CN105899137A - 辐射检测器和使用辐射检测器的计算机断层扫描设备 - Google Patents

辐射检测器和使用辐射检测器的计算机断层扫描设备 Download PDF

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Abstract

公开了一种辐射检测器以及使用辐射检测器的断层扫描成像设备。所述辐射检测器包括：多个图像像素，均包括至少一个计数像素并恢复图像。所述至少一个计数像素包括：辐射吸收层，将入射光子转换为电信号；光子处理器，基于从辐射吸收层传送的电信号对光子的数量进行计数。所述图像像素的数量小于所述计数像素的数量。

Description

辐射检测器和使用辐射检测器的计算机断层扫描设备
技术领域
本发明的一个或多个实施例涉及一种辐射检测器、使用辐射检测器的断层扫描设备以及使用辐射检测器的X射线成像设备，更具体地讲，涉及一种对入射辐射光子进行计数以测量入射辐射的量的辐射检测器、使用辐射检测器的断层扫描设备以及使用辐射检测器的X射线成像设备。
本发明的一个或多个实施例总体上涉及一种辐射检测器和使用辐射检测器的放射摄影成像***(诸如计算机断层扫描(CT)设备、正电子发射断层扫描(PET)设备、***造影设备或单光子发射计算机断层扫描(SPECT)设备或X射线***等)，更具体地讲，涉及一种对入射辐射光子进行计数以测量入射辐射的量的辐射检测器和使用辐射检测器的放射摄影成像***。
背景技术
医学图像处理设备是用于将对象的内部结构获得为图像的设备。医学图像处理设备是展示人体的结构细节、内部组织及流体流动的无创检查设备。用户(诸如医生)通过使用从医学图像处理设备中输出的医学图像对患者的健康状态及疾病进行诊断。
用于将辐射照射到患者上以拍摄对象的设备的代表性示例包括计算机断层扫描(CT)设备和X射线设备。其它类型的设备和***也构成本发明的使用领域的代表性示例，诸如正电子发射断层扫描(PET)设备、***造影设备和/或单光子发射计算机断层扫描(SPECT)。
在医学图像处理设备之中，仅通过举例的方式，这里参照CT设备，原因在于CT设备提供对象的横截面图像并表达对象的内部结构(例如，器官(诸如肾、肺等))以便不相互重叠，不同于一般的X射线设备。因此，CT设备被广泛用于精确地诊断疾病。
X射线设备是通过发送穿过人体的X射线获得人体的内部结构的图像的医学成像设备。X射线设备可在相比包括MRI设备和CT设备的其它医学成像设备更短的时间内简单地获得目标对象的医学图像。因此，X射线***被广泛用于简单的胸腔拍摄、腹部拍摄、骨格拍摄、鼻窦拍摄、颈部软组织拍摄及胸部拍摄。
用于照射辐射以拍摄对象的医学图像处理设备必然包括检测穿过对象的辐射的辐射检测器。此外，当足够快速且足够精确地检测穿过对象的辐射时，可基于由辐射检测器检测到的辐射在(例如)图像处理的后续处理中重构精确的医学图像。然而，为了实现重构的图像的足够的分辨率，穿过对象的足够量的辐射撞击到检测器上。
因此，需要提供一种不仅快速且精确地检测穿过对象的辐射而且检测足够量的辐射以实现对具有适当或更高分辨率的图像的重构的辐射检测器和医学图像处理设备。过去将这些目标整合一直困扰着本发明的技术领域的技术人员。
这里，作为与本公开所提议的新颖特征相关的现有技术，参考了基于像素的子像素划分的US-2010/282972，其中，子像素属于具有不同横截面面积以提供可检测的通量密度的动态范围的单个像素，其中，该出版物的公开限于基于间接检测方法的检测器。这里参考的其它现有技术出版物有US-7829860、US-7473902、WO-2008/020379及US-2005/285043。
发明内容
技术问题
因此，需要提供一种不仅快速且精确地检测穿过对象的辐射而且检测足够量的辐射以实现对具有适当或更高分辨率的图像的重构的辐射检测器和医学图像处理设备。过去将这些目标整合一直困扰着本发明的技术领域的技术人员。
技术方案
本发明的一个或多个实施例包括一种快速且精确地检测穿过对象的辐射的辐射检测器、使用辐射检测器的断层扫描设备以及使用辐射检测器的X射线成像设备。
本发明的一个或多个实施例包括一种对穿过对象的辐射光子快速计数以精确地检测辐射的量的辐射检测器、使用辐射检测器的断层扫描设备以及使用辐射检测器的X射线成像设备。
有益效果
本发明的示例性实施例可快速且精确地检测穿过对象的辐射。
附图说明
从以下结合附图的所述实施例的描述中，这些和/或其它方面将变得清楚并且更容易理解，其中：
图1A的一般CT***的示意图；
图1B是示出根据本发明的实施例的CT***的结构的示图；
图2是示出通信单元的配置的示图；
图3A是示出X射线***的配置的示图；
图3B是示出固定型X射线设备的示图；
图3C是示出移动X射线设备的示图；
图4是示出根据本发明的实施例的辐射检测器的示图；
图5是用于描述图4的多个像素的示图；
图6是用于描述图4的计数像素的示图；
图7A是用于描述图4的计数像素的另一示图；
图7B是用于描述图4的计数像素的另一示图；
图8是用于描述图4的计数像素的另一示图；
图9是示出根据本发明的实施例的计算机断层扫描设备的示图。
最佳实施方式
本发明的一个或多个实施例包括一种快速且精确地检测穿过对象的辐射的辐射检测器、使用辐射检测器的断层扫描设备以及使用辐射检测器的X射线成像设备。
本发明一个或多个实施例包括一种对穿过对象的辐射光子快速计数以精确地检测辐射的量的辐射检测器、使用辐射检测器的断层扫描设备以及使用辐射检测器的X射线成像设备。
附加的方面部分地将在随后的描述中被阐述，部分地将从描述中变得清楚，或者可通过所呈现的实施例的实践而被获知。
根据本发明的一个或多个实施例，一种用于感测辐射的辐射检测器，包括均包括至少一个计数像素并恢复图像的多个图像像素，其中，所述至少一个计数像素包括：辐射吸收层，将入射光子转换为电信号；光子处理器，基于从辐射吸收层传送的电信号对光子的数量进行计数，并且所述图像像素的数量小于所述计数像素的数量。
所述至少一个计数像素可对比入射到相应图像像素上的光子的数量小的光子的数量进行计数。
所述光子处理器可根据将入射光子直接转换为电荷以检测光子的直接方法基于所述电信号对光子的数量进行计数。
所述多个图像像素均可与构成所述图像的一个像素值相应。
所述多个图像像素均可包括多个所述计数像素。
所述多个图像像素均可以是用于基于由所述多个计数像素计数的光子的数量计算在所述图像中包括的一个像素值的像素。
所述光子处理器可包括对比在特定时间内入射到相应图像像素上的光子的数量小的光子的数量进行计数并存储的计数存储器。
所述光子处理器可包括：比较器，将所述电信号与参考值进行比较以确定所述电信号是否超过所述参考值；计数存储器，基于比较器的比较结果对超过所述参考值的光子的数量进行计数并存储。
所述至少一个计数像素可包括：计数存储器，对比在特定时间内入射到相应图像像素上的光子的数量小的光子的数量进行计数并存储。
当所述多个图像像素均与辐射检测器的像素相应时，在所述像素中包括的所述至少一个计数像素可被划分为至少一个计数像素群组，并且由所述至少一个计数像素群组计数的光子的数量可与在所述图像中的一个图像像素值相应。
所述计数像素群组的数量可等于或多于所述像素的数量。
所述至少一个计数像素群组的尺寸可等于或小于所述像素的尺寸。
当所述多个图像像素均与辐射检测器的像素相应时，在多个相邻像素中包括的多个计数像素可被划分为至少一个计数像素群组，并且由所述多个计数像素群组中的每个计数的光子的数量可与在所述图像中的一个图像像素值相应。
所述辐射检测器可以是用于产生断层扫描图像的辐射检测器。
所述辐射检测器可感测从附接到台架并旋转的X射线源发射并穿过对象的辐射。
所述辐射检测器可以是用于产生X射线图像的辐射检测器。
所述辐射检测器可感测从附接到移动设备并被调整位置的X射线源发射并穿过对象的辐射。
所述辐射吸收层可由碲化镉(CdTe)形成。
根据本发明的一个或多个实施例，一种辐射检测器包括感测辐射的多个像素。所述多个像素均包括感测用于恢复图像的辐射的多个计数像素，其中，所述多个计数像素均包括：辐射吸收层，将入射光子转换为电信号；光子处理器，基于所述电信号对光子的数量进行计数。
所述光子处理器可包括存储计数值的计数存储器。
所述多个计数像素均可包括对比入射到相应像素上的光子的数量小的光子的数量进行计数。
所述辐射检测器可被用于产生断层扫描图像。
所述多个像素均可每秒吸收两亿或更多个光子并对其进行计数。
所述多个像素均可包括24个、25个或36个计数像素。
由所述计数像素计数的光子的数量可与在所述图像中的一个图像像素值相应。
由计数像素群组计数的光子的总数可与在所述图像中的一个图像像素值相应，其中，所述计数像素群组包含在所述像素中包括的且被布置为彼此相邻的多个计数像素。
在多个相邻像素中包括的多个计数像素可被划分为多个群组，并且由所述多个群组中的每个计数的光子的总数与在所述图像中的一个图像像素值相应。
所述光子处理器可还包括：比较器，将所述电信号与参考值进行比较以确定所述电信号是否超过所述参考值；计数存储器，对超过所述参考值的光子的数量进行计数并存储。
根据本发明的一个或多个实施例，一种断层扫描成像设备包括：辐射检测器，包括均包含至少一个计数像素并恢复图像的多个图像像素；图像处理器，基于由辐射检测器感测到的光子的数量来重构断层扫描图像，其中，所述至少一个计数像素包括：辐射吸收层，将入射光子转换为电信号；光子处理器，基于从辐射吸收层传送的电信号对所述光子的数量进行计数，并且所述图像像素的数量小于所述计数像素的数量。
根据本发明的一个或多个实施例，一种X射线成像设备包括：辐射检测器，包括均包含至少一个计数像素并恢复图像的多个像素；图像处理器，基于由辐射检测器感测到的光子的数量来重构断层扫描图像，其中，所述至少一个计数像素包括：辐射吸收层，将入射光子转换为电信号；光子处理器，基于从辐射吸收层传送的电信号对所述光子的数量进行计数，并且所述像素的数量小于所述计数像素的数量。
具体实施方式
本申请要求于2013年11月12日提交到韩国知识产权局的第10-2013-0137188号及第10-2014-0152859号韩国专利申请的利益，其公开内容通过引用完整合并于此。
现在将详细参照在附图中示出其示例的实施例，其中，同样的附图标号始终指示同样的元件。就此而言，本实施例可具有不同形式并且不应理解为限于在此展示的描述。因此，通过参照附图在下文描述实施例仅用于解释本描述的各方面。当表述(诸如“...中的至少一个”)位于一列元件之后时，该表述修饰整列元件而非修饰所述列中的单个元件。
通过参照下文对实施例的详细描述以及附图，本发明的一个或多个实施例以及实施本发明的方法的优点和特征可被更容易地理解。就此而言，本实施例可具有不同形式并且不应理解为限于在此展示的描述。相反地，提供这些实施例使得本公开将是彻底且完整的，并将向本领域普通技术人员全面地传达本实施例的构思，并且本发明将仅由权利要求书限定。贯穿说明书，同样的附图标号指示同样的元件。
在下文中，将简要限定在说明书中所使用的术语，并且将详细描述实施例。
应将在此使用的全部术语(包括描述性或技术术语)理解为具有对本领域普通技术人员而言是显而易见的含义。然而，所述术语可根据本领域普通技术人员的意图、先例或新技术的出现而具有不同含义。此外，一些术语可由申请人任意选择，在这种情况下，将在本发明的详细描述中具体描述所选择的术语的含义。因此，必须基于所述术语的含义连同贯穿说明书的描述来限定在此使用的术语。
当一个部件“包括”或“包含”一个元件时，除非存在与此相反的具体描述，否则所述部件可还包括其它元件而非排除所述其它元件。此外，在本发明的实施例中的术语“单元”意指软件组件或硬件组件(诸如现场可编程门阵列(FPGA)或专用集成电路(ASIC))并且执行特定功能。然而，术语“单元”不限于软件或硬件。所述“单元”可被形成为位于可寻址存储介质中或者可被形成为操作一个或多个处理器。因此，例如，术语“单元”可指示组件(诸如软件组件、面向对象的软件组件、类组件及任务组件)并且可包括处理、功能、属性、程序、子程序、程序代码段、驱动器、固件、微代码、电路、数据、数据库、数据结构、表格、阵列或变量。由所述组件和“单元”提供的功能可与数量更少的组件和“单元”相关联或者可被划分为额外的组件和“单元”。
现在将详细参照在附图中示出其示例的实施例。就此而言，本实施例可具有不同形式并且不应理解为限于在此展示的描述。在以下描述中，由于公知的功能或构造将利用不必要的细节来模糊实施例，因此不详细描述它们。
当表述(诸如“...中的至少一个”)位于一列元件之后时，该表述修饰整列元件而非修饰所述列中的单个元件。
贯穿说明书，“图像”可意指由离散图像元素(例如，二维(2D)图像中的像素以及三维(3D)图像中的体素)形成的多维度数据。例如，图像可包括由计算机断层扫描(CT)图像捕捉设备捕捉到的对象的医学图像。
贯穿说明书，“CT图像”可意指通过将在CT图像捕捉设备围绕相对于对象的至少一个轴旋转的同时通过拍摄对象获得的多个X射线图像合成而产生的图像。
贯穿说明书，“对象”可包括人、动物或者人或动物的一部分。例如，对象可包括器官(诸如肝脏、心脏、子宫、大脑、胸部、腹部等)或血管。此外，对象可包括模型。所述模型意指具有非常接近于有机体的密度及有效原子数的体积的材料，并且可包括具有类似于人体的特性的球体模型。
贯穿说明书，“用户”可以是(但不限于)医学专家(包括医生、护士、医学实验室技师、医学图像专家)以及修理医学设备的技术人员。
由于CT***能够提供对象的横截面图像，因此与一般的X射线捕捉设备相比，CT***可表达对象的内部结构(例如，器官(诸如肾、肺等))而没有相互间的重叠。
CT***可每秒获得具有不超过2mm的厚度的多条图像数据数十次至数百次，然后可处理所述多条图像数据，使得CT***可提供对象的相对精确的横截面图像。根据现有技术，仅可获得对象的水平横截面图像，但是这一问题因各种图像重构方法而已被克服。3D图像重构方法的示例有：
-遮蔽表面显示(SSD)方法：SSD方法是最初的3D成像方法，仅显示具有预定亨氏单位(HU)值的体素。
-最大强度投影(MIP)/最小强度投影(MinIP)方法：MIP/MinIP方法是仅显示构成图像的体素之中具有最大或最小HU值的体素的3D成像方法。
-体绘制(VR)方法：VR方法是能够根据感兴趣区域调整构成图像的体素的色彩和透明度的成像方法。
-虚拟内窥镜方法：该方法允许在通过使用VR方法或SSD方法重构的3D图像中的内窥镜观察。
-多平面重建(MPR)方法：MPR方法用于将图像重构为不同的横截面图像。用户可按照每个期望的方向重构图像。
-编辑方法：该方法涉及编辑相邻体素以便允许用户在体绘制时容易地观察感兴趣区域。
-感兴趣体素(VOI)方法：VOI方法仅在体绘制时显示所选择的区域。
现在将参照图1A描述根据本发明的实施例的CT***20。CT***20可包括具有各种形式的装置。作为所展示的CT***20的可选方案，本发明可与其它放射摄影成像***相关。例如，本发明可与X射线***、正电子发射断层扫描(PET)装置、***造影设备或单光子发射计算机断层扫描(SPECT)相关。在其中也可基于被发射且或多或少被发送的辐射的检测产生或重构对象的图像，其中，可由对能量等级敏感并且可对光子进行计数的辐射检测器获得所述检测。
图1A通过实施例的示例的方式示意性地示出CT***20。参照图1A，CT***20可包括台架172、台子175、X射线产生单元176及X射线检测单元178。
台架172可包括X射线产生单元176及X射线检测单元178。
对象10可位于台子175上。
台子175可在CT成像程序期间按照预定方向(例如，上下-左右方向中的至少一个)移动。此外，台子175可按照预定方向倾斜或旋转预定角度。
台架172也可按照预定方向倾斜预定角度。
图1B是示出CT***20的结构的示图。
CT***20可包括台架172、台子175、控制单元188、存储单元194、图像处理单元196、输入单元198、显示单元191以及可实现到服务器134等的通信的通信单元192。
如上所述，对象10可位于台子175上。在本实施例中，台子175可通过控制单元188的控制按照预定方向(例如，上、下、右、左方向中的至少一个)移动。
台架172可包括旋转框架174、X射线产生单元176、X射线检测单元178、旋转驱动单元180、数据获得***(DAS)186以及数据发送单元190。
台架172可包括具有能够相对于预定旋转轴RA旋转的环形的旋转框架174。此外，旋转框架174可具有盘形。
旋转框架174可包括面对面以具有预定视场FOV的X射线产生单元176和X射线检测单元178。旋转框架174也可包括防散射滤线栅184。防散射滤线栅184可位于X射线产生单元176和X射线检测单元178之间。
在医学成像***中，到达检测器(或光敏膜)的X射线辐射不仅包括形成有用图像的衰减原辐射，而且包括使图像的质量劣化的散射辐射。为了发送原辐射并使散射辐射衰减，防散射滤线栅184可位于患者和检测器(或光敏膜)之间。
例如，可通过交替地堆叠铅箔条和空隙材料(诸如固体聚合物材料、固体聚合物或纤维复合材料)形成防散射滤线栅184。然而，防散射滤线栅184的形成不限于此。
旋转框架174可从旋转驱动单元180接收驱动信号并且可使X射线产生单元176和X射线检测单元178按照预定旋转速度旋转。旋转框架174可在旋转框架174经由滑环(未示出)接触旋转驱动单元180的同时从旋转驱动单元180接收驱动信号和电能。此外，旋转框架174可经由无线通信从旋转驱动单元180接收驱动信号和电能。
X射线产生单元176可经由滑环(未示出)和高电压产生单元(未示出)从电源分配单元(PDU)(未示出)接收电压和电流，然后可产生并发射X射线。当高电压产生单元将预定电压(在下文中，称之为“管电压”)施加到X射线产生单元176时，X射线产生单元176可产生具有与管电压相应的多个能量谱的X射线。
由X射线产生单元176产生的X射线可因准直器182而具有预定形式然后可被发射。
X射线检测单元178可被置于面对X射线产生单元176。X射线检测单元178可包括多个X射线检测装置。所述多个X射线检测装置均可建立一个信道，不过本发明的一个或多个实施例不限于此。
X射线检测单元178可检测由X射线产生单元176产生并经由对象10发送的X射线，并且可产生与检测到的X射线的强度相应的电信号。
本发明涉及用于通过将辐射直接转换为电荷来检测辐射的直接型X射线检测单元108。直接型X射线检测器可使用光子计数检测器。DAS 186可被连接到X射线检测单元178。由X射线检测单元产生的电信号可由DAS 186有线地或无线地收集。
根据层厚或层数，可经由数据发送单元190仅将由X射线检测单元178收集的多条数据中的一些提供给图像处理单元196，或者图像处理单元196可仅选择所述多条数据中的一些。
可经由数据发送单元190将数字信号提供给图像处理单元196。可将数字信号有线地或无线地提供给图像处理单元196。
控制单元188可控制CT***20中的所述部件、元件、组件或模块中的每个的操作。例如，控制单元188可控制台子175、旋转驱动单元180、准直器182、DAS 186、存储单元194、图像处理单元196、输入单元198、显示单元191、通信单元192等的操作。
图像处理单元196可经由数据发送单元190接收从DAS 186获得的数据(例如，在处理操作之前的纯数据)，并且可执行预处理。
预处理可包括校正信道间的灵敏度不规则性的处理、校正归因于信号强度的快速下降或归因于X射线吸收材料(诸如金属等)的信号损失的处理。
从图像处理单元196输出的数据可被称为“原始数据”或“投影数据”。投影数据以及在数据的获得期间的图像捕捉条件(例如，管电压、图像捕捉角度等)可被共同存储在存储单元194中。
投影数据可以是与来自X射线源106和准直器182的组合件的穿过对象10并由检测单元108检测到的X射线的强度相应的一组数据值。为便于描述，假设按照同一图像捕捉角度同时从所有信道获得的多条投影数据的群组被称为投影数据集。
存储单元194可包括从闪存型存储介质、硬盘型存储介质、微型多媒体卡存储介质、卡片型存储器(例如，SD卡、XD存储器等)、随机存取存储器(RAM)、静态随机存取存储器(SRAM)、只读存储器(ROM)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、可编程只读存储器(PROM)、磁性存储器、磁盘以及光盘之中的至少一个存储介质。
图像处理单元196可通过使用投影数据集重构针对对象10的横截面图像。横截面图像可以是3D图像。换言之，图像处理单元196可基于投影数据集通过使用锥形束重构方法等重构对象10的3D图像。
输入单元198可接收针对X射线断层扫描成像条件、图像处理条件等的外部输入。例如，X射线断层扫描成像条件可包括管电压、针对多个X射线的能量值设置、图像捕捉协议的选择、图像重构方法的选择、FOV区域的设置、层数、层厚、针对图像后处理的参数设置等。此外，图像处理条件可包括图像的分辨率、针对图像的衰减系数设置、图像组合比的设置等。
输入单元198可包括用于从外部源接收预定输入的装置。例如，输入单元198可包括麦克风、键盘、鼠标、操纵杆、触摸板、触摸笔、语音识别装置、手势识别装置等。
显示单元191可显示由图像处理单元196重构的X射线断层扫描图像。
可通过使用有线通信、无线通信和/或光学通信中的至少一个执行在前述元件之间的数据、电能等的交换。
通信单元192可经由服务器134等执行与外部装置、外部医学设备等的通信。现在将参照图2描述所述通信。
图2是示出通信单元192的结构的示图。
通信单元192可被有线地或无线地连接到网络15并由此可与服务器134、外部医学设备136或外部便携式装置138执行通信。通信单元192可与在经由影像归档和通信***(PACS)连接的医院中的医院服务器或其它医学设备交换数据。此外，通信单元192可根据医学数字成像和通信(DICOM)标准与便携式装置138等执行数据通信。
通信单元192可经由网络15发送和接收与诊断对象10相关的数据。此外，通信单元192可发送和接收从外部医学设备136(诸如磁共振成像(MRI)设备、X射线设备等)获得的医学图像。
另外，通信单元192可从服务器134接收患者的诊断历史或医学治疗日程并可将诊断历史或医学治疗日程用于患者的临床诊断。此外，通信单元192可不仅与医院中的服务器134或外部医学设备136而且与(例如)用户或患者的便携式装置138执行数据通信。通信单元192也可获得与输入单元198相关的如上所述的控制参数，因此，在实施例中可将输入单元198和通信单元192组合。
此外，通信单元192可经由网络15向***管理器或服务管理器发送关于装置错误的信息、关于质量控制状态的信息等，并且可接收与所述信息相应的反馈。
图3A是示出X射线***1000的配置的示图。
参照图3A，X射线***1000包括X射线设备100和工作台110。图3A中示出的X射线设备可以是固定型X射线设备或移动X射线设备。X射线设备100可包括X射线照射单元120、高电压产生器121、检测器130、操纵单元140及控制单元150。控制单元150可控制X射线设备100的整体操作。
高电压产生器121产生用于产生X射线的高电压并将高电压施加到X射线源122。
X射线照射单元120包括：X射线源122，接收从高电压产生器121施加的高电压以产生并照射X射线；准直器123，引导从X射线源122照射的X射线的路径以调整X射线的照射区域。
X射线源122包括：X射线管，可被实现为包括阴极和阳极的二极管。X射线管的内部被设置为约10mmHg的高真空状态，阳极的灯丝被加热到高温以产生热电子。所述灯丝可以是钨丝，约10V的电压和约3至5A的电流可被施加到连接到灯丝的电线以加热灯丝。
另外，当在阴极和阳极之间施加约10kvp至约300kvp的高电压时，热电子被加速以撞击到阴极的目标材料上，然后产生X射线。X射线经由窗口被照射到外部，所述窗口可由铍薄膜形成。这里，与所述目标材料碰撞的电子的大部分能量被消耗为热量，剩余能量被转换为X射线。
阴极主要由铜形成，所述目标材料被布置在阳极的对面。所述目标材料可以是高电阻材料，诸如Cr、Fe、Co、Ni、W或Mo。可由旋转场使所述目标材料旋转。当使所述目标材料旋转时，电子撞击面积增加，并且每单位面积的热积累率可被增加到10倍于在将所述目标材料固定的情况下的每单位面积的热积累率。
在X射线管的阴极和阳极之间施加的电压被称为“管电压”，从高电压产生器121施加管电压，并且管电压的量级可由峰值(kvp)表达。当管电压增加时，热电子的速率增加，因此，当热电子与所述目标材料碰撞时产生的X射线的能量(光子的能量)也增加。在X射线管中流动的电流被称为“管电流”，其中，管电流可被表达为平均值(mA)。当管电流增加时，从灯丝发射的热电子的数量增加，因此，当热电子与所述目标材料碰撞时产生的X射线的剂量(X射线光子的数量)增加。
因此，可根据管电压调整X射线的能量，可根据管电流和X射线曝光时间调整X射线的强度或剂量。
检测器130检测从X射线照射单元120照射且已经穿过对象的X射线。检测器130可以是数字检测器。可利用薄膜晶体管(TFT)或电荷耦合装置(CCD)实施检测器130。在图3A中，检测器130被示出为被包括在X射线设备100中，但是检测器130可以是作为可拆卸地连接到X射线设备100的单独设备的X射线检测器。
此外，X射线设备100可还包括提供用于操纵X射线设备100的界面的操纵单元140。操纵单元140可包括输出单元141和输入单元142。输入单元142可从用户接收用于操纵X射线设备100的命令以及关于X射线拍摄的各种信息。控制单元150可基于输入到输入单元142的信息控制或操纵X射线设备100。输出单元141可在控制单元150的控制下输出指示拍摄相关信息(诸如X射线的照射)的声音。
工作台110和X射线设备100可通过有线或无线地相互连接。如果工作台110和X射线设备100相互无线连接，则可还包括用于相互同步时钟的装置(未示出)。工作台110可被布置在物理上从X射线设备100分开的空间中。
工作台110可包括输出单元111、输入单元112及控制单元113。输出单元111和输入单元112向用户提供用于操纵工作台110和X射线设备100的界面。控制单元113可控制工作台110和X射线设备100。
可通过工作台110控制X射线设备100，并可由在X射线设备100中包括的控制单元150控制X射线设备100。因此，用户可通过工作台110控制X射线设备100或可通过使用在X射线设备100中包括的操纵单元140和控制单元150控制X射线设备100。换言之，用户可通过工作台110遥控X射线设备100或可直接控制X射线设备100。
在图3A中，工作台110的控制单元113以及X射线设备100的控制单元150被分开示出，但是图3A仅是示例。作为另一示例，控制单元113和控制单元150可被实施为一个集成控制单元，其中，可仅在从工作台110和X射线设备100中所选择的一个中包括所述集成控制单元。在下文中，控制单元113和控制单元150表示工作台110的控制单元113和/或X射线设备100的控制单元150。
工作台110的输出单元111和输入单元112以及X射线设备100的输出单元141和输入单元142均可向用户提供用于操纵X射线设备100的界面。在图3A中，示出工作台110包括输出单元111和输入单元112并且X射线辐射单元100包括输出单元141和输入单元142，但是本实施例不限于此。作为另一示例，可仅在从工作台110和X射线设备100中所选择的一个中包括输出单元或输入单元。
在下文中，输入单元112和输入单元142表示工作台110的输入单元112和/或X射线设备100的输入单元142，输出单元111和输出单元141表示工作台110的输出单元111和/或X射线设备100的输出单元141。
输入单元112和输入单元142均可包括(例如)键盘、鼠标、触摸屏、语音识别器、指纹识别器及虹膜识别器，并且可包括对于本领域普通技术人员而言是公知的输入装置。用户可经由输入单元112和输入单元142输入用于照射X射线的命令，为此，输入单元112和输入单元142均可包括用于输入所述命令的开关。所述开关可被配置为可仅当所述开关被按压两次时输入用于照射X射线的照射命令。
也就是说，当用户按压所述开关时，可通过所述开关输入用于执行针对X射线照射的预热操作的准备命令，然后，当用户再次按压所述开关时，可通过所述开关实质性地输入用于照射X射线的照射命令。当如上所述用户操纵所述开关时，控制单元113和控制单元150均产生与通过所述开关操纵输入的命令相应的信号(即，准备信号)，并将所产生的信号输出到产生用于产生X射线的高电压的高电压产生器121。
当高电压产生器121接收到从控制单元113和控制单元150输出的准备信号时，高电压产生器121开始预热操作，当预热完成时，高电压产生器121向控制单元113和控制单元150输出就绪信号。另外，检测器130也需要为检测X射线做准备，因此，控制单元113和控制单元150在高电压产生器121的预热处理的同时向检测器130传输准备信号，使得检测器130为检测穿过对象的X射线做准备。当接收到准备信号时，检测器130为检测X射线做准备，并且当针对检测的准备完成时，检测器130向控制单元113和控制单元150传输检测就绪信号。
当高电压产生器121的预热操作完成并且检测器130准备好检测X射线时，控制单元113和控制单元150向高电压产生器121传输照射信号。因此，高电压产生器121产生高电压以将高电压施加到X射线源122，X射线源122照射X射线。
在传输照射信号时，控制单元113和控制单元150可向输出单元111和输出单元141传输声音输出信号，使得输出单元111和输出单元141输出特定声音。此外，除X射线照射以外，输出单元111和输出单元141可输出表示与拍摄相关的其它信息的声音。在图3A中，输出单元141被示出为被包括在操纵单元140中，不过本实施例不限于此。输出单元141或输出单元141的一部分可位于与操纵单元140不同的位置。例如，输出单元141可位于在其中执行对象的X射线拍摄的检查室的墙面上。
控制单元113和控制单元150根据由用户设置的拍摄条件控制X射线照射单元120和检测器130的位置、拍摄定时以及拍摄条件。
具体而言，控制单元113和控制单元150根据经由输入单元112和输入单元142输入的命令控制高电压产生器121和检测器130，以便控制X射线的照射定时、X射线的强度以及X射线的照射区域。另外，控制单元113和控制单元150根据拍摄条件调整检测器130的位置并控制检测器130的操作定时。
另外，控制单元113和控制单元150通过使用从检测器130发送的图像数据产生对象的医学图像。具体而言，控制单元113和控制单元150从检测器130接收图像数据，然后通过移除图像数据中的噪声并调整图像数据的动态范围和交织产生对象的医学图像。
输出单元111和输出单元141可输出由控制单元113和控制单元150产生的医学图像。输出单元111和输出单元141可输出用户操纵X射线设备100所必需的信息，例如，用户界面(UI)、用户信息或对象信息。输出单元111和输出单元141的示例可包括打印机、阴极射线管(CRT)显示器、液晶显示器(LCD)、等离子显示面板(PDP)、有机发光二极管(OLED)显示器、场发射显示器(FED)、发光二极管(LED)显示器、真空荧光显示器(VFD)、数字光处理(DLP)显示器、主飞行显示器(PFD)、三维(3D)显示器、透明显示器以及本领域公知的其它各种输出装置。
在图3A中示出的工作台110可还包括可经由网络15连接到服务器162、医学设备164及便携式终端166的通信单元(未示出)。
通信单元可经由有线或无线地连接到网络15以与外部服务器162、外部医学设备164或外部便携式终端166进行通信。通信单元可经由网络15发送或接收与对象的诊断相关的数据，并且可发送或接收由另一医学设备164(例如，CT设备、MRI设备或X射线设备)捕捉到的医学图像。此外，通信单元可从服务器162接收对象(例如，患者)的病史或治疗日程以诊断对象的疾病。另外，通信单元可执行与便携式终端166(诸如医生或患者的移动电话、个人数字助理(PDA)或膝上型计算机)以及医院中的服务器162或医学设备164的数据通信。
通信单元可包括实现与外部设备的通信的一个或多个元件，例如，短距离通信模块、有线通信模块以及无线通信模块。
短距离通信模块是用于与位于预定距离内的装置进行通信的模块。短距离通信技术可以是无线局域网(LAN)、Wi-Fi、蓝牙、ZigBee、Wi-Fi直连(WFD)、超宽带(UWD)、红外数据协会(IrDA)、蓝牙低能量(BLE)、近场通信(NFC)等；然而，本发明的实施例不限于此。
有线通信模块是用于通过使用电信号或光信号进行通信的模块，有线通信技术可以是使用双股电缆、同轴电缆或光纤电缆的有线通信技术以及本领域公知的有线通信技术。
无线通信模块可向移动通信网络中的基站、外部装置及服务器中的至少一个发送无线信号/从移动通信网络中的基站、外部装置及服务器中的至少一个接收无线信号。这里，无线信号可以是语音呼叫信号、视频呼叫信号或根据文本/多媒体消息传输的各种类型的数据。
在图3A中示出的X射线设备100可包括多个数字信号处理器(DSP)、超小型计算器以及用于特殊用途(例如，高速模拟/数字(A/D)转换、高速傅立叶变换、阵列处理等)的处理电路。
另外，在工作台110和X射线产生器100之间的通信可使用高速数字接口(诸如低电压差分信号(LVDS))、异步串行通信(诸如通用异步收发器(UART))、同步串行通信或低延迟网络协议(诸如控制器局域网(CAN))或者本领域公知的任何其它各种通信方法。
图3B是示出固定型X射线设备200的示图。
图3B是示出固定型X射线设备200的透视图。图3B的X射线设备200可以是图1的X射线设备100的实施例。在图3B的X射线设备200中包括元件之中，与图1的元件相同的元件由与图1的附图标号相同的附图标号指示，并且将不提供重复描述。
如图3B所示，X射线设备200包括：操纵单元140，用于向用户提供用于操纵X射线设备200的界面；X射线照射单元120，向对象照射X射线；检测器130，检测已经穿过对象的X射线；第一电机211、第二电机212、第三电机213，提供驱动力以运送X射线照射单元120、导轨220、活动机架230以及柱机架240，其中，导轨220、活动机架230及柱机架240被形成以通过使用电机211、电机212、电机213的驱动力运送X射线照射单元120。
导轨220包括被提供为相对于彼此形成预定角度的第一导轨221和第二导轨222。第一导轨221和第二导轨222可按照相互交叉的方向分别延伸。
第一导轨221被提供为在其中布置有X射线设备200的检查室的天花板上。
第二导轨222位于第一导轨221下方并且被安装在第一导轨221上以便沿着第一导轨221滑动。可沿着第一导轨221移动的滚子(未示出)可被提供为在第一导轨221上。第二导轨222被连接到滚子(未示出)以沿着第一导轨221移动。
第一方向D1被定义为第一导轨221延伸的方向，第二方向D2被定义为第二导轨222延伸的方向。因此，第一方向D1第二方向D2相互交叉并且可平行于检查室的天花板。
活动机架230被布置在第二导轨222下方以便沿着第二导轨222移动。沿着第二导轨222移动的滚子(未示出)可被提供为在活动机架230上。
因此，活动机架230可与第二导轨222一起按照第一方向D1移动，并且可沿着第二导轨222按照第二方向D2移动。
柱机架240被固定在活动机架230上并且位于活动机架230下方。柱机架240可包括多个柱241、242、243、244及245。
所述多个柱241、242、243、244及245被相互连接为可折叠的，因此，柱机架240可具有在处于被固定到活动机架230的状态下可按照检查室的上下方向调整的长度。
第三方向D3被定义为柱机架240的长度增加或减少的方向。因此，第三方向D3可与第一方向D1和第二方向D2交叉。
检测器130检测穿过对象的X射线，并且可被结合到台式感受器290或立式感受器280。
旋转接头250被布置在X射线照射单元120和柱机架240之间。旋转接头250允许X射线照射单元120结合到柱机架240并支持施加到X射线照射单元120的负载。
连接到旋转接头250的X射线照射单元120可在垂直于第三方向D3的平面上旋转。这里，X射线照射单元120的旋转方向可被定义为第四方向D4。
此外，X射线照射单元120可被配置为可在垂直于检查室的天花板的平面上旋转。因此，X射线照射单元120可按照第五方向D5旋转，其中，第五方向D5是相对于旋转接头250的基于与第一方向D1或第二方向D2平行的轴的旋转方向。
第一电机211、第二电机212、第三电机213可被提供为使X射线照射单元120按照第一方向D1、第二方向D2及第三方向D3移动。第一电机211、第二电机212、第三电机213可被电驱动，并且第一电机211、第二电机212、第三电机213可分别包括编码器。
第一电机211、第二电机212、第三电机213可通过考虑设计便利性而被布置在各种位置。例如，使第二导轨222按照第一方向D1移动的第一电机211可被布置在第一导轨221周围，使活动机架230按照第二方向D2移动的第二电机212可被布置在第二导轨222周围，使柱机架240的长度按照第三方向D3增加或减少的第三电机213可被布置在活动机架230中。在另一示例中，第一电机211、第二电机212、第三电机213可被连接到驱动力传输单元(未示出)以便使X射线照射单元120按照第一方向D1、第二方向D2、第三方向D3线性移动。驱动力传输单元(未示出)可以是常用的皮带和滑轮、链条和链轮或者轴。
作为另一示例，电机可被布置在旋转接头250和柱机架240之间以及在旋转接头250和X射线照射单元120之间，以便使X射线照射单元120按照第四方向D4和第五方向D5旋转。
操纵单元140可被布置在X射线照射单元120的一侧。
虽然图3B示出被连接到检查室的天花板的固定型X射线设备200，但是图3B的X射线设备200仅是为便于理解的示例。也就是说，在不脱离对本领域技术人员而言显而易见的本发明的精神和范围的情况下，根据本发明的实施例的X射线设备可以是具有各种结构的X射线设备，例如，C型臂X射线设备和血管造影X射线设备。
图3C是示出移动X射线设备300的示图。
图3C是根据本发明的实施例的示出能够执行X射线拍摄操作而不考虑执行拍摄操作的地点的移动X射线设备300的配置的示图。图3C的X射线设备300可以是图1的X射线设备100的实施例。在图3C的X射线设备300中包括的元件之中，与图1的元件相同的元件由与图1的附图标号相同的附图标号指示，并且不提供重复描述。
在图3C中示出的移动X射线设备300包括：运送单元370，包含用于运送X射线设备300的轮子；主单元305(包括：操纵单元140，提供用于操纵X射线设备300的界面；高电压产生器121，产生施加到X射线源122的高电压；控制单元150，控制X射线设备300的整体操作)；X射线照射单元120(包括：X射线源122，产生X射线；准直器123，用于引导从X射线源122产生并发射的X射线的路径以调整X射线的照射区域)；检测器130，检测从X射线指照射单元120照射并穿过对象的X射线。
在图3C中，检测器130被示出作为台式390，不过显而易见的是：检测器130可被实施为立式。
在图3C中，操纵单元140被示为被包括在主单元305中，不过本实施例不限于此。例如，如图2所示，X射线设备300的操纵单元140可被提供在X射线照射单元120的一侧。
根据示例性实施例的辐射检测器是用于感测辐射的设备并且以直接型感测入射辐射光子。因此，根据示例性实施例的辐射检测器可被应用于感测辐射光子的所有电子装置。
具体而言，根据示例性实施例的辐射检测器可与上文参照图1A和图1B描述的X射线检测器178相应并且可被包括在上文参照图1A和图1B描述的断层扫描成像***20中。具体而言，根据示例性实施例的辐射检测器可以是被用于产生断层扫描图像的辐射检测器。具体而言，根据示例性实施例的辐射检测器可以是被用于产生CT图像的辐射检测器。具体而言，根据示例性实施例的辐射检测器可感测从X射线产生单元176发射并已经穿过对象的辐射，其中，X射线产生单元176是附接到图1A和图1B的台架并旋转的X射线源。
此外，根据示例性实施例的辐射检测器可与上文参照图3A和图3B描述的检测器130相应并且可被包括在上文参照图3A至图3C描述的X射线***1000或者X射线设备100、200及300中。具体而言，根据示例性实施例的辐射检测器可以是被用于产生X射线图像的辐射检测器。具体而言，根据示例性实施例的辐射检测器可感测从X射线产生单元176发射并已经穿过对象的辐射，其中，X射线产生单元176是附接到移动设备并且被调整位置的X射线源。这里，X射线源所附接到的移动设备可包括从上文参照图3B已经描述的导轨220、活动机架230及柱机架240中所选择的至少一个。此外，移动设备可包括上文参照图3C描述的运送单元370。
现在将参照图4至图9详细描述根据示例性实施例的辐射检测器。
图4是示出辐射检测器400的示图。辐射检测器400是按照直接方法将入射辐射转换为电荷以检测已经穿过对象10的辐射的计数检测器。具体而言，辐射检测器是将入射辐射光子转换为电信号并对转换后的与所述光子相应的电信号的数量进行计数的光子计数检测器。
参照图4，根据本发明的实施例的辐射检测器400包括检测辐射的多个像素410和430。所述多个像素410和430均包括多个子像素411和415。在下文中，一个像素包括m个子像素，并且将描述作为示例的在像素410的子像素中的一个的子像素411。
详细地讲，辐射检测器400可以是用于产生CT图像的辐射检测器并且可与图1和图2的X射线检测单元108相应。
如所示，所述多个像素410和430可具有按照晶格形式排列的四面体结构并且所述像素可具有相同形状和/或尺寸。
子像素411包括辐射吸收层412以及光子处理器413。
这里，以子像素411为单位执行对入射光子的计数处理，因此，子像素411可被称为计数像素。在下文中，作为在像素410中包括的局部像素的子像素被称为计数像素。此外，可确定基于在至少一个计数像素中计数的光子的数量恢复的图像的一个像素值，因此，包括至少一个计数像素的计数像素群组可被称为图像像素。例如，当基于在像素410中包括的多个计数像素411和415中计数的光子的数量获得图像的一个像素值时，图像像素变成像素410。作为另一示例，当基于在四个相邻计数像素中计数的光子的数量获得图像的一个像素值时，图像像素可变成包括四个计数像素的计数像素群组。
具体而言，辐射检测器400包括至少一个计数像素411并包括用于恢复图像的多个图像像素。计数像素411包括：辐射吸收层412，将入射光子转换为电信号；光子处理器417，基于从辐射吸收层412传输的电信号对光子的数量进行计数。这里，在辐射检测器400中包括的图像像素的数量小于计数像素411的数量。此外，在辐射检测器400中包括的图像像素中的每个的尺寸大于计数像素的尺寸。
具体而言，计数像素411对小于入射到图像像素上的光子的数量的光子的数量进行计数。
具体而言，图像像素与构成图像的一个像素值相应，基于在一个图像像素中计数的光子的总数计算在图像中的一个像素值。具体而言，图像像素可包括多个计数像素，并且基于在包括多个计数像素的计数像素群组中计数的光子的总数计算在图像中的一个像素值。当在像素410中包括的多个计数像素构成一个计数像素群组时，一个像素410可变成一个图像像素。此外，当在像素410中包括的多个计数像素构成多个计数像素群组时，像素410与一个计数像素群组的一个图像像素相应，因此可包括多个图像像素。
另外，在包括感测辐射的多个像素410的辐射检测器400中，像素410包括感测用于恢复图像的辐射的多个计数像素411和415。这里，计数像素411包括：辐射吸收层412，将入射光子转换为电信号；光子处理器413，基于电信号对光子的数量进行计数。
所述吸收层可被布置在除朝向X射线源的表面以外的任何其它表面(诸如侧面或背面)或任何其它表面上。在所描述的实施例中，辐射吸收层412可由在图4中描述的所述层的整个厚度构成，或者可被布置在子像素411的侧面上。
辐射吸收层412可将入射X射线光子转换为电信号。辐射吸收层412可将电信号传输到光子处理器413。
此外，辐射吸收层412可被形成在面向X射线源的表面的至少一部分上。具体而言，辐射吸收层412可被形成在作为面向X射线源的表面的辐射检测器400的正面、面向X射线源的表面的一侧或辐射检测器400的背面的至少一部分上，其中，归因于散射，来自X射线源的X射线有可能入射到所述正面、一侧或背面上。在图4中，辐射吸收层412被形成在辐射检测器400面向X射线源的正面上以具有均匀厚度的情况被示出作为示例。
具体而言，辐射吸收层412可将辐射光子直接转换为电信号并且可由碲化镉(CdTe)形成。CdTe是半导体材料。潜在地，可在如图5中的520所指示的在下面的半导体层中形成光子处理器和存储器，尽管示例性材料CdTe本身较不适合于在其中集成任何半导体组件。所述在下面的层或后部520也可由其它半导体材料形成，以用于相同目的。不考虑所述在下面的层或后部也由CdTe制成或由可选的半导体材料制成，可利用整体的半导体组件获得非常紧凑的配置。
光子处理器413对所吸收的光子进行计数。具体而言，光子处理器413根据直接将入射光子转换为电荷以检测光子的直接方法基于由辐射吸收层412所产生的电信号对光子的数量进行计数。
具体而言，光子处理器413将所吸收的光子的能量与参考值进行比较，并对具有等于或大于参考值的光子的数量进行计数。
光子处理器413可包括存储计数的光子的数量的计数存储器(未示出)。具体而言，在计数像素411中包括的光子处理器413可对小于在特定时间入射到图像像素上的光子的数量的光子的数量进行计数并存储。
所述存储器(未示出)存储由光子处理器413通过计数获得的值。当像素410在特定的预定时间段期间吸收约n个光子时，所述存储器(未示出)具有值约为n/m的存储容量，其中，m表示子像素的数量。
参照图4，子像素411包括光子处理器413和存储器(未示出)，并且子像素415包括光子处理器417和存储器(未示出)。
如所示，光子处理器413被包括在每个计数像素411中，并且允许针对每个计数像素411单独执行光子计数操作。
将参照图5至图7更详细地描述每个像素的结构和每个计数像素的结构。
图5是用于描述图4的多个像素的示图。
参照图5，辐射检测器400包括按照晶格形式排列的多个像素。在图5中，在下部的正视图中，在辐射检测器单元中包括256个像素(16*16个像素)的情况被示出作为示例。在图5的上部，描述该辐射检测器的一部分的透视图。
参照图5，辐射吸收层412和辐射吸收层416可被置于辐射检测器400的前部510中或可被置于前部510。光子处理器413、光子处理器417及存储器(未示出)可被布置在辐射检测器400的后部520、布置在后部520上、布置在后部520之后或布置在后部520的一侧。在本实施例中，前部510可构成或包括吸收层。相对表述“前”和“后”在这里相对于X射线从其入射到辐射检测器400上的方向而使用。如上所指示，所述后部可由半导体材料形成，并且可在其中实现每个子像素的光子处理器和存储器以提供非常紧凑的配置，类似或形成三明治结构。
详细地讲，穿过对象的辐射入射到辐射检测器400的正面540上，其中，布置在前部510中或布置在前部510的辐射吸收层412和416吸收入射的辐射并将所吸收的辐射传送到分别连接到辐射吸收层412和416的各个光子处理器413和417。具体而言，辐射吸收层412和416将光子(入射辐射)转换为电信号，并将转换后的电信号传送到光子处理器413和417。
一个像素541的正面可具有1mm*1mm＝1mm^2的尺寸。具体而言，在图5的下部正视图中划定一个像素541的周界的所述一个像素541的一侧边缘的长度可以是约0.9mm至约1.1mm。
图6是用于描述图4的子像素的示图。
参照图6中的上部示图，一个像素600可包括多个子像素。例如，在图6中的右下部的正视图642中的一个像素600可包括24个像素(4*6个像素)，在图6中的左下部的正视图641中的一个像素600可包括36个像素(6*6个像素)。可选地，像素600可包括(未示出)16个像素(4*4个像素)、25个像素(5*5个像素)、36个像素(6*6个像素)、35个像素(7*5个像素)，并且如所述及所示，子像素的组合体可以是矩形的，或者可选地，可以是方形的、蜂巢形的、三角形的、菱形的或十字形的(例如，包括5个像素、20个像素或45个像素等)、所述形状和/或其它形状的任何组合或者具有任何其它适当的正视图形状，其中，一个考虑的因素是子像素应紧密邻接或相邻以覆盖所述子像素所属的由这些子像素构建的像素的整个表面。
在CT***中包括的辐射检测器可在特定拍摄条件下拍摄对象时吸收特定数量的光子。可根据以下光谱建模确定由具有约1mm^2的单位面积的一个像素吸收并计数的光子的数量。
在针对高级CT***或高规格CT***中包括的光子计数检测器的拍摄条件中，管电压可被设置为约120kVp，管电流可被设置为200mA或更多的最小值，并且与过滤条件(filter condition)相应的铝当量厚度可被设置为约5.6mm。
在所述拍摄条件下，可基于使用插值多项式(TASMIP)的钨阳极光谱模型根据X射线光谱建模计算由一个像素600吸收并计数的光子的数量。
详细地讲，每秒由一个像素吸收的光子的数量可以是约两亿个至约五亿个。这里，一个像素可具有1mm^2的单位面积。
例如，可如下设计光谱建模。
在光谱建模中，平均光子能量为约60.605keV(千电子伏)，第一半值层为6.886mm Al。当在约1m的距离执行测量时，曝光为约7,730mR/mAs，并且当在约1m的距离执行测量时，空气比释动能为约67.799uGy/mAs。在所述建模条件下，当在约1m的距离执行测量时，穿过1mm^2的单位面积且入射的注量为2,004,955[光子/mm^2/mAs]
根据所述光谱建模，当发射约1mA的X射线时产生的光子的数量为约2,004,955光子/mm^2/mAs，即，约2百万光子/mm^2/mAs。在下文中，百万(M)被用作百万的单位。
在具有约200mA的剂量的检测器的情况下，入射到约1mm^2的单位面积上的光子的数量可以是约200*2,004,955光子/mm^2/s，即，约400M光子/mm^2/s。此外，当所述检测器以约100mA的剂量运行时(即，当辐射的剂量被减少约50％时)，入射到约1mm^2的单位面积上的光子的数量可以是约100*2,004,955光子/mm^2/s，即，约200M光子/mm^2/s。
因此，具有约1mm^2的单位面积的一个像素600可每秒吸收200M或更多个光子并对其进行计数。为了实现期望的分辨率，甚至可需要(例如)200M光子/mm^2的最小值，但是相比现有技术中可用的辐射检测器，积累每1mm^2像素尺寸200M个光子的计数值可能耗费更长的时间，这尤其是不利的，但不只是在CT扫描器中，其中，连续图像配准的速度至关重要。在任何情况下，关于能够每秒每1mm^2配准(register)200M个光子的辐射检测器的要求至今困扰着本技术领域的技术人员，这将在下文中更详细地解释。
虽然这里将每秒200M光子/mm^2的最小值指示作为当前要求，但是其值可随时间变化，并且这里应注意到：相比上述每秒每1mm^2的200M个光子，根据本公开的本发明能够符合较高及甚至更高的最低要求。
此外，对在像素(当m的值是25时)中的25个计数像素中的一个计数像素可每秒吸收8M(200M/25)或更多个光子并对其进行计数。随后，如在下文中更全面地描述，相比需要吸收足量的200M个光子并对其进行计数的仅利用整个像素的任何实施例，作为一个整体的像素更能够吸收200M个光子的撞击剂量并对其进行计数。
参照图6中的左下部，在正视图641中示出的像素600可包括36个计数像素(6*6个计数像素)。也就是说，像素600的正面640可展示在图6中的左下部的正视图641。如上所述，当像素600每秒吸收约200M个光子并对其进行计数并且包括36个计数像素时，一个计数像素可每秒吸收5.56M个光子(200/36M个光子)并对其进行计数。
参照图6中的右下部，像素600可包括如附图标号642指示的24个计数像素(6*4个计数像素)。也就是说，像素600的正面640可与附图标号642相应。如上所述，当像素600每秒吸收约200M个光子并对其进行计数并且包括24个计数像素时，一个计数像素可每秒吸收8.336M个光子(200/24M个光子)并对其进行计数。另外，像素600可包括25个计数像素(5*5个计数像素)。如上所述，当像素600每秒吸收约200M个光子并对其进行计数并且包括25个计数像素时，一个计数像素可每秒吸收8M个光子(200/25M个光子)并对其进行计数。
如在上述实施例中，可基于辐射检测器所应用于的详细产品规格(例如，X射线设备、断层扫描成像设备等)设置特定时间计数的光子的数量，并且可基于所设置的光子的数量调整在一个像素中包括的计数像素的数量和尺寸。例如，可基于所设置的光子的数量调整在光子处理器中包括的计数存储器的尺寸。另外，这里应注意到：在图6的上部示图中，像素600也被显示为具有前部610和后部620，其中，相对于辐射入射的方向而言，正面640在前部610上。
图7是用于描述图4的计数像素的另一示图。
参照图7A，在辐射检测器中，计数像素700包括辐射吸收层710、光子处理器720及存储器730。辐射吸收层710与图4中的辐射吸收层412或416相同或者至少可与图4中的辐射吸收层412或416相提并论。
辐射吸收层710将入射X射线光子转换为电信号。辐射吸收层710可被布置在计数像素700的前部并且可包括由CdTe形成的电容。辐射吸收层710可吸收X射线光子，并且可利用通过转换每个X射线光子获得的电信号充电。辐射吸收层710可将充电后的电信号传送到光子处理器720。这里，由辐射吸收层710通过转换获得的电信号可以是电压信号。
光子处理器720可包括比较器721和计数器723。
比较器721将电信号与参考值进行比较以确定电信号是否超过参考值。具体而言，当电信号是电压信号时，比较器721将与光子相应的电信号与预定参考电压Sref进行比较。当作为比较结果电信号大于参考电压Sref时，比较器721将由计数器723积累并进行计数的信号输出到计数器723。
这里，参考电压Sref是与光子的能量相应的值并且可根据X射线源而被改变。例如，实现对是否通过转换光子产生从比较器721输入的电信号的确定的值可被设置为参考值Sref。
计数器723根据比较器721的输出信号对光子的数量进行计数。
例如，当将比较器721偏置到+Vh电压和-Vh电压时，比较器721可将+Vh电压输出为逻辑高电平信号并将-Vh电压输出为逻辑低电平信号。当与光子相应的电信号的电平高于参考电压Sref的电平时，比较器721可输出与逻辑高电平相应的+Vh电压，并且当将+Vh电压输入到计数器723时，计数器723可将入射光子的数量的计数值增加+1并由此对光子的数量进行计数。另一方面，当与光子相应的电信号的电平低于参考电压Sref的电平时，比较器721可输出-Vh电压，并且当将-Vh电压输入到计数器723时，计数器723可继续积累已经形成逻辑低电平的光子(即，比较器721已经针对所述光子辨别出来自辐射吸收层710的电信号不与在其上的光子的撞击相应)的数量的计数值而没有增加针对从辐射吸收层710到光子处理器720的电信号的光子的数量的值。
存储器730存储由计数器723计数的光子的数量。具体而言，当一个像素特定时间吸收n个光子时，存储器730需要具有值为n/m的存储容量。例如，当像素每秒吸收约200M或更多个光子并对其进行计数并且包括25个计数像素时，存储器730存储与约8M相应的数量的比特以便每秒存储8M或更多的光子(200/25M个光子)。可基于特定时间由一个计数像素计数的光子的数量设置存储器730的存储容量。
另外，在图7A中，存储器730被包括在光子处理器720中的情况被示出作为示例，不过可将存储器730提供为独立于光子处理器720。
在图7B中，展示针对图7A的配置的可选实施例。在根据图7B的辐射检测器中，计数像素724包括辐射吸收层710、形成光子处理器725的实施例的如同图7A中的比较器的比较器721以及增量计数器726。如图7B中的虚线所指示，光子处理器725也可包括比较器721或者可仅由增量计数器726形成。操作***可周期性地读取出在增量计数器726中积累的值并将在其中积累的值重置为0，随后，对撞击光子进行计数的新周期可开始。因此，可按照简单精炼的方式避免对如在图7A的实施例中的单独的计数器和存储器的需求。尤其是，可省略单独的存储器。
此外，增量计数器726可被称为计数存储器726。具体而言，计数存储器726根据比较器721的输出信号对光子的数量进行计数并将其存储。此外，可基于特定时间由一个计数像素计数的光子的数量设置计数存储器726的存储容量。
图7A中的存储器的必要存储器容量或图7B中的增量计数器的计数值容量可根据在测量时间段期间(其中，所述测量时间段可以是在本公开别的地方所称的“特定时间”)预计撞击到辐射吸收层710上的光子的量以及每个像素中的计数像素的数量m而被改变或者被设置或被设计。可优选地实时读取出任何存储器(单独的或集成的)或增量计数器。在下文中，也采用存储器容量的表述以指示图7B的实施例的增量计数器的最大计数值。
可从图7A和图7B的呈现中获得以下印象：比较器、计数器以及(如有)存储器被布置为靠近计数像素或者至少形成检测器单元的一部分，但是事实上，计数器或其它形式的光子处理器、比较器(如有)以及存储器(如有)可优选地布置在图1B的DAS 186中或将优选地布置在图1B的DAS 186中。
假设辐射检测器被设计为每个像素具有25个计数像素700并且在使用中将受制于每个所述特定时间不多于500M个光子，随后针对每个计数像素的每个存储器的计数值500M/25＝20M的存储器容量以及针对在光子撞击的较低电平的应用以及后续的较低的X射线管输出被视为是足够的。在本公开以及权利要求书的框架内，鉴于最大入射辐射(例如，500M个光子)设置与每个像素的预定的给定数量m个计数像素(例如，25个计数像素)相应的存储器尺寸成为可能。在200M个光子的情况下，存储器容量无论如何满足(500M/25＝)16M，其中，在所述情况下，(200M/25＝)8M的容量将是足够的。此外，在所需要的存储器730的最大存储器容量或增量计数器726的最大计数值、最大入射辐射n和计数像素的数量m、子像素的数量m之间的设计权衡可被改变以便(例如)允许更高或更低的所需要的最大存储器容量。例如，在500M个光子的最大入射辐射中，通过采用每个像素具有36个计数像素而不是每个像素25个计数像素的设计，所需要的最大存储器容量可被减少到最大计数值(500M/36＝)13.89M。然而，如在下文所解释，像素的计数像素设计允许计数像素的组合被创建为在使用中被重新定义像素的尺寸、形状或其它参数，由此根据使用情况创建像素的新边界，特别是每个时间单位的撞击光子的数量。这甚至允许以下功能：每个像素中的计数像素的数量可被减少，如果所需要的计数值被太快获得或被增加，如果必要的计数值不足以快速获得。类似地，如在下文中所阐述，作为较高计数速度的后果，允许入射辐射撞击到辐射检测器上的曝光时间或特定时间或时间段可被减少。例如，如果更多的入射辐射可被可靠地检测到，则较短的曝光时间(在本公开的其它部分中也被称为“特定时间”)可被减少并由此在所述特定时间中的最大入射辐射将被减少，以允许存储器730具有较低要求的容量。更详细地讲，如果所述特定时间从1秒减少到(例如)1秒的一半，则在一秒的一半中最大入射辐射被减半到250M个光子。然后，在具有25个计数像素的配置的情况下针对每个计数像素的每个存储器的所需要的最大存储器容量可被降低到保持计数值(250M/25＝)10M。
针对降低所述特定时间或时段或曝光时间的后一方面，应注意到：每个像素中的m个计数像素中的每个将其自己的计数值积累在存储器730中或增量计数器726中，或者，每个计数像素。在没有每个计数像素的单独计数的先前配置中，当(例如)两个或更多个光子以在1mm^2的尺寸的像素的表面内的撞击之间相对大的距离实际上同时撞击到图6中的像素600的正面640上时，存在多个实际上同时撞击的光子引发增加单个计数值1的风险，而在整个像素的存储器中的计数值应增加与实际上同时撞击的光子的数量相同数量。毕竟，在所述情况下，来自光子吸收层的电信号将暂时高于参考值，其中，比较器输出在所述参考值之上的逻辑高电平，但是并不指示这由多个实际上同时撞击的光子所引起。因此，需要特定时间或曝光时间以获得足够的数据以便利用足够的细节和/或按照期望的分辨率重构图像，这可能常常明显长于200M像素实际撞击到先前配置的1mm^2的尺寸的像素上。
作为减少所要求的特定时间或曝光时间的新颖特征，增强辐射吸收层、比较器以及计数器的组合体以能够更快速地区分实际上同时撞击的光子成为可能。然而，这样的方式可能导致关于具有1mm^2的尺寸的像素的先前配置的辐射吸收层、比较器以及计数器的相当大且繁重的设计要求，更快速的区分光子的要求可能难以满足，尽管这并没有从本公开中排除。
然而，在上述实施例中，像素的正面640被划分为m个计数像素的区域，其中，像素的每个计数像素对撞击到各个计数像素上的光子进行计数并且在其各自的存储器或增量计数器中保存或存储撞击的光子的计数值。由于实际上同时撞击的光子不可能恰好撞击到像素600的表面640的相同位置，而是更有可能撞击到像素的不同计数像素上，实际上同时撞击到每个像素的不同计数像素上的有区别的光子将被分开计数，促成获得足够的数据以按照足够的细节和/或分辨率构建图像的速度和所要求的总时间。因此，所要求的总的特定时间或曝光时间可被减少和/或实现所要求的最小计数速度，并且，作为结果，针对在单独的计数像素的存储器中的计数值的所要求的最大容量可被减少。因此，可提供更高速度的计数辐射检测器。
图8是用于描述图4的计数像素的另一示图。
在辐射检测器400中，由计数像素中的至少一个计数的光子的数量可与恢复后的图像的一个图像像素值相应。详细地讲，计数像素中的至少一个可被分组，辐射检测器400可通过使用由包括多个计数像素的一个群组计数的光子的数量来产生CT图像的一个图像像素值。这里，被分组的计数像素称为计数像素群组。具体而言，由一个计数像素群组(例如，821)计数的光子的总数可与恢复后的CT图像的一个图像像素值相应。在辐射检测器400中，由一个计数像素计数的光子的数量也可与恢复后的图像的所述一个图像像素值相应。
在图8A中，一个像素810包括24个计数像素(6*4个像素)的情况被示出作为示例。在图8B中，两个邻接像素850和870均包括36个计数像素(6*6个像素)的情况被示出作为示例。
参照图8A，所述一个像素810包括被布置为彼此相邻的多个计数像素，多个计数像素群组821至826均包括所述多个计数像素。所有的计数像素属于所述群组中的一个，并且所有的群组在所述一个像素810的边界以内。由所述多个计数像素群组821至826计数的光子的总数可与恢复后的图像的一个图像像素值相应。具体而言，由一个计数像素群组(例如，821)计数的光子的总数可与恢复后的CT图像的一个图像像素值相应。
在图8A中，与一个图像像素值相应的一个计数像素群组包括四个计数像素的情况被示出作为示例。在这种情况下，当一个像素包括24个计数像素(6*4个像素)时，所述一个像素可被划分为6个计数像素群组(2*2个计数像素群组)，并且所述一个像素可从恢复后的图像中产生6个图像像素值。具体而言，参照图8A，一个像素810包括6个计数像素群组821至826。这里，计数像素群组821至826可构建产生一个像素值的图像像素，因此，所述一个像素810包括6个图像像素。因此，在辐射检测器400中包括的计数像素群组的数量可等于或多于在辐射检测器400中包括的像素的数量。此外，计数像素群组(例如，821)的尺寸可等于或小于像素810的尺寸。
作为可选示例，在一个像素中包括的24个计数像素可被划分为3*2个计数像素的四个计数像素群组，并且所述一个像素可产生单个组合计数值作为图像像素值或者产生针对恢复后的图像的4个不同图像像素值(针对所述4个计数像素群组中的每个的一个图像像素值)。
参照图8B，示出两个相邻像素850和870。
在辐射检测器400中，在多个像素中包括的多个计数像素可被划分为多个群组，并且由划分后的群组中的一个计数的光子的数量可与恢复后的图像的一个图像像素值相应。
参照图8B，在两个相邻像素850和870中包括的72个计数像素可被划分为6个群组881至886。详细地讲，可根据由在一个群组(例如，881)中包括的12个计数像素计数的光子的总数确定恢复后的图像的一个图像像素值。计数像素群组881-886跨越像素850和870之间的边界。因此，像素可被重新定义为相比原始像素810中的计数像素的总数更小的计数像素群组，也允许入射的若干光子的期望计数值的更快速获得，以便快速达到允许按照期望水平的细节或分辨率的图像恢复的测量结果。其原因是与计数像素群组相应且小于原始像素810的这些重新定义的像素的面积小于原始像素的面积，随后，在这些重新定义的像素中较少数量的光子在相同时间量中撞击。由于单独操作计数像素允许撞击光子的空间分布的分辨率的增加，并且形成重新定义的像素的计数像素群组小于原始像素810的尺寸，如在下文中进一步地描述，甚至可增加作为结果的细节或分辨率的水平。
另外，参照图8B，在两个像素850和870包括6个计数像素群组881至886。也就是说，在一个辐射检测器400中包括的像素(例如，850)的尺寸可等于或大于计数像素群组(例如，881)的尺寸。
图9是示出根据本发明的实施例的计算机断层扫描设备900的示图。
根据本发明的实施例的计算机断层扫描设备900包括辐射检测器910和图像处理器950。辐射检测器910具有与上文参照图2及图4至图8描述的根据本发明的实施例的辐射检测器的技术精神和配置相同的技术精神和配置，因此，不再重复针对图2及图4至图8提供的相同描述。
此外，图像处理器950可以是与上文参照图1B描述的图像处理器196相应的元件。可选地，图像处理器950可以是与如图2中通过有线/无线网络15连接到CT***20的外部医学设备136相应的元件。
参照图9，辐射检测器910包括检测辐射的多个像素。这里，所述多个像素均包括计数像素中的至少一个。例如，一个像素可包括m个计数像素。
所述多个计数像素均包括：辐射吸收层412，将入射的X射线光子转换为电信号；光子处理器413，对被转换为多个电信号的光子的数量进行计数；存储器(未示出)，存储所吸收的光子的数量并且当相应像素吸收n个光子时具有值为n/m的存储容量。
图像处理器950基于由辐射检测器910检测到的光子的数量重构CT图像。例如，图像处理器950可基于由辐射检测器910感测到的光子的数量产生CT图像、OCT图像、PET-CT图像或X射线图像。在下文中，图像处理器950恢复CT图像的情况已经作为示例在上文被描述。
详细地讲，图像处理器950可通过使用由计数像素群组计数的光子的数量产生CT图像的一个图像像素值。这里，计数像素群组包括在至少一个像素中包括的至少一个计数像素。
此外，图像处理器950可通过使用由一个计数像素计数的光子的数量产生CT图像的一个图像像素值。
此外，与在恢复后的CT图像中的一个图像像素值相应的计数像素群组可包括在一个像素中包括的被布置为彼此相邻的多个计数像素。
此外，与恢复后的CT图像中的所述一个图像像素值相应的计数像素群组可包括在多个像素中包括的被布置为彼此相邻的多个计数像素。
例如，当如图8A所示每个像素包括24个计数像素时，图像处理器950可将在一个像素中包括的24个计数像素划分为6个群组并通过使用由6个计数像素群组中的一个计数的光子的数量从恢复后的CT图像中产生一个图像像素值。也就是说，在这种情况下，将由一个像素检测到的光子用于从恢复后的CT图像中产生6个图像像素值。
作为另一示例，当如图8B所示每个像素包括36个计数像素时，图像处理器950可将在两个像素中包括的72个计数像素划分为6个群组并通过使用由6个计数像素群组中的一个计数的光子的数量从恢复后的CT图像中产生一个图像像素值。也就是说，在这种情况下，将由两个像素中的计数像素检测到的光子用于从恢复后的CT图像中产生6个图像像素值。
图像处理器950可根据恢复后的CT图像的分辨率调整用于从恢复后的CT图像中产生一个图像像素值的计数像素的数量。例如，当期望产生超高分辨率的CT图像时，图像处理器950可通过使用由一个计数像素计数的光子的数量从恢复后的CT图像中产生一个图像像素值。这可能或可能不对特定时间期间的参数(诸如管电压或该时间的长度等)产生影响。
辐射检测器910可检测针对特定时间(曝光时间)的入射辐射以对检测到的在所述特定时间期间入射的辐射进行取样。例如，在一般诊断辐射检测器中的入射光子的数量每秒可以是与1mm*1mm的面积相应的约500M。因此，针对每个像素执行光子计数操作的现有技术中的辐射检测器测量针对特定取样时间的入射光子的能量并对具有等于或大于特定值的光子的数量进行计数。当每秒500M个光子入射到1mm*1mm的面积上时，现有技术中的辐射检测器用2纳秒(1/500M秒)对一个光子取样。根据尼奎斯特取样定理，现有技术中的辐射检测器可靠地每纳秒对一个光子取样，其中，一纳秒与2纳秒的一半相应。
然而，难以在1纳秒内执行测量并比较光子的能量以对光子的数量进行计数的操作。即使当两个光子撞击到图6中的像素600的表面640的完全不同的位置上时，存在计数值可仅被增加1的风险，尽管两个光子已经撞击了。此外，即使测量并比较光子的能量以对光子的数量进行计数的电路针对取样时间执行上述测量和比较操作，也难以调整吸收辐射的辐射吸收层对取样时间的响应。此外，当若干光子同时入射到比较器上时，将光子的能量进行比较的操作可不被正常执行。此外，虽然正在执行针对一个光子的能量的比较和计数操作，如果另一光子入射，则计数操作可不被正常执行，并且针对后一个撞击光子的计数值可被丢失。
此外，现有技术中的计数检测器按照像素对光子进行计数并包括按照帧存储计数的光子的数量的存储器或存储按照由多个像素构成的每个群组计数的光子的数量的存储器。
如上所述，在根据本发明的实施例的辐射检测器和设备中，在辐射检测器中包括的所述多个像素均包括m个计数像素，其中，每个计数像素包括对光子进行计数的光子处理器以及存储计数的光子的数量的存储器。详细地讲，所述多个计数像素中的每个单独地执行对光子进行计数的操作以及存储计数的光子的数量的操作。当相应像素吸收n个光子并对其进行计数时，相应计数像素的存储器具有值为n/m的存储容量。
因此，在根据本发明的实施例的辐射检测器中，由于针对每个计数像素单独地执行光子计数操作，与将被现有技术中的像素处理的光子的数量相比，针对每个计数像素将被处理的光子的数量被减少n/m。因此，1/(n/m)秒的取样时间可用于每个光子并且针对每个光子保证1/(n/m)秒的取样时间，同样降低了关于辐射吸收层、光子处理器、比较器和存储器(如果被分开提供)的要求。也就是说，与针对每个光子的取样时间是1/n秒的现有技术中的辐射检测器相比，根据本发明的实施例的辐射检测器保证与现有技术中的辐射检测器的取样时间的m倍相应的1/(n/m)秒的取样时间。因此，增强了在对光子进行计数时的精确程度，并且辐射吸收层可对所吸收的光子的数量进行充分计数。此外，由于由比较器和计数器处理后的光子的数量被减少n/m，因此根据本发明的实施例的辐射检测器解决了现有技术中的辐射检测器在光子实际上同时入射时(即，在一个时间段以内撞击，其中，在所述时间段中，根据上述尼奎斯特取样定理吸收层、比较器以及计数器可能无法区分分开撞击的光子)无法对光子的数量正常计数的问题。
基于实施例的上述公开，对本领域技术人员而言非常清楚的是：像素被称为用于提供撞击光子的数量并从其中产生重构的图像的最小构建块。通过在m个计数像素上将所述贡献划分到撞击光子的计数数量，可针对像素实现所要求数量的光子的更精确和更快速的积累，(例如)以在特定或可用时间段中实现期望的高计数值，针对所要求的每秒(例如)200M的计数值至今困扰着本技术领域的技术人员。此外，本公开的实施例允许所选择的数量的计数像素的重新组合以重新定义像素，因此，将针对(例如)光子注入的变化情况考虑在内和/或甚至降低每个像素的计数像素的数量以增加期望或所要求的计数值的获得时间。
此外，每个计数像素的存储器被设计为具有值为n/m的存储容量，因此，在每个计数像素中包括的存储器的尺寸被最小化。因此，根据本发明的实施例，通过在每个计数像素中包括一个存储器来实现辐射检测器。
此外，根据本发明的实施例的辐射检测器和设备(诸如计算机断层扫描设备)通过使用由至少一个计数像素计数的光子的总数产生恢复后的图像的一个图像像素值，因而实现根据用户期望的图像分辨率的图像的质量。
本发明的所述实施例可被写为计算机程序并且可在使用计算机可读记录介质执行所述程序的通用数字计算机中实施。
计算机可读记录介质的示例包括磁存储介质(例如，ROM、软盘、硬盘等)、光学记录介质(例如，CD-ROM或DVD)等。
应理解：在其中描述的实施例应被视为仅仅是描述性的而非为了限制的目的。在每个实施例内的特征或各方面的描述通常应被视为可用于其它实施例中的其它相似特征或方面。
虽然已经参照附图描述本发明的一个或多个实施例，但是本领域普通技术人员将理解：在不脱离由权利要求书限定的本发明的范围的情况下，可在其中做出形式和细节方面的各种改变。

Claims (15)

1.一种用于感测辐射的辐射检测器，所述检测器包括均包含有至少一个计数像素并恢复图像的多个图像像素，
其中，
所述至少一个计数像素包括：
辐射吸收层，将入射光子转换为电信号；以及
光子处理器，基于从辐射吸收层传送的电信号对光子的数量进行计数，并且所述图像像素的数量小于所述计数像素的数量。
2.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，所述至少一个计数像素对比入射到相应图像像素上的光子的数量小的光子的数量进行计数。
3.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，光子处理器根据将入射光子直接转换为电荷以检测光子的直接方法基于所述电信号对光子的数量进行计数。
4.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，所述多个图像像素均与构成所述图像的一个像素值相应。
5.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，所述多个图像像素均包括多个计数像素，其中，所述多个图像像素均是用于基于由所述多个计数像素计数的光子的数量来计算在所述图像中包括的一个像素值的像素。
6.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，光子处理器包括：计数存储器，对比在特定时间内入射到相应图像像素上的光子的数量小的光子的数量进行计数并存储。
7.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，光子处理器包括：
比较器，将所述电信号与参考值进行比较以确定所述电信号是否超过所述参考值；以及
计数存储器，基于比较器的比较结果对超过所述参考值的光子的数量进行计数并存储。
8.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，所述至少一个计数像素包括：计数存储器，对比在特定时间内入射到相应图像像素上的光子的数量小的光子的数量进行计数并存储。
9.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，当所述多个图像像素均与辐射检测器的像素相应时，在所述像素中包括的所述至少一个计数像素被划分为至少一个计数像素群组，并且由所述至少一个计数像素群组计数的光子的数量与在所述图像中的一个图像像素值相应。
10.如权利要求9所述的辐射检测器，其中，所述计数像素群组的数量等于或多于所述像素的数量。
11.如权利要求9所述的辐射检测器，其中，所述至少一个计数像素群组的尺寸等于或小于所述像素的尺寸。
12.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，当所述多个图像像素均与辐射检测器的像素相应时，在多个相邻像素中包括的多个计数像素被划分为至少一个计数像素群组，并且由所述多个计数像素群组中的每个计数的光子的数量与在所述图像中的一个图像像素值相应。
13.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，辐射检测器是用于产生断层扫描图像的辐射检测器。
14.如权利要求1所述的辐射检测器，其中，辐射检测器是用于产生X射线图像的辐射检测器。
15.一种断层扫描成像设备，包括：
辐射检测器，包括均包含至少一个计数像素并恢复图像的多个图像像素；以及
图像处理器，基于由辐射检测器感测到的光子的数量来重构断层扫描图像，
其中，
所述至少一个计数像素包括：
辐射吸收层，将入射光子转换为电信号；以及
光子处理器，基于从辐射吸收层传送的电信号对光子的数量进行计数，并且所述图像像素的数量小于所述计数像素的数量。
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