サブピクセル１１が３個以上配置されている場合（図３の場合は３個）、Ｘ線の入射方向からみて、グリッド９に一部が重なる検出器サブピクセル１１Ａと、グリッド９に重ならない検出器サブピクセル１１Ｂと、の２つに分けられる。換言すると、検出器サブピクセル１１Ａは、Ｘ線の入射方向からみて、グリッド９の壁面の下にかかる部分を有し、検出器サブピクセル１１Ｂは、グリッド９の壁面の下にかかる部分を有さない。Ｘ線ＣＴ装置Ｓにおける放射線はほぼ一様に検出器モジュール８に入射するが、グリッド９により遮られるため、検出器ピクセル１０に到達するＸ線は一様ではなくなる。このため、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓの検出器パネル７では、グリッド９にかからない検出器サブピクセル１１Ｂをグリッド９にかかる検出器サブピクセル１１Ａよりも、Ｘ線の入射方向から見て（平面視して）面積を小さくすることで感度を均一に近づける。
　図４は、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓの検出器パネル７について、体軸方向から見た検出器ピクセル１０、検出器サブピクセル１１とグリッド９の位置関係を示す図である。
　ここで、検出器サブピクセル１１の境界Ｌは個別電極１５と隣接する個別電極１５との間（電極間）の中心となり、検出器サブピクセル１１は個別電極１５の配置によって決定される。このため、検出器サブピクセル１１の幅（Ｗ11A、Ｗ11B）は、個別電極１５の電極間中心（ギャップ中心）のピッチとなる。
　グリッド９のピッチＰg 、グリッド９の厚さＴg 、グリッド９のグリッド間に対する検出器サブピクセル１１の分割数Ｎとした場合、
グリッド９にかからない検出器サブピクセル１１Ｂの幅Ｗ11Bを
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
  
グリッド９にかかる検出器サブピクセル１１Ａの幅Ｗ11Aを
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
  
とすることで、Ｘ線の入射方向から見た際における、検出器サブピクセル１１Ａのグリッド９で遮られていない幅ＷA と、検出器サブピクセル１１Ｂの幅Ｗ11Bとを等しくすることができる。即ち、Ｘ線の入射方向から見た際における、検出器サブピクセル１１Ａのグリッド９で遮られていない面積と、検出器サブピクセル１１Ｂの面積とを等しくすることができ、検出器サブピクセル１１の感度をほぼ均一にすることが可能になる。また、検出器サブピクセル１１の感度を均一に近づけることにより、放射線撮像装置Ｓは高計数率下におけるデッドタイムの補正精度を向上させることができる。
　なお、グリッド９が平行な板ではなく構成されている場合、グリッド９の厚さＴg は検出器ピクセル１０を覆うグリッド壁の厚さで計算することができる。
　また、電極間の距離（ギャップ）をＧとすれば、
グリッド９にかからない検出器サブピクセル１１Ｂの分割電極１５Ｂの幅を
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
  
グリッド９にかかる検出器サブピクセル１１Ａの分割電極１５Ａの幅を
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
  
とすることで、検出器サブピクセル１１の感度をほぼ均一にすることが可能になる。
　なお、検出器サブピクセル１１の感度をより均一に近づけるためには、検出器内での反応を考える必要がある。検出器サブピクセル１１は１つの半導体素子１３から構成されているため、検出器サブピクセル１１の境界Ｌ付近で反応したＸ線が隣接する２つの検出器サブピクセル１１にわたって検出される現象が発生する。このため、グリッドの開口を等分する（即ち、ＷA ＝Ｗ11Bとする）だけでは、検出器サブピクセル１１の感度を完全に同一にすることができない。このように隣接する２つの検出器サブピクセル１１でＸ線が検出されるのは、Ｘ線のエネルギ、検出器の構成にも依存するが、境界Ｌを中心として０～６０μｍ程度の幅（境界Ｌからそれぞれ０～３０μｍ程度の幅）となる。
　グリッド９の下にはＸ線が入射しないため、グリッド９にかかる検出器サブピクセル１１Ａではこの効果が１つの端部のみで起こることになる。一方、グリッド９にかからない検出器サブピクセル１１Ｂではこの効果が２つの端部で起こることになる。この効果が起こる範囲を境界Ｌから片側Ｌsplitの範囲とした場合、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
  
となるように検出器サブピクセル１１の幅を設定する、換言すれば、
グリッド９にかからない検出器サブピクセル１１Ｂの幅Ｗ11B［μｍ］を
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
  
グリッド９にかかる検出器サブピクセル１１Ａの幅Ｗ11A［μｍ］を
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
  
とすることで検出器サブピクセル１１の感度をより均一に近づけることができる。
　即ち、グリッド９にかからない検出器サブピクセル１１Ｂの幅Ｗ11Bを
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
  
（ただし、Ｌsplitは検出器の体系、エネルギに応じて０μｍから３０μｍの範囲とする。）とすることにより、境界Ｌ付近に入射したＸ線が２つの検出器サブピクセル１１にわたって検出される現象を考慮して検出器サブピクセル１１の感度をより均一に近づけることが可能になる。これにより、放射線撮像装置Ｓは、高計数率下におけるデッドタイムの補正精度をより向上させることができる。
　また、電極間の距離（ギャップ）をＧとすれば、グリッド９にかからない検出器サブピクセル１１Ｂの分割電極１５Ｂの幅を
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
  
とすることにより、検出器サブピクセル１１の感度をより均一に近づけることが可能になる。
　図５は、第１実施形態の変形例に係る放射線撮像装置Ｓの検出器パネル７について、体軸方向から見た図である。
　検出器サブピクセル１１の境界は、個別電極１５の電位がすべて同じ場合、電極間の中心を通る線と一致する。このため、図３および図４に示す第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓでは、グリッド９の下側の検出器サブピクセル１１Ｂの幅Ｗ11Bを検出器サブピクセル１１Ａの幅Ｗ11Aよりも大きくするために、個別電極１５Ｂの幅を個別電極１５Ａの幅よりも大きくしている。これに対し、図５に示す変形例に係る放射線撮像装置Ｓでは、個別電極１５Ｂの幅を個別電極１５Ａの幅よりも大きくすることに加え、グリッド９の下側の個別電極１５間のギャップＧB をグリッド９の下側ではない個別電極１５間のギャップＧA よりも広げることで、グリッド９の下側の検出器サブピクセル１１Ｂの幅Ｗ11Bを検出器サブピクセル１１Ａの幅Ｗ11Aよりも大きくしている。このような構成でも、第１実施形態と同様の作用効果を得ることができる。ただし、図５に示す構成の場合、電極表面のチャージアップ対策をすることが望ましい。
＜効果＞
　第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓの効果について、図６および図７を用いて更に説明する。図６は、第１実施形態（本発明）に係る放射線撮像装置Ｓと従来の放射線撮像装置の計数率の違いについて示す図である。
　本グラフはＸ線の入射レートに対する回路の出力レートを示しており、直線に近いほうがより高性能な装置である。なお、出力レートは複数のピクセルの加算後の値である。
　従来の放射線撮像装置における検出器では、ピクセル毎に感度が違うため、Ｘ線の入射レートが高くなると感度の高いピクセルにおいて出力のカウント数が急激に減少するため計数率特性が劣化する。一方、で第１実施形態（本発明）に係る放射線撮像装置Ｓにおける検出器では、感度が均一になるため、その減少量が緩やかになる。この効果は補正を行うとより顕著に現れる。
　図７は、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓと従来の放射線撮像装置の計数率の違いについて、補正後の計数率を示す図である。
　回路のデッドタイムから推定して補正を行うと、本発明ではほぼ直線になるが、従来手法では補正を行うことが難しく計数率が直線から外れる。もちろん従来手法でも補正に用いる値を調整すれば改善するが、最大計数率は劣化しており、また補正用の値も回路の設計値ではなく、実測に基づき推定する必要がある。
　≪第２実施形態≫
　次に、第２実施形態に係る放射線撮像装置Ｓについて説明する。図８は、第２実施形態に係る放射線撮像装置Ｓの検出器パネル７について、Ｘ線の入射方向から見た検出器ピクセル１０、検出器サブピクセル１１とグリッド９Ａの位置関係を示す図である。
　なお、図３と同様に図８においても、個別電極１５の位置を図示して左下がりのハッチングを付し、グリッド９Ａに右下がりのハッチングを付し、検出器ピクセル１０の境界を破線で示し、一部の検出器サブピクセル１１（１１Ａ～１１Ｄ）においてその境界を一点鎖線で示す。
　第２実施形態に係る放射線撮像装置Ｓは、第１実施形態に係る放射線撮像装置Ｓ（図３参照）と比較して、グリッド９Ａが一方向だけではなく、格子状になっている２次元（２Ｄ）グリッドといわれるものである点で異なっている。グリッド９Ａは、体軸方向（ｙ方向）および周方向（ｘ方向）に沿って設置され、グリッド９Ａの壁は格子状になり、その開口は四角となっている。
　なお、図８では、グリッド９Ａのピッチ、厚さは、ｘ，ｙ方向とも同じとしているが、放射線撮像装置Ｓにおいては撮像における周方向と体軸方向は取り扱いが異なるため、ｘ，ｙ方向で異なる寸法であってもよい。また、グリッド９Ａの開口部に対する検出器サブピクセル１１の分割数も、３以外の値としてもよい。
　検出器サブピクセル１１のサイズは検出器ピクセル１０内の位置に応じて４種類に分割される。即ち、ｘ方向の一方でグリッド９Ａにかかる検出器サブピクセル１１Ａと、グリッド９Ａにかからない検出器サブピクセル１１Ｂと、ｘ方向の一方およびｙ方向の一方でグリッド９Ａにかかる検出器サブピクセル１１Ｃと、ｙ方向の一方でグリッド９Ａにかかる検出器サブピクセル１１Ｄと、に分けられる。
　ｘ方向およびｙ方向についてそれぞれ独立に考えることにより、第１実施形態と同様に検出器サブピクセル１１の幅を規定することができる。
　即ち、グリッド９Ａのｙ方向に沿う壁のピッチＰgx、グリッド９のｙ方向に沿う壁の厚さＴgx、グリッド９Ａのグリッド間に対するｘ方向の検出器サブピクセル１１の分割数Ｎx とした場合、検出器サブピクセル１１Ｂ，１１Ｄのｘ方向の幅は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
  
とする。ただし、Ｌsplitは検出器の体系、エネルギに応じて０μｍから３０μｍの範囲とする。また、グリッド９Ａのｘ方向に沿う壁のピッチＰgy、グリッド９のｘ方向に沿う壁の厚さＴgy、グリッド９Ａのグリッド間に対するｙ方向の検出器サブピクセル１１の分割数Ｎy とした場合、検出器サブピクセル１１Ａ，１１Ｂのｙ方向の幅は、
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
  
とする。これにより、境界Ｌ付近に入射したＸ線が２つの検出器サブピクセル１１にわたって検出される現象を考慮して検出器サブピクセル１１の感度をより均一に近づけることが可能になる。これにより、放射線撮像装置Ｓは、高計数率下におけるデッドタイムの補正精度をより向上させることができる。
≪変形例≫
　なお、本実施形態に係る放射線撮像装置Ｓは、上記実施形態の構成に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲内で種々の変更が可能である。
　本実施形態に係る放射線撮像装置Ｓは、Ｘ線ＣＴ装置であるものとして説明したが、これに限られるものではなく、透過Ｘ線撮像装置や、ＰＥＴ（positron emission tomography；陽電子放出断層撮影）装置や、ＳＰＥＣＴ（single photon emission computed tomography；単一光子放射断層撮影）装置、ガンマカメラ等に適用してもよい。
　本実施形態において、検出器ピクセル１０とグリッド９，９Ａの幅とが対応するものとして説明したが、これに限られるものではない。１つのグリッドの幅の間に複数の検出器ピクセル１０が配置される構成であってもよく、１つの検出器ピクセル１０に対して、複数のグリッド穴が対応する構成であってもよい。
　第１実施形態での１次元グリッドは、グリッド９は、体軸方向（ｙ方向）に沿って設置されるものとして説明したが、これに限られるものではなく、周方向（ｘ方向）に沿って設置される構成であってもよく、その他の方向に沿って設置される構成であってもよい。
Ｓ　　　Ｘ線ＣＴ装置（放射線撮像装置）
１　　　ガントリ
２　　　データ処理装置
３　　　画像表示装置
４　　　ベッド
５　　　被検体（被写体）
６　　　Ｘ線管
７　　　検出器パネル
８　　　検出器モジュール
９　　　グリッド
１０　　検出器ピクセル
１１，１１Ａ，１１Ｂ，１１Ｃ，１１Ｄ　検出器サブピクセル
１２　　　　　　　　　読み出し回路
１３　　　　　　　　　半導体素子
１４　　　　　　　　　共通電極
１５　　　　　　　　　個別電極
Ｐg 　　　　　　　　　　グリッドのピッチ
Ｔg 　　　　　　　　　　グリッドの厚さ
Ｗ11A、Ｗ11B　　　　　　検出器サブピクセルの幅
ＧA 、ＧB 　　　　　　　ギャップ

Claims (6)

  1. 　被写体からの散乱線を除去するグリッドと、
    　前記グリッド間を３つ以上に分割するように配置された複数の検出器サブピクセルと、を備え、
    　前記グリッドの壁面の下にかかる検出器サブピクセルが、他の検出器サブピクセルよりも平面視した際の面積が大きい
    ことを特徴とする放射線撮像装置。
  2. 　前記グリッド間のピッチをＰg とし、前記グリッドの厚さＴg とし、
    　前記グリッド間内の前記検出器サブピクセルの分割数をＮとした際、
    　前記グリッドの壁面の下にかからない検出器サブピクセルのサイズが、
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
     　　　ただし、Ｌsplitは０μｍから３０μｍとする。
    である
    ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  3. 　前記グリッドは、１次元グリッドである
    ことを特徴とする請求項２に記載の放射線撮像装置。
  4. 　前記グリッドは、２次元グリッドである
    ことを特徴とする請求項２に記載の放射線撮像装置。
  5. 　被写体からの散乱線を除去するグリッドと、
    　半導体素子と、
    　前記半導体素子の一方の面に形成された共通電極と、
    　前記半導体素子の他方の面に形成された分割電極と、を備え、
    　前記グリッドの壁面の下にかかる分割電極が、他の分割電極よりも平面視した際の面積が大きい
    ことを特徴とする放射線撮像装置。
  6. 　前記分割電極のギャップ距離をＧとし、
    　前記グリッド間のピッチをＰg とし、前記グリッドの厚さＴg とし、
    　前記グリッド間内の前記検出器サブピクセルの分割数をＮとした際、
    　前記グリッドの壁面の下にかからない検出器サブピクセルのサイズが、
    Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
     　　　ただし、Ｌsplitは０μｍから３０μｍとする。
    である
    ことを特徴とする請求項５に記載の放射線撮像装置。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102017200653A1 (de) 2017-01-17 2018-07-19 Siemens Healthcare Gmbh Röntgendetektor mit einer Anordnung von einer pixelierten zweiten Elektrode und eines Streustrahlengitters
CN110837097A (zh) * 2018-08-15 2020-02-25 通用电气公司 用于改善对非收集的相邻信号的检测的阳极
JP2020519872A (ja) * 2017-05-08 2020-07-02 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 散乱防止コリメータと組み合わせた基準検出器素子

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6691783B2 (ja) * 2016-01-20 2020-05-13 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線検出器及びｘ線ｃｔ装置
US10222489B2 (en) * 2017-03-13 2019-03-05 General Electric Company Pixel-design for use in a radiation detector
EP3444826A1 (en) * 2017-08-14 2019-02-20 Koninklijke Philips N.V. Low profile anti scatter and anti charge sharing grid for photon counting computed tomography
WO2019041223A1 (en) * 2017-08-31 2019-03-07 Shenzhen United Imaging Healthcare Co., Ltd. METHOD AND SYSTEM FOR DETERMINING FOCAL CT POINT
CN107582089B (zh) * 2017-09-29 2021-06-29 上海联影医疗科技股份有限公司 准直器、成像设备、焦点位置跟踪方法及校正方法
JP7062430B2 (ja) * 2017-12-15 2022-05-06 キヤノン株式会社 撮像素子、撮像装置および画像処理方法

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002022678A (ja) * 2000-07-10 2002-01-23 Hitachi Medical Corp Ｘ線計測装置
WO2013089154A1 (ja) * 2011-12-12 2013-06-20 株式会社 日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
WO2013140445A1 (ja) * 2012-03-21 2013-09-26 株式会社島津製作所 放射線撮影装置

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7916836B2 (en) 2007-09-26 2011-03-29 General Electric Company Method and apparatus for flexibly binning energy discriminating data
JP2012143550A (ja) * 2010-12-20 2012-08-02 Fujifilm Corp 放射線画像撮影装置および放射線画像取得方法
CN103135121B (zh) * 2011-11-28 2017-04-26 Ge医疗系统环球技术有限公司 用于消除串扰的线段形模块ct探测器和方法
JP5860003B2 (ja) * 2012-07-27 2016-02-16 富士フイルム株式会社 放射線画像検出装置、並びに放射線撮影システムおよびその作動方法
DE102014201772B4 (de) * 2014-01-31 2017-10-12 Siemens Healthcare Gmbh Direktkonvertierender Röntgenstrahlungsdetektor, CT-System und Verfahren hierzu

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002022678A (ja) * 2000-07-10 2002-01-23 Hitachi Medical Corp Ｘ線計測装置
WO2013089154A1 (ja) * 2011-12-12 2013-06-20 株式会社 日立メディコ Ｘ線ｃｔ装置
WO2013140445A1 (ja) * 2012-03-21 2013-09-26 株式会社島津製作所 放射線撮影装置

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102017200653A1 (de) 2017-01-17 2018-07-19 Siemens Healthcare Gmbh Röntgendetektor mit einer Anordnung von einer pixelierten zweiten Elektrode und eines Streustrahlengitters
US10588583B2 (en) 2017-01-17 2020-03-17 Siemens Healthcare Gmbh X-ray detector with an arrangement of a pixelated second electrode and a scattered radiation grid
JP2020519872A (ja) * 2017-05-08 2020-07-02 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 散乱防止コリメータと組み合わせた基準検出器素子
JP7146811B2 (ja) 2017-05-08 2022-10-04 ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ 散乱防止コリメータと組み合わせた基準検出器素子
CN110837097A (zh) * 2018-08-15 2020-02-25 通用电气公司 用于改善对非收集的相邻信号的检测的阳极
CN110837097B (zh) * 2018-08-15 2023-11-10 通用电气公司 用于改善对非收集的相邻信号的检测的阳极

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