WO2022113170A1 - 放射線検出器及びそれを含む放射線撮像装置 - Google Patents

放射線検出器及びそれを含む放射線撮像装置 Download PDF

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克之 都木
洸介 木村
昭史 小池
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国立大学法人静岡大学
株式会社ANSeeN
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    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging

Definitions

  • This disclosure describes a radiation detector and a radiation imaging device including the same.
  • an X-ray CT (Computed Tomography) device As a conventional image pickup device using X-rays, an X-ray CT (Computed Tomography) device is known as described in Patent Document 1 below.
  • This X-ray CT apparatus has a function of reconstructing a CT image capable of discriminating substances by detecting X-rays transmitted through a subject at two or more energy levels (hereinafter referred to as spectral CT).
  • spectral CT not only the CT image which is the distribution of the line attenuation coefficient but also the distribution of the physical property data such as the effective atomic number can be obtained.
  • the image pickup apparatus having the above-mentioned spectral CT function can generate a cross-sectional image in which the distribution of physical property data is mapped to a color and superimposed on a normal CT image.
  • the intensity information used for reconstructing the CT image and the intensity information of two or more energy levels from all the pixels (hereinafter referred to as “intensity information”). It is also necessary to acquire energy information).
  • the processing load and the power consumption tend to increase.
  • the present disclosure describes a radiation detector capable of providing intensity information and energy information while reducing processing load and power consumption, and a radiation imaging device including the same.
  • the radiation detector according to the present disclosure is a charge generation unit in which a plurality of charge generation regions for generating charges corresponding to the energy of radiation transmitted through a subject or the number of particles are two-dimensionally arranged, and a plurality of charge generation units.
  • a plurality of read circuits that output an intensity signal of radiation based on the charge generated by each of the charge generation regions are configured to be stacked on each other, and a part of the read circuits thinned out from the plurality of read circuits is read.
  • the circuit produces a spectral signal for the spectrum of radiation based on the charge and outputs the spectral signal.
  • some read circuits may generate a spectral signal based on the charge generated in the charge generation region located corresponding to the read circuit.
  • a spectral signal regarding the spectrum of radiation incident on each charge generation region is generated and output based on the charges generated in some of the charge generation regions thinned out from the plurality of charge generation regions. This makes it possible to output strength information and energy information while reducing the processing load and power consumption.
  • some read circuits have a charge generated in a charge generation region arranged corresponding to the read circuit and a charge generated in a charge generation region within a predetermined range of the charge generation region. Based on this, a spectral signal may be generated.
  • the spectra of radiation incident on each of the charge generation regions within the predetermined range are summarized based on the charges generated in the plurality of charge generation regions included in the predetermined range of the plurality of charge generation regions. Spectral signals are generated and output. This makes it possible to output strength information and energy information while reducing the processing load and power consumption.
  • some readout circuits may generate, as spectral signals, data indicating a plurality of combinations of radiation energy and energy-corresponding intensity values. According to this configuration, energy information for obtaining the distribution of physical property data can be efficiently output from only a part of the thinned-out reading circuits. As a result, strength information and energy information can be output while reducing the processing load and power consumption.
  • the radiation imaging apparatus includes the above-mentioned radiation detector and a processor that generates an image based on the intensity signal and the spectral signal output from the radiation detector. According to this radiation imaging device, it is possible to realize image generation based on intensity information and energy information while reducing the processing load and power consumption.
  • the processor generates high-resolution brightness information based on the intensity signals output from a plurality of read circuits to represent an image of the subject, and based on the spectral signals output from some of the read circuits.
  • Information representing the distribution of the physical properties of the subject may be generated as low-resolution color information, and a color image of the subject may be generated by combining the brightness information and the color information. According to this configuration, a delicate image of the subject can be efficiently generated in a state where the physical property distribution can be visually recognized.
  • the processor may have a function of reconstructing a CT image based on an intensity signal and a spectral signal output from the radiation detector. In such a configuration, spectral CT with reduced processing load and power consumption can be realized.
  • the radiation detector and the radiation image pickup apparatus of the present disclosure can provide intensity information and energy information while reducing the processing load and power consumption.
  • FIG. 1 is a perspective view showing a radiation detector 100 according to an embodiment.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the radiation detection element 1 of FIG.
  • FIG. 3 is a block diagram showing the configuration of the radiation imaging apparatus 200 according to the embodiment.
  • FIG. 4 is a block diagram showing an example of the functional configuration of the processor 9 of FIG.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example of an image processed by the processor 9.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of an image processed by the processor 9.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view of the radiation detection element 1 in the modified example.
  • the radiation detector 100 is a device for obtaining a cross-sectional image based on radiation that reaches through a subject.
  • the radiation can be, for example, gamma rays, X-rays, alpha rays, beta rays, etc., but in the present embodiment, it is X-rays.
  • the radiation detector 100 includes a radiation detection element 1, a processing unit 2, and a control unit 3.
  • the radiation detection element 1 has a rectangular plate-shaped read circuit board 8 and a rectangular plate-shaped detection element substrate (charge generation unit) 7 laminated on the read circuit board 8.
  • the detection element substrate 7 is a substrate made of a material that generates an electric charge corresponding to the energy of X-rays transmitted through the subject and incident. However, when the detection element substrate 7 targets a particle beam as radiation, it is made of a material that generates an electric charge corresponding to the number of particles of radiation.
  • the detection element substrate 7 has a plurality of pixels, and electron-hole pairs (charge pairs) are generated by X-rays incident on each pixel.
  • the detection element substrate 7 for example, a Cd (Zn) Te charge generator, a Si charge generator, a Ge charge generator, a GaAs charge generator, a GaN charge generator, a TlBr charge generator, or the like may be used. Further, as the detection element substrate 7, a device provided with a scintillator and a photodetector for each pixel may be used. The scintillator converts X-rays into light. The photodetector converts the light produced by the scintillator into an electric charge.
  • the read circuit board 8 is a board containing a circuit group that generates and outputs a signal based on the electric charge generated for each pixel by the detection element board 7.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the radiation detection element 1.
  • the detection element substrate 7 includes a detection element 7a made of a compound semiconductor such as a rectangular flat plate-shaped CdTe, a surface electrode 7b, and a plurality of bump electrodes 7c.
  • a surface electrode 7b is formed on the entire surface of the detection element 7a on the radiation incident side.
  • a bump electrode 7c which is a two-dimensionally arranged protrusion-shaped electrode, is formed on the back surface of the detection element 7a.
  • each of the plurality of regions of the detection element 7a facing the bump electrode 7c forms a pixel (charge generation region) 7d.
  • the radiation detector 100 When the radiation detector 100 is used, a positive bias voltage is applied to the surface electrode 7b from the outside. As a result, a charge corresponding to the energy of the X-rays incident on each pixel 7d of the detection element 7a is generated as a current signal, and the current signal is taken out from the corresponding bump electrode 7c to the read circuit board 8.
  • the bump electrodes 7c are two-dimensionally arranged on the back surface of the detection element 7a in a size of 96 ⁇ 96. In such a configuration, the radiation detection element 1 has 96 ⁇ 96 pixels 7d arranged two-dimensionally.
  • the read circuit board 8 is arranged on the back surface side of the detection element board 7 in a state of being bonded to the bump electrode 7c.
  • the read circuit board 8 contains a plurality of read circuits 8a and 8b arranged at positions facing the plurality of pixels 7d of the detection element board 7.
  • Each of the plurality of read circuits 8a and 8b is electrically connected to the plurality of pixels 7d of the detection element substrate 7 via the bump electrode 7c.
  • These plurality of read circuits 8a and 8b are provided at positions facing the plurality of pixels 7d, and the read circuits 8a are thinned out from the plurality of pixels 7d every three in each of the two-dimensional arrangement directions.
  • the reading circuit 8b is provided at a position facing the pixel 7d, and the reading circuit 8b is provided at a position facing the pixel 7d other than the thinned out pixel 7d. That is, the read circuit 8a means a part of the read circuits thinned out from the plurality of read circuits 8a and 8b facing all the pixels 7d of the detection element substrate 7. In the present embodiment, a read circuit 8a is provided for every pixel 7d thinned out every three pixels, but the degree of thinning out is appropriately changed to every eight, every sixteen, every 32, and the like. May be done.
  • the read circuit 8b processes the electric charge generated by each pixel 7d of the detection element substrate 7. Specifically, the read circuit 8b accumulates the current signal for a certain period of time based on the current signal output by the pixel 7d facing the read circuit 8b, and generates an X-ray intensity signal. Then, the read circuit 8b outputs the intensity signal of 7d for each pixel to the processing unit 2 described later.
  • the intensity signal for each pixel 7d output by the read circuit 8b is a signal indicating the intensity of X-rays incident on each pixel 7d.
  • the read circuit 8a processes the electric charge generated by the pixels 7d thinned out from all the pixels 7d of the detection element substrate 7. That is, the read circuit 8a includes a multi-channel analyzer (MCA), counts the current signal output by the pixel 7d corresponding to the read circuit 8a as a pulse signal, and sets the height of the pulse signal to X. It is detected as the energy of the line photon, and the count value (intensity value) for each energy is recorded. Then, the reading circuit 8a generates data indicating a plurality of combinations of the energy value of the X-ray photon and the count value (intensity value) of the energy as a spectral signal representing the spectrum of the incident X-ray.
  • MCA multi-channel analyzer
  • the reading circuit 8a outputs the spectral signal for each pixel 7d to the processing unit 2, which will be described later.
  • the read circuit 8a may have a function of generating and outputting an intensity signal for each pixel 7d in the same manner as the read circuit 8b, in addition to the spectral signal for each pixel 7d corresponding to the read circuit 8a. Since the read circuit 8a has a function of generating a spectral signal, the circuit scale occupied in the read circuit board 8 is larger than that of the read circuit 8b.
  • the processing unit 2 is connected to the reading circuits 8a and 8b of the reading circuit board 8 via the wiring unit 4.
  • the processing unit 2 receives the intensity signal and the spectral signal for each pixel from the respective read circuits 8a and 8b. For example, the processing unit 2 sequentially receives the intensity signal for each pixel from the read circuit 8b, receives the spectral signal for each pixel thinned out from the read circuit 8a, and outputs the received intensity signal and the spectral signal for each pixel to the outside. do.
  • the control unit 3 is connected to the read circuits 8a and 8b of the read circuit board 8 via the wiring unit 6.
  • the control unit 3 provides the plurality of read circuits 8a and 8b with control signals for controlling the charge detection timing, the intensity signal and spectral signal generation timing, and their output timings in the plurality of read circuits 8a and 8b. ..
  • the control unit 3 provides a control signal so as to set the charge detection timing in synchronization with the external X-ray irradiation timing, and then sequentially intensifies the intensity signal and the spectral signal from each pixel 7d of the detection element substrate 7. Provides a control signal to output.
  • FIG. 3 is a block diagram showing the configuration of the radiation imaging apparatus 200 according to the embodiment.
  • the radiation image pickup device 200 includes the above-mentioned radiation detector 100 and a processor 9.
  • the processor 9 processes the intensity signal of each pixel and the spectral signal of each pixel output from the radiation detector 100 to generate and output a cross-sectional image of the subject.
  • the processor 9 receives an intensity signal and a spectral signal from the processing unit 2 of the radiation detector 100 via a network by wired communication or wireless communication.
  • the processor 9 is a CPU (Central Processing Unit) that executes an operating system, an application program, etc., a main storage device composed of a ROM and a RAM, an auxiliary storage device composed of a hard disk, a flash memory, etc., and a network card. Alternatively, it includes a communication control device composed of a wireless communication module, an input device such as a keyboard, a mouse, and a touch panel, and an output device such as a monitor and a touch panel display. Each functional element of the processor 9 is realized by reading a predetermined program on the CPU or the main storage device and causing the CPU to execute the program. The CPU operates a communication control device, an input device, or an output device according to the program, and reads and writes data in the main storage device or the auxiliary storage device. The data or database required for processing is stored in main storage or auxiliary storage.
  • a CPU Central Processing Unit
  • FIG. 4 is a block diagram showing an example of the functional configuration of the processor 9.
  • the processor 9 includes an intensity image generation unit 11, an energy image generation unit 12, a CT image generation unit 13, and an image superimposition unit 14 as functional elements.
  • the intensity image generation unit 11 generates a high-resolution intensity image showing the intensity distribution of the X-ray transmission image in the subject by using the intensity signal of each pixel and the spectral signal of each pixel output from the radiation detector 100. .. That is, the intensity image generation unit 11 converts the intensity signal and the spectral signal of each image into the pixel value of each pixel of the intensity image.
  • the intensity image generation unit 11 integrates the intensity values for each of a plurality of energies over all energies based on the spectral signal. By doing so, it is converted into the intensity value of the corresponding pixel.
  • the energy image generation unit 12 uses the spectral signals of the thinned pixels output from the radiation detector 100 to generate a low-resolution energy image showing the intensity distribution of the X-ray transmission image in a predetermined energy band in the subject. , Generated for multiple energy bands.
  • the CT image generation unit 13 acquires two types of energy information by a dual energy CT (Dual Energy Computed Tomography: DECT) method, two types of energy bands (for example, 25 keV and 65 keV energy bands) are used. Generate an energy image.
  • DECT Direct Energy Computed Tomography
  • the energy image generation unit 12 converts the intensity values of the pixels of the energy image into the intensity values of the pixels of the energy image by integrating the intensity values for each of the two energy bands based on the spectral signals of the pixels corresponding to the read circuit 8a. ..
  • the CT image generation unit 13 acquires a high-resolution intensity image generated by the intensity image generation unit 11 for various irradiation directions of X-rays with respect to the subject, and analyzes the intensity images in the various irradiation directions to obtain the subject. Generates a CT image showing the distribution of high-resolution line attenuation coefficients on a given fault plane.
  • the CT image generation unit 13 can adopt a two-dimensional Fourier transform method, a filter-corrected back projection method, a sequential approximation method, or the like as an image reconstruction method used when generating a CT image.
  • the CT image generation unit 13 acquires low-resolution energy images of a plurality of types of energy bands generated by the energy image generation unit 12 for various irradiation directions, and analyzes the low-resolution energy images. Generates low-resolution CT images of a plurality of types of energy bands on a predetermined fault plane of a subject. At this time, the CT image generation unit 13 can adopt the above-mentioned method as the image reconstruction method used when generating the CT image.
  • the CT image generation unit 13 generates a physical property distribution image showing the distribution of physical properties on the tomographic surface of the subject based on low-resolution CT images of a plurality of types of energy bands.
  • the CT image generation unit 13 has a line attenuation coefficient ⁇ , an energy value E, an electron density ⁇ , an atomic number Z, a photoelectric absorption attenuation coefficient F, and a scattering attenuation coefficient G.
  • the following formula showing the relationship; ⁇ ⁇ [Z 4 F (E, Z) + G (E, Z)]
  • the effective atomic number Z and the electron density ⁇ are calculated for each pixel based on the line attenuation coefficient shown by the CT images of the two energy bands.
  • the photoelectric absorption attenuation coefficient F and the scattering attenuation coefficient G are known functions (for example, a mapping table) with the energy value E and the atomic number Z as arguments, and are stored in the processor 9 in advance. Then, the CT image generation unit 13 assigns the calculated effective atomic number Z or electron density ⁇ for each pixel to generate a physical property distribution image showing the distribution of the low-resolution effective atomic number Z or electron density ⁇ .
  • the image superimposition unit 14 sets each pixel value of the high-resolution CT image generated by the CT image generation unit 13 as the brightness information of the output image, and sets the low-resolution physical property distribution image generated by the CT image generation unit 13. Each pixel value is set in the color information of the output image, and the output image which is a color image is generated by combining the brightness information and the color information for each pixel.
  • the image superimposing unit 14 can simultaneously and visually output the distribution of the line attenuation coefficient on the predetermined tomographic surface of the subject and the distribution of the physical property values on the predetermined tomographic surface.
  • a low-resolution color grid line or dot
  • image G1 shows a low resolution CT image in the energy band of 25 keV
  • image G2 shows a low resolution CT image in the energy band of 65 keV
  • image G3 is generated based on image G1 and image G2.
  • the physical property distribution image of the effective atomic number is shown
  • the image G4 shows the physical property distribution image of the electron density generated based on the image G1 and the image G2.
  • the image G5 shows a physical property distribution image of the electron density when the spectral signal is thinned out every eight pixels
  • the image G6 shows an output image on which the image G5 is superimposed
  • the image G7 shows the spectral signal.
  • the physical property distribution image of the electron density when thinned out every 16 pixels is shown
  • the image G8 shows the output image on which the image G7 is superimposed
  • the image G9 is the case where the spectral signal is thinned out every 32 pixels.
  • the physical property distribution image of the electron density is shown
  • the image G10 shows an output image on which the image G9 is superimposed. From these results, it can be seen that when the degree of thinning is every 8 or 16, the electron density distribution clearly appears in the output image, and the physical property distribution can be visually displayed.
  • a part of the read circuit 8a generates a spectral signal based on the electric charge generated in the pixel 7d arranged corresponding to the read circuit 8a.
  • a spectral signal relating to the spectrum of transmitted X-rays incident on each pixel 7d is generated and output based on the electric charge generated in some of the pixels 7d thinned out from the plurality of pixels 7d. This makes it possible to output strength information and energy information while reducing the processing load and power consumption.
  • a part of the read circuit 8a generates data indicating a plurality of combinations of the energy of the transmitted X-ray and the intensity value corresponding to the energy as a spectral signal.
  • energy information for obtaining the distribution of physical property data can be efficiently output from only a part of the thinned-out reading circuits 8a.
  • strength information and energy information can be output while reducing the processing load and power consumption.
  • the radiation image pickup apparatus 200 since the radiation detector 100 described above is provided, it is possible to realize image generation based on intensity information and energy information while reducing the processing load and power consumption. Can be done.
  • the processor 9 provided in the radiation image pickup apparatus 200 generates information representing an X-ray transmission image of a subject as high-resolution brightness information based on intensity signals output from a plurality of readout circuits 8a and 8b, and partially. Based on the spectral signal output from the reading circuit 8a of the above, information representing the distribution of the physical properties of the subject is generated as low-resolution color information, and a color image of the subject is generated by combining the brightness information and the color information. There is. According to this configuration, a delicate CT image of the subject can be efficiently generated in a state where the physical property distribution can be visually recognized at the same time.
  • the processor 9 may have a function of reconstructing a CT image based on the intensity signal and the spectral signal output from the radiation detector 100. In such a configuration, spectral CT with reduced processing load and power consumption can be realized.
  • the radiation detector of the present disclosure is not limited to the above-described embodiment.
  • the radiation detector of the present disclosure can be variously modified without departing from the gist of the claims.
  • the number of pixels or the degree of thinning in the radiation detector 100 in the above-described embodiment is an example, and may be changed in various ways.
  • the data output by the radiation detector 100 is not limited to the intensity signal and the spectral signal based on the electric charge corresponding to the energy of the radiation, and corresponds to the number of radiation particles incident on each pixel of the radiation detector 100. It may be a signal based on the electric charge to be generated.
  • the configuration of the read circuit board 8 of the radiation detector 100 in the above-described embodiment may be changed to the configuration shown in FIG. 7.
  • a plurality of read circuits 8c connected to the read circuits 8a within a predetermined range adjacent to each other in the two-dimensional direction are further provided in the read circuit board 8.
  • the read circuit 8c includes a spectral signal based on the charge generated by the pixel 7d provided facing the read circuit 8a, and one or more read circuits 8a facing the pixel 7d within a predetermined range of the pixel 7d.
  • a single spectral signal is generated and output (binning processing is performed) by combining the spectral signals generated by the above.
  • the read circuit 8c performs by adding up or averaging the intensity values for each energy when combining a plurality of spectral signals into one signal.
  • the spectrum of transmitted X-rays incident on each pixel 7d within a predetermined range is based on the charges generated in the plurality of pixels 7d included in the predetermined range among the plurality of pixels 7d.
  • the aggregated spectral signal is generated and output. This makes it possible to output strength information and energy information while reducing the processing load and power consumption.
  • all the read circuits facing the pixel 7d of the radiation detection element 1 have a function of generating a spectral signal, and the plurality of read circuits 8c output spectral signals from the read circuits within a predetermined range.
  • the binning process may be performed on the target.
  • Radiation detector 100 ... Radiation detector, 200 ... Radiation image pickup device, 7 ... Detection element board (charge generation unit), 7d ... Pixel (charge generation area), 8 ... Read circuit board, 8a, 8b, 8c ... Read circuit, 9 ... Processor ..

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Abstract

処理負荷及び消費電力を低くしながら強度情報及びエネルギ情報を提供することを目的とする。放射線検出器１００は、被写体を透過したＸ線のエネルギに対応する電荷を生成する複数の画素７ｄが二次元的に配列された放射線検出素子１、及び複数の画素７ｄのそれぞれによって生成される電荷に基づく透過Ｘ線の強度信号を出力する複数の読出回路８ａ，８ｂとが、互いに積層されて構成されており、複数の読出回路８ａ，８ｂのうちから間引かれた一部の読出回路８ａは、電荷に基づいて透過Ｘ線のスペクトルに関するスペクトル信号を生成し、スペクトル信号を出力する。

Description

放射線検出器及びそれを含む放射線撮像装置
　本開示は、放射線検出器及びそれを含む放射線撮像装置を説明する。
　従来のＸ線を用いた撮像装置として、下記特許文献１に記載のように、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography：コンピュータ断層撮影）装置が知られている。このＸ線ＣＴ装置は、二つ以上のエネルギレベルで被写体を透過したＸ線の検出を行うことにより物質弁別が可能なＣＴ画像を再構成する機能（以下、スペクトラルＣＴと呼ぶ）を有する。スペクトラルＣＴによれば、線減弱係数の分布であるＣＴ画像のみでなく、実効原子番号等の物性データの分布を得ることができる。
特開２０２０－９９６６７号公報
　上記のスペクトラルＣＴの機能を有する撮像装置は、通常のＣＴ画像に対して物性データの分布を色にマッピングして重畳した断面画像を生成することが可能である。このような撮像装置において、複数の画素を有する放射線検出器を備える構成を採用した場合に、全画素から、ＣＴ画像の再構成に用いられる強度情報と二以上のエネルギレベルの強度情報（以下、エネルギ情報ともいう。）とを取得する必要がある。その結果、従来の撮像装置では、処理負荷及び消費電力が増大する傾向があった。
　本開示は、処理負荷及び消費電力を低くしながら強度情報及びエネルギ情報を提供することが可能な放射線検出器及びそれを含む放射線撮像装置を説明する。
　本開示の一形態である放射線検出器は、被写体を透過した放射線のエネルギあるいは粒子の数に対応する電荷を生成する複数の電荷生成領域が二次元的に配列された電荷生成部、及び複数の電荷生成領域のそれぞれによって生成される電荷に基づく放射線の強度信号を出力する複数の読出回路とが、互いに積層されて構成されており、複数の読出回路のうちから間引かれた一部の読出回路は、電荷に基づいて放射線のスペクトルに関するスペクトル信号を生成し、スペクトル信号を出力する。
　この放射線検出器において、電荷生成部の複数の電荷生成領域において入射した放射線のエネルギあるいは粒子の数に対応する電荷が生成され、それぞれの電荷生成領域に対応する読出回路において、電荷に基づく放射線の強度情報が出力される。それとともに、複数の読出回路のうちから間引きされた一部の読出回路において、電荷に基づく放射線のスペクトルに関するスペクトル信号が生成および出力される。これにより、被写体の像の強度情報の解像度を保ちながら、放射線検出器が出力する電荷生成領域ごとのエネルギ情報を削減することができる、その結果、出力する被写体の画像の解像度を維持しつつ、処理負荷及び消費電力を低減することができる。
　一形態において、一部の読出回路は、当該読出回路に対応して配置された電荷生成領域において生成された電荷に基づいてスペクトル信号を生成してもよい。この場合、複数の電荷生成領域のうちから間引きされた一部の電荷生成領域において生成された電荷に基づいて、それぞれの電荷生成領域に入射する放射線のスペクトルに関するスペクトル信号が生成および出力される。これにより、処理負荷及び消費電力を低減させながら強度情報及びエネルギ情報を出力することができる。
　一形態において、一部の読出回路は、当該読出回路に対応して配置された電荷生成領域において生成された電荷と、当該電荷生成領域の所定範囲内の電荷生成領域において生成された電荷とに基づいて、スペクトル信号を生成してもよい。この場合、複数の電荷生成領域のうちの所定範囲内に含まれる複数の電荷生成領域において生成された電荷に基づいて、所定範囲内のそれぞれの電荷生成領域に入射する放射線のスペクトルがまとめられたスペクトル信号が生成および出力される。これにより、処理負荷及び消費電力を低減させながら強度情報及びエネルギ情報を出力することができる。
　一形態において、一部の読出回路は、スペクトル信号として、放射線のエネルギとエネルギに対応する強度値との複数の組み合わせを示すデータを生成してもよい。この構成によれば、間引かれた一部の読出回路のみから物性データの分布を得るためのエネルギ情報を効率的に出力することができる。その結果、処理負荷及び消費電力を低減させながら強度情報及びエネルギ情報を出力することができる。
　本開示の他の形態である放射線撮像装置は、上述した放射線検出器と、放射線検出器から出力された強度信号及びスペクトル信号を基に、画像を生成するプロセッサと、を備える。この放射線撮像装置によれば、処理負荷及び消費電力を低減させながら強度情報及びエネルギ情報を基にした画像生成を実現することができる。
　他の形態において、プロセッサは、複数の読出回路から出力された強度信号を基に被写体の像を表す情報を高解像度の輝度情報として生成し、一部の読出回路から出力されたスペクトル信号を基に被写体の物性の分布を表す情報を低解像度の色情報として生成し、輝度情報と色情報とを組み合わせることにより、被写体のカラー画像を生成してもよい。この構成によれば、被写体の繊細な画像を物性分布を視認可能な状態で効率的に生成することができる。
　他の形態において、プロセッサは、放射線検出器から出力された強度信号及びスペクトル信号を基にＣＴ画像を再構成する機能を有する、ことでもよい。このような構成においては、処理負荷及び消費電力が低減されたスペクトラルＣＴを実現することができる。
　本開示の放射線検出器及び放射線撮像装置は、処理負荷及び消費電力を低くしながら強度情報及びエネルギ情報を提供することができる。
図１は、実施形態に係る放射線検出器１００を示す斜視図である。 図２は、図１の放射線検出素子１の断面図である。 図３は、実施形態に係る放射線撮像装置２００の構成を示すブロック図である。 図４は、図３のプロセッサ９の機能構成の一例を示すブロック図である。 図５は、プロセッサ９により処理された画像の一例を示す図である。 図６は、プロセッサ９により処理された画像の一例を示す図である。 図７は、変形例における放射線検出素子１の断面図である。
　以下、添付図面を参照しながら本開示の放射線検出器及び放射線撮像装置を詳細に説明する。図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
　図１に示す実施形態に係る放射線検出器１００は、被写体を透過して到達する放射線に基づく断面画像を得るための装置である。放射線は、例えば、ガンマ線、Ｘ線、アルファ線、ベータ線などでありうるが、本実施形態ではＸ線である。放射線検出器１００は、放射線検出素子１と、処理部２と、制御部３と、を有する。
　放射線検出素子１は、矩形板状の読出回路基板８と、その読出回路基板８上に積層された矩形板状の検出素子基板（電荷生成部）７と、を有している。検出素子基板７は、被写体を透過して入射したＸ線のエネルギに対応する電荷を生成する材料からなる基板である。ただし、検出素子基板７は、放射線として粒子線を検出対象とする場合には、放射線の粒子の数に対応する電荷を生成する材料からなる。検出素子基板７は、複数の画素を有し、画素毎に入射したＸ線によって電子正孔対（電荷対）を生成する。この検出素子基板７としては、例えば、Ｃｄ（Ｚｎ）Ｔｅ電荷生成器、Ｓｉ電荷生成器、Ｇｅ電荷生成器、ＧａＡｓ電荷生成器、ＧａＮ電荷生成器、ＴｌＢｒ電荷生成器等を利用してよい。また、検出素子基板７として、画素毎に、シンチレータと光検出器とを備えた装置を用いてもよい。シンチレータは、Ｘ線を光に変換する。光検出器は、シンチレータが生成した光を電荷に変換する。読出回路基板８は、検出素子基板７によって各画素毎に生成される電荷に基づく信号を生成および出力する回路群を内蔵する基板である。
　図２は、放射線検出素子１の断面図である。このように、検出素子基板７は、矩形平板状のＣｄＴｅ等の化合物半導体からなる検出素子７ａと、表面電極７ｂ、および複数のバンプ電極７ｃとを含む。検出素子７ａの放射線入射側の表面全体に表面電極７ｂが形成されている。検出素子７ａの裏面には、２次元的に配列された突起状の電極であるバンプ電極７ｃが形成されている。このような構造の検出素子基板７においては、バンプ電極７ｃに対向する検出素子７ａの複数の領域のそれぞれが画素（電荷生成領域）７ｄを形成する。放射線検出器１００の使用時には、外部から表面電極７ｂに正のバイアス電圧が印加される。これにより、検出素子７ａの各画素７ｄにおいて入射したＸ線のエネルギに対応した電荷が電流信号として生成され、それぞれに対応するバンプ電極７ｃから読出回路基板８に電流信号が取り出される。例えば、バンプ電極７ｃは検出素子７ａの裏面に９６個×９６個で二次元的に配列される。このような構成においては、放射線検出素子１は９６個×９６個で二次元的に配列された画素７ｄを有することとなる。
　読出回路基板８は、検出素子基板７の裏面側においてバンプ電極７ｃに接合された状態で配置されている。この読出回路基板８には、検出素子基板７の複数の画素７ｄに対向する位置に配置された複数の読出回路８ａ，８ｂが内蔵されている。複数の読出回路８ａ，８ｂのそれぞれは、検出素子基板７の複数の画素７ｄに対してバンプ電極７ｃを介して電気的に接続されている。これらの複数の読出回路８ａ，８ｂは、複数の画素７ｄに対向する位置に設けられ、読出回路８ａは、複数の画素７ｄのうちから二次元のそれぞれの配列方向において３個おきに間引きされた画素７ｄに対向する位置に設けられ、読出回路８ｂは、上記間引きされた画素７ｄ以外の画素７ｄに対向する位置に設けられる。すなわち、読出回路８ａは、検出素子基板７の全ての画素７ｄに対向する複数の読出回路８ａ，８ｂのうちから間引かれた一部の読出回路を意味している。なお、本実施形態では、３個おきに間引きされた画素７ｄ毎に読出回路８ａが設けられているが、この間引きの度合いは、８個おき、１６個おき、３２個おき、等に適宜変更されてよい。
　読出回路８ｂは、検出素子基板７の各画素７ｄが生成した電荷を処理する。詳細には、読出回路８ｂは、その読出回路８ｂに対向する画素７ｄが出力する電流信号を基に、電流信号をある一定期間蓄積してＸ線の強度信号を生成する。そして、読出回路８ｂは、画素毎７ｄの強度信号を後述する処理部２に出力する。読出回路８ｂの出力する画素７ｄ毎の強度信号は、各画素７ｄに入射したＸ線の強度を示す信号である。
　読出回路８ａは、検出素子基板７の全画素７ｄから間引きされた画素７ｄが生成した電荷を処理する。すなわち、読出回路８ａは、多重波高分析器（Multi　Channel　Analyzer：ＭＣＡ）を含み、その読出回路８ａに対応する画素７ｄが出力する電流信号をパルス信号として計数し、そのパルス信号の高さをＸ線光子のエネルギとして検出し、エネルギ毎の計数値（強度値）を記録する。そして、読出回路８ａは、Ｘ線光子のエネルギの値とそのエネルギの計数値（強度値）との複数の組み合わせを示すデータを、入射したＸ線のスペクトルを表すスペクトル信号として生成する。そして、読出回路８ａは、画素７ｄ毎のスペクトル信号を後述する処理部２に出力する。ここで、読出回路８ａは、対応する画素７ｄ毎のスペクトル信号に加えて、読出回路８ｂと同様に画素７ｄ毎の強度信号を生成および出力する機能を有していてもよい。なお、読出回路８ａは、スペクトル信号を生成する機能を有するため、読出回路８ｂに比較して読出回路基板８内に占める回路規模が大きくなっている。
　図１に戻って、処理部２は、配線部４を介して読出回路基板８のそれぞれの読出回路８ａ，８ｂに接続されている。処理部２は、それぞれの読出回路８ａ，８ｂから、画素毎の強度信号及びスペクトル信号を受け取る。例えば、処理部２は、読出回路８ｂから画素毎の強度信号を順次受け取り、読出回路８ａから間引かれた画素毎のスペクトル信号を受け取り、受け取った画素毎の強度信号及びスペクトル信号を外部に出力する。
　制御部３は、配線部６を介して読出回路基板８のそれぞれの読出回路８ａ，８ｂに接続されている。制御部３は、複数の読出回路８ａ，８ｂにおける、電荷の検出タイミング、強度信号とスペクトル信号の生成タイミング、及びそれらの出力タイミングを制御する制御信号を、複数の読出回路８ａ，８ｂに提供する。例えば、制御部３は、外部におけるＸ線の照射タイミングに同期させて電荷の検出タイミングを設定するように制御信号を提供し、その後、検出素子基板７の各画素７ｄから順次強度信号およびスペクトル信号を出力するように制御信号を提供する。
　図３は、実施形態に係る放射線撮像装置２００の構成を示すブロック図である。放射線撮像装置２００は、上述した放射線検出器１００と、プロセッサ９とを備える。プロセッサ９は、放射線検出器１００から出力された各画素の強度信号及び各画素のスペクトル信号を処理して被写体の断面画像を生成および出力する。プロセッサ９は、有線通信あるいは無線通信によるネットワークを介して放射線検出器１００の処理部２から、強度信号及びスペクトル信号を受信する。
　プロセッサ９は、オペレーティングシステム、アプリケーション・プログラム等を実行するＣＰＵ（Central　Processing　Unit）と、ＲＯＭおよびＲＡＭで構成される主記憶装置と、ハードディスク、フラッシュメモリ等で構成される補助記憶装置と、ネットワークカードまたは無線通信モジュールで構成される通信制御装置と、キーボード、マウス、タッチパネル等の入力装置と、モニタ、タッチパネルディスプレイ等の出力装置とを備える。プロセッサ９の各機能要素は、ＣＰＵまたは主記憶装置上に予め定められたプログラムを読み込ませてＣＰＵにそのプログラムを実行させることで実現される。ＣＰＵはそのプログラムに従って、通信制御装置、入力装置、または出力装置を動作させ、主記憶装置または補助記憶装置におけるデータの読み出しおよび書き込みを行う。処理に必要なデータまたはデータベースは主記憶装置または補助記憶装置内に格納される。
　図４は、プロセッサ９の機能構成の一例を示すブロック図である。プロセッサ９は、機能要素として、強度画像生成部１１、エネルギ画像生成部１２、ＣＴ画像生成部１３、および画像重畳部１４を備える。
　強度画像生成部１１は、放射線検出器１００から出力された各画素の強度信号及び各画素のスペクトル信号を用いて、被写体におけるＸ線の透過像の強度分布を示す高解像度の強度画像を生成する。すなわち、強度画像生成部１１は、各画像の強度信号及びスペクトル信号を、強度画像の各画素の画素値に変換する。ここで、強度画像生成部１１は、読出回路８ａに対応する画素についてスペクトル信号のみを取得する場合には、そのスペクトル信号を基に、複数のエネルギ毎の強度値を全てのエネルギに亘って積分することにより、対応する画素の強度値に変換する。
　エネルギ画像生成部１２は、放射線検出器１００から出力された間引きされた各画素のスペクトル信号を用いて、被写体における所定のエネルギ帯のＸ線の透過像の強度分布を示す低解像度のエネルギ画像を、複数のエネルギ帯について生成する。本実施形態では、ＣＴ画像生成部１３がデュアルエナジＣＴ（Dual　Energy　Computed　Tomography：ＤＥＣＴ）方式によって２種類のエネルギ情報を取得するため、２種類のエネルギ帯（例えば、25keVと65keVのエネルギ帯）のエネルギ画像を生成する。ここで、エネルギ画像生成部１２は、読出回路８ａに対応する画素のスペクトル信号を基に、２つのエネルギ帯のそれぞれについて、強度値を積分することにより、エネルギ画像の画素の強度値に変換する。
　ＣＴ画像生成部１３は、強度画像生成部１１によって生成された高解像度の強度画像を、被写体に対するＸ線の様々な照射方向について取得し、様々な照射方向における強度画像を解析することにより、被写体の所定断層面における高解像度の線減弱係数の分布を表すＣＴ画像を生成する。この際、ＣＴ画像生成部１３は、ＣＴ画像の生成時に用いる画像再構成の方式として、２次元フーリエ変換法、フィルタ補正逆投影法、逐次近似法、等を採用することができる。
　また、ＣＴ画像生成部１３は、エネルギ画像生成部１２によって生成された複数種類のエネルギ帯の低解像度のエネルギ画像を、様々な照射方向について取得し、それらの低解像度のエネルギ画像を解析することにより、被写体の所定断層面における複数種類のエネルギ帯の低解像度のＣＴ画像を生成する。この際、ＣＴ画像生成部１３は、ＣＴ画像の生成時に用いる画像再構成の方式として、上述した方式を採用できる。
　また、ＣＴ画像生成部１３は、複数種類のエネルギ帯の低解像度のＣＴ画像を基に、被写体の断層面における物性の分布を示す物性分布画像を生成する。例えば、ＣＴ画像生成部１３は、デュアルエナジＣＴ方式が採用される場合には、線減弱係数μ、エネルギ値Ｅ、電子密度ρ、原子番号Ｚ、光電吸収減弱係数Ｆ、及び散乱減弱係数Ｇの関係を示す下記式；
μ＝ρ［Ｚ４Ｆ（Ｅ，Ｚ）＋Ｇ（Ｅ，Ｚ）］
の関係を用いて、２つのエネルギ帯のＣＴ画像の示す線減弱係数を基に、実効原子番号Ｚ及び電子密度ρを、各画素毎に算出する。ここで、光電吸収減弱係数Ｆ、及び散乱減弱係数Ｇは、エネルギ値Ｅ及び原子番号Ｚを引数とした既知の関数（例えば、マッピングテーブル）であり、予めプロセッサ９内に記憶される。そして、ＣＴ画像生成部１３は、算出した各画素毎の実効原子番号Ｚあるいは電子密度ρを割り当てることにより、低解像度の実効原子番号Ｚあるいは電子密度ρの分布を示す物性分布画像を生成する。
　画像重畳部１４は、ＣＴ画像生成部１３によって生成された高解像度のＣＴ画像の各画素値を出力画像の輝度情報に設定し、ＣＴ画像生成部１３によって生成された低解像度の物性分布画像の各画素値を出力画像の色情報に設定し、各画素毎に輝度情報と色情報とを組み合わせることにより、カラー画像である出力画像を生成する。これにより、画像重畳部１４は、被写体の所定断層面における線減弱係数の分布と、所定断層面における物性値の分布とを、同時に視認可能に出力することができる。このような出力画像において、高解像度の白黒画像に低解像度のカラーのグリッド（線あるいはドット）を重ねることにより、視認者に対して目の錯覚により、高解像度のカラー画像と認識させることができる。
　図５及び図６には、骨と血管を模したモデルを被写体としてプロセッサ９により処理された画像の一例を示す。図５において、画像Ｇ１は25keVのエネルギ帯の低解像度のＣＴ画像を示し、画像Ｇ２は65keVのエネルギ帯の低解像度のＣＴ画像を示し、画像Ｇ３は画像Ｇ１および画像Ｇ２を基に生成された実効原子番号の物性分布画像を示し、画像Ｇ４は画像Ｇ１および画像Ｇ２を基に生成された電子密度の物性分布画像を示す。図６において、画像Ｇ５はスペクトル信号が画素８個おきに間引きされた場合での電子密度の物性分布画像を示し、画像Ｇ６は画像Ｇ５が重畳された出力画像を示し、画像Ｇ７はスペクトル信号が画素１６個おきに間引きされた場合での電子密度の物性分布画像を示し、画像Ｇ８は画像Ｇ７が重畳された出力画像を示し、画像Ｇ９はスペクトル信号が画素３２個おきに間引きされた場合での電子密度の物性分布画像を示し、画像Ｇ１０は画像Ｇ９が重畳された出力画像を示す。これらの結果より、間引きの度合いが８個おき及び１６個おきの場合は電子密度の分布が出力画像に明確に現れており、物性分布が視認可能に表示できることがわかる。
　以上説明した放射線検出器１００において、検出素子基板７の複数の画素７ｄにおいて入射したＸ線のエネルギに対応する電荷が生成され、それぞれの画素７ｄに対応する読出回路８ａ，８ｂにおいて、電荷に基づく透過Ｘ線の強度分布を示す強度信号が出力される。それとともに、複数の読出回路８ａ，８ｂのうちから間引きされた一部の読出回路８ａにおいて、電荷に基づく透過Ｘ線のスペクトルに関するスペクトル信号が生成および出力される。これにより、被写体の透過Ｘ線像の強度情報の解像度を保ちながら、放射線検出器１００が出力する画素７ｄごとのエネルギ情報を削減することができる、その結果、出力する被写体の画像の解像度を維持しつつ、処理負荷及び消費電力を低減することができる。
　本実施形態において、一部の読出回路８ａは、当該読出回路８ａに対応して配置された画素７ｄにおいて生成された電荷に基づいてスペクトル信号を生成している。この場合、複数の画素７ｄのうちから間引きされた一部の画素７ｄにおいて生成された電荷に基づいて、それぞれの画素７ｄに入射する透過Ｘ線のスペクトルに関するスペクトル信号が生成および出力される。これにより、処理負荷及び消費電力を低減させながら強度情報及びエネルギ情報を出力することができる。
　本実施形態において、一部の読出回路８ａは、スペクトル信号として、透過Ｘ線のエネルギとエネルギに対応する強度値との複数の組み合わせを示すデータを生成する。この構成によれば、間引かれた一部の読出回路８ａのみから物性データの分布を得るためのエネルギ情報を効率的に出力することができる。その結果、処理負荷及び消費電力を低減させながら強度情報及びエネルギ情報を出力することができる。
　本実施形態に係る放射線撮像装置２００によれば、上述した放射線検出器１００が備えられているので、処理負荷及び消費電力を低減させながら強度情報及びエネルギ情報を基にした画像生成を実現することができる。
　特に、放射線撮像装置２００に備えられるプロセッサ９は、複数の読出回路８ａ，８ｂから出力された強度信号を基に被写体のＸ線透過像を表す情報を高解像度の輝度情報として生成し、一部の読出回路８ａから出力されたスペクトル信号を基に被写体の物性の分布を表す情報を低解像度の色情報として生成し、輝度情報と色情報とを組み合わせることにより、被写体のカラー画像を生成している。この構成によれば、被写体の繊細なＣＴ画像を物性分布を同時に視認可能な状態で効率的に生成することができる。
　また、本実施形態において、プロセッサ９は、放射線検出器１００から出力された強度信号及びスペクトル信号を基にＣＴ画像を再構成する機能を有する、ことでもよい。このような構成においては、処理負荷及び消費電力が低減されたスペクトラルＣＴを実現することができる。
　本開示の放射線検出器は、前述した実施形態に限定されない。本開示の放射線検出器は、請求項の要旨を逸脱しない範囲で種々の変形が可能である。
　上述した実施形態における放射線検出器１００における画素数あるいは間引きの度合いは一例であり、様々に変更されてもよい。
　また、放射線検出器１００が出力するデータは、放射線のエネルギに対応する電荷を基にした強度信号及びスペクトル信号には限定されず、放射線検出器１００の各画素に入射する放射線粒子の数に対応する電荷を基にした信号であってもよい。
　上述した実施形態における放射線検出器１００の読出回路基板８の構成は、図７に示すような構成に変更されてもよい。図７に示す変形例においては、読出回路基板８内に２次元方向に隣接する所定範囲内の読出回路８ａに接続される複数の読出回路８ｃがさらに設けられる。読出回路８ｃは、１つの読出回路８ａに対向して設けられた画素７ｄによって生成された電荷に基づくスペクトル信号と、その画素７ｄの所定の範囲内の画素７ｄに対向する１以上の読出回路８ａによって生成されたスペクトル信号とをまとめて１つのスペクトル信号を生成及び出力する（ビニング処理を行う）。例えば、読出回路８ｃは、複数のスペクトル信号を１つの信号にまとめる際には、エネルギ毎の強度値を合算する、あるいは、平均化することにより行う。
　本変形例によれば、複数の画素７ｄのうちの所定範囲内に含まれる複数の画素７ｄにおいて生成された電荷に基づいて、所定範囲内のそれぞれの画素７ｄに入射する透過Ｘ線のスペクトルがまとめられたスペクトル信号が、生成および出力される。これにより、処理負荷及び消費電力を低減させながら強度情報及びエネルギ情報を出力することができる。
　また、上記変形例では、放射線検出素子１の画素７ｄに対向する全ての読出回路がスペクトル信号を生成する機能を有し、複数の読出回路８ｃが所定範囲内の読出回路から出力されたスペクトル信号を対象にビニング処理を行ってもよい。
　１００…放射線検出器、２００…放射線撮像装置、７…検出素子基板（電荷生成部）、７ｄ…画素（電荷生成領域）、８…読出回路基板、８ａ，８ｂ，８ｃ…読出回路、９…プロセッサ。

Claims (7)

  1. 　被写体を透過した放射線のエネルギあるいは粒子の数に対応する電荷を生成する複数の電荷生成領域が二次元的に配列された電荷生成部、及び前記複数の電荷生成領域のそれぞれによって生成される前記電荷に基づく前記放射線の強度信号を出力する複数の読出回路とが、互いに積層されて構成されており、
    　前記複数の読出回路のうちから間引かれた一部の読出回路は、前記電荷に基づいて前記放射線のスペクトルに関するスペクトル信号を生成し、前記スペクトル信号を出力する、
    放射線検出器。
  2. 　前記一部の読出回路は、当該読出回路に対応して配置された前記電荷生成領域において生成された前記電荷に基づいて前記スペクトル信号を生成する、
    請求項１に記載の放射線検出器。
  3. 　前記一部の読出回路は、当該読出回路に対応して配置された前記電荷生成領域において生成された前記電荷と、当該電荷生成領域の所定範囲内の前記電荷生成領域において生成された前記電荷とに基づいて、前記スペクトル信号を生成する、
    請求項１に記載の放射線検出器。
  4. 　前記一部の読出回路は、前記スペクトル信号として、前記放射線のエネルギと前記エネルギに対応する強度値との複数の組み合わせを示すデータを生成する、
    請求項１～３のいずれか１項に記載の放射線検出器。
  5. 　請求項１～４のいずれか１項に記載の放射線検出器と、
    　前記放射線検出器から出力された前記強度信号及び前記スペクトル信号を基に、画像を生成するプロセッサと、
    を備える放射線撮像装置。
  6. 　前記プロセッサは、
    　前記複数の読出回路から出力された前記強度信号を基に前記被写体の像を表す情報を高解像度の輝度情報として生成し、前記一部の読出回路から出力された前記スペクトル信号を基に前記被写体の物性の分布を表す情報を低解像度の色情報として生成し、前記輝度情報と前記色情報とを組み合わせることにより、前記被写体のカラー画像を生成する、
    請求項５記載の放射線撮像装置。
  7. 　前記プロセッサは、
    　前記放射線検出器から出力された前記強度信号及び前記スペクトル信号を基にＣＴ画像を再構成する機能を有する、
    請求項５又は６に記載の放射線撮像装置。
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Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11128214A (ja) * 1997-10-30 1999-05-18 Shimadzu Corp Ｘ線診断装置
JP2013096993A (ja) * 2011-11-01 2013-05-20 Samsung Electronics Co Ltd 光子計数検出装置及びその方法
JP2014045896A (ja) * 2012-08-30 2014-03-17 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2015104664A (ja) * 2013-11-28 2015-06-08 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置、モジュール型ｘ線検出装置およびｘ線ｃｔ撮像方法
JP2020099667A (ja) 2018-12-21 2020-07-02 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔシステム及び方法

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7829860B2 (en) * 2006-10-31 2010-11-09 Dxray, Inc. Photon counting imaging detector system
JP6204992B2 (ja) 2013-11-19 2017-09-27 富士フイルム株式会社 放射線画像撮影装置、放射線画像撮影方法、及び放射線画像撮影プログラム
CN105361900B (zh) 2014-08-26 2019-01-22 北京纳米维景科技有限公司 静态实时ct成像系统及其成像控制方法
KR20190085740A (ko) * 2018-01-11 2019-07-19 삼성전자주식회사 단층 촬영 장치, 그 제어 방법, 및 컴퓨터 프로그램 제품
WO2020047839A1 (en) 2018-09-07 2020-03-12 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. A radiation detector

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH11128214A (ja) * 1997-10-30 1999-05-18 Shimadzu Corp Ｘ線診断装置
JP2013096993A (ja) * 2011-11-01 2013-05-20 Samsung Electronics Co Ltd 光子計数検出装置及びその方法
JP2014045896A (ja) * 2012-08-30 2014-03-17 Toshiba Corp Ｘ線コンピュータ断層撮影装置
JP2015104664A (ja) * 2013-11-28 2015-06-08 株式会社東芝 Ｘ線ｃｔ装置、モジュール型ｘ線検出装置およびｘ線ｃｔ撮像方法
JP2020099667A (ja) 2018-12-21 2020-07-02 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔシステム及び方法

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
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