CN1041237C - 用于低剂量扫描束数字x－光成像系统的x－光探测器 - Google Patents

Abstract

本发明的一种扫描束X-光成像系统包括一个X-光管(10)，该X-光管包括一个电子束源(161)和一个阳极靶(50)。有一电路用于将束(164)聚焦，并在阳极靶(50)上按预定的图案，如螺旋扫描图案用束(20、30)进行扫描。在X-光源(50)与被用X-光检测的物体(80)之间设置了准直元件(90)，其可取的是为包含一个孔的阵列的多孔光栅的形式。孔(140)都是定向的，以使X-光束(100)被汇聚到位于与准直元件(90)选定距离的一个平面(270)处的一个探测器阵列(110)。这个距离是经过选择的，以使被X-光检测的物体可以放置在准直元件(90)和探测器阵列(110)之间。分区X-光探测器阵列(110)包括由位于探测平面(270)中的探测器单元(170)构成的方形阵列。在距X-光源(50)特定的，经选择的距离处可生成一个能够具有最佳分辨率的焦平面(280)。

Description

用于低剂量扫描束数字X-光成像系统的X-光探测器 本发明的技术领域

本发明涉及X-光诊断成像设备。更具体地说，本发明涉及一种实时扫描束X-光数字成像系统，该系统通过结合使用多孔准直光栅和分区X-光探测阵列而提高了分辨率并减少了X光-射线的发射。

背景技术

随着治疗技术的进步，医学方法对于实时X-光成像的需要日益增长。例如，心脏病学的许多电子-生理诊断方法，毛细血管诊断方法，泌尿学诊断方法以及矫形外科手术方法都依赖实时X-光成像。

遗憾的是，目前临床所使用的实时X-光设备对病人和在场的医务人员都有高剂量的X-射线辐射。美国食品与药物管理局(FDA)已经报告了有关造成病人严重的放射线病和过量的职业性辐射对于医生的影响的有力证据。(放射与健康会刊，XXVI卷，8分册，1992年8月)。

在现有技术中已经有许多种实时X-光成像系统。这些系统中包括采用荧光透视方法的系统，在这个系统中，用X-光照射—物体，物体中相对而言不透X-光的物质所产生的阴影就在相对于该物体与X-光源相反一侧的荧光屏上显示出来。据知至少早在50年代初扫描X-光管就已经与荧光探测技术结合使用。关于这一点可参见MOON的文章，“利用扫描X-光管放大与增强荧光图象”，科学杂志，1950年10月，第389-395页。

扫描束X-光数字成像系统在现有技术中也是众所周知的。在这些系统中采用了X-光管来产生X-光辐射。在X-光管中，产生一束电子束并将其聚焦到X-光管的相对而言较大的阳极(透射靶)上的一个小点上，从此点处引起X-光辐射。电子束被用电磁或者静电方法偏转从而在整个阳极上形成光栅扫描图形。一个小的X-′光探测器放置在距X-光管阳极一定距离处。该探测器将辐射到它的X-光转换成与所探测到的X-光通量成正比的电信号。当将一个物体放置在X-光管与探测器之间时，X-光被物体衰减和散射，衰减和散射的程度正比于该物体上的X-光密度。当X-光管为扫描模式时，探测器的信号按正比于物体上的X-光密度加以调制。

现有技术中扫描束数字X-光系统的实例包括在授予Albert的以下美国专利中记载的那些系统：US-3,949,229，US-4,032,787，US-4,057,745，US-4,144,457，US-4,149,076，US-4,196,351，US-4,259,582，US-4,259,583，US-4,288,697，US-4,321,473，US-4,323,779，US-4,465,540，US-4,519,092，US-4,730,350。

在现有技术的扫描束数字X-光系统的典型实施例中，探测器的输出信号被输入到视频监视器的Z-轴(亮度)输入端。该信号调节视屏的亮度。给视频监视器的X和Y输入信号都是从影响X-光管的X-光信号偏转的同一个信号得出的。所以，视屏上一个点的亮度反比于从X-光源发射，经过物体，到达探测器的X-光的吸收程度。

医学X-光系统是在与诊断方法所要求的分辨率相适应的可能的最小X-射线剂量下工作的。所以，辐射剂量和分辨率都由信噪比所限制。

本申请中所使用的技术术语“低剂量”指的是在设备供病人出入口处，系统工作时的X-光幅射量小于或者约等于2.0R/min(伦琴/分钟)。

X-光光子的时间和空间分布为泊松(Poisson)分布，并且不可避免地具有相关的随机性。这种随机性可以表示为平均通量的标准偏差，并等于其均方根值。所以在这些条件下X-光图象的信噪比等于平均通量除以平均通量的均方根值，即当平均通量为100光子，噪声为+/-10光子时，信噪比等于10。

因此，由扫描X-光成像系统所产生的X-光图象的空间分辨率和信噪比在很大程度上依赖于探测器的灵敏区域的大小。如果增大探测器的孔径面积，则可以探测到更多的散布射线，从而有效地提高灵敏度，并改善信噪比。但是，同时由于象素面积(在被成像的物体平面测量的)变大，较大的探测器孔径使得可达到的空间分辨率降低。因为在医疗应用中大部分被摄像的物体(例如，人体内各种组织)都与X-光源有一定的距离，所以这是必然的。因而，在现有技术中，探测器的孔径大小必须经过选择以兼顾分辨率和灵敏度，但不可能同时使分辨率和灵敏度都达到最佳。

在医学成像应用中，病人的摄入剂量、帧速率(物体每秒被扫描的次数和图象更新的次数)、以及图象的分辨率都是关键参数。高的X-光通量可以容易地得到高的分辨率和高的帧速率，但是也对病人和在场的医务人员产生了不能接受的高的X-光辐射剂量。同样，低的辐射剂量则须以图象质量和更新速率的降低为代价。一个成功的医学成像系统必须同时提供低剂量、高分辨率和令人满意的更新率，至少要每秒15幅图象。所以，像如上所述的现有技术中扫描束数字X-光成像系统这样的系统就无法适用于许多医疗诊断方法，因为在这些方法中需要的辐照时间较长，并且由于面对的是真实的病人，所以必须将病人摄入的X-光剂量保持在最小值。

所以本发明的一个目的是提供一种能够用于对于病人的医疗诊断方法的扫描束数字X-光成像系统。

本发明的另一个目的是提供一种在足够的帧速率下能够生成高分辨率图象，并且最大限度地减少了对用X-光进行检查的物体的辐照的扫描束数字X-光成像系统。

本发明的又一个目的是提供一种在保持降低了的X-光通量的同时，在距X-光源平面一定距离处具有提高的分辨率的扫描束数字X-光成像系统。

通过参考附图和以下对于本发明的描述，本发明的这些目的以及其他的目的和优点对于本领域的技术人员来说将变得十分清楚。

本发明的公开

本发明的扫描束数字X-光成像系统(″SBDX″)包括一个具有一个电子束源和一个阳极靶的X-光管。为了使电子束聚焦、定向并以预定图形对阳极靶扫描，配置了电子结构。例如，预定的图形可以是光栅扫描图形，盘旋形或‘S’形图形，螺旋形图形，随机图形，中心在阳极靶的一个预定点上的高斯分布图形，或者其他适合于所作工作的图形。

在X-光源与用X-光辐照的物体之间可以设置一个准直器件，最好是光栅。例如，准直器件可以由一个金属盘构成，其直径约25.4cm(10in)，并且在准直器件的中心有500×500行列的孔的阵列。准直器件最好是直接放置在X-光管的发射面前面。其他结构的准直器件也可以使用。在本发明的一个优选实施例中准直器件上的每一个孔都具有这样的结构，即定向于(或指向)位于距准直器件选定距离处的一个平面上的探测点。这个距离是经过选择的以使用X-光透视的物体可以放置在准直器件与探测点之间。准直器件的功能是形成细的X-光束，这些X-光束如象素一样排成阵列，并且全都从X-光管阳极上的一个点指向探测器。

由一个阵列的探测器单元(可取的是一个平面阵列，诸如DETx×DETy矩形或方形，或者，更可取的是大概呈圆形的阵列)构成的一个分区探测器阵列对中于该探测点。探测器阵列最好是由一组致密封装的X-光探测器构成。根据本发明，这样一个阵列可以以这样的方式进行设计、设置和使用，即在不损失分辨率的前提下得到高的灵敏度，从而使X-光系统在辐射剂量至少比现有技术中的X-光系统少一个数量级的情况下但具有可与现有技术的X-光系统比拟或者较好的分辨率。本发明的这一特性在医学和其他领域具有重要的意义。在现在的诊断方法中对于病人和在场人员的辐射量将被减少。现在由于辐射危险而不可能使用的方法将有可能加以应用。

探测器阵列的输出值是在各个点上的探测器阵列中的每一个单元在X-光束穿过光栅上的一个孔时的强度值。因为每一个孔相对于被检查的物体和探测器阵列位于空间中一个不同的点上，所以对于有X-光通过的每一个孔，探测器阵列具有不同的输出。探测器阵列输出可以用许多方法转换成图象。一个方法是对阵列输出进行一个简单的褶积变换，即将对应于各个被扫描孔的阵列单元的强度值加合，然后归一化。之后这个输出阵列就可用于驱动一个视频显示器或者其他显示器。更可取的是多图象褶积变换和多输出褶积变换方法，如在下文中描述的，它可提供增强的图像输出。

SBDX成像系统还能够进行立体成像，其中的准直光栅要使用两组孔。在这种情况下，一组孔构成指向设置有第一分区探测器的第一探测点，第二组孔被构成指向设置有第二分区探测器的第二探测点。通过由两个分区探测器形成两个图象，并使用常规的立体显示方法，可以构成一个立体图象。

SBDX成像系统还能够使那些当X-光光子能量不同时具有不同X-光透射性的物质的成像突出。所以，如乳腺癌的早期形态，即微钙化可以被摄像。通过构造光栅和/或阳极使之能发射两组或多组具有不同X-光能谱的X-光束，并使每一组都指向探测器阵列(也可以使用多个探测器阵列)，则被多种X-光光子能量照射的物体的透射性的差异就能够被转变成一个图象，从而只突出表现了被检查物体中具有不同的X-光透射率的那些物质。这样的成像系统可优选用于探测钙，例如它对于乳腺癌和其他组织疾病的早期检查是一个有力的工具。

利用通过截获全部准直X-光束的分区阵列和处理阵列输出得到图象提供了最大的灵敏度，但没有牺牲在使用小表面积探测器时得到的分辨率。与分区探测器阵列同样大小的不分区探测器阵列可能会有同样的灵敏度，但分辨率却较低。

此外，可以采用二次采样技术处理来自阵列探测器的数据，这使得在保持实际上相同的图象质量的情况下能够减低系统的复杂性和所需的处理速度以及能耗。

本申请所描述的系统可以与在序号为08/008,455(CAM-003)，1993年1月25日提出申请的美国专利申请中所记载的“带有对X-光敏感的光传感器定位装置的导管”结合使用。美国专利申请08/008,455在本申请中仅作为参考，它也为本申请的受让人所拥有。

附图的简要描述

图1表示低剂量扫描束数字X-光成像系统的基本组成部件。

图2表示没有准直光栅时SBDX系统中X-光的分布。

图3是用于低剂量扫描束数字X-光成像系统的光栅和X-光管阳极的放大图。

图3A、3B和3C是用于本发明装置中的准直光栅的局部剖图。

图4表示用于低剂量扫描束数字X-光成像系统的X-光管。

图5表示用于低剂量扫描束数字X-光成像系统的X-光管结构的截面图。

图6表示立体扫描束数字X-光成像系统。

图7A表示与一个简单的不分区探测器配合使用的带孔X-光源。

图7B表示从与一个分区探测器阵列配合使用的带孔X-光源的一个孔中发出的X-光。

图7C表示从与一个简单的不分区探测器配合使用的带孔X-光源的多个孔中发出的X-光。

图7D表示从与被检查的物体以及分区探测器阵列配合使用的X-射线准直光栅的两个孔中发出的X-光。

图8表示用于低剂量扫描束数字X-光成像系统中的5×5探测器阵列的辐照表面。

图9表示用于低剂量扫描束数字X-光成像系统中的5×5探测器阵列。

图9A表示根据本发明的一个优选实施例的闪烁器单元。

图10表示用于低剂量扫描束数字X-光成像系统的探测器单元。

图11表示用于一个非平面探测器阵列的铅笔型探测器单元构成的阵列。

图12表示用于低剂量扫描束数字X-光成像系统中的3×3探测器阵列。

图13表示采用了负反馈以控制X-光通量的低剂量扫描束数字X-光成像系统的基本部分。

图14是光栅密封装置的透视图。

图15表示在本发明的最佳实施例中所使用的96单元探测器阵列的外观。

图16表示准直光栅与探测器阵列的配合。

图17表示探测器装置结构的一个最佳实施例。

本发明的实施方式

本技术领域的普通技术人员应当能理解以下对本发明的描述仅仅是说明性的，而不是限制性的。本发明的其他实施例可以由这些技术人员自己给出。系统总览

图1表示了本发明的一个最佳实施例中的扫描束数字X-光成像系统。其中使用了一只扫描X-光管10作为X-光源。如在现有技术中所知的那样采用了一个大约-100kV到-120kV的电源给X-光管10供电。100kV的电源能产生高达100keV的X-光能谱。如本申请所使用的，100kV的X-光就指这个能谱。与现有技术一样，X-光管10包括一个受扫描发生器30控制的偏转线圈20。在X-光管10中产生的电子束40被以一种预定的图形扫描X-光管10中的接地阳极50。例如，预定的图形可以是光栅扫描图形，盘旋形或‘S’形图形，螺旋形图形，随机图形，中心在阳极靶的一个预定点上的高斯分布图形，或者其他适合于所作工作的图形。可取的是盘旋形或‘S’形图形，它可以免除光栅扫描图形对于“回扫”(fly back)的需要。

当电子束40在点60处撞击阳极50时，一簇X-射线70被发射出来，并从X-光管10飞出，射向用X-光检查的物体80。为了使系统的性能达到最佳，必须产生一圆锥束形X-光光子，其发散的程度要恰好覆盖探测器阵列110。这最好是通过在扫描X-光管的阳极与探测器之间设置一个准直光栅来实现。于是在物体80与X-光管10之间放置了准直光栅90。准直光栅90被设计成只允许射向探测器110的那些X-光100通过它。在系统工作时，准直光栅90相对于探测器阵列100不移动。因此，当电子束40在阳极50上扫描时，在任何给定的瞬间，只能有一束X-光从阳极发射到探测器阵列110。

图2表示在没有准直光栅时的X-光的分布。

探测器阵列110的输出经过处理，可以在监视器120上作为监视器120上x，y方位的亮度值显示出来，其与阳极50上的x，y方位相对应。这可以通过使用同样的扫描发生器驱动电子束40的x，y方向上的移动以及视频监视器120中电子束的定位来实现。或者采用图象处理技术在一适合的显示或照相介质上产生计算机生成图象。

本申请所公开的本发明的系统是一个低剂量系统，在设备的病人接受诊断入口位置处测量得到，对病人的辐射剂量范围在15帧/秒图象更新速率、约0.15R/分到30帧/秒图象更新率、约0.33R/分。在30帧/秒图象更新率时，系统对整个人体的辐射剂量大约为0.50R/分。所以，使用本发明在设备入口处对于病人的辐射剂量范围为0.15R/分到2.00R/分。X-光管

图3表示光栅和阳极结构的放大视图。阳极50最好是用具有良好的真空特性并能够耐高热以及电子对铍阳极基底130的轰击的材料制成的靶层，铝或者其他相对来说能够透过X-光的材料也可以被用作阳极基底130。比较可取的靶层结构，依标号顺序为：(1)在阳极基底上溅镀的大约1微米厚的第一层铌，然后在第一层铌之上再溅镀大约5微米厚的第二层钽(这种结构之所以可取，是因为铌的热膨胀系数介于铍(阳极基底)130的热膨胀系数与钽的热膨胀系数之间，从而减少或者防止了由于在X-光管的开关状态之间阳极靶产生的热循环所引起的微小裂纹)；(2)大约5微米厚的溅镀钽层；(3)大约5微米厚的溅镀钨-铼层；(4)大约5到7微米厚的溅镀钨层、钽、钨和钨-铼适合用作阳极50是因为它们具有较大的原子序数和密度，当被电子束照射时容易发射出X-光、钨的3370℃的高熔点和良好的真空特性使得它能够适应X-光管中的高温和高真空条件。如本领域技术人员所知，钽及钨-铼合金具有相似的特性。阳极的各层的厚度是经过选择的，以使其近似等于有效地将100kV电子转换成X-光所需的距离。铍之所以适合用作阳极基底130是因为它强度很高，并且不会明显地衰减或散射从阳极50中发射出来的X-光。铍阳极基底130的厚度最好为约0.5cm。阳极基底130的厚度应当在体形限制之内尽可能地薄，所说的体形限制是指它必须有足够的强度，从而能经受住作用在其上的一个大气压的压力梯度。

准直光栅90最好是由孔140的阵列构成，根据本发明的一个最佳实施例，，每个孔都取向或者指向探测器阵列110。这就是说，准直光栅90上的各个孔彼此之间不是平行的，并且为了与例如胸透X-光设备结合使用，它们都与准直光栅90的前表面260成一定角度，其范围是在准直光栅90的中央区域为0°，到光栅90的边缘区域最大可为20°，当本发明应用于乳腺诊断设备时，光栅90可以制成使孔与前表面所成的角度范围在光栅边缘区域达到45°。光栅90中孔140的数量可以相当于象素的数量，例如在最好是圆形的光栅90中央部分有500×500到1024×1024个孔，并且孔的数量在一定程度上可以决定系统的分辨率。另一种方法是与下面将要讨论的二次采样技术相结合而使用比象素数量少的孔。光栅90的厚度和孔140的孔径是由探测器阵列110与X-光管之间的距离(在本申请中，可取的值是91.4cm(36in))、衰减所有未进入探测器的X-光的要求、以及探测器阵列110(在此图中没有表示出)的探测单元160的大小所决定的。尽管对于本发明来说并不是严格要求如此，但从前表面260来观察时，孔140最好呈现出规则的矩形行列形式并且具有直径为25.4cm(10in)的圆形边界。孔阵列可以是与使用下面所概述的分辨物体80图象的探测和褶积转换技术相关的任何常规轮廓。这个孔阵列被称为“圆形有效区域”。根据本发明的一个最佳实施例在圆形有效区的中央部分孔的数量最好为500×500个。准直光栅90的无孔区150被设计用来吸收无效的X-光，以使它们不照射物体80。这可以通过对光栅的制造来完成，即使撞击无孔区150的X-射线受到至少10倍于“1/2值”的阻挡(所谓“1/2值”是指能够使按系统能量，在这里为100keV的撞击阻挡物的X-射线衰减1/2所必需的材料质量)。无效的X-射线会使病人和医务人员受到一定剂量的辐照，但却不包含任何对图象有意义的信息。如图3A和图3B所示，准直光栅90可以由若干可吸收X-光的材料层143，144构成，在这些吸收材料层上有许多孔140，可让X-光100从中穿过到达探测器..准直光栅90最好是用50层0.0254cm(0.010in)厚的钼叠置并固定在一起制成。钼之所以可取，是因为它容易吸收X-射线，从而使得那些由X-光管10产生的，然而不是射向探测器110的X-光的，在它们无益而可能有害地照射物体80，当然这个物体可能就是人体，之前就被阻挡住。铅或者其他类似的X-光致密性材料也可以使用。

准直光栅90的孔140其横截面最好是正方形的以得到最大的排布密度，并且与探测器阵列单元160的优选的正方形状相配合。其他形状也可以使用，特别是六角形。正方形孔140的尺寸最好是0.0381cm(0.015in)×0.0381cm，这样其横截面面积大约是通常用于荧光透视系统的准直器横截面面积的1/100。由于采用了较严格的准直方式，所以可得到较小束宽的X-光束100。这意味着探测器表面的横截面积相应地要比常规系统中的小得多。于是被物体散射的X-光就不进入探测器，从而不会象常规的系统中使用具有相对较大表面积探测器那样造成图象模糊。

制造准直光栅90的一种可取的方法是光-化学蚀削或蚀刻。光化学蚀刻之所以可取，是因为其有效而且精确。根据这个方法，制作了一套50个光掩模在50张0.0254cm(0.010in)厚的薄层材料上蚀刻出孔洞或者空隙。然后将蚀刻过的多层材料叠放并对齐，再固定在一起以构成一个光栅组件，在这个光栅上有许多呈阶梯形的孔，每个孔相对于各层都保持预定的角度关系。图3A表示本发明的准直光栅90的形状变化。这一形状包括许多层可吸收X-光的材料层143，每层分别具有若干有恒定载面积的孔14(但是，横截面不必是恒定的)。如图所示，所形成的孔14是阶梯状的，但可以使X-光束100通过并到达探测器阵列110。图3B中所示的形状与图3A中所示形状非常类似，只是在可吸收X-光材料层144上形成的各个孔本身就是阶梯形的。这些阶梯形孔可以在材料层144的两面稍微偏移的位置采用蚀削或者化学蚀刻的方法加工而成如图所示的结构，这对于本领域的普通技术人员来说是显然的。图3B的结构是特别可取的，因为在准直光栅90的阶梯形孔140内被吸收的X-光能量较少，所以在X-光束100的边缘部分的X-光通量的衰减量比图3A中所示的结构要少。

将构成光栅90的多个经蚀刻过的材料层固定的一个比较可取的方法如图14所示。各蚀刻层91(可取的是50)上都有定准洞或定准孔94。定位销95插入各个定准孔94中以使各蚀刻层91对准。然后将层组件91和定位销95放入铝环359中。铝环359带有一真空排气口370，排气口370采用压紧件375密封。然后用0.1cm厚的铝箔365粘结并用真空胶密封在铝环359的上表面380。采用同样的方式将铝箔360粘结到铝环359的下表面385上。通过排气口370将铝环内抽成半真空，然后如在现有技术中众所周知的那样将排气口370采用压紧件密封375。按照这种方式，可透X-光的铝箔360和365起到了使各个蚀刻层91固定在一起并且彼此对准成为一个光栅组件90的夹紧作用。

距离光栅90中心最远的孔140具有阶梯形表面，其横截面最好是正方形。X-光通常不会受到通道由于阶梯表面造成的粗糙度的影响，既使它们被散射，也不会对所得到的X-光束产生可测量到的影响。如上所述，用作准直光栅90的材料可以是钼、黄铜、铅、或者铜，其中钼是最可取的。孔的位置的最佳公差是中心与中心之间无积累误差时+/-0.00127cm(0.0005in)，而对于孔径则为+/-0.0025+cm(0.001in)。

其他可用于制作准直光栅90的方法包括电子束加工，钻制或者微加工，以及激光钻。钻制和激光钻的缺点在于它们产生的是圆孔而非方孔。尽管圆孔同样能够工作，但是它们不是优选的形状。

优选的扫描X-光管10的更多的细节如图4和5所示。电子枪161位于X-光管10表面的相对一侧，其工作电势约为-100kV到-20kV。接地阳极50位于X-光管的表面处，电子束40穿行于电子枪161与阳极50之间。一个接地的电子孔板162靠近电子枪161放置，在其中心有一个孔163让电子束40穿过。一个磁聚焦透镜164和偏转线圈20通过在现有技术中众所周知的动态聚焦方式将X-光束点适当位于阳极50上。X-光管被制成具有25.4cm(10in)直径的圆形有效区，在这个圆形有效区内电子束40可以击中阳极50，在圆形有效区的边缘电子束的偏转可达30°角。如果电子束没有通过特定的孔“射出”，则它最好被偏转掉不用，从而可以节省25％的能量。

图5表示了一个适用的X-光10管前部的横截面。阳极50的后部是保持真空状态的X-光管的内部。阳极50由如上所讨论的阳极材料的被覆层构成。阳极50的前部为0.5cm厚的铍阳极支撑层130。铍阳极支撑层130的前面是优选厚度为0.4cm，可以容纳水或者加压气体的冷却夹层350。铝制光栅支撑片360和365的厚度均为0.1cm，用于辅助支撑优选厚度为1.27cm(0.5in)的准直光栅90。

当X-光管340工作时，在任何一个给定的瞬间，准直光栅90只有一个孔140让大部分的X-光通过。根据一个优选实施例，当电子束40不是正好位于一个孔140的前面时，它就会被截住。因此X-光管能够有效地以扫描脉冲模式工作以减少能量消耗以及对阳极靶50的损伤。立体X-光成像

现在来看图6，根据本发明的另一个优选实施例，可以使用具有多聚焦点的X-光，从而得到立体的X-光图象。例如，如果光栅90上每隔一行的孔指向焦点F1(92)，其余的孔指向焦点F2(93)，并在F1(92)处放置第一传感器阵列，而在F2(93)处放置第二传感器阵列，就能够以网形或者盘旋形图形扫描这些孔，从而得到第一传感器阵列的一行数据，然后是第二传感器阵列的一行数据。重复这一过程，可以建立起两个完整的图象，就象从空间中两个不同的点，F1和F2看到的，进而采用常规的立体图象显示系统来显示它们以产生一个立体的X-光图象。现在来看图3C，该图表示如何用多层可吸收X-光的材料144构成这样一个立体的准直光栅。在这种情况下，孔140A和140B事实上可以如图所示制成“V”形，沿“V”形的“两条腿”形成了X-光束100A和100B的两条分开的路径。然而并不要求一定将孔140A和140B结合形成图示的形状“V”形孔的优点是当X-光从“V”形的顶点进入时，两个探测器可以被同时照射到，这个“V”形起到了信号分离器的作用，使一部分X-光射向F1，另一部分射向F2。这使得对于形成X-光束和产生偏转电流所需的能量减半。而代价只是很小的但是增加了可以接受的X-光的散射和因此造成的图象的模糊。阵列探测器

为了达到在物体平面上每毫米若干条线的分辨率，如同在某些医疗应用中所要求的那样，空间分辨率的限制主要是由探测器的大小所决定的。这是因为，在现有X-光管技术水平下，不可能为了得到足够强的定向X-光发射而产生非常高的能量或者配备相关的X-光定向装置。

当探测器被制成其面积小于与发射的X-光的锥形相交面积时，由X-光源50发射的大部分X-光将不会击中探测器250，如图7A所示。事实上这正是工业用扫描束数字X-光检测系统如何设计的一个关键，在这些系统中辐射剂量不是一个需要考虑的问题。其结果是增大辐射剂量以保持所需的分辨率。

所以，通过使用小型探测器提高了分辨率，但是当探测器的面积等于或者超过由发射的X-光锥与探测器平面270相交形成的面积时，X-光剂量变为最小。

扫描X-光成像系统的分辨率是由探测器单元投影在物平面280(即放置物体80的，与阳极50的中心和探测器110的中心连线垂直的平面)中的横截面面积所决定的。因此，如果一个大面积的探测器被分割成许多较小的阵列单元，如图8中探测器阵列的前视图所示，则保持了组合探测器的大的捕获面积，同时又保持了图象的分辨率，它正比于单个小探测器单元160的大小。

通过将从各个探测器单元中采集的信号在一个存储寄存器中分配并相加，即在其中每个地址，即象素对应于物体平面280的一个特定的位置，能够保持由单个探测器单元160所限定的分辨率。当X-光束100在位于X-光发射阳极50前面的准直光栅90上不连续地移动时，用于给定探测器单元的输出连续的地址也在变化。成像的几何关系如图7B和7C所示。在图7B中表示了一束光的位置以及它是如何在5个象素中被分配的。在图7C中则表示了继续的光束位置以及它们是如何被一起叠加在一个象素上的。

换句话说，每个探测器单元的信号一个对应于物体平面280上非常小的特定区域，即一个象素的存储地址存储在一个图象寄存器中。因此对应于各个探测器单元的存储地址随着以给定的图形扫描的X-光束的位置而变化，从而使得存储器中的各个象素包含了通过物体平面280的一个特定点的辐射量的和。这样，由于所有到达探测器平面270的X-光实际上都被记录了，所以系统的分辨率由单个探测器单元的大小所决定，同时系统的灵敏度也达到最佳。

这种阵列探测器成像几何关系的另一个好处是物平面280被限制得很窄。位于它之前或者之后的结构将被模糊化(焦点以外)。图7D表示了从第一孔141和第二孔142中发射出的X-光穿过距孔141和142一定距离SO的物平面280和距孔141和142两倍的距离SO的平面281。很容易看出，在两倍SO距离处的分辨率降低到在距离SO处的分辨率的1/2。这一特征用于提高在所检测的平面280中的细部结构的定位和显象，同时提供足够的景深，这可以通过系统的几何关系加以改进。

优选实施例的阵列是一个96单元的准圆形阵列，它是将边长为0.135cm的正方形探测器单元设置在一个直径大约为1.93cm(0.72in)的圆中构成的。它并不需要这么大，可以配置三个或多个探测器构成，因而不是所有的探测器单元都在半径等于探测器一边的长度，这里是0.135cm的圆中的一条线上。X-光探测器

常规的图象增强技术对于限定系统的灵敏度有基本的限制。可以使用的闪烁体材料的厚度是受它的光透特性所局限的。通常它们被做得足够厚以能捕获大约50％的入射X光-光子。在被发射的光子中，只有大约一半到达光阴极。在光阴极，只有大约10％的入射光子产生光电子。因此，只有大约2.5％(.5×.5×.1)的入射X-光子的能量被在图象增强系统中转换。除了这个受到限制的转换效率，光子还会被闪烁体材料横向散射，并产生雾霾，这导致了在给定的辐射剂量水平下系统分辨能力的降低。

本发明的一个基本的目的是提供一个SBDX成像系统，它应能确保被检测的物体在使图象质量完全满足所进行的诊断所要求的前提下，受到可能的最低辐射剂量的X-光的照射。这意味着用于探测从物体中发出的X-光子的系统必须具有最高的光子-电信号转换效率。为了实现这一点，用作探测器的材料在光子飞行的方向上必须具有足够的长度以确保没有光子从入射X-光的远端跑掉，即光子的能量必须完全耗散在探测器材料中以便使探测器的输出最大。有几种类型的探测器可以被用于这里所说的SBDX系统。其中优选的是闪烁体-在这种闪烁体中X-光子能量被转换成可见光能量的-然后通过一个光电倍增器、光电二极管，CCD或者诸如此类的装置，将光强转换成一个电信号。因为SBDX图象中的每个象素必须是在非常短的时间内，大约140纳秒形成，所以闪烁体材料必须具有快速的响应和最短的余辉时间。余辉是指闪烁体在入射X-射线已经消失的情况下继续发光的现象。塑料闪烁体，如含有聚苯乙烯的有机闪烁体是适用的，因为它们具有所需的快速响应的特性，但是它们的X-光光子作用截面却相对较小，因此它们的线性X-光吸收系数的值也较小。其结果是要截获所有的X-光光子；需要有相当的厚度，对于本申请优选的100keV的X-光来说，要捕获99％的入射X-光，一般的塑料闪烁体必须约28cm(11in)厚。目前最可取的是(依优选的顺序)：(1)掺杂铈的YSO(氧原硅酸钇，Airtron(litton)of Charlotte公司出品)；(2)掺杂铈的LSO(氧原硅酸镥，Schlumberger公司出品；(3)BGO(锗酸铋，Rexon Components，Inc.ofBeachwood，OH公司出品)。YSO和LSO的优点在于它们可以用于室温。BGO必须加热到大约100℃以达到50纳秒数量级的适合的光输出衰减时间。这些闪烁体不需要象塑料闪烁体那样长，长度为0.10cm就很有效。

根据本发明的优选实施例，SBDX阵列探测器110由96个密集封装的分立的X-光探测器160组成的一个1乘12的准圆阵列构成，该阵列与X-光源50相距91.4cm(36in)放置。(5×5和3×3阵列也计划构成一个非正方形阵列，即由正方形的探测器填充在围绕着X-光靶面的圆内：例如可见下面的表1)。准直光栅的纵横比，它与X-光源50的间隔以及X-光源50的大小等几何参数形成一个总夹角为1.46°，在探测器阵列110的受光面上相交长度为2.23cm(0.9in)的正方形截面的X-光棱锥体。所以，探测器平面内的各个闪烁体170中心与中心之间必须相距约0.152cm(0.06in)。如果闪烁体170具有平行边，则从其边缘入射的X-光尚未飞行所要求的距离就会撞到闪烁体的壁。所以如果相邻的闪烁体没有屏蔽，这些X-光可能穿过相邻的闪烁体，使其产生一个似乎来自物体的错误的空间位置的信号输出，从而导致图象质量的降低。如图9A所示，为了避免这种效应，在本发明的一个优选实施例中，每个闪烁体都作成锥体形，从而使其边界表面173具有夹角α，这个角度等于入射的X-光束100’最外侧之间的夹角，这对于长的塑料闪烁体是特别有用的。在上面所引用的优选实施例中，每个闪烁体170最好都制成28cm长的平截头棱锥体，其受光面(172)边长0.285cm，光探测器末端表面174的边长为0.37cm。所以整蔟81个探测器具有由多个小平面构成的端面，各个小平面均与以X-光源50为中心的球面相切。

对于闪烁体探测效率的进一步改进可以通过使闪烁体棱锥体的内夹角大于入射X-光束100的夹角来实现。在入射X-光与接近闪烁体边缘的闪烁体原子相互作用产生的光电子和散射的X-光可能损失在用来将相邻闪烁体隔开的屏蔽材料中。这些损失的光电子不再产生任何光，因此它们对闪烁体的光输出没有任何贡献。所以它们的损失降低了闪烁体的效率。光电子飞行的最大距离依赖于它的能量和它在其中飞行的物质。对于在塑料闪烁体中与原子相互作用的100keV的X-光，光电子的飞行距离都不会大于0.01cm。如果闪烁体棱锥体截头体的夹角大于X-光束100的夹角，从而其尺寸大于X-光束包络面2×0.01cm，因此在比探测器长度短的距离(28cm)里，由于损失光电子造成的效率的降低将减到最低程度。在这种情况下，与小平面相切的球面的中心不再与X-光源50一致，而是距探测器阵列100更近。

被散射的光子将比光电子飞行距离更长；所以，为了防止它们逃逸到相邻的闪烁体中，闪烁体棱锥体的锥度可以大于完全捕获光电子所需的锥度，以使散射光子的捕获率达到最大值。

现在参见图9，根据本发明的优选实施例，与每个闪烁体元件170相连的是通过相应的光电倍增管190或者固体探测器与各个闪烁体170光耦合的光导管或者纤维光缆180。也可以将闪烁体170直接放置在与适合的光探测器接近处。

图10表示了一个探测器单元160的优选结构。在探测器阵列110的前面放置了具有与各个探测器单元160相对应的孔210的X-光遮光板200。各个探测器单元160被封装在一个也不透X-光的光密外壳220内。在光密外壳220的前面设置了一个最好由薄铝片制成的可见光屏蔽窗口230。光屏蔽窗口230对于X-光是透射的。在光密外壳220里面有一个闪烁体单元170，它紧贴着一个光倍增管190，而光倍增管则与一个前置放大器240电连接。可取的是将来自前置放大器240的模拟信号用常规方法转换成数字信号以进行进一步的处理。

或者，闪烁体也可以与一个光敏二极管、光敏晶体管或者电荷耦合器件(CCDs)阵列直接或者紧密接触放置，以制成更加坚固和紧凑的探测器。在使用固态器件，特别是CCDs时，可以使用冷却剂，例如Peltier型冷却阀或者诸如此类者以增加装置的信噪比。

或者，将闪烁体阵列与一个或者多个对位置敏感，能够产生确定光源的位置坐标以及光源的强度的输出信号的光倍增管直接或者紧密接触放置。

在另一个优选的实施例中，传感器阵列还可以是由一组铅笔型探测器285阵列构成，例如，如图11所示。在图11中锥状的闪烁体290排列在X-光束100的路径上，从而对应于X-光束100的特定横截面区域的闪烁体将完全吸收在该横截面区域中的X-光。光倍增管300紧挨着闪烁体290设置，从而响应闪烁体290对X-光的吸收就会产生一个电信号。可以用固态器件代替光倍增管300。

根据本发明的优选实施例，闪烁体的长度方向表面上和输入表面上覆盖一种反光材料，例如二氧化硅，以防止光逸散(或者进入)并且有助于光在闪烁体内部的反射。

根据本发明的另一个优选实施例，每个闪烁体单元179与和它相邻的闪烁体单元170之间用一种极其不透X-光的材料，例如金或者铅的薄层171隔绝开。薄层171的厚度最好约为0.0102cm(0.004in)到0.0127cm(0.005in)。薄层171在闪烁体170之间的位置如图12所示。

如图所示，准直光栅90的圆形有效区域的面积大于探测器阵列110的面积。因此尽管单个的X-光束100象闪光束一样发散、或者扩展，从准直光栅90的相应的孔140发射出的X-光的尖向束全部汇聚到探测器阵列110。图象处理

本发明的一项重要的改进涉及应用一个图象处理系统以进一步减少所要求的辐射剂量。实际上，来自探测器的信号通常并不直接输入到视频监视器的″z″或亮度输入端。而是将各个象素的经过数字化处理的强度数据存储到“帧存储缓冲寄存器”中的各个地址中。在某些应用中可以使用不止一个这样的缓冲寄存器。缓冲寄存器中象素地址可以随机地选取，并且数字化的强度值可以对其进行数学计算。这种功能在使用多种图象增强算法时加以运用，并且可用于来自探测器阵列的各个部分的数据的象素分配。

根据本发明的一个优选实施例，一个SBDX图象最多可包含约250,000个象素，排列成500行、500列(对应于准直光栅90的中央的500行乘500列的孔)。为了解释下面的实例，假定X-光源在某一瞬间集中在准直光栅90的第100行、100列位置处的象素P上。进一步假定在这个实施例中探测器阵列110是一个3×3的阵列110，包含9个区179(图12)，而且每个区179的大小能够截击接收与一个象素相关联的全部X-光辐射。如本申请详述的，其他的阵列结构显然也可以使用。

从探测器阵列110的各个区的测量结果数字化得到的数值被分配到如下所述的象素地址：

     1区99行，99列

     2区99行，100列

     3区99行，101列

     4区100行，99列

     P区100行，100列

     6区100行，101列

     7区101行，99列

     8区101行，100列

     9区101行，101列当扫描X-光束经过所有的象素时重复同样的数据分配形式。

在所显示的图象中，每个象素的数字值等于″n″个部分的和，其中n是阵列110中分区179的数目(在这个例子中，n＝9)。

当探测器阵列110的结构如本申请所示时，具有使工作距离固定的效果，在这个距离可以得到最佳的焦距，并且能够产生在现有技术中的不分区探测器阵列SBDX成像系统所不能得到的最佳的焦平面。

在设计探测器时必须考虑下列的参数：

1.从X-光源(阳极靶)50发射出的经过准直的X-光束的粗细和形状；

2.X-光源50与探测器阵列110之间的距离″SD″；

3.X-光源50与被成像的物体80的中心之间的距离″SO″；

4.所要求的分辨率，或者被成像的物体80上的象素尺寸；

5.在医疗应用中，阵列的总面积必须足够大以能截击接收所有从准直光栅90中发出的X-光。

在本发明的一个优选实施例的SBDX系统中，X-光源50与准直光栅90的出光侧260之间的距离约为2.271cm(0.894in)(见图3，5)。孔140的大小为0.0381cm(0.015in)×0.0381cm(0.015in)见方。电子束40在阳极50上的光点的直径约为0.0254cm(0.010in)。探测器阵列110距阳极50的距离为91.4cm(36in)。因此X-光束100的束宽为2^*ARCTAN((光点直径/2)/((孔的宽度/2)+(光点直径/2))^*2.271cm(0.0894in)，或者等于1.6°。在距阳极50的距离为91.4cm(36in)处，投影的X-光束直径为91.4^*TAN(1.6°)cm。所以，对于优选实施例，探测器阵列110一边的长度应为2.54cm(1in)。例如，如果被成像的物体距阳极(50)22.86cm(9in)，所需象素在物体上的大小为0.0508cm(0.020in)，X-光源到探测器的距离也是91.4cm(36in)，探测器阵列具有最佳尺寸2.54cm(lin)见方，则象素在探测器平面270上的投影大小是物体上象素尺寸的(SD/SO)倍，或者0.2032cm(0.080in)。将2.54cm除以0.2032cm(0.080in)，我们看到可以得到相当于每边具有12到13个区的正方形分区探测器阵列的所需分辨率。显然，根据SBDX系统使用的环境还可以采用其他的结构。

在最佳分辨率平面SO(图7D中的280)以外，在0.5×SO处和在2×SO处(图7D中281)分辨率将下降一半。这对于大多数应用来说已经具有了合理的景深。在某些应用中，诸如对人的心脏的成像时，在景深范围之外分辨率的下降被认为是有好处的。在所感兴趣的区域以外的细节的模糊能够增加对在所感兴趣的区域内的细节的识别。

有许多方法可以用来从上述所取得的数据中得到一个有用的图象。如上所述，可以使用一种简单的褶积变换，但是在这种情况下无法全部达到最佳的分辨率。在本申请中有另外两种优选的方法可以用于从所获取的数据得到最好的分辨率和灵敏度。它们被称为多图象褶积变换方法和多输出褶积变换方法。在这两种情况下，都作了以下的假定：

在准直光栅90上有APx行和APy列孔。行与列的每一个相交区域是一个“象素”在准直光栅90的圆形有效区外面的象素被当做它们对于图象没有贡献任何可测量的亮度，即它们被如同“黑色”处理。在扫描过程中没有被X-光100照射到的象素也同样当做它们对于图象没有贡献可测量的亮度来处理，，即它们被作为“黑色”处理。

现在来看图15，在探测器阵列110中有最多DETx行探测器单元160和最多DETy列探测器单元160形成一个准圆形探测器阵列110。

ZPATIO是一个0与1之同的实数。如果ZRATIO＝1，则焦点被定在探测器平面。如果ZRATIO＝0，焦点被定在X-光源平面。如果ZRATIO＝0.5，则焦点在X-光源平面与探测器平面之间的一半距离处，等等。PIXELRATIO是在一行或列中相邻的探测器之间的每一段实际距离内图象象素的数目。例如，如果在物体平面280上象素中心之间的间隔是0.01cm，在探测器平面270中的探测器之间的间隔是1.0cm，则PIXELRATIO＝10。FOCUS＝ZRATIO^*PIXELRATIO.

IMAGE是一个DETx×DETy维的数据矩阵，其中包含着一次特定的扫描和对应于一特定象素的亮度信息。PIXEL是一个APx×APy×DETx×DETy的四维矩阵，其中包含着通过扫描所有(或者部分)孔而得到的DETx×DETy图象数据矩阵。根据本发明的优选实施例，在每次扫描之后PIXEL都被更新。

当射束在阳极表面上扫描时，实际上是先将射束定位在所选择的孔140的中心前面“发射”，然后再定位。于是对于每一次发射，都得到一个IMAGE数据矩阵。当这些图象能够被构成一个具有某些直接的用途的可显示的图象时，通过将它们综合可以得到更高的分辨率和灵敏度。用于综合图象的第一种优选的方法称为多图象褶积变换方法。在多图象褶积变换方法中，通过赋予矩阵元OUTIMAGE(x，y)下列值能够构成一个可以在CRT或者类似显示装置上显示的APx×APy的亮度矩阵OUTIMAGE：

在本申请中将APx×APy的数据矩阵IMAGE结合到一个有用的画面的第二种优选的方法被称为多输出褶积变换方法，在这种情况下，对应于由DETx×DETy个探测器构成的探测器阵列，需要有DETx×DETy个数字化器(或者是其等价物，多路转换的)和同样数目的象素加合电路。每个探测器被数字化的值被称为SENSOR(j，i)。最终的OUTIMAGE矩阵按以下方式进行计算-对于输出图象矩阵OUTIMAGE(y，x)中的每一个象素[对y＝1到APy和x＝1到APx]，将每个DETx×DETy源图象SENSOR(j，i)中的一个象素与目的图象矩阵中的象素OUTIMAGE(y-j^*FOCUS，x-i^*FOCUS)相加[对j＝1到DETy，i＝1到DETx]。然后通过将每个矩阵元除以DETx^*DETy对OUTIMAGE矩阵归一化。

对于这些技术的进一步改进可以通过对FOCUS因子的小数部分进行线性插入而实现。

多图象褶积变换方法与多输出褶积变换方法相比的一个优点是前者可以在获取数据之后用软件选择最佳的焦平面，而后者不能。但是，后一种方法在时间有限制的情况下可以较快地进行处理。利用SBDX数据进行三维图象重建

本申请中所描述的SBDX系统可以被用于产生一系列平面图象，这些图象又能够被用来构成物体80的一个断层或者三维显示可以对图像组进行分析。通过使用FOCUS的各种值对图象数据组进行再分析可以生成一个包含在各种深度下的一系列图象的三维图象。所用的FOCUS自然值分别为n/DETx或者n/DETy，其中n是一个从0到DETx或者DETy的整数。通常只分析对应于物体80内被感兴趣的平面的那些FOCUS值。例如，在表1(下面)所描述的SBDX系统中，焦平面与接近正规的22.86cm(9in)处的焦平面(最佳焦平面)有大约2.54cm(1in)的间隔。

下面的公式以到阳极50的距离表示了系列平面图象的位置。其中Ft(FOCUS)＝从阳极到所感兴趣的特定焦平面的距离

  Fd＝     从探测器到焦平面的距离(阳极到探测器的距离小于Ft)

  λt＝    准直光栅上相邻孔的中心与中心之间的间隔

  λd＝    探测器阵列110内相邻探测器160的中心之间的间隔。

当使用二次采样技术时，计算方式不改变只处理从准直光栅上没有被“跳跃”的孔得到的数据。但是，既使准直光栅上的孔是错位排布的。λt也保持同样的值。负反馈X-光通量控制

现在看图13，其中表示了使用一个负反馈路径305控制X-光束100的光通量的SBDX成像系统。可取的是利用与探测器阵列连接的负反馈控制X-光通量，从而使探测器阵列总是接收到基本相同的光通量。按照这种方法，在对人体软组织(它们比较容易透过X-光)进行扫描时，将降低X-光通量，以减少对病人(或物体)总的辐射剂量。利用负反馈通量控制还可以改善对比度和动态范围。根据这个实施例，差分放大器310具有一个可以由使用者设置的可调参照电平320。负反馈环路305回馈连接到X-光管10以控制X-光通量。时间域扫描模式

利用本申请所公开的原理还可以实现一种时间域X-光成像系统。在这一系统中，从各个象素中出射的X-光达到预定的测量X-光通量的时间可以计算出并且进行绘制。于是可以使用负反馈控制截断或者减少从对应于在所考虑的扫描期间内已经达到预定通量水平的象素的孔中发射出来的X-光通量。在这种情况下，所采集的信息将是时间对通量值的信息，所绘出或者成像的信息将相应于时间而不是亮度。这样一种系统具有能够提供非常高的信噪比、改进的对比度、极大地减少对被检测的物体的X-光剂量、以及改善动态范围的潜力。多能量X-光成像模式

根据本发明的一个优选实施例，可以将两组或者多组X-光束100指向一个或者多个探测器阵列。第一组X-光束具有第一特征X-光能谱。第二组X-光束具有不同的第二特征X-光能谱。通过比较所测得的第一和第二组X-光束的透过率，可以检测出在被检测的物体中是否有某类物质存在。差分X-光成像技术的基本概念在现有技术中是已知的，例如在发明名称为“金属的无损选择性检测装置和方法”的美国专利US-5185773中所公开的内容，此专利文献在本申请中引用作为参考。

这两组X-光束可以以许多方法产生。其中一个方法是通过制造一种特殊的阳极50来实现的，这种阳极具有与第一组孔相邻的第一种材料或者第一厚度的某种材料和与第二组孔相邻的第二种材料或者第二厚度的某种材料。这样，与第一组相关的孔将发射具有第一特征能谱的X-光，而与第二组相关的孔将发射具有第二特征能谱的X-光。或者，可以使用K-滤光技术(或K-边缘滤光技术)，即在孔140的一部分内放置滤光材料(例如，钼)以产生同样的效果。在这种情况下，第一组孔中包含插入其中的第一滤光器，第二组孔中包含插入其中的第二滤光器。第二滤光器可以是根本没有滤光器。如同在前面的情况中所述，具有不同特征能谱的两组X-光与两组孔相关联。

只要由至少两组孔与不同的特征X-光能谱相关，就有可能检测微钙化(乳腺癌早期)和其他使用宽能谱X-光不易观察到的异常状况。例如，通过扫描第一组孔以形成一个第一图象，然后扫描第二组孔以形成一个第二图象，分解这些图象增大它们的对比，就能够利用低剂量扫描束X-光成像系统实时检测出微钙化和其他此类的异常状况。同样，可以使用多探测器阵列，让第一组孔指向第一探测器阵列，而让第二组孔指向第二探测器阵列，等等。

现在介绍多能成像的另一个实施例。因为所探测的X-光子产生的电脉冲幅值正比于光子的能量(KV)，所以能够在两个或者多个能带对光子脉冲分开计数。脉冲按强度分开，然后分别技术并加以处理，从而构成两个或者多个分开的图象。这些图象可以以比值显示。

还可以改变发射的经选择的能量值以区别物体中不同的密度区域。这个实施例的优点是比上面所描述的那些更灵括，不需要特殊的准直光栅，阳极材料，或者双重探测器。

上面已经讨论了本发明的各种结构的许多实施例，下面的说明将解释本发明的优选的SBDX成像系统：

                 表1A.光栅形状：圆形直径：25.4厘米(10英寸)孔间距：0.0508厘米(0.020英寸)在直径范围内孔的数目：500(对于二次采样系统166)光栅面积：506.45平方厘米(78.5平方英寸)孔的数目：约196350(对于二次采样系统21630)孔的横截面形状：圆形孔宽度：0.0381厘米(0.015英寸)孔之间的间隔：0.0127厘米(0.005英寸)阳极表面与准直光栅输出面之间的距离：2.5cm(0.98in)B.光源-探测器距离：91.4厘米(36英寸)最佳焦平面的位置：距光栅22.86厘米(9英寸)C.扫描频率：可调整到30赫兹D.X-光管的工作电压：70-100kVE.探测器阵列：总的形状：准圆形(参见图15)探测器单元输入面的形状：方形探测器单元输入面的尺寸：0.135厘米×0.135厘米探测器单元的数目：在直径为12的准圆形阵列中为96阵列直径：1.83厘米(0.72英寸)探测器中心点对着准直光栅外径的总夹角：15.8°  最佳焦平面的视域：19.05厘米(7.5英寸)最佳焦平面的象素尺寸：0.038厘米探测器平面的象素尺寸：探测器中心与中心间隔0.152厘米分辨率：13对线/厘米

至此，已经显示并介绍了采用分区探测器阵列的一个SBDX成像系统，这种系统同时具有高分辨率、高灵敏度、和对被检测的物体的低X-光辐射剂量。这个系统还允许将最佳焦点设置在光源50与探测器阵列110之间的任何点上，并且具有有效的工作景深。束二次采样技术

以下的内容涉及本发明的一个特别优选的实施例，这个实施例采用了束二次采样技术以减少计算机处理辅助操作和扫描束数字X-光系统的能耗。

标准视频质量的图象采用640×480象素和以30Hz频率更新数据。这要求象素采样速率约为12MHz。以这样的速率将X-光管的高压电子束准确定位在250000个顺序排布的不同的孔后面需要高的精确度和相当高的能耗。将12MHz速率采集的大X-光探测器阵列信号数字化同样是昂贵和耗能的。因此在不明显降低SBDX系统的空间或者时间分辨率的前提下将象素采样速率降低到12MHz以下有利于减少初始设备成本、由于电能耗和冷却由X-光管产生的废热造成的操作成本。

因此，开发了一种用于降低象素采样速率，而同时提供实质上相同的空间和时间分辨率的机制。这种机制被程被称为二次采样，并且最好与在这一节中所述的SSBDX系统的实施例结合使用，尽管它显然也可以被用于其他结构的SBDX系统。这个实施例的优点包括降低能耗和简化用于在X-光管中偏转电子束的电路，降低制造准直光栅90的成本，降低分析物体80图象所需的计算的复杂性以及其他对于本领域技术人员来说显然存在的那些优点。

按照这一实施例，所制造的准直光栅90孔的数目减少，尽管可以是其他数目，但是最好为APx＝APy＝166，而不是500。这种减少的优点从以下所述计算的观点来看变得十分明显。但是从制造的观点来看，只需要制造九分之一数量的孔这种结构更加简单。由于孔的数目的减少，更容易制造具有较高偏转角的光栅(即，孔相对于准直光栅的前表面260所成的角度)，而不会出现孔与相邻孔相交的问题。这在制造立体光栅时是非常有用的，因为在立体光栅中相邻的孔是指向不同探测器阵列的，因此要求比非立体光栅中孔与孔之间更加在实质上分开以避免孔的交叉。

准直光栅的孔设置在最大尺度为APx行×APy列的一个圆中。为了计算的目的可以将其作为APx行×APy列的方形处理，但是在圆形以外的部分不贡献任何信息，即总是“黑的”或者不被X-光照射。

如图15示，X-光探测器阵列110的探测器160设置成最大尺度为DETx行×DETy列的一个圆形阵列。通过照射比准直光栅孔总数少的孔，即通过二次采样，可以降低象素采样速率。可取的是采用没有不被照射的孔的准直光栅。为了由探测器阵列构成一个图象，只有每一行的每个第DETx个准直器孔和每一列的每个第DETy个准直器孔需要被照射，于是可以用图象的象素单元构成这个图象，每个图象的大小为DETx个象素×DETy个象素。这相当于DETx×DETy的一个二次采样比值，尽管没有二次采样对应于1×1的二次采样比。因此二次采样比可以在X-方向(行)从1到DETx，在Y-方向从1到DETy(列)进行调整。根据这个优选的实施例，DETx＝DETy＝12，如图15所示。

在使用12×12个探测器和二次采样比为12的情况下，这种图象是由一组实际上是“粘”在一起的不重叠图象构成的-非常像一幅David Hockney拼接照片(photomosaic)。因为现实中的闪烁体和探测器并不能完全精确和一致地发生响应，X-光锥形细束也不是非常均匀，准直光栅上的孔在同样的区域内也不是精确一样的，并且由于使用了圆形，而不是方形探测器，所以极其需要某种程度的重叠，从而可以使探测器的非线性和噪音平均中和。

如果二次采样比小于以象素表示的探测器尺度(这就是说，在这个优选实施例中小于12)，图象必须用重叠的“瓦片”构成，当然它们必须要被相加或者被求平均。如果二次采样比不是探测器尺度(以象素表示)的偶数倍或者如果探测器阵列不是方形的，则在每个象素上将加入不同数目的采样值，并且对每个象素求平均需要不同的除数因子。用于处理这些少于理想环境的象素的技术对于本领域的技术人员来说是已知的，不需要在这里公开，以避免使说明书过分复杂。

在下面的计算中，SSX表示在X-方向(行)的二次采样尺度，SSY表示在Y-方向(列)的二次采样尺度。例如，如果SSX＝SSY＝1，则不进行二次采样，处理过程与上面讨论的本发明的其他实施例完全一样。同样，在本实施例中，如果SSX＝SSY＝12，则又呈现没有象素平均的“照片挤接”。如果SSX和SSY为3，圆形有效区的大小为500×500，那么将有166×166的孔被扫描，即在X-方向的1/3和在Y-方向的1/3，从而将所取得的数据减少到1/9。注意，如果始终只使用1/9的孔，也就不需要它们，因而也就没有必要在准直光栅上制造这些孔。

所以，为了形成能够生成一幅图象的X-射线，在原准直光栅中(500×500个孔)只有1/(SSX^*SSY)的孔需要被使用或者被电子束照射到。如果帧速率保持为常数，例如30Hz，则电子束扫描的次数减少到1/SSX^*SSY倍，表现为与驱动电子束的电路相应的频率。电子束的总飞行距离(和扫描行数)减少到1/SSY倍，从而在靶阳极上的平均束速度减少到1/SSY倍。图象重建象素速率与准直光栅孔速率相同(孔被扫描或者照射的速率)，并且也被减少到1/(SSX^*SSY)倍。

根据这一方案，平均到每个显示象素的采样数目为(DETx/SSX)^*(DETy/SSY)。当使用最大二次采样尺度，SSX＝DETx和SSY＝DETy时，每个显示象素平均只有一个数字化样值(“照片拼接”模式)。样值平均对于平滑光束、闪烁体、探测器和放大器的非均匀性是重要的。二次采样的数量(SSX和SSY)必须设定在与周边环境相适应的水平，以保证得到合格的图象质量。这可以由使用者根据使用者对于图象质量的要求和特定环境状态在操作中进行调整。

图15中所示的探测器阵列110最好是由96个单个的探测器单元160设置在直径约为一英寸的一个基本上呈圆形的区域中构成的阵列。在阵列中心的垂直列上有12个探测器(DETx)，在阵列中心的水平行上也有12个探测器(DETy)。闪烁体晶体最好切割成正方水平截面并由0.005英寸厚的不锈钢片条制成的“蛋筐”结构支撑。图15中所有闪烁体晶体(画截面阴影线的部分)所处的圆400的直径最好约为0.800英寸。

探测器阵列110中闪烁体的长度最好是约0.10cm，前输入表面最好是0.135cm×0.135cm。闪烁体晶体最好是YSO、LSO、或者BGO，但是如上所述其他材料也可以使用。对于在这种应用中闪烁体的光输出而言为适当减少的衰减时间(大约50nm)，BGO需要被加热到100℃。所以需要提供一个电阻加热元件。

图17表示根据本发明的一个优选实施例的探测器组件402。X-光从顶部穿过X-光窗404进入铅屏蔽406。X-光窗404最好是圆形的，并且其直径大约为1.91cm(0.75in)以使从准直光栅90的孔中发射出的X-光在散射光衰减的同时撞击进入探测器阵列100。一个光屏蔽408被用来使探测器屏蔽来自错误方向的光。它可以选择薄的铝箔或者铍箔制成以衰减光而基本不衰减X-光。箔的厚度为0.0125厘米。

探测器阵列110靠近与BGO闪烁体结合选用的加热元件410设置。加热元件410可以是一个电阻性加热元件，它能使探测器阵列110保持在大约100℃的工作温度。一条光纤成像锥形导体412将从探测器阵列110的底部414出射的光子导入一个96个通道的光倍增管(PMT)416。探测器组件402密封在一个光密外壳418中，以防止杂光产生噪声。有三个有肩螺钉420和三个中心螺钉422用于平面和线性准直定位，这对本领域技术人员是众所周知的。旋转定位是通过将外壳418相对于PMT安装架426旋转而实现的。光纤成像锥形体412可以购自Collimated Holes of Campbell，CA，其具有一个直径为2.03厘米(0.8英寸)的圆形输入孔和一个直径为3.38厘米(1.33英寸)的圆形输出孔。锥形体412与每个闪烁体晶体匹配的间距为0.06英寸，而PMT416之间的间距为0.10英寸，即放大了1.667倍。在锥形体的两个表面上使用了折射率与玻璃的折射率相当的由DowCorning出品的高粘滞度光耦合液体(200型)作为一种光耦合介质，以使从闪烁体晶体160到锥形体412和从锥形体412到PMT输入表面424的光传送效率最大。

光倍增管416是一个96通道的管(一个通道对应于一个闪烁体晶体160)，可采用由Philips公司出品的XP1724A型。它具有一个光纤面板，从而能够进行准确的空间定位使闪烁体阵列与位于面板的另一表面上的PMT中的PMT光阴极对准。击中一个闪烁体160的X-光光子产生一个耦合到PMT光阴极的光脉冲。这在光阴极中产生了一个相应的电脉冲，这个脉冲在PMT倍增管结构的一个通道中被放大到1000000倍。

该PMT输出脉冲连接到一个30MHz带宽放大器的输入端，其输出脉冲在0.5到5.0伏特的范围内，宽度为30纳秒。放大器是AC耦合的，以消除漂移问题。这种AC耦合低频截止频率较高，例如为30MHz，从而这种脉冲被区分开来。因而当脉冲速率发生变化时，不再需要DC恢复电路来保持基线参考电压恒定。

放大器的输出送入一个比较器，而比较器不论其输入值的大小都给出一个恒定值的输出脉冲。比较器的参考电压设置一个比放大器噪声输出稍高的值，从而使其不会被噪声所触发。放大器环路重复工作96次，每次为探测器阵列中的一个闪烁体晶体工作。比较器输出脉冲对于数据采集和图象重建系统提供原始数据。测试表明照像制版系统能够以高达10MHz速率的随机出现的X-光子进行计数。

虽然已经表示并描述了本发明的多个实施例和应用，但是对于本领域的技术人员来说，在不脱离本发明概念的前提下还可以有比上述更多的改进方式。所以本发明除受到所附的权利要求书的限制以外，不受其他任何限制。

Claims (3)

1.一种X-光探测器，它包括：

一个阵列，它少由三个分立的X-光探测部分组成，每个X-光探测部分具有一个探测器输入表面，所述的探测器输入表面不是互相线性地排列；

其特征在于，所述的每一个光探测器部分包括一个闪烁体部分和一个光探测器部分；所述的阀烁体部分是用X-光闪烁体材料制成的。

2.如权利要求1所述的X-光探测器，其特征在于：所述的X-光闪烁体材料选自由YSO、LOS、BGO以及塑料闪烁体构成的一组材料中。

3.如权利要求1所述的X-光探测器，其特征在于，所述的闪烁体部分包括一个第一区域的闪烁体输入面和一个第二区域的闪烁体输出面，所述的闪烁体输出面平行于所述的闪烁体输入面并与其相隔一定距离，其中所述的探测器输入表面与所述的闪烁体输入表面共同扩展。

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