辐射检测器和包括辐射检测器的计算机断层扫描设备

摘要

提供了一种辐射检测器，该辐射检测器包括用于检测辐射的多个像素，所述多个像素中的每个像素包括：辐射吸收层，被构造为将入射辐射光子转换为电信号；多个比较器，被构造为将电信号中的每个电信号与多个参考值中的各个参考值进行比较，以将光子分类到多个能量带中；多个计数器，被构造为对被分类到所述多个能量带中的每个能量带中且具有与所述多个参考值对应的大小的光子的数量进行计数和存储。因此，辐射检测器可在不需要增大像素或子像素的大小的情况下，增大可测量的辐射量。

说明书

技术领域

一个或更多个示例性实施例涉及一种用于对入射辐射光子进行计数的辐射检测器和使用辐射检测器的计算机断层扫描设备，更具体地说，涉及一种用于在基于多个能量带将入射辐射光子分类之后对入射辐射光子进行计数的辐射检测器和使用辐射检测器的计算机断层扫描设备。

背景技术

医学图像处理设备用于获取对象的内部结构的图像。医学图像处理设备是显示人体的结构细节、内部组织和流体流动的非侵入式检查设备。用户(诸如，执业医生)可通过使用由医学图像处理设备输出的医学图像来诊断患者的健康状态和疾病。

使用辐射来拍摄患者体内的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。

不同于普通的X射线设备，CT设备提供对象的横截面图像并且表现对象的内部结构(例如，人体的诸如肾脏、肺、和/或其他器官的器官)，使其彼此不重叠。因此，CT设备被广泛地用于准确地诊断疾病。

在通过使用辐射拍摄对象的医学图像处理设备中，用于感测已通过对象传播的辐射的辐射检测器是必不可少的元件。辐射检测器必须准确地检测已通过对象传播的辐射，以精确地重构对象的医学图像。

发明内容

技术方案

一个或更多个示例性实施例包括能够扩大可捕捉的辐射量的范围的辐射检测器，以及使用辐射检测器的计算机断层扫描设备。

在随后的描述中将部分阐述另外的方面，并且部分根据描述将是清楚的，或者可通过示例性实施例的实践而获知。

根据一个或更多个示例性实施例，一种辐射检测器包括：辐射吸收层，被构造为将入射光子转换为电信号；多个比较器，被构造为将电信号中的每个电信号与多个参考值中的各个参考值进行比较，以将光子分类到多个能量带中；多个计数器，被构造为对被分类到所述多个能量带中的每个能量带中且具有与所述多个参考值对应的大小的光子的各个数量进行计数和存储。

所述多个计数器的大小可与对应的所述多个参考值相反地变化。

如果对应光子被分类到的能量带是低能量带，则所述多个计数器中的每个计数器可具有第一位深度，如果对应光子被分类到的能量带是高能量带，则所述多个计数器中的每个计数器可具有小于第一位深度的第二位深度。

所述多个比较器可包括：第一比较器，被构造为将电信号中的每个电信号与第一参考值进行比较；第二比较器，被构造为将电信号中的每个电信号与第二参考值进行比较；第三比较器，被构造为将电信号中的每个电信号与第三参考值进行比较。

所述多个计数器可包括：第一计数器，被构造为基于第一比较器的输出，对具有大于第一参考值的能量值的光子的数量进行计数和存储；第二计数器，被构造为基于第二比较器的输出，对具有大于第二参考值的能量值的光子的数量进行计数和存储；第三计数器，被构造为基于第三比较器的输出，对具有大于第三参考值的能量值的光子的数量进行计数和存储。

当第一参考值小于第二参考值并且第二参考值小于第三参考值时，第一计数器的大小可大于第二计数器的大小并且第二计数器的大小可大于第三计数器的大小。

计数器中的每个计数器的各自的大小可基于参考值、由辐射检测器正在检测的辐射的类型和由辐射检测器正在检测的辐射的重构能量的能量带之中的至少一个而变化。

辐射检测器可被构造为产生计算机断层扫描(CT)图像。

辐射吸收层可被布置在辐射检测器的正面部分上，所述多个比较器中的每个比较器和所述多个计数器中的每个计数器可被布置在辐射检测器的背面部分上。

辐射吸收层可由碲化镉(CdTe)和碲锌镉(CdZnTe)之中的至少一个形成。

根据一个或更多个示例性实施例，一种包括被构造为检测辐射的多个像素的辐射检测器，其中，所述多个像素中的每个像素包括：辐射吸收层，被构造为将入射光子转换成电信号；多个比较器，被构造为将电信号中的每个电信号与多个参考值中的各个参考值进行比较，以将光子分类到多个能量带中；多个计数器，被构造为对被分类到所述多个能量带中的每个能量带中且具有与所述多个参考值对应的大小的光子的各个数量进行计数和存储。

根据一个或更多个示例性实施例，一种辐射检测器，包括被构造为检测辐射的多个像素，其中，所述多个像素中的每个像素可包括各自的多个子像素，并且每个像素的各自的多个子像素中的每个子像素可包括：辐射吸收层，被构造为将入射光子转换为电信号；多个比较器，被构造为将电信号中的每个电信号与多个参考值中的各个参考值进行比较，以将光子分类到多个能量带中；多个计数器，被构造为对被分类到所述多个能量带中的每个能量带中且具有与所述多个参考值对应的大小的光子的各个数量进行计数和存储。

根据一个或更多个示例性实施例，一种计算机断层扫描(CT)设备，包括：辐射检测器，包括多个像素，所述多个像素中的每个像素包括被构造为检测辐射的各自的多个子像素；图像处理器，被构造为基于由辐射检测器检测的光子的数量来重构CT图像；其中，每个像素的各自的多个子像素中的每个子像素可包括：辐射吸收层，被构造为将入射光子转换为电信号；多个比较器，被构造为将电信号中的每个电信号与多个参考值中的各个参考值进行比较，以将光子分类到多个能量带中；多个计数器，被构造为对被分类到所述多个能量带中的每个能量带中且具有与所述多个参考值对应的大小的光子的数量进行计数和存储。

图像处理器可被进一步构造为：通过使用由子像素组计数的光子的总数，产生CT图像中的一个图像像素值，其中，子像素组包括每个像素的各自的多个子像素之中的至少一个子像素。

子像素组可包括：包括在一个像素中的且被布置为彼此相邻的多个子像素，并且由子像素组计数的光子的总数对应于所产生的CT图像中的一个图像像素值。

在彼此相邻的至少一对像素中包括的多个子像素可被划分为多个子像素组，并且由所述多个子像素中的每个子像素计数的光子的总数可对应于CT图像中的一个图像像素值。

附图说明

从下面结合附图对示例性实施例的描述，这些和/或其他方面将变得清楚并且更容易理解，其中：

图1是普通的计算机断层扫描(CT)系统的示意图；

图2是示出根据示例性实施例的CT系统的结构的示图；

图3是通信单元的框图；

图4是示出根据示例性实施例的辐射检测器的示图；

图5是示出图4中所示的像素的示图；

图6是示出入射到辐射检测器的光子的能量分布的示图；

图7是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图；

图8是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图；

图9是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图；

图10是示出普通的辐射检测器的示图；

图11是示出根据示例性实施例的CT设备的示图；

图12a和图12b是示出CT图像的图像像素值的产生的示图。

具体实施方式

可通过参照下面示例性实施例详细描述以及附图，更容易地理解一个或更多个示例性实施例和实现其的方法的优点和特征。就这点而言，本示例性实施例可具有不同的形式并且不应该被理解为受限于这里阐述的描述。相反，提供这些示例性实施例，使得本公开将是彻底和完全的，并且将把本示例性实施例的构思充分传达给本领域的普通技术人员，并且本发明构思将仅由权利要求限定。贯穿说明书，相同的参考标号表示相同的元件。如这里使用的术语“和/或”包括相关所列项中的一个或更多个的任意和全部组合。当诸如“…中的至少一个”的表述在一列元素之后时，修饰整列元素，而不是修饰该列中的单个元素。

在下文中，现在将简要定义说明书中使用的术语，现在将详细描述示例性实施例。

包括这里使用的描述性术语或技术术语的所有术语应该被理解为具有对于本领域的普通技术人员而言显而易见的含义。然而，这些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的含义。此外，申请人可任意地选择一些术语，在这种情况下，将在具体实施方式中详细描述所选择术语的含义。因此，基于术语的含义连同整个说明书中的描述来定义这里使用的术语。

当一部分“包括”或“包含”元件时，除非对其进行相反地特别描述，否则该部分还可包括其他元件，而不排除其他元件。此外，相对于示例性实施例在这里使用的术语“单元”表示执行特定功能的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)。然而，术语“单元”不受限于软件或硬件。“单元”可被形成为处于可寻址存储介质中，或者可被形成为操作一个或更多个处理器。因此，例如，术语“单元”可表示诸如软件组件、面向对象的软件组件、类组件和任务组件的组件，并且可包括处理、功能、属性、进程、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、阵列或变量中的任一个或多个。通过组件和“单元”提供的功能可与更少数量的组件和“单元”相关联，或者可被划分为另外的组件和“单元”。

现在，将详细描述示例性实施例，在附图中示出示例性实施例的示例。就这点而言，本示例性实施例可具有不同的形式并且不应该被理解为受限于这里阐述的描述。在下面的描述中，由于公知的功能或构造将以不必要的细节模糊示例性实施例，因此不详细地描述公知的功能或构造。

贯穿说明书，“图像”可表示由离散图像元素形成的多维数据(例如，二维(2D)图像中的像素和/或三维(3D)图像中的体素)。例如，图像可包括通过计算机断层扫描(CT)图像捕捉设备捕捉的对象的医学图像。

贯穿说明书，“CT图像”可表示通过合成多个X射线图像而产生的图像，其中，所述多个X射线图像是通过在CT图像捕捉设备围绕针对对象的至少一个轴旋转的同时拍摄对象而获得的。

贯穿说明书，“对象”可包括人、动物和/或人或动物的一部分。例如，对象可包括诸如肝脏、心脏、子宫、大脑、乳房、腹部等器官或血管中的任意一个或更多个。此外，对象可包括体模。术语“体模”表示具有与有机体的密度和有效原子数非常接近的体积的材料，并且可包括具有与肉体类似的特性的球形体模。

贯穿说明书，“用户”可以是(但不限于)医疗专家，包括医师、护士、医疗检验师、医学图像专家和/或修理医疗设备的技术人员。

由于CT系统能够提供对象的横截面图像，因此相比于普通的X射线捕捉设备，CT系统可表现对象的内部结构(例如，人体的诸如肾脏、肺的器官和/或任何其他合适的器官)，而使该对象不与其他对象重叠。

CT系统可每秒几十次至几百次地获得厚度不大于2mm的多条图像数据，然后可处理这多条图像数据，使得CT系统可提供相对准确的对象的横截面图像。根据现有技术，仅可获得对象的水平横截面图像，但是已经通过使用各种图像重构方法克服了这个问题。这些3D图像重构方法的示例是：

表面遮盖显示(SSD)方法：SSD方法是仅显示具有预定亨氏单位(HU)值的体素的初始3D成像方法。

最大密度投影(MIP)/最小密度投影(MinIP)方法：MIP/MinIP方法是仅显示具有构成图像的体素之中的最大或最小HU值的体素的3D成像方法。

体绘制(VR)方法：VR方法是能够基于对应的感兴趣区域来调节构成图像的体素的颜色和透射率的成像方法。

仿真内窥镜方法：这种方法有助于通过使用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。用户可沿任意期望方向来重构图像。

编辑方法：这种方法涉及编辑相邻的体素，使得用户能够容易地观察体绘制中的感兴趣区域。

感兴趣体素(VOI)方法：VOI方法仅显示在体绘制中所选择的区域。

现在，将参照图1来描述根据示例性实施例的CT系统100。CT系统100可包括具有各种形式中的任意一种或多种形式的装置。

图1示意性地示出CT系统100。参照图1，CT系统100可包括台架102、台105、X射线产生单元(这里也被称为“X射线产生器”)106和X射线检测单元(这里也被称为“X射线检测器”)108。

台架102可包括X射线产生单元106和X射线检测单元108。

可将对象10安置在台105上。

台105可被构造为在CT成像过程期间沿预定方向(例如，上下方向和右左方向中的至少一个)移动。此外，台105可被构造为沿预定方向倾斜和/或旋转预定度数的角度。

台架102还可被构造为沿预定方向倾斜预定度数的角度。

图2是示出CT系统100的结构的示图。

CT系统100可包括：台架102、台105、控制单元(这里也被称为“控制器”)118、存储单元(这里也被称为“存储器”和/或“存储装置”)124、图像处理单元(这里也被称为“图像处理器”)126、输入单元(这里也被称为“输入装置”)128、显示单元(这里也被称为“显示器”和/或“显示装置”)130以及通信单元(这里也被称为“通信器”和/或“通信装置”)132。

如上所述，可将对象10安置在台105上。在本示例性实施例中，台105可被构造为通过由控制单元118实现的控制沿预定方向(例如，向上方向、向下方向、向右方向和向左方向中的至少一个)移动。

台架102可包括：旋转框架104、X射线产生单元106、X射线检测单元108、旋转驱动单元(这里也被称为“旋转驱动器”)110、数据采集系统(DAS)116以及数据发送单元(这里也被称为“数据发送器”)120。

台架102可包括具有能够针对预定旋转轴(RA)旋转的环形形状的旋转框架104。此外，旋转框架104可具有圆盘形状。

旋转框架104可包括被布置为彼此面对以具有预定视场(FOV)的X射线产生单元106和X射线检测单元108。旋转框架104还可包括防散射滤线栅114。防散射滤线栅114可设置在X射线产生单元106与X射线检测单元108之间。

在医学扫描系统中，到达检测器(或感光膜)的X射线辐射不仅包括形成有价值图像的衰减的主要辐射，还包括使图像质量劣化的散射辐射。因此，为了发射主要辐射并且减弱散射辐射，防散射滤线栅114可设置在患者与检测器(或感光膜)之间。

例如，防散射滤线栅114可通过交替地堆叠铅箔带和间隙材料(诸如，固体聚合物材料、固体聚合物或纤维复合材料)来形成。然而，防散射滤线栅114的形成不限于此。

旋转框架104可从旋转驱动单元110接收驱动信号，并且可使得X射线产生单元106和X射线检测单元108按预定的旋转速度旋转。在旋转框架104通过滑环(未示出)接触旋转驱动单元110的同时，旋转框架104可从旋转驱动单元110接收驱动信号和电力。此外，旋转框架104可通过无线通信从旋转驱动单元110接收驱动信号和电力。

X射线产生单元106可通过滑环(未示出)和高电压产生单元(这里也被称为“高电压产生器”)(未示出)从配电单元(PDU)(这里也被称为“配电器”)接收电压和电流，然后可产生并且发射X射线。当高电压产生单元向X射线产生单元106供应预定电压(下文称为管电压)时，X射线产生单元106可产生具有与管电压对应的多个能量谱的X射线。

通过X射线产生单元106产生的X射线由准直器112进行准直，然后发射。

X射线检测单元108可被设置为面对X射线产生单元106。X射线检测单元108可包括多个X射线检测装置。多个X射线检测装置中的每个X射线检测装置可创建一个通道，但一个或更多个示例性实施例不限于此。

X射线检测单元108可检测通过X射线产生单元106产生的并且通过对象10传输的X射线，并且可产生与检测到的X射线的强度对应的电信号。

X射线检测单元108可包括被构造为在将辐射转换成光之后检测辐射的间接型X射线检测器，以及被构造为在将辐射直接转换成电荷之后检测辐射的直接型X射线检测器。间接型X射线检测器可使用闪烁计数器。此外，直接型X射线检测器可使用光子计数检测器。DAS 116可连接到X射线检测单元108。通过X射线检测单元108产生的电信号可被DAS 116有线地或无线地收集。此外，通过X射线检测单元108产生的电信号可通过放大器(未示出)被提供给模数转换器(未示出)。

根据切片的厚度和/或切片的数量，通过数据发送单元120仅将通过X射线检测单元108收集的多条数据中的一些数据提供给图像处理单元126，或者图像处理单元126可仅选择多条数据中的一些数据。

数字信号可通过数据发送单元120被提供到图像处理单元126。数字信号可被有线地或无线地提供给图像处理单元126。

控制单元118可控制CT系统100中的每个模块的操作。例如，控制单元118可控制CT系统的台105、旋转驱动单元110、准直器112、DAS 116、存储单元124、图像处理单元126、输入单元128、显示单元130、通信单元132、和/或任何其他组件模块的操作。

图像处理单元126可通过数据发送单元120接收从DAS 116获得的数据(例如，处理操作之前的纯数据)，并且可执行预处理。

预处理可包括：用于校正通道之间的敏感度不规则性的处理，和/或用于校正由于信号强度快速减小或由于X射线吸收材料(诸如，金属等)而导致的信号损失的处理。

从图像处理单元126输出的数据可被称为原始数据或投影数据。在采集数据期间的投影数据和图像捕捉条件(例如，管电压、图像捕捉角度等)可被一起存储在存储单元124中。

投影数据可包括与通过对象10传播的X射线的强度对应的数据值的组。为了方便描述，假设按照相同的图像捕捉角度从所有通道同时获得的多条投影数据的组被称为投影数据集。

存储单元124可包括：闪存型存储介质、硬盘型存储介质、多媒体卡微型存储介质、卡型存储器(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、磁盘和光盘之中的至少一个存储介质。

图像处理单元126可通过使用投影数据集来重构对象10的横截面图像。横截面图像可包括3D图像。具体地说，图像处理单元126可基于投影数据集，通过使用锥束重构方法和/或任何其他合适的方法，重构对象10的3D图像。

输入单元128可接收关于X射线断层扫描条件、图像处理条件等的外部输入。例如，X射线断层扫描条件可包括：管电压、针对多个X射线的能量值设置、对于图像捕捉协议的选择、对于图像重构方法的选择、对于FOV区域的设置、切片数量、切片厚度、针对图像后处理的参数设置等中的任意一个或多个。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、对于图像组合比率的设置等。

输入单元128可包括被构造为从外部源接收预定输入的装置。例如，输入单元128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、手势识别装置等中的任意一个或多个。

显示单元130可被构造为显示已由图像处理单元126重构的X射线断层扫描图像。

可通过使用有线通信、无线通信和光学通信中的至少一个来执行上述元件之间的数据、电力等的交换。

通信单元132可通过服务器134等与外部装置、外部医疗设备和/或任何其他合适类型的装置执行通信。现在，将参照图3来描述该通信。

图3是通信单元132的框图。

通信单元132可被有线地或无线地连接到网络301，因此可与服务器134、外部医疗设备136和/或外部便携式装置138执行通信。通信单元132可与医院中的经由图片存档和通信系统(PACS)连接的医院服务器或其他医疗设备交换数据。

此外，通信单元132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132可通过网络301发送和接收与诊断对象10相关的数据。此外，通信单元132可发送和接收从外部医疗设备136(诸如，磁共振成像(MRI)设备、X射线设备、和/或任何其他合适的装置)获得的医学图像。

此外，通信单元132可从服务器134接收患者的诊断历史或医疗计划，并且可在患者的临床诊断时使用诊断历史或医疗计划。此外，通信单元132可不仅使用医院中的服务器134或外部医疗设备136，而且使用用户或患者的便携式装置138来执行数据通信。

此外，通信单元132可通过网络301将关于装置误差的信息、关于质量控制状态的信息等发送到系统管理者或服务器管理者，并且可接收与信息对应的反馈。

图4是示出根据示例性实施例的辐射检测器400的示图。

根据示例性实施例，辐射检测器400是被构造为通过直接方法将入射辐射转换为电荷以检测辐射的计数检测器。详细地说，辐射检测器400是被构造为将入射光子转换为电信号并且对与光子对应的转换的电信号的数量进行计数的光子计数检测器。此外，根据本示例性实施例的辐射检测器400是被构造为测量多能量辐射的辐射检测器。

用于测量多能量辐射的辐射检测器基于入射光子的能量大小将入射光子分类到多个带中，并且使用分类到能带中的光子的数量来重构医学图像。

参照图4，根据本示例性实施例的辐射检测器包括被构造用于检测辐射的多个像素401和402。多个像素401和402中的每个像素可包括被构造用于感测辐射并且根据能量带对光子进行分类并计数的单位检测器。

详细地说，辐射检测器400可用于产生CT图像，并且可对应于图1和图2中示出的X射线检测单元108。

多个像素401和402被布置为如图4中所示的光栅，并且可具有彼此大小相同的四面体结构。在图4中，作为一个示例，辐射检测器400包括256个像素441(16×16＝256)。

在多个像素401和402中的每个像素中，辐射吸收层410被布置在正面，比较器和计数器可被布置在背面420，其中，比较器和计数器被构造用于对入射到辐射吸收层410的辐射进行计数并且存储辐射光子的数量。

具体地说，已经通过对象传播的辐射入射到辐射检测器400的正面440，并且被布置在辐射检测器400的正面部分上的辐射吸收层410吸收入射辐射。

一个像素(例如，像素401)的正面可具有大约1mm×1mm＝1mm²的尺寸。具体地说，在一个像素401中，边长的范围可为从0.9mm到1.1mm。

图5是示出图4的像素401的示图。

参照图5，一个像素500可包括多个子像素。当像素包括多个子像素时，被构造用于感测并且处理辐射的单位检测器可对应于子像素。

例如，一个像素500可包括24个像素(4×6＝4)、25个像素(5×5＝25)、或36个像素(6×6＝36)。

在CT系统中包括的辐射检测器应该能够在预定条件下执行拍摄操作时吸收预定数量的光子。可通过下面的光谱建模来确定被具有1mm²的单位面积的一个像素吸收的光子的数量。

在混合型的CT系统中包括的光子计数检测器中，拍摄条件可包括120kVp的管电压和200mA或更大的管电流。此外，过滤条件可包括大约5.6mm的铝等效厚度。

在以上的拍摄条件下，可根据基于钨阳极光谱模型(TASMIP)的X射线光谱建模处理，计算由一个像素500吸收并且计数的光子的数量。

详细地说，由一个像素在一秒内吸收的光子的数量可在大约2亿至大约5亿的范围内。在这种情况下，一个像素可具有1mm²的单位面积。

例如，可如下设计光谱建模处理。

[表1]

在光谱建模处理中，平均光子能量具有60.605keV(千电子伏)的建模值，并且第一半值层具有6.886mm Al的建模值。此外，在从1米距离测量时曝光量等于7.739mR/mAs，并且在从1米距离测量时空气比释动能具有67.799uGy/mAs的建模值。在以上的建模条件下，从1米距离测量时在穿过1mm²的单位面积后入射的通量具有在2,004,955光子/mm²/mAs的建模值。

根据光谱建模处理，在照射1mA的X射线时产生的光子的数量是2,004,955光子/mm²/mAs，也就是说，大约2百万光子/mm²/mAs。在下文中，M等于一百万。

在具有200mA的吸收剂量的检测器的情况下，入射到1mm²的单位面积的光子的数量被计算为200×2004955光子/mm²/mAs，也就是说，大约400M光子/mm²/mAs。此外，当在考虑曝光减少50％的情况下，检测器以100mA的吸收剂量进行操作时，入射到1mm²的单位面积的光子的数量被计算为100×2004955光子/mm²/mAs，也就是说，大约200M光子/mm²/mAs。

因此，具有1mm²的单位面积的一个像素500可每秒吸收200M光子或更多光子，并且可对200M光子或更多光子进行计数。

参照图5，像素500如项541中所示包括36个子像素(6×6个子像素)。具体地说，像素500的正面540可对应于参考标号541。如上所述，在像素500每秒吸收并计数大约200M光子并且包括36个子像素的情况下，一个子像素可每秒吸收并计数大约5.56M光子(200/36＝5.56)。

此外，参照图5，像素500可如项542中所示包括24个子像素(6×4个子像素)。具体地说，像素500的正面540可对应于参考标号542。如上所述，如果像素500每秒吸收并计数大约200M光子并且包括24个子像素，则一个子像素可每秒吸收并计数大约8.33M光子(200/24＝8.33)。

此外，像素500可包括25个子像素(5×5个子像素)。如上所述，如果像素500每秒吸收并计数大约200M光子并且包括24个子像素，则一个子像素可每秒吸收并计数大约8M光子(200/25＝8)。

图6是示出入射到辐射检测器的光子的能量分布的曲线图。在图6中，X轴表示光子的能量强度，y轴表示入射到辐射检测器的预定区域的光子的数量。例如，如果b个光子入射到预定区域，则每个光子具有等于a的能量强度。

图1中示出的X射线产生单元106可在从高电压产生器(未示出)接收电压和电流之后产生X射线，并且发射产生的X射线。具体地说，从X射线产生单元106发射的X射线可具有各种强度的能量，如图6中所示。

辐射检测器400基于光子的各个能量强度将入射光子分类，以对光子进行计数。

图7是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器700的示图。

参照图7，辐射检测器700包括辐射吸收层710、多个比较器730和多个计数器750。

辐射吸收层710将入射辐射光子转换为电信号。

多个比较器730将电信号中的每个电信号与多个参考值ref1、ref2和ref3中的各个参考值进行比较，以将光子分类到多个能量带中。

多个计数器750对分类到多个能量带中的每个能量带中的光子的数量进行计数，然后存储计算出的具有与多个参考值ref1、ref2和ref3对应的大小的光子的数量。

详细地说，图7示出被构造为感测辐射光子并且根据辐射光子的能量带对辐射光子进行计数的单位检测器700。

此外，单位检测器700可对应于以上参照图4和图5描述的像素401或子像素560。也就是说，像素401可以是单位检测器700，或者子像素560可以是单位检测器700。

参照图7，单位检测器700可包括辐射吸收层710、多个比较器730和多个计数器750。在图7中，作为示例，在单位检测器700中包括三个比较器731、732和733以及三个计数器751、752和753。在下文中，作为示例，将描述单位检测器700包括三个比较器并且将入射的光子分类到三个能量带中以对光子进行计数的情况。

此外，辐射吸收层710可被布置在图4中示出的辐射检测器400的正面410。此外，多个比较器730和多个计数器750可被布置在辐射检测器400的背面420。

辐射吸收层710将入射的光子转换为电信号S1。更详细地说，辐射吸收层710将入射的X射线光子转换为电信号。例如，辐射吸收层710可将X射线光子转换为空穴-电子对，以产生与入射的X射线光子的能量对应的电信号S1。电信号S1可以是电压信号或电流信号。在下文中，作为示例，将描述电信号S1是电压信号的情况。

此外，辐射吸收层710将电信号S1分别传送到多个比较器731、732和733。

更详细地说，辐射吸收层710通过直接方法将辐射转换为电信号S1。辐射吸收层710可由碲化镉(CdTe)形成。可选择地，辐射吸收层710可由碲锌镉(CdZnTe)形成。

此外，如果辐射吸收层710中接收入射辐射的正面区域测量约为1mm²，则如上所述，辐射吸收层710可在1mm²的面积中在1秒内吸收大约200M光子。此外，如果图7中示出的单位检测器700包括在一个子像素中，并且一个像素包括m个子像素，则如上所述，辐射吸收层710可在1秒吸内收大约(200/m)M光子。

多个比较器731、732和733基于各个能量强度对通过辐射吸收层710吸收的光子进行分类。具体地说，多个比较器731、732和733将从辐射吸收层710接收的电信号S1分别与多个参考值ref1、ref2和ref3进行比较，以针对多个能量带将入射光子进行分类。

具体地说，第一比较器731将电信号S1和第一参考值ref1进行比较，并且当电信号S1大于参考值ref1时，第一比较器731可向第一计数器751输出将由第一计数器751累加并且计数的信号。

此外，第二比较器732将电信号S1和第二参考值ref2进行比较，并且当电信号S1大于第二参考值ref2时，第二比较器732可向第二计数器752输出将由第二计数器752累加并且计数的信号。

此外，第三比较器733将电信号S1和第三参考值ref3进行比较，并且当电信号S1大于第三参考值ref3时，第三比较器733可向第二计数器753输出将由第三计数器753累加并且计数的信号。

例如，当比较器(例如，第一比较器731)被偏置为+Vh电压和-Vh电压时，比较器731可输出+Vh电压作为逻辑高电平信号并且输出-Vh电压作为逻辑低电平信号。当与光子对应的电信号S1的电平高于第一参考值ref1的电平时，比较器731可输出与逻辑高电平对应的+Vh电压，并且当+Vh电压被输入到计数器751时，计数器751可将光子的数量增加1，并且对光子的数量进行计数。相反地，当与光子对应的电信号S1的电平低于第一参考值ref1的电平时，比较器731可输出-Vh电压，并且当-Vh电压被输入到计数器751时，计数器751可累加光子的数量，而不对光子的数量进行计数。

多个参考值ref1、ref2和ref3是用于根据能量强度将光子分类的参考值，并且可基于入射辐射的类型、重构图像的类型或重构图像的能量带、用户的设置和/或任何其他合适的标准中的任意一个或多个而变化。

例如，当X射线光子入射到辐射吸收层710时，在考虑X射线光子的能量强度的情况下，可将第一参考值ref1设置为30keV，可将第二参考值ref2设置为60keV，可将第三参考值ref3设置为80keV。

此外，多个计数器751、752和753可基于分别从多个比较器731、732和733输出的信号，对根据能量强度分类的光子的数量进行计数。多个计数器751、752和753中的每个计数器可包括用于对光子的数量进行计数的计数器和/或计数存储器。

具体地说，多个计数器751、752和753对分类到多个组中的每个组中的光子的各个数量进行计数和存储，并且可具有与用于将光子分类的参考值对应的各个大小。

如上所述，在将第一参考值ref1设置为30keV，将第二参考值ref2设置为60keV，将第三参考值ref3设置为80keV的情况下，第一计数器751对具有等于或大于30keV的能量的光子的数量进行计数，并且存储被计数的光子的数量。此外，第二计数器732对具有等于或大于60keV的能量的光子的数量进行计数，第三计数器733对具有等于或大于80keV的能量的光子的数量进行计数。

详细地说，多个计数器751、752和753中的每个计数器的大小可基于被应用于对将被计数的光子进行分类的参考值而变化。此外，由多个计数器751、752和753中的每个计数器计数的光子的最小能量值可对应于被应用到比较器731、732和733中的每个比较器的参考值。例如，第一计数器751的大小可基于第一比较器731所使用的第一参考值ref1而变化。此外，第二计数器752的大小可基于第二比较器732所使用的第二参考值ref2而变化。此外，第三计数器753的大小可基于第三比较器733所使用的第三参考值ref3而变化。

计数器的大小可与用于将光子进行分类的参考值相反地变化。具体地说，计数器的大小可与应用到与计数器连接的比较器的参考值相反地变化。例如，在将第一参考值ref1设置为30keV，将第二参考值ref2设置为60keV，将第三参考值ref3设置为80keV的情况下，当参考值更大时，计数器的大小可减小，而当参考值更小时，计数器的大小可增大。在以上的示例中，第一计数器751具有最大大小，第三计数器753具有最小大小。

以下，将参照图8和图9更详细地描述计数器的大小。

图8示出根据示例性实施例的辐射检测器的操作的一组曲线图。在图8的曲线图中，x轴指示光子的能量值，y轴指示光子的数量。

参照曲线图810，第一比较器731将具有等于或大于第一参考值ref1的能量的光子进行分类，并且第一计数器751对被分类为具有第一参考值ref1或更大的能量的光子的数量进行计数并且存储光子的数量。由第一计数器751存储的光子的数量对应于曲线图810的区域815。此外，使用由第一计数器751计数的光子的数量来重构多能量CT图像中的第一图像。

此外，参照曲线图820，第二比较器732将具有等于或大于第二参考值ref2的能量的光子进行分类，并且第二计数器752对由第二比较器732分类的光子的数量进行计数并且存储光子的数量。由第二计数器752存储的光子的数量对应于曲线图820的区域825。此外，使用由第二计数器752计数的光子的数量来重构多能量CT图像中的第二图像。

参照曲线图830，第三比较器733将具有等于或大于第三参考值ref3的能量的光子进行分类，并且第三计数器753对由第三比较器733分类的光子的数量进行计数并且存储光子的数量。由第三计数器753存储的光子的数量对应于曲线图830的区域835。此外，使用由第三计数器752计数的光子的数量来重构多能量CT图像中的第三图像。

详细地说，在单位检测器700中包括的多个计数器751、752和753中的每个计数器的大小可被确定为与具有等于或大于预定参考值的能量值的光子的总数成比例地变化。

图9是示出根据另一示例性实施例的辐射检测器的示图。第一计数器910、第二计数器920和第三计数器930分别对应于参照图7描述的第一计数器751、第二计数器752和第三计数器753。因此，这里不提供与图7中示出的详细描述相同的详细描述。

参照图9，第一计数器910、第二计数器920和第三计数器930的大小可基于如上所述的被分类的光子的各个能量值而变化。

详细地说，如果被分类的光子的能量级处于低能量带，则计数器具有第一位深度，如果被分类的光子的能量级处于高能量带，则计数器可具有小于第一位深度的第二位深度。

参照图9，第一计数器910具有30keV的第一参考值，其小于第二参考值ref2和第三参考值ref3，并且与由第二计数器920和第三计数器930计数的光子相比，由第一计数器910计数的光子具有更低的能量。因此，如果第一计数器910的位深度等于13位，则第二计数器920的位深度可等于12位，其小于第一计数器910的位深度，并且第三计数器930的位深度可等于11位，其小于第二计数器920的位深度。

此外，具有比大于第一参考值ref1的能量值的光子的数量可对应于曲线图810的区域815。由于第一计数器910对具有大于第一参考值ref1的能量值的光子的数量进行累加并计数，因此第一计数器910可具有与区域815对应的大小。

此外，具有大于第二参考值ref2的能量值的光子的数量可对应于曲线图820的区域825。由于第二计数器920对具有大于第二参考值ref2的能量值的光子的数量进行累加并计数，因此第二计数器920可具有与区域825对应的大小。

此外，具有大于第三参考值ref3的能量值的光子的数量可对应于曲线图830的区域935。由于第三计数器930对具有大于第三参考值ref3的能量值的光子的数量进行累加并计数，因此第三计数器930可具有与区域835对应的大小。

图10是示出普通的辐射检测器的示图。

在根据示例性实施例的单位检测器700中，如果第一计数器910的位深度等于13位，第二计数器920的位深度等于12位并且第三计数器930的位深度等于11位，则在单位检测器700中包括的第一计数器910、第二计数器920和第三计数器930的总大小对应于36位。

在普通辐射检测器中，如果在被构造用于测量多能量辐射的一个像素中包括多个计数器，则多个计数器具有相同的大小。

参照图10，在普通的辐射检测器中，多个计数器可具有相同的大小。如果在一个像素中包括的计数器的总大小是36位，则与图9中所示类似地，多个计数器1010、1020和1030中的每个计数器分别具有12位深度。

例如，假设具有大于第一参考值ref1的能量值并且由第一计数器1010进行计数的光子的数量对应于13位(如项1011所指示)，具有大于第二参考值ref2的能量值的光子的数量对应于11位(如项1025所指示)并且具有大于第三参考值ref3的能量值的光子的数量对应于10位(如项1035所指示)。

在普通的辐射检测器中，由于第一计数器1010具有12位的大小，因此具有大于第一参考值ref1的能量值的光子的数量可不被全部计数，并且第一计数器1010可变得饱和。

当第一计数器1010饱和时，第二计数器1020和第三计数器1030可不再执行计数操作。因此，即使当具有大于第二参考值ref2的能量值的光子的数量对应于11位(如项1025所指示)时，第二计数器1020也存储小于11位的光子数量，如位数1021。此外，即使当具有大于第三参考值ref3的能量值的光子的数量对应于10位(如项1035所指示)时，第三计数器1030也存储小于10位的光子数量，如位数(1031)。

然而，在根据示例性实施例的辐射检测器中，可基于用于将光子分类的参考值，将计数器的大小设置为彼此不相同，因此，在减小计数器的大小的同时，可对与各能量带对应的光子的数量充分地进行计数。因此，可被计数的光子的数量可扩大，因此，各能量带中的光子检测性能可被提高。

详细地说，参照图9，由第一计数器910计数的光子的数量(911)小于第一计数器910的容量，并且由于直到具有大于第一参考值ref1的能量值的光子全部被计数之前第一计数器910未达饱和，因此第二计数器1020和第三计数器1030可充分地对光子进行计数。

此外，如图10中示出的第二计数器1020和第三计数器1030，尚未使用的多个剩余位可被去除，因此，计数器的大小可被减小。

因此，当与图10中示出的普通的辐射检测器相比，在保持计数器大小的同时，可被计数的光子数量可增大。

此外，使用由辐射检测器检测到的辐射光子的数量来重构医学图像。详细地说，由在辐射检测器中包括的至少一个单位检测器计数的光子数量可对应于重构图像的像素值。因此，在多能量CT图像中，必须充分检测与每个能量带对应的光子，以提高重构图像的准确性。

如上所述，在本示例性实施例的辐射检测器中，可对多个能量带中的每个能量带中的光子的数量充分地进行计数，因此，可提高重构图像的准确性。

此外，如上所述，接收辐射的像素的正面区域等于大约1mm²，并且辐射吸收层710可在1秒内吸收大约200M光子。假设第一参考值ref1对应于各光子的最小能量值。在这种情况下，如果辐射吸收层710吸收大约200M光子，则具有大于第一参考值ref1的能量值的光子的数量可以是大约200M。因此，第一计数器910可具有可存储光子的数量(即，大约200M光子)的大小。

此外，假设图5中示出的子像素401对应于单位检测器700，并且一个像素吸收n个光子并且包括m个子像素。此外，如果第一参考值ref1对应于光子可具有的最小能量值，则第一计数器910可具有能够存储(n/m)个光子的大小。

如上所述，在考虑由本示例性实施例的辐射检测器计数的光子的能量值的情况下确定计数器的大小，光子的损失可被减小，并且可针对各能量带增大光子的数量的可测量范围。

此外，在根据示例性实施例的辐射检测器中，在一个像素中包括的每个子像素包括多个计数器，以对光子执行精确地计数。辐射检测器在检测到在预定时间内入射的辐射之后，在预定时间内执行采样操作。例如，在1mm×1mm的面积内，在1秒内入射到普通的辐射检测器上的光子数量是大约500M。因此，在对每个像素执行光子的计数操作的传统的辐射检测器中，测量在预定采样时间段内入射的各光子的能量，然后，对具有等于或大于预定值的能量值的光子的数量进行计数。在每秒500M光子入射到1mm×1mm的面积的情况下，按照2nsec对1个光子进行采样(1/500M)。根据奈奎斯特采样定理，必须按照上述时间的至少一半(即，1nsec)对一个光子进行采样。

然而，难以在1nsec内测量和比较光子的能量以对光子的数量进行计数。此外，即使测量和比较光子的能量以对光子的数量进行计数的电路可在以上的采样时间内执行以上的测量和比较操作，就采样时间而言，吸收辐射的辐射吸收层的响应也不是充分小的。此外，如果多个光子同时入射到比较器上，则光子的能量的比较会有偏差。此外，当在对一个光子能量进行比较和计数的同时入射另一个光子时，不可准确地执行计数操作。

此外，在传统的计数检测器中，可为每个像素提供被构造用于存储被计数的光子数量的存储器，或者存储器可存储针对多个像素计数的光子的数量。

如以上参照图5所述，在根据示例性实施例的辐射检测器中，多个像素中的每个像素可包括m个子像素。此外，每个子像素包括被构造用于对光子的数量进行计数和存储的多个计数器。此外，如果一个像素吸收并计数n个光子，则每个子像素中的存储器可具有n/m的存储容量。

因此，在根据示例性实施例的辐射检测器中，在每个子像素中执行光子计数操作，并且一个子像素处理的光子的数量减小至n/m。因此，可保证每个光子的采样时间为1/(n/m)秒。具体地说，可保证每个光子的采样时间为1/(n/m)秒，其是传统的采样时间的m倍，然而在传统辐射检测器中，每个光子的采样时间是1/n秒。因此，可提高计数光子的准确性，并且可对被辐射吸收层吸收的光子充分地计数。此外，一个计数器处理的光子的数量减小至n/m，因此，即使当同时入射多个光子时，也可准确地对光子进行计数。

此外，因为每个子像素中的计数器被设计为具有n/m的存储容量，所以在子像素中包括的计数器的大小可减小。因此，可实现可在一个子像素中包括与多能量带对应的多个计数器的辐射检测器。

图11是根据示例性实施例的CT设备1100的示图。

参照图11，根据本示例性实施例的CT设备1100包括辐射检测器1110和图像处理器1150。

辐射检测器1110包括多个单位检测器700。具体地说，辐射检测器1110包括被构造为检测辐射的多个像素。此外，多个像素中的每个像素可包括如参照图5描述的多个子像素。

具体地说，多个像素中的每个像素可包括图7中示出的单位检测器700。此外，如果多个像素中的每个像素包括多个子像素，则多个子像素中的每个子像素可包括单位检测器700。

辐射检测器1110具有与以上参照图1至图9描述的根据示例性实施例的辐射检测器相同的构造，因此，不再重复针对图1至图9提供的相同的描述。

图像处理器1150基于由辐射检测器1110检测的光子的数量，来重构医学图像。详细地说，图像处理器1150可基于由辐射检测器1110检测的X射线光子的数量来重构CT图像。

此外，图像处理器1150可被包括在CT系统100中。例如，图像处理器1150可以是与参照图2描述的图像处理器126对应的元件。可选择地，图像处理器1150可以是与通过有线/无线网络301连接到CT系统100的外部医疗设备136对应的元件。

具体地说，如果多个像素中的每个像素包括单位检测器700以便通过像素单元执行辐射计数操作，则通过使用由在辐射检测器1110中包括的至少一个单位检测器700计数的光子的数量，产生CT图像的一个像素值。

例如，通过使用由在辐射检测器1110中包括的一个像素计数的光子的数量，产生CT图像的一个像素值。

此外，在辐射检测器1110中，如果一个像素包括多个子像素，并且每个子像素包括被构造为以子像素为单位执行辐射计数操作，则通过使用由至少一个子像素计数的光子的数量，产生CT图像的一个像素值。

例如，可使用由一个子像素计数的光子的数量来产生CT图像的一个图像像素值。在图7中，可通过使用由第一计数器751计数的光子的数量，产生与大于第一参考值ref1的能量带对应的第一图像的一个图像像素值。此外，可通过使用由第二计数器752计数的光子的数量，产生与大于第二参考值ref2的能量带对应的第二图像的一个图像像素值。此外，可通过使用由第三计数器753计数的光子的数量，产生与大于第三参考值ref3的能量带对应的第三图像的一个图像像素值。

作为另一示例，由多个子像素计数的光子的数量可对应于重构图像的一个图像像素值。具体地说，多个子像素可被分组，并且可通过使用由包括多个子像素的一个组进行计数的光子的数量，产生CT图像的一个图像像素值。

图12A和图12B是示出CT图像中的图像像素值的产生的示图。

作为一个示例，图12A示出一个像素1210包括24个子像素(6×4个子像素)的情况。此外，作为一个示例，图12B示出一个像素1250包括36个子像素(6×6个子像素)的情况。

参照图12A，通过在一个子像素1210中包括的并且包括被布置为彼此相邻的多个子像素的子像素组1221、子像素组1222、子像素组1223、子像素组1224、子像素组1225和子像素组1226中的每个子像素组计数的光子的总数可对应于重构图像的一个图像像素值。具体地说，由一个子像素组(例如，1221)计数的光子的总数可对应于重构CT图像的一个图像像素值。

例如，可通过使用由子像素组(例如，子像素组1221)计数的各能量带的光子的数量，产生针对每个能量带的重构图像的一个图像像素值。

图12A示出与一个图像像素值对应的一个子像素组包括四个子像素的情况的示例。如果一个像素包括24个子像素(6×4个子像素)，则一个像素可被划分为6个组，使得一个像素可产生重构图像中的6个图像像素值。

作为另一示例，在一个像素中包括的24个子像素可被分类为4个子像素组，4个子像素组中的每个子像素组包括6个子像素，使得一个像素可产生重构图像中的4个图像像素值。

图12B示出两个相邻的像素1250和像素1270。

在辐射检测器1110中，在多个像素中包括的多个子像素被分类在多个子像素组中，由这些组中的一个组计数的光子的数量可对应于重构图像的一个图像像素值。

参照图12B，在两个相邻的像素1250和像素1270中包括的72个子像素可被划分为如图12B中所示的6个组1281、1282、1283、1284、1285和1286。详细地说，可基于由在一个组(例如，子像素组1281)中包括的12个子像素计数的光子的总数，来确定重构图像的一个图像像素值。

图像处理器1150可基于重构CT图像的分辨率，调整用于产生CT图像中的一个图像像素值的子像素的数量。例如，如果将产生具有超高分辨率的CT图像，则图像处理器1150可通过使用由一个子像素计数的光子的数量，产生重构CT图像中的一个图像像素值。

还可通过被构造为控制至少一个处理元件实现任何上述示例性实施例的介质(例如，计算机可读介质)里面/上面的计算机可读代码/指令，实现其他示例性实施例。介质可对应于允许存储和/或传输计算机可读代码的任意一个暂时性介质或非暂时性介质。

计算机可读代码可以以各种方式中的任意一种或多种方式被记录到介质上和/或在介质上传输。介质的示例包括记录介质(诸如，磁性存储介质(例如，ROM、软盘、硬盘等)和光学记录介质(例如，CD-ROM或DVD)，以及传输介质(诸如，互联网传输介质)。

应理解，这里描述的示例性实施例应仅被视为描述性意义，而不是为了限制的目的。每个示例性实施例内的特征或方面的描述应该通常被视为可用于其他示例性实施例中的其他类似的特征或方面。

虽然已经参照附图描述了一个或更多个示例性实施例，但本领域的普通技术人员应该理解，在不脱离由权利要求限定的本发明构思的精神和范围的情况下，可进行形式和细节上的各种改变。