FI111759B - Anturijärjestelmä ja menetelmä digitaalisessa röntgenkuvantamisessa - Google Patents

Anturijärjestelmä ja menetelmä digitaalisessa röntgenkuvantamisessa Download PDF

Info

Publication number
FI111759B
FI111759B FI20000592A FI20000592A FI111759B FI 111759 B FI111759 B FI 111759B FI 20000592 A FI20000592 A FI 20000592A FI 20000592 A FI20000592 A FI 20000592A FI 111759 B FI111759 B FI 111759B
Authority
FI
Finland
Prior art keywords
pixel
sensor
sensor arrangement
signal
arrangement according
Prior art date
Application number
FI20000592A
Other languages
English (en)
Swedish (sv)
Other versions
FI20000592A (fi
FI20000592A0 (fi
Inventor
Pekka Stroemmer
Original Assignee
Planmed Oy
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Planmed Oy filed Critical Planmed Oy
Priority to FI20000592A priority Critical patent/FI111759B/fi
Publication of FI20000592A0 publication Critical patent/FI20000592A0/fi
Priority to EP01919494A priority patent/EP1266241A1/en
Priority to JP2001568109A priority patent/JP4989005B2/ja
Priority to PCT/FI2001/000246 priority patent/WO2001069284A1/en
Priority to AU2001246581A priority patent/AU2001246581A1/en
Priority to US10/221,608 priority patent/US6847040B2/en
Publication of FI20000592A publication Critical patent/FI20000592A/fi
Application granted granted Critical
Publication of FI111759B publication Critical patent/FI111759B/fi

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/243—Modular detectors, e.g. arrays formed from self contained units
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/247—Detector read-out circuitry
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/30—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from X-rays
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/76—Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors
    • H04N25/768—Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors for time delay and integration [TDI]
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/76—Addressed sensors, e.g. MOS or CMOS sensors
    • H04N25/77—Pixel circuitry, e.g. memories, A/D converters, pixel amplifiers, shared circuits or shared components
    • H04N25/772—Pixel circuitry, e.g. memories, A/D converters, pixel amplifiers, shared circuits or shared components comprising A/D, V/T, V/F, I/T or I/F converters
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/70—SSIS architectures; Circuits associated therewith
    • H04N25/79—Arrangements of circuitry being divided between different or multiple substrates, chips or circuit boards, e.g. stacked image sensors
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Solid State Image Pick-Up Elements (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Description

111759
Anturijärjestely ja menetelmä digitaalisessa röntgenkuvantamisessa
Keksintö kohdistuu vaatimuksen 1 johdanto-osan mukaiseen anturijärjestelyyn ja vaatimuksen 17 johdanto-osan mukaiseen menetelmään digitaa-5 lisessa röntgenkuvantamisessa.
Noin vuosikymmen sitten alkoi digitaalinen röntgenkuvantaminen siirtyä tutkimusyksiköistä käytännön kuvantamismenetelmäksi. Ensimmäiset digi-tointimenetelmät perustuivat muutamaa harvaa poikkeusta lukuun otta-10 matta menetelmään, jossa kuvannettavan objektin läpäisseet röntgen- kvantit absorboitiin ns. tuikeaineeseen, joka puolestaan emittoi valo-fetoneita, eli tavallaan konvertoi röntgenkvanttien energiatason valon aallonpituudelle. Valofotonit puolestaan johdettiin joko suoraan tai yleisimmin kuituoptisen välitysmateriaalin avulla piisubstraatille, 15 johon absorboituessaan ne muodostivat elektroni-aukko-pareja, siis sähköisesti ilmaistavissa olevia varauksia. Tällaiset järjestelyt olivat kuitenkin hyötysuhteeltaan ja resoluutioltaan suhteellisen vaatimatonta tasoa, sillä tekniikan periaatteellisena ongelmana oli se, että valofotonien leviäminen tuikeaineessa huononsi kuvantamisresoluu-20 tiota, minkä vuoksi tuikeaine kerroksen paksuus oli pidettävä pienehkönä, tyypillisesti noin 100 pm suuruusluokassa. Tästä oli puolestaan seurauksena se, että suuri osa röntgenkvanteista kulkeutui tui-keainekerroksen läpi ja absorboitui kuituoptiseen välitysmateriaaliin. '· Röntgenkvantit saattoivat absorboitua jopa itse piisubstraattiin, mikä .· · 25 aiheutti kuvainformaatioon voimakasta kvanttikohinaa. Usein vain noin j 30 % röntgenkvanteista saatiin talteen osallistumaan kuvanmuodostuk- seen.
• · ·
Tekniikan kehittyessä edellä kuvatun kaltaisilla järjestelyillä on 30 päästy yli 50 % kvanttihyötysuhteeseen (dqe). Kuitenkin tällaisten ,···, ratkaisujen tyypillinen kuvantamisresoluutio on edelleen vain noin 10 lp/mm, minkä jälkeen erottelukykyä kuvaava MTF (Modulation Transfer Function) alkaa nopeasti heiketä ollen esimerkiksi yli 5 Ip/mm taa-: '.· juuksilla vain noin 30 % tasolla.
[[[: 35 :·. Perinteisessä tuikemateriaalissa röntgenkvantti saa aikaan, energias taan riippuen, noin 20 valofotonia / keV ilmaisimena käytetyn pii-substraatin suuntaan. Osa valofotoneista häviää matkalla kuituoptisen 2 111759 välitysmateriaalin läpi. Riippuen kuituoptiikalla toteutettavasta suurennoksesta fotoneista häviää tyypillisesti 10-70 %, jolloin hyvässä-kin tapauksessa ilmaisimelle saadaan noin 18 fotonia / keV. Kun esimerkiksi CCD-anturin (Charge-Coupled Device) valokvanttihyötysuhde on 5 noin 0,3, saadaan tällaisella anturilla ilmaistuksi noin 6 elektronia / keV. Näin lopullinen ilmaistavissa oleva signaali on esimerkiksi 20 keV energiatasoisella röntgensäteilyllä vain noin 100 elektronia / kvantti. Tällaista tekniikkaa käytettäessä anturielektroniikan suunnittelussa onkin kiinnitettävä erityisen suurta huomiota siihen, ettei 10 kohteen läpäisseiden kvanttien informaatiota menetettäisi yhtään enempää ja että jokainen ilmaistu elektroni saataisiin mitatuksi.
Edellä viitattiin ns. CCD-anturiin, joka on tämän tyyppisissä anturi-järjestelyissä yleisesti käytetty ilmaisin. Yksi olennaisesti CCD-15 tekniikkaan liittyvä ongelma on kuitenkin ns. pimeävirta, joka aiheutuu anturin omasta pintavuotovirrasta, joka ajan myötä aiheuttaa signaalin kertymistä CCD-anturin ns. pikselikaivoihin. Näin vaikka anturille ei tulisi lainkaan säteilyä, aiheuttaa pimeävirta pohjahuntua anturilta saatavaan kuvaan, mikä aiheuttaa erityisesti pienillä sig-20 naalivoimakkuuksilla merkittävän haitan.
Toinen tyypillinen CCD-tekniikan ongelma on ylivalottuminen. Jos signaalia on liikaa, alkavat varaukset valua ulos pikselikaivoista naapu-'·’ ripikseleihin. Tämä sotkee kuvaa ja aiheuttaa CCD-tekniikkaan kuulu- ' 25 vassa varausten siirtovaiheessa ns. valumajälkiä.
Kaikessa lääketieteellisessä röntgenkuvantamisessa pyritään, kuvan laadusta tinkimättä, mahdollisimman pieneen potilassädeannokseen. Yksi olennainen tekijä on tällöin anturin kvanttihyötysuhteen saaminen mah-30 dollisimman korkeaksi, mieluimmin kaikkien kohteen läpi tulleiden ,···. röntgenkvanttien saaminen osallistumaan kuvan muodostukseen. Toisaalta kuvan laadun osalta on monissa sovellutuksissa tärkeää päästä mahdol-lisimman suureen kuvantamisresoluutioon. Esimerkiksi mammografiakuva-: uksissa pienten, alle 100 pm kokoisten mikrokalkkien havaitseminen on 35 äärimmäisen tärkeää.
" . Tekniikan kehittyminen on johtanut uuteen röntgenkvanttien ilmaisutek niikkaan, jossa hyötysuhteeltaan huono valokonversiovaihe on voitu 3 111759 jättää kokonaan pois. Tällaisessa tekniikassa röntgenkvantit absorboidaan sellaiseen väliaineeseen (esim. Ge, Si, Se, GaÄs, HgI, CdTe, CdZnTe, Pbl), jossa ne muuttuvat suoraan elektroni-aukko-pareiksi. Kun tällaisen väliaineen yli järjestetään voimakas sähkökenttä, voidaan 5 röntgenkvanttien absorboitumisesta syntyneet varaukset ohjata kohti pikselielektrodeja siten, että samalla käytännössä estetään niiden lateraalinen liike kohti naapuripikseleitä. Tällaisen tekniikan etuna on mahdollisuus röntgenkvantteja absorboivan kerroksen paksuuden lisäämiseen aina teoreettiseen 100 % kvanttihyötysuhteeseen asti kuvantamis-10 resoluutiota kuitenkaan olennaisesti menettämättä. Tällaiseen hyötysuhteeseen pääsemiseksi esimerkiksi piikerroksen paksuuden tulisi olla noin 3 mm suuruusluokkaa, mutta esimerkiksi CdZnTe:a käytettäessä noin 0,5 mm paksuus riittää kaikkien 20 keV energiatason röntgenkvanttien talteen saamiseen.
15
Edellä kuvantun kaltaisella uudella teknologialla on kuitenkin myös omat haittapuolensa, jotka jossain määrin rajoittavat tämän muuten erinomaisen tekniikan käyttömahdollisuuksia. Koska röntgenkvantteja absorboivan kerroksen on kuitenkin oltava suhteellisen paksu, on se 20 järjestettävä mahdollisimman kohtisuoraan röntgensädekimppua vastaan, jotta kvanttien absorboitumisesta eri syvyyksillä ei aiheutuisi niiden kuvautumista eri pikselien alueille ja siten lateraalista kuvautumis-resoluution heikkenemistä. Erityisesti lääketieteellistä röntgenkuvan-'* tamista ajatellen ns. täyskenttäanturin rakentaminen tällä teknologi- * 25 alla onkin siten jossain määrin kyseenalaista, koska tällaisen anturin · reuna-alueilla resoluutio on huomattavasti keskialuetta heikompi. Kos- • * * ka ongelma on kaikille ennen esillä olevaa keksintöä tunnetuille suo-*: raan absorbointiin perustuville antureille yhteinen, on niiden suori- tuskykyä tyydytty mittaamaan vain kuva-alueen keskellä, missä saadaan 30 paras kuvantamistulos. Sen sijaan tällainen teknologia soveltuisi erinomaisesti ns. kapeakeilapyyhkäisykuvaukseen, jossa kapea anturi voidaan pyyhkäisyn edetessä pitää koko ajan olennaisesti kohtisuorassa röntgensädekimppua vastaan. Pyyhkäisykuvantaminen edellyttäisi kuiten-: .* kin riittävän signaaliherkkyyden aikaansaamiseksi useiden pikselien ;i>#: 35 levyistä anturirakennetta ja joko ns. TDI-tekniikan (Time Delay Integ-;·, ration) hyväksikäyttöä tai sellaista signaalin lukunopeutta, johon * tekniikan tason mukaisilla ratkaisuilla ei nykyteknologialla ole mah dollista päästä.
4 111759
Edellä kuvatun kaltaisissa täyskenttäantureissa on kuvainformaation lukemiseen käytetty yleisesti amorfisen piialustan pintaan järjestettyä lukuelektroniikkaa. Toinen mahdollinen ratkaisu on järjestää antu-5 ri koostumaan pienemmistä moduuleista ja toteuttaa lukuelektroniikka ns. CMOS-tekniikalla (Complementary Metal-Oxide Semiconduntor). Näissä molemmissa tekniikoissa kuvainformaatio luetaan yleisesti joko kuvauksen jälkeen tai joskus myös sen aikana pikseli pikseliltä osoittamalla kutakin pikseliä kerrallaan ja lukemalla siihen kertynyt varaus ulos 10 anturin reunalta. Erityisesti isokokoisissa antureissa on kuitenkin ongelmana pikselivarauksen jakautuminen lukukanavien kapasitansseihin, mistä aiheutuu kohinaa mitattavaan signaaliin, ja kuten edellä on jo todettu, pyyhkäisykuvantamistakaan ei ole mahdollista toteuttaa koska siinä tarvittavaan lukunopeuteen ei ole mahdollista tänä päivänä käy-15 tettävissä olevin keinoin päästä.
Kun röntgenkvantit konvertoidaan suoraan elektroni-aukko-pareiksi, on syntyvä signaali valokonversioon verrattuna varsin suuri, noin 200e- / keV. Näin esimerkiksi edellä mainitulla 20 keV kvantilla saadaankin 20 100 elektronin sijasta aikaan noin 4000 elektronin varaus, mikä aihe uttaa anturielektroniikalle käänteisiä vaikeuksia verrattuna perinteisiin ongelmiin. Signaalia nimittäin saadaan nyt niin paljon, että sen , , käsitteleminen alkaa olla jo vaikeaa. Riittävän kuvan harmaatasoerit- '* telyn vuoksi ainakin 12-14 bitin informaatiosyvyys olisi välttämätön, ‘ 25 mikä tässä tapauksessa tarkoittaisi tarvetta käsitellä vähintään 16-65 : Me- varauksiä. Näin esimerkiksi CCD-anturien käyttäminen lukuelektro- nilkkana on käytännössä mahdotonta, koska ne pystyvät parhaimmillaan-: : kin vain n. 500 OOOe- varauksen siirtoon. Näin tekniikan tason mukai- sen lukuelektroniikan sopimattomuuden vuoksi tätä erityisesti pyyhkäi-30 sevään kuvaukseen soveltuvaa ilmaisintyyppiä ei ole voitu siinä käyt-tää, kun signaalia ei ole voitu kerätä tunnetulla TDI-tekniikallakaan t· · · _ CCD-antureita hyväksikäyttäen.
: ’.· Toinen suorakonversioantureiden käyttöä häiritsevä epäkohta on va- 35 rausalkioiden rajallinen etenemisnopeus nykyisin käytössä olevissa ab-;·. sorboivissa materiaaleissa, mikä aiheuttaa ns. jälkiloistetta, joka ’ saattaa pahimmillaan olla jopa tuntien luokkaa. Tätä onkin pyritty * t keinotekoisesti kompensoimaan ottamalla aikaisemmin otettujen kuvien 5 111759 informaatio huomioon ja vähentämällä se ajan funktiona viimeksi otetusta kuvasta. Menetelmä ei kuitenkaan täysin pysty korjaamaan virhettä, mikä syntyy ansaan jääneiden varausten siirtymisestä ajan myötä myös sivusuunnassa naapuripikselien alueelle.
5 Lääketieteelliset digitaalikuvantamismenetelmät voidaan jakaa edellä esiin tulleisiin kahteen pääsuuntaan, kokokenttäkuvaukseen ja kapealla anturilla tehtävään pyyhkäisykuvaukseen. Käytännön kuvantamistapahtu-maa tarkasteltaessa kokokenttäkuvaus vastaa perinteistä kuvantamista 10 koko kuva-alueen kokoiselle filmille. Tämän teknologian selkeänä haittana on pinta-alaltaan suurten ja siten erittäin kalliiden anturien tarve sekä tarve poistaa kuvannettavasta kohteesta siroava sekundää-risäteily, mikä edellyttää monimutkaisten mekaanisten hilarakenteiden käyttöä. Toimintaperiaatteensa vuoksi hilarakenteet myös kaksinker-15 taistavat kuvantamiseen tarvittavan sädeannoksen.
Pyyhkäisytekniikassa kapea anturi vaatii tuekseen jonkin verran mekaniikkaa, mutta se on kuitenkin pinta-alaltaan ja siten myös kustannuksiltaan huomattavasti edullisempi kuin täyskenttäanturi. Pyyhkäisyku-20 vantamisessa ei myöskään tarvita hilaa, jolloin kuvannettavaan kohteeseen johdettava sädeannos saadaan vastaavasti puolitettua. Mm. mammografiassa tarvittavan pienen pikselikoon (suuren resoluution) vuoksi . . useiden pikselien levyisen anturin ja TDI-menetelmän käyttö olisi kui- • · ; * tenkin välttämätöntä riittävän signaalin saamiseksi käytännöllisen ' ·’ 2 5 suuruisella röntgensäteilytuotolla. TDI-kuvantaminen on tekniikan ta- : son mukaisesti yleensä toteutettu käyttäen signaalin ilmaisuun CCD- ‘ · · anturia, joka säteilyn suoraan ilmaisuun perustuvassa järjestelyssä < ei, edellä esitetyistä syistä johtuen, kuitenkaan kykenisi syntyvän signaalin järkevään siirtoon. Toisaalta toinen tekniikan tason mukai-30 nen tapa olisi lukea X-Y-matriisiin kytkettyjen pikselien ilmaisemat .·*. signaalit kukin vuorollaan, mutta nyt esillä olevien sovellutusten mu- kaisen pyyhkäisynopeuden ja resoluution valossa tarvittaisiin n. 1 ns nopeudella tapahtuvia 12-bittisiä A/D-muunnoksia ja tallennuksia, jot-: .* ka nopeudet ovat tänä päivänä käytettävissä olevan teknologian saavut- 3 5 tamattomissa.
____; Esillä olevan keksinnön tavoitteena onkin pyrkiä kehittämään uusia ratkaisuja röntgensäteilyn suoraan ilmaisuun perustuvien anturien käy- 6 111759 tettävyyden parantamiseksi ja erityisesti mahdollistaa TDI-kuvan-taminen uudella tavalla toteutettavan ilmaistun signaalin lukuteknii-kan avulla.
5 Täsmällisesti keksinnön olennaiset piirteet on esitetty oheisissa patenttivaatimuksissa, erityisesti itsenäisten vaatimusten tunnusmerk-kiosissa. Olennaisen osan keksinnöstä muodostaa mm. tieteellisissä fysikaalisissa tutkimuksissa sinänsä tunnetuissa laitteissa, kuten Gei-ger-mittareissa, käytetty teknologia, jonka mukaisesti jokainen antu-10 rin ilmaisema kvantti lasketaan erikseen paikka- ja tarvittaessa myös energiakohtaisesti. Tekniikan taso tuntee joitakin ajatuksia tällaisen lähestymistavan soveltamisesta myös lääketieteelliseen kuvantamiseen, mutta esillä olleet ratkaisut ovat kuitenkin teknisesti äärimmäisen hankalasti toteutettavia eivätkä siten sovellu käytännöllisen, edulli-15 sesti toteutettavissa olevan digitaaliseen röntgenkuvantamiseen soveltuvan anturiratkaisun pohjaksi.
Esillä olevan keksinnön tavoitteena on siis pyrkiä hyödyntämään edellä esitettyjen tekniikoiden osa-alueiden parhaita puolia tehokkaan, suu-20 riresoluutioisen ja helpon valmistettavuutensa ansiosta edullisen anturiratkaisun esille tuomiseksi. Keksintö yhdistää edellä esitetyt, eri kuvantamistapoihin liittyvät edut yhdeksi kokonaisuudeksi, joka eri suoritusmuodoissaan voi käsittää periaatteessa 100 % kvantti- * · hyötysuhteen omaavan anturin, joka kykenee käsittelemään koko syntyvän 25 signaalin, poistamaan ns. jälkiloiston vaikutukset, on immuuni siron- < » · : : : neelle säteilylle, pimeävirralle ja ylivalotukselle, poistaa lämpöko- • ..* hinan, soveltuu joko kokokenttäkuvaukseen tai pyyhkäisevään kapeakei- >’ _·' lakuvaukseen, pystyy tarvittavaan kuvainformaation siirtonopeuteen ja ; tarvittaessa myös ilmaistun säteilyn energiatasojen erotteluun mahdol- 30 listaen siten myös kuvannettavan kohteen tarkemman analysoinnin.
. >*, Keksintö siis perustuu sinänsä tunnettuihin ratkaisuihin, jossa esi- jännitetty (fotosähköinen) (puolijohde)materiaali (esim. Ge, Si, Se, : GaAs, HgI, CdTe, CdZnTe, Pbl) konvertoi röntgenkvantit suoraan elekt- 35 roni-aukko-pareiksi, jotka mainitun materiaalin yli kytketyn voimak-r, kaan sähkövoimakentän avulla saadaan kerätyiksi lateraalista leviämis- ,,,,,· tä välttäen kukin oman pikselinsä alueelle, jolloin voidaan saavuttaa 100% dqe resoluutiosta kuitenkaan tinkimättä. Keksinnön mukaisesti ku- 7 111759 vattavan kohteen läpäisemien röntgenkvanttien tuottamaa kuvainformaa-tiota ei kuitenkaan tekniikan tasosta poiketen ilmaista pikselin alueelle kuvantamisen aikana syntyneen (elektroni)varauksen perusteella, vaan muualta fysiikasta tunnettujen periaatteiden mukaisesti laskemal-5 la ilmaistujen, mahdollisesti aseteltavissa olevan kynnystason ylittävien röntgenkvanttien puhdas lukumäärä. Anturin aseteltavan kynnystason avulla laskettavien kvanttien minimienergiataso voidaan rajata, jolloin anturissa esiintyvä lämpökohina, siroavan säteilyn tai jälki-loiston aiheuttama matalampienergiainen säteily tms. voidaan eliminoi-10 da suoraan pikselitasolla.
Seuraavassa keksintöä selostetaan lähemmin sen edullisten suoritusmuotojen avulla ja oheisiin kuvioihin viittaamalla, joista kuvioista 15 kuvio 1 esittää tyypillisen röntgensäteilyn suoraan ilmaisuun perustuvan anturin rakennetta, kuvio 2 esittää yhtä keksinnössä käytettäväksi soveltuvaa säteilyn il-maisuelektroniikkaa, 20 kuvio 3 esittää yhtä keksinnön mukaista lukuelektroniikkaratkaisua, , . kuvio 4 esittää yhtä keksinnön mukaista lukuelektroniikkaratkaisua an- |t>· turitasolla tarkasteltuna, <V 25 • : kuviot 5a ja 5b esittävät keksinnön yhden edullisen suoritusmuodon mu- ' ..· kaista moduuleista koostuvaa anturijärjestelyä, ; kuvio 6 esittää keksinnön toisen edullisen suoritusmuodon mukaista mo- 30 duuleista koostuvaa anturijärjestelyä ja * * , *·, kuvio 7 esittää yhtä keksinnössä käytettäväksi soveltuvaa elektroniik ka järjestelyä pikselillä ilmaistavan röntgenkvantin minimienergiatason : säätämiseksi.
’.,.! 3 5 ;'. Kuviossa 1 on esitetty yhden tyypillisen röntgensäteilyn suoraan il- , maisuun perustuvan anturin 10 perusrakenne, jossa röntgensäteilyä 12 i * absorboivana elimenä 11 käytetään pinta-alaltaan X x Y kokoista, sä- 8 111759 teilyn suoraan sähköiseksi signaaliksi konvertoivaa materiaalikerros-ta, joka asetetaan voimakkaaseen sähkövoimakenttään V. Säteilyä konvertoiva kerros voi muodostua esimerkiksi suhteellisen ohuesta (puo-lijohde)materiaalirakenteesta (Ge, Si, Se, GaAs, HgI, CdTe, CdZnTe, 5 Pbl), jonka kuviossa 1 ei-näkyvään röntgensäteilyä 12 kohti olevaan pintaan nähden vastakkaiselle pinnalle on järjestetty sen halutulla tavalla kattavia pikselielektrodeja. Näin sähkövoimakenttä kollimoi syntyvän signaalin pikselikohtaisesti ja signaali voidaan ilmaista esimerkiksi kuhunkin pikselielektrodiin liittyvän indiumpalloliitoksen 10 13 ja piipohjäisellä absorptioelimen 11 kanssa pinta-alaltaan olennai sesti samansuuruisen substraatin käsittävällä lukuelektroniikalla 20, joka voi olla toteutettu esimerkiksi CMOS-tekniikalla.
Lukuelektroniikkaan 20 kuuluva ilmaisuelektroniikka 20' voi pikselita-15 solia sisältää esimerkiksi kuvion 2 mukaisesti signaalin vahvistimen 21 ja komparaattorin 22, joka haluttaessa ulkoisesti aseteltavan ver-tailutason Vref mukaisesti joko ilmaisee tai ei ilmaise pikselin alueelle absorboituneen kvantin. Lisäksi kuvion 2 mukaiseen ratkaisuun kuuluu sopivirnmin 12-16 bittinen digitaalinen laskuri 23, joka laskee 20 jokaisen energiatasoltaan vertailutason ylittäneen jännite- tai virta-pulssin. Laskuri 23 voidaan varustaa piirillä, joka estää laskemisen laskurin laskettua itsensä täyteen, jolloin ylivalotus ei aiheuta ku-, vaan muuta virhettä kuin että mitattava pikselisignaali on maksimiar- ’’ vossaan.
: : : 25 , I i Keksinnön mukainen lukuelektroniikka 20 voi olla toteutettu esimerkik- : si kuvion 3 mukaisesti järjestämällä jokaista pikseliä 31, 31', . . .
.* varten oma liitospinta 32 ja kytkemällä laskurit 23, 23', . . . antu- ; rin 10 kuvantamispyyhkäisyliikkeen suunnassa 33 toisiinsa siten, että 1 < · 30 laskurien 23, 23', . . . tuloksen yksinkertaisimmaksi uloslukemiseksi ·. ja samalla TDI-kuvantamisen mahdollistamiseksi jokaisen pikselin 31', ··, ... laskuri 23', . . .on rinnan ladattavissa edellisen pikselisa- ’’ rakkeen saman rivin pikselin laskurista 23, 23', . . .. Ensimmäisen ; .· sarakkeen laskurit 23 voidaan järjestää latautumaan nollaksi, jolloin ·, ,· 35 anturisignaalit voidaan helposti nollata.
,,,,,· Kuviossa 4 esitetyn mukaisesti anturin 10 lukuelektroniikka 20 voidaan i toteuttaa siten, että reunimmaisten laskurien 23 tulokset voidaan la- 9 111759 data rinnakkain siirtorekisteriin 41, TDI-kuvantamisessa nimenomaan anturin jättöreunan puolella sijaitsevaan siirtorekisteriin, joka siirtää sarjamuodossa yhden rivin bitit peräkkäin ulos. Näin anturia on mahdollista käyttää sekä kokokenttäkuvaukseen että TDI-kuvaukseen, 5 jolloin koko anturin 10 tuottaman kuvadatan tulostamiseen tarvitaan vähimmillään vain yksi lähtösignaali 42. Valinnaisesti siirtorekiste-rin 41 alkupää voidaan järjestää lataamaan sisään sarjamuotoista tietoa esimerkiksi edellisestä samaan anturijärjestelyyn kuuluvasta samanlaisesta anturimoduulista 10, jolloin koko useista erillisistä mo-10 duuleista koostuvan anturijärjestelmän ilmaisema kuvainformaatio voidaan lukea ulos vähimmillään yhtä signaalilinjaa pitkin.
Jos anturin fyysinen pikselikoko on valittu riittävä pieneksi, voidaan luettuja pikselikohtaisia signaaleita yhdistää suuremmiksi kokonai-15 suuksiksi esimerkiksi kuvankäsittelyyn tarkoitetussa tietokoneessa. Kuvasignaalia voidaan myös käsitellä TDI-kuvantamisen liikesuuntaisen resoluution kasvattamiseksi, jolloin kulloisenkin kuvantamiskohteen vaatima sädeannos / resoluutio voidaan optimoida halutuksi, kuten esimerkiksi FI-patentissa 97665 on esitetty.
20
Keksinnön mukaisessa anturissa esimerkiksi lämpökohinan tai sironneen säteilyn tuottamat matalaenergisemmat kvantit voidaan eliminoida suoraan pikselitasolla järjestämällä jokaisen, tai edullisesti esimerkik-/ si joka toisen, pikselisaakkeen signaalin vertailutaso ulkoisesti ase- 25 teltavaksi. Näin mahdollistetaan esimerkiksi TDI-kuvantamisessa vie-! : rekkäisten pikselien kuvaaminen eri energiatasoerottelulla asettamalla aina sarakkeensiirron yhteydessä eri vertailutasot sarakeparien (tai ' sarjojen) kesken, jolloin lähes samasta objektin kohdasta on mahdol lista saada yksi tai useampia eri energiatasoille aseteltuja kuvia, 30 joiden avulla kuvannetun objektin tarkempikin analysointi tulee mahdolliseksi.
Keksinnön mukainen modulaarinen anturijärjestely voidaan myös toteut-, * taa esimerkiksi siten, että joka toisen anturimoduulin vertailutaso 35 asetetaan eri tasolle kuin niiden väliin jäävien moduulien vertailuta-; so, jolloin samasta kohteen pisteestä voidaan TDI-menetelmällä saada l * kahdella tai useammallakin eri energiaerittelytasoilla olevaa infor- 10 111759 maatiota, joita voidaan hyödyntää kuvannettavan kohteen tarkemmassa analysoinnissa
Sopivalla vertailutason asettamisella saadaan helposti eliminoitua 5 myös edellä kuvattu ns. jälkiloisto tai signaalin osittainen leviäminen naapuripikselien alueelle, koska näiden ilmiöiden signaalivoimak-kuus on hetkellisesti ilmaistuun signaaliin nähden marginaalista luokkaa jääden siten ilmaistavan signaalikynnystason alapuolelle. Näin näiden tekniikan tason mukaisissa ratkaisuissa ongelmallisten ilmiöi-10 den kompensointi on mahdollista ilman monimutkaisia tietokonealgorit-meja.
Luonnollisesti kuhunkin pikseliin voidaan kytkeä rinnan kaksi tai useampia esimerkiksi kuvion 2 mukaisia ilmaisuelektroniikkapiirejä, jol-15 loin kunkin pikselin yhteyteen voidaan asettaa esimerkiksi kaksi eri vertailutasoa. Näin myös tällaisen järjestelyn avulla voidaan yhdellä kuvantamisella muodostaa kahden eri minimienergiatason mukaisia kuvia kuvannettavan kohteen tarkemman analysoinnin mahdollistamiseksi.
20 Yhtenä anturin toteutusyksityiskohtana voidaan mainita kunkin pikseli-elektroniikan tarvitsema ilmaistavien kvanttien energiavertailutason toimittaminen perille virtaviestinä, joka muunnetaan vasta pikselillä tai paikallisesti muutaman pikselin alueella jännitetasoksi. Näin pii-. rin muun toiminnan mahdollisesti aiheuttamat maapotentiaalihäiriöt ei- • i · : 25 vät vaikuta analogisen jännitetason tarkkuuteen.
I · ·
Haluttaessa voidaan myös kunkin lukurivin loppuun lisätä yhteenlasku-piiri, joka summaa halutun määrän pikselien lukuarvoja ennen niiden > I · ·. lataamista siirtorekisteriin. Kun samanlainen summain lisätään vielä I « · 30 siirtorekisterin lähtöpäähän laskemaan yhteen halutun määrän ulos ... siirrettävissä olevia pikseleiden lukuarvoja, voidaan anturipiirillä toteuttaa valmiiksi X ja Y-suuntaista pikseleiden binnausta eli yhdis-tämistä isommiksi pikseleiksi.
35 Kuviossa 5a on esitetty yksi käytännöllinen anturimoduuliratkaisu ./ pyyhkäisevässä kuvantamisessa käytettäväksi soveltuvan TDI-anturin 50 ’ , muodostamiseksi. Anturi 50 voi koostua esimerkiksi neljästä pyyhkäisy- suunnassa peräkkäisestä anturimoduulisarakkeesta 51, 52, 53, 54, jois- n 111759 sa sarakkeissa yksittäiset anturimoduulit 510, 510', . . . asetetaan pyyhkäisyliikkeeseen 33 nähden poikittaissuunnassa hieman eri asemiin siten, että moduulien anturipintojen mahdolliset saumakohdat kussakin sarakkeessa asettuvat hieman eri korkeuksille. Näin varmistetaan, että 5 moduulien välillä mahdollisesti esiintyvät raot kuitenkin kuvautuvat kolmen muun moduulisarakkeen kautta eikä muodostettavaan kuvaan jää rakoja. Limitys voidaan toteuttaa esimerkiksi jollakin anturimoduulin pikselikoon monikerralla lisättynä pyyhkäisysuunnassa kuvan muodostukseen osallistuvien moduulien lukumäärästä riippuva osamäärä pikselin 10 koosta laskentakaavan dPiX x (n+l/m), jossa dpix = pikselin halkaisija, n = kokonaisluku ja m = moduulien lukumäärä tarkastelusuunnassa tai sitä pienempi kokonaisluku, mukaisesti, jolloin signaalinkäsittely-funktioiden avulla anturin kuvantamisresoluutiota saadaan kasvatettua anturimoduulin fyysistä pikselikokoa suuremmaksi.
15
Vastaavat limittäisyydet ja moduulien väliset etäisyydet voidaan toteuttaa myös pyyhkäisysuunnassa peräkkäisten anturimoduulien välillä, jolloin myös pyyhkäisyliikkeen suuntaista resoluutiota saadaan kasvatettua vastaavasti. Toisaalta pyyhkäisyliikkeen suunnassa vastaava 20 vaikutus saadaan alan ammattimiehelle itsestään selvällä tavalla myös eri anturimoduuleita vastaavalla tavalla kellottamalla.
Esimerkiksi mammografiasovellutuksissa yksittäinen moduuli voisi muo-. *: dostua 142 x 284 kappaleesta 35 m suuruisista pikseleistä ja muodos- : 2 5 taa pinta-alaltaan 5 mm x 10 mm suuruisen anturipinnan, jolloin antu-| : riasetelma kokonaisuudessaan voisi käsittää leveyssuunnassa neljä ja korkeussuunnassa suuruusluokkaa 20 tällaista moduulia leveydeltään n. 20 mm ja korkeudeltaan n. 180 mm tai 240 mm suuruisen anturin muodos- t · · ,·*·. tamiseksi.
30 ... Anturimoduulien väliset raot on hyvä pitää mahdollisimman pieninä toi- saalta anturijärjestelyn fyysisten mittojen kannalta ja toisaalta myös pyyhkäisyliikkeen toteuttamiseen tarvittavan kuvantamisajan pitämisek-j si mahdollisimman lyhyenä, jotta ei turhaan aiheutettaisi ongelmia 35 mahdollisen säteilylähteen epätasaisen säteilytuoton johdosta tai mah- dollisen kuvannettavan kohteen liikahtamisen kuvantamispyyhkäisyn ai-‘ , kana seurauksena. Itse yhtenäisen kuvan muodostamisen kannalta moduu- t » » i » lien välinen etäisyys ei ole kriittistä. Esimerkiksi edellä mm. kuvion 12 111759 4 yhteydessä esitetyn mukaisesti kunkin anturimoduulin toiseen pysty-reunaan voidaan järjestää siirtorekisteri ilman että sen tarvitsema tila olennaisesti haittaisi kuvantamista. Tällainen siirtorekisteri on kuitenkin suositeltavaa suojata röntgensäteilyltä esimerkiksi järjes-5 tämällä sen päälle samaa absorbtiomateriaalia oleva suojakerros kun lukuelektroniikan yhteydessäkin on käytetty, josta kerroksesta siirto-rekisterin alueelle syntyvät varaukset voidaan purkaa.
Kuviossa 5b on havainnollistettu, miten kukin moduuli 510, 510', . . . 10 voidaan asemoida olennaisesti kohtisuoraan kohti kuvantamisessa käy tettävän sädekimpun 12 fokusta.
Kuviossa 6 on esitetty yksi mahdollinen anturimoduulien limitystäpä, jossa edellä kuvatun kaltaisia anturimoduuleita 10, 10' . . . on yh-15 distetty muodostamaan suurempi yhtenäinen kuva-alue, säteilylähteen fokuksesta tarkasteltuna, ilman moduulien väliin jääviä rakoja.
Kuten edellä on esitetty mahdollistaa keksinnössä käytettävä elektroniikka ilmaistujen kvanttien energian vertailutason asettamisen halu-20 tun suuruiseksi. Tämä voidaan toteuttaa esimerkiksi kuvion 7 mukaisella ilmaisupiirillä 70 pitämällä kunkin pikselin tulojännitekynnys V vakiona ja muuttamalla kunkin pikselin ilmaisuelektroniikan tulopiirin sisääntulon impedanssia 71 tai vahvistusta 21 vastaavasti.
· 25 Keksinnössä käytettävä kvanttien lukumäärään perustuva ilmaisuteknolo-: : gia poikkeaa perinteisistä pikseleille kertyneen elektronivarauksen mittaavista järjestelmistä edukseen myös täydellisen lineaarisuutensa ansiosta, kun siinä ei tarvita analogiasignaalien vahvistimia, joille ·**. on tyypillistä vahvistuskertoimen pieneneminen signaalin voimistuessa.
30 Keksinnön mukaisessa teknologiassa kuvainformaation kontrastin erotte-... lukyky on sama signaalin suuruudesta riippumatta.
·;·* Yksi keksinnön edullinen sovellutusalue on mammografiakuvaus, jossa : * : tyypillisesti 35 m suuruiselle pikselille kertyvä kvanttimäärä on 35 8000 kvanttia / s ja maksimissaan, ilman välissä olevaa objektia, noin 200 000 kvanttia / s. Jotta kvantit saataisiin niiden stokastisesta ‘ _ esiintymisestä huolimatta erotelluiksi toisistaan, ts. lasketuksi ku- • · · » · 13 111759 kin erikseen riittävän tarkasti, on lukuelektroniikan taajuusvasteen hyvä olla nykytekniikassakin tavanomaista muutaman MHz suuruusluokkaa.
Käytettäessä keksinnön mukaista teknologiaa TDI-kuvantamiseen muodos-5 taa yhden keskeisen tekijän informaation uloslukunopeus. Tyypillisesti mammografiakuvantamisessa pyyhkäistään 240 mm matka kolmessa sekunnissa, jolloin 35 m suuruiset pikselirivit on kyettävä lukemaan vähintään 430 s välein. Jos anturi järjestetään käsittämään esimerkiksi 142 saraketta ja 284 riviä ja jos käytetään 12-bittisiä laskureita, on 10 tässä ajassa luettava 284 x 12 bittiä (=3408), mikä tarkoittaisi 8 MHz lukutaajuutta. Vastaavasti 16-bittisen informaation lukeminen vaatisi 10,5 MHz lukutaajuuden, jotka taajuudet ovat myös tavanomaista tänä päivänä käytettyä tekniikkaa.
15 Erottelukyvyn maksimoimiseksi olisi keksinnön mukaista lukuteknologiaa käytettäessä laskureiden laskeminen syytä pysäyttää sen ajaksi kun niiden informaatio siirretään seuraavan sarakeen laskureihin, sillä muuten siirtoaikana laskettavat kvantit voivat tulla satunnaisesti lasketuiksi kahden pikselin laskureista jompaan kumpaan. Jotta kvant-20 teja ei tänä aikana menetettäisi, olisi siirtoajan oltava riittävän lyhyt. Esimerkiksi tavanomaisella 10 MHz nopeudella kvanteista menetettäisiin suurimmalla edellä kuvatulla säteilytysnopeudella n. 2 % ja tyypillisessä kuvantamistapauksessa 0,1 %. Kun nykytekniikalla pääs-. ·; tään helposti tätä monta kertaa suurempaankin nopeuteen, jää siirron / · 25 vuoksi mahdollisesti hukkuvien kvanttien määrä käytännössä merkityksi : settömäksi.
• « ·
Vaikka keksintöä on edellä esimerkinomaisesti kuvattu lähinnä mammo- • » · grafiasovellutusten avulla, voidaan sitä luonnollisesti käyttää myös 30 minkä tahansa muun vastaavan kuvantamissovellutuksen yhteydessä. Toisaalta alan ammattilaiselle on ilmeistä, että erityisesti tekniikan ;;; kehittyessä keksinnön perusajatus voidaan toteuttaa monin eri tavoin, '*··' eivätkä sen eri suoritusmuodot rajoitu yllä kuvattuihin esimerkkeihin, vaan ne voivat vaihdella oheisten patenttivaatimusten määrittelemän 35 suojapiirin puitteissa.

Claims (28)

14 111759
1. Anturijärjestely digitaalisessa röntgenkuvantamisessa, johon järjestelyyn kuuluu röntgensäteilyä (12) absorboiva elementti (11), joka 5 sisältää röntgenkvantteja elektroni-aukko-pareiksi konvertoivaa väliainetta, jonka elementin (11) säteilyä vastaanottavan pinnan vastakkaisella pinnalla on elektrodeja anturielementin jakamiseksi vähintään kahdeksi pikselisarakkeeksi, ja johon anturijärjestelyyn kuuluu välineet sähkökentän kytkemiseksi väliainemateriaalin yli absorboitumises-10 sa syntyneiden varausten johtamiseksi lateraalista leviämistä välttäen lähimmälle pikselin (31, 31', . . .) muodostavalle elektrodille, ja jolloin kuhunkin pikselielektrodiin liittyy ilmaisuelektroniikka (20') ja laskuri (23) mainittujen elektroni-aukko-parien aiheuttamien jännite- tai virtapulssien laskemiseksi, tunnettu siitä, että vie-15 rekkäisten pikselisarakkeiden laskurit (23, 23', . . .) on kytketty toisiinsa siten, että pikselien laskurit (23, 23', . . .) on ladattavissa edellisen pikselisarakkeen saman rivin vastaavan pikselin (31, 31', . . .) laskurista (23). 2 0 2. Patenttivaatimuksen 1 mukainen anturi järjestely, tunnettu sii tä, että ilmaisuelektroniikka (20') on järjestetty osaksi piipoh-jaista substraattia käsittävää lukuelektroniikkaa (20).
3. Patenttivaatimuksen 1 tai 2 mukainen anturijärjestely, tunnettu 25 siitä, että ilmaisuelektroniikkaan (20') kuuluu välineet säätää : tai asettaa ilmaistavien pulssien minimienergiataso.
4. Patenttivaatimuksen 3 mukainen anturijärjestely, tunnettu siitä, että ilmaisuelektroniikkaan (20') kuuluu pikselielektrodi, 30 vahvistin (21) ja komparaattori (22).
5. Jonkin patenttivaatimuksen 1-4 mukainen anturijärjestely, tunnettu siitä, että pikselielektrodiin on kytketty kaksi ilmaisu- : : elektroniikan (20') ja laskurin (23) sisältävää piiriä. 35 : 6. Patenttivaatimuksen 4 tai 5 mukainen anturijärjestely, tunnettu siitä, että mainitut välineet ilmaistavien pulssien minimiener-giatason säätämiseksi tai asettamiseksi käsittävät välineet pitää il- 15 111759 maisuelektroniikkaan (20') kuuluvan komparaattorin (22) tulojännite-kynnys vakiona ja välineet säätää sen tulopiirin sisääntulon impedanssia (71) tai vahvistusta (21).
7. Jonkin patenttivaatimuksen 4-6 mukainen anturijärjestely, tun nettu siitä, että siihen kuuluu mahdollisesti ulkoisesti aseteltavissa olevat välineet erilaisten vertailutasojen asettamiseksi eri pikseleille (31, 31', . . .).
8. Jonkin patenttivaatimuksen 4-7 mukainen anturijärjestely, tun nettu siitä, että siihen kuuluu välineet minimienergiatason määrittelevän signaalin toimittamiseksi virtaviestinä ja välineet muuntaa mainittu signaali pikselillä (31, 31', . . .) tai paikallisesti muutaman pikselin (31, 31', . . .) alueella jännitetasoksi.
9. Jonkin patenttivaatimuksen 1-8 mukainen anturijärjestely, tunnettu siitä, että mainitun piipohjäisen substraattielementin (11) reunaan, pyyhkäisykuvantamiseen käytettävän anturijärjestelyn osalta erityisesti sen jättöreunaan, on järjestetty siirtorekisteri 20 (41).
10. Patenttivaatimuksen 9 mukainen anturijärjestely, tunnettu siitä, että kunkin reunimmaisen pikselisarakkeen pikselin (31, 31', . . .) ja siirtorekisterin (41) väliin ja/tai siirtorekisterin 25 (41) lähtöpäähän on järjestetty yhteenlaskupiiri.
11. Patenttivaatimuksen 9 tai 10 mukainen anturijärjestely, tunnettu siitä, että siirtorekisterin (41) suojaamiseksi röntgensäteilyltä sen päälle on järjestetty säteilyä absorboivaa materiaalia, esi- 30 merkiksi mainittua lukuelektroniikan (20) yhteydessä käytettyä piipoh-. V, jäistä substraattia oleva suojakerros sekä välineet varauksen purkami- . * · \ sesta tästä kerroksesta. M : 12. Jonkin patenttivaatimuksen 1-11 mukainen anturijärjestely, tun- •.,,· 35 nettu siitä, että se koostuu ainakin kahdesta anturimoduulista ! (10, 10', . . ., 510, 510', . . ., 520, 530, 540, . . .). 16 111759
13. Patenttivaatimuksen 12 mukainen anturijärjestely, tunnettu siitä, että anturimoduulit (10, 10', . . ., 510, 510', . . ., 520, 530, 540, . . .) on kytketty sarjamuotoon siten, että aina seu-raavan moduulin siirtorekisterin (41) alkupäähän voidaan ladata sisään 5 informaatiota edellisestä anturijärjestelyyn kuuluvasta, mahdollisesti samanlaisesta moduulista.
14. Patenttivaatimuksen 12 tai 13 mukainen anturijärjestely, tunnettu siitä, että anturimoduulit (10, 10', . . ., 510, 510', . 10 . ., 520, 530, 540, . . .) on järjestetty yhteen tai kahteen suuntaan limittäin, esimerkiksi siten, että moduulien välinen etäisyys on pik-selikoko x (n+l/m), jossa n = kokonaisluku ja m = moduulien lukumäärä tarkastelusuunnassa tai sitä pienempi kokonaisluku.
15. Jonkin patenttivaatimuksen 12-14 mukainen anturijärjestely, tunnettu siitä, että anturimoduulit (10, 10', . . ., 510, 510', . . ., 520, 530, 540, . . .) on järjestetty limittäin siten, että ne säteilylähteen fokuksesta tarkasteltuna kattavat yhtenäisen kuva-alueen. 2 0 16. Jonkin patenttivaatimuksen 12-15 mukainen anturijärjestely, tunnettu siitä, että moduulit (10, 10', . . . , 510, 510', . . ., 520, 530, 540, . . .) on järjestetty useammaksi sarakkeeksi (51, 52, , 53, 54, . . .) ja että aina joka toiseen sarakkeen (51, 52, 53, 54, . . .) pikseleille (31, 31', . . . ) on asetettu eri ilmaistavan signaa-
25 Iin vertailutaso. , · 17. Menetelmä digitaalisessa röntgenkuvantamisessa, jossa menetelmässä röntgensäteilyä absorboidaan röntgenkvantteja elektroni-aukko-pareiksi konvertoivaan väliaineeseen, jota väliainetta sisältävän elementin sä- 30 teilyä vastaanottavan pinnan vastakkaiselle pinnalle on järjestetty :v. elektrodeja sen jakamiseksi vähintään kahdeksi pikselisarakkeeksi, ja jossa menetelmässä väliaine-elementin yli järjestetään sähkökenttä ab->" sorboitumisessa syntyneiden varausten johtamiseksi lateraalista leviä- mistä välttäen lähimmälle pikselin muodostavalle elektrodille ja siitä ·,,,: 35 edelleen laskurille mainittujen elektroni-aukko-parien aiheuttamien jännite- tai virtapulssien laskemiseksi, tunnettu siitä, että : laskureiden lukemaa signaalia ladataan aina seuraavan pikselisarakkeen samojen rivien vastaavien pikselien laskureihin. 17 111759
18. Patenttivaatimuksen 17 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että signaali luetaan ulos reunimmaisen pikselisarakkeen viereen järjestetyn siirtorekisterin kautta. 5
19. Patenttivaatimuksen 17 tai 18 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että laskurille johdetaan vain asetettua vertailutasoa suuremmat pulssit.
20. Patenttivaatimuksen 19 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että laskureille johdettava pulssi ilmaistaan piirillä, johon kuuluu pikselielektodi, vahvistin ja komparaattori.
21. Patenttivaatimuksen 19 tai 20 mukainen menetelmä, tunnettu 15 siitä, että laskurille johdettavien pulssien minimienergiataso säädetään pitämällä laskurin yhteyteen kytketyn komparaattorin tulo-jännitekynnys vakiona ja säätämällä komparaattorin elektroniikan tulo-piirin sisääntulon impedanssia tai vahvistusta. 2 0 22. Jonkin patenttivaatimuksen 19-21 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että ilmaistavien kvanttien energiavertailutaso toimitetaan virtaviestinä, joka muunnetaan pikselillä tai paikallisesti muu-. tämän pikselin alueella jännitetasoksi.
23. Jonkin patenttivaatimuksen 17-22 mukainen menetelmä, tunnettu : siitä, että laskureita ladattaessa ensimmäisen sarakkeen pikseli- en laskurit ladataan nolliksi. ; ,· 24. Jonkin patenttivaatimuksen 18-23 mukainen menetelmä, tunnettu 30 siitä, että pikselirivien laskureiden signaalia summataan ennen sen johtamista siirtorekisteriin ja/tai signaalia siirtorekisteristä ulos luettaessa. I » : 25. Jonkin patenttivaatimuksen 17-24 mukainen menetelmä, tunnettu ·...· 35 siitä, että kuvantamiseen käytetään ainakin kahta anturimoduulia. • » I • » ie 111759
26. Jonkin patenttivaatimuksen 18-25 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että yhdeltä moduulilta saatavaa signaalia luetaan ulos ainakin yhden toisen moduulin siirtorekisterin kautta.
27. Jonkin patenttivaatimuksen 17-26 mukainen menetelmä, tunnettu siitä, että ilmaistavan signaalin vertailutaso säädetään pikseli-, pikselisarake tai anturimoduulisarakekohtaisesti halutuksi.
28. Jonkin patenttivaatimuksen 17-26 mukainen menetelmä, tunnettu 10 siitä, että laskureita ladataan joko kuvantamispyyhkäisyn aikana tai kokokenttäkuvantamisen jälkeen. 111759
FI20000592A 2000-03-14 2000-03-14 Anturijärjestelmä ja menetelmä digitaalisessa röntgenkuvantamisessa FI111759B (fi)

Priority Applications (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FI20000592A FI111759B (fi) 2000-03-14 2000-03-14 Anturijärjestelmä ja menetelmä digitaalisessa röntgenkuvantamisessa
EP01919494A EP1266241A1 (en) 2000-03-14 2001-03-14 Sensor arrangement and method in digital x-ray imaging
JP2001568109A JP4989005B2 (ja) 2000-03-14 2001-03-14 デジタルｘ線撮像の方法及びセンサ装置
PCT/FI2001/000246 WO2001069284A1 (en) 2000-03-14 2001-03-14 Sensor arrangement and method in digital x-ray imaging
AU2001246581A AU2001246581A1 (en) 2000-03-14 2001-03-14 Sensor arrangement and method in digital x-ray imaging
US10/221,608 US6847040B2 (en) 2000-03-14 2001-03-14 Sensor arrangement and method in digital X-ray imaging

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FI20000592A FI111759B (fi) 2000-03-14 2000-03-14 Anturijärjestelmä ja menetelmä digitaalisessa röntgenkuvantamisessa
FI20000592 2000-03-14

Publications (3)

Publication Number Publication Date
FI20000592A0 FI20000592A0 (fi) 2000-03-14
FI20000592A FI20000592A (fi) 2001-09-15
FI111759B true FI111759B (fi) 2003-09-15

Family

ID=8557927

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
FI20000592A FI111759B (fi) 2000-03-14 2000-03-14 Anturijärjestelmä ja menetelmä digitaalisessa röntgenkuvantamisessa

Country Status (6)

Country Link
US (1) US6847040B2 (fi)
EP (1) EP1266241A1 (fi)
JP (1) JP4989005B2 (fi)
AU (1) AU2001246581A1 (fi)
FI (1) FI111759B (fi)
WO (1) WO2001069284A1 (fi)

Families Citing this family (46)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SE0200447L (sv) * 2002-02-15 2003-08-16 Xcounter Ab Radiation detector arrangement
US7963695B2 (en) 2002-07-23 2011-06-21 Rapiscan Systems, Inc. Rotatable boom cargo scanning system
FR2847678B1 (fr) * 2002-11-27 2005-01-07 Commissariat Energie Atomique Detecteur de particules et procede de detection de particules associe
US7402815B2 (en) * 2003-10-22 2008-07-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Method and apparatus for reversing performance degradation in semi-conductor detectors
DE102004026618A1 (de) * 2004-06-01 2005-12-29 Siemens Ag Röntgendetektor
JP2008502258A (ja) * 2004-06-09 2008-01-24 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 電子回路
US20060033826A1 (en) * 2004-08-12 2006-02-16 Xinqiao Liu Imaging array having variable pixel size
FR2877733B1 (fr) * 2004-11-05 2007-01-12 Commissariat Energie Atomique Circuit de detection de particules avec des circuits elementaires constituant des sous-pixels
US7332724B2 (en) * 2005-07-26 2008-02-19 General Electric Company Method and apparatus for acquiring radiation data
US7456409B2 (en) * 2005-07-28 2008-11-25 Carestream Health, Inc. Low noise image data capture for digital radiography
FI119864B (fi) * 2006-06-05 2009-04-15 Planmeca Oy Röntgenkuvantamissensori ja röntgenkuvantamismenetelmä
US20070290142A1 (en) * 2006-06-16 2007-12-20 General Electeric Company X-ray detectors with adjustable active area electrode assembly
US7573040B2 (en) * 2007-03-23 2009-08-11 General Electric Company Energy discriminating detector different materials direct conversion layers
US7512210B2 (en) * 2007-03-27 2009-03-31 General Electric Company Hybrid energy discriminating charge integrating CT detector
DE102007022519A1 (de) * 2007-05-14 2008-11-20 Siemens Ag Verfahren zur Ermittlung einzelner Quantenabsorptionsereignisse bei einem Strahlungswandler zur Wandlung einzelner Quanten einer darauf einfallenden ionisierenden Strahlung. Programmcodemittel zur Durchführung des Verfahrens, Einrichtung zur elektronischen Datenverarbeitung, Strahlungswandler und Bildgebendes Tomografiegerät
CN101569530B (zh) * 2008-04-30 2013-03-27 Ge医疗***环球技术有限公司 X-射线检测器和x-射线ct设备
US8054937B2 (en) * 2008-08-11 2011-11-08 Rapiscan Systems, Inc. Systems and methods for using an intensity-modulated X-ray source
US20110170661A1 (en) * 2008-08-26 2011-07-14 General Electric Company Inspection system and method
US8098795B2 (en) * 2008-09-29 2012-01-17 Friedrich-Alexander-Universität Erlangen-Nürnberg Device and method for time-delayed integration on an X-ray detector composed of a plurality of detector modules
DE102009014763B4 (de) * 2009-03-25 2018-09-20 Siemens Healthcare Gmbh Verfahren und Datenverarbeitungssystem zur Bestimmung des Kalziumanteils in Herzkranzgefäßen
FI122647B (fi) 2009-06-09 2012-05-15 Planmeca Oy Digitaaliröntgenanturijärjestely ja digitaalinen röntgenkuvantamismenetelmä
GB201001736D0 (en) 2010-02-03 2010-03-24 Rapiscan Security Products Inc Scanning systems
GB201001738D0 (en) 2010-02-03 2010-03-24 Rapiscan Lab Inc Scanning systems
US9679401B2 (en) * 2010-03-30 2017-06-13 Hewlett Packard Enterprise Development Lp Generalized scatter plots
EP2651119B1 (en) * 2010-12-09 2017-02-22 Rigaku Corporation Radiation detector
FR2971621B1 (fr) * 2011-02-10 2013-02-08 E2V Semiconductors Capteur d'image lineaire a deux lignes et a pixels partages
US9310495B2 (en) * 2011-05-04 2016-04-12 Oy Ajat Ltd. Photon/energy identifying X-ray and gamma ray imaging device (“PID”) with a two dimensional array of pixels and system therefrom
US9224573B2 (en) 2011-06-09 2015-12-29 Rapiscan Systems, Inc. System and method for X-ray source weight reduction
US9218933B2 (en) 2011-06-09 2015-12-22 Rapidscan Systems, Inc. Low-dose radiographic imaging system
DE102011081548A1 (de) * 2011-08-25 2013-02-28 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren zum Gewinnen eines Röntgenbildes mit einem direkt-konvertierenden, zählenden Röntgendetektor
CN103035547B (zh) * 2011-09-29 2015-04-01 中芯国际集成电路制造(北京)有限公司 检测标记的设备和方法以及半导体器件加工***
US9274065B2 (en) 2012-02-08 2016-03-01 Rapiscan Systems, Inc. High-speed security inspection system
US8729485B2 (en) 2012-02-17 2014-05-20 Luxen Technologies, Inc. Parallel mode readout integrated circuit for X-ray image sensor
US9128195B2 (en) 2012-03-28 2015-09-08 Luxen Technologies, Inc. Increasing dynamic range for x-ray image sensor
US20130256542A1 (en) 2012-03-28 2013-10-03 Luxen Technologies, Inc. Programmable readout integrated circuit for an ionizing radiation sensor
CN102599926A (zh) * 2012-04-13 2012-07-25 杭州美诺瓦医疗科技有限公司 使用多个传感器组成的扫描型探测器
US10091445B2 (en) * 2013-12-16 2018-10-02 Koninklijke Philips N.V. Scanning imaging system with a novel imaging sensor with gaps for electronic circuitry
JP2015161594A (ja) * 2014-02-27 2015-09-07 日立アロカメディカル株式会社 放射線検出器
US10375300B2 (en) 2014-04-28 2019-08-06 Lynx System Developers, Inc. Methods for processing event timing data
US9413926B2 (en) 2014-04-28 2016-08-09 Lynx System Developers, Inc. Systems for processing event timing images
US9398196B2 (en) * 2014-04-28 2016-07-19 Lynx System Developers, Inc. Methods for processing event timing images
JP6385591B2 (ja) 2015-04-07 2018-09-05 シェンゼン・エクスペクトビジョン・テクノロジー・カンパニー・リミテッド 半導体ｘ線検出器
EP3485705A4 (en) 2016-07-14 2020-08-12 Rapiscan Systems, Inc. SYSTEMS AND METHODS FOR IMPROVING THE PENETRATION OF X-RAY SCANNERS
JP7321741B2 (ja) * 2019-04-04 2023-08-07 キヤノン株式会社 撮像装置およびその制御方法
CN110664422A (zh) * 2019-09-09 2020-01-10 东软医疗***股份有限公司 探测器模块、探测器及医疗成像设备
JP7239125B2 (ja) * 2020-10-06 2023-03-14 国立大学法人静岡大学 放射線撮像装置

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3806729A (en) * 1973-04-30 1974-04-23 Texas Instruments Inc Charge coupled device ir imager
JPH0799868B2 (ja) * 1984-12-26 1995-10-25 日本放送協会 固体撮像装置
JPH05209967A (ja) * 1992-01-31 1993-08-20 Shimadzu Corp 放射線像撮像装置
US5757011A (en) * 1995-02-10 1998-05-26 Orbit Semiconductor, Inc. X-ray onset detector and method
US5886353A (en) * 1995-04-21 1999-03-23 Thermotrex Corporation Imaging device
US5528043A (en) * 1995-04-21 1996-06-18 Thermotrex Corporation X-ray image sensor
US5962856A (en) * 1995-04-28 1999-10-05 Sunnybrook Hospital Active matrix X-ray imaging array
US5604534A (en) * 1995-05-24 1997-02-18 Omni Solutions International, Ltd. Direct digital airborne panoramic camera system and method
US5742659A (en) * 1996-08-26 1998-04-21 Universities Research Assoc., Inc. High resolution biomedical imaging system with direct detection of x-rays via a charge coupled device
GB2318411B (en) * 1996-10-15 1999-03-10 Simage Oy Imaging device for imaging radiation
US6448544B1 (en) * 1998-06-08 2002-09-10 Brandeis University Low noise, high resolution image detection system and method
US6353654B1 (en) * 1999-12-30 2002-03-05 General Electric Company Method and apparatus for compensating for image retention in an amorphous silicon imaging detector
US6791091B2 (en) * 2001-06-19 2004-09-14 Brian Rodricks Wide dynamic range digital imaging system and method

Also Published As

Publication number Publication date
JP4989005B2 (ja) 2012-08-01
FI20000592A (fi) 2001-09-15
JP2003527610A (ja) 2003-09-16
US6847040B2 (en) 2005-01-25
FI20000592A0 (fi) 2000-03-14
EP1266241A1 (en) 2002-12-18
AU2001246581A1 (en) 2001-09-24
WO2001069284A1 (en) 2001-09-20
US20030035510A1 (en) 2003-02-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
FI111759B (fi) Anturijärjestelmä ja menetelmä digitaalisessa röntgenkuvantamisessa
US7403589B1 (en) Photon counting CT detector using solid-state photomultiplier and scintillator
US7956332B2 (en) Multi-layer radiation detector assembly
US10591616B2 (en) Spectral imaging detector
US7512210B2 (en) Hybrid energy discriminating charge integrating CT detector
Barber et al. Characterization of a novel photon counting detector for clinical CT: count rate, energy resolution, and noise performance
JP5690044B2 (ja) エネルギ識別データを自在にまとめる検出器及び、ｃｔイメージング・システム
US8791514B2 (en) Providing variable cell density and sizes in a radiation detector
US6292528B1 (en) Computer tomograph detector
US20100116999A1 (en) High Resolution Imaging System
US6586743B1 (en) X-ray detector having sensors and evaluation units
EP3346295B1 (en) Radiation detector having pixelated anode strip-electrodes
EP1446684B1 (en) Sensor arrangement and method for digital scanning imaging
US20060045236A1 (en) System and method for X-ray imaging
JP4178402B2 (ja) 放射線検出器
Barber et al. Fast photon counting CdTe detectors for diagnostic clinical CT: dynamic range, stability, and temporal response
Barber et al. Optimizing CdTe detectors and ASIC readouts for high-flux x-ray imaging
Russo et al. Solid-state detectors for small-animal imaging
Spartiotis et al. X-and gamma ray imaging systems based on CdTe-CMOS detector technology
Rougeot et al. A Solid-State Slit Scan X-Ray Detector in Large Field of View (LFOV) Radiology
Barber et al. Energy dispersive photon counting detectors for breast imaging
Barber et al. Optimizing Si detectors and ASIC readouts for high resolution energy resolved x-ray imaging
Barber et al. Fast photon counting CdTe detectors for diagnostic clinical CT: dynamic range, stability, and temporal

Legal Events

Date Code Title Description
MM Patent lapsed