专利名称：X射线检测器的制作方法
技术领域：
本发明涉及一个X射线检测器，该检测器包含一个转换层，用来将入射的X射线转换成低能量射线。此发明主要涉及一个X射线图象增强管，该增强管包含一个用于将X射线束换成电子束的入口部分，还包含一个光阴极和一个将入射的X射线转换成光阴极敏感的低能量射线。
此类型的X射线检测器见于欧洲专利申请EP0 536 830。
已知的X射线检测器为一个优选用于X射线检测设备中的X射线图象增强管。通过用由X射线源发出的X射线束照射物体，例如待进行放射检查的病人，来形成物体的一个X射线图象。X射线增强管从X射线图象形成一个光学图象；此光学图象可通过一个图象提取设备转换成电子图象信号。在X射线的入射方向看，入口部分依次包含一个基片，转换层和光阴极。在入口部分入射的X射线在转换层中被转换为低能量射线，例如转换成兰色光或紫外线。此低能量射线从光阴极释放电子束。一个电-光系统将光阴极映像到输出窗口的荧光层上。入射到荧光层的电子在输出窗口上产生一个光学图像。光学图像可用可见光形成，也可用红外线或紫外线形成。
已知的X射线图像增强器的入口部分还包含，位于基片和掺有钠的碘化铯(CsINa)转换层之间，对低能量X射线具有高吸收性的钨酸钙层，该低能量X射线即所谓的K-射线，在转换层由入射的X射线产生。钨酸钙层将K-射线转换成光阴极敏感的蓝色光或紫外线。结果，在CsINa转换层被转换为大约35KeV的K-射线的入射的X射线对于映像没有损失。
当使X射线沿某个使得其穿过病人需经过一段长距离的方向照射病人和/或病人体积较大时形成的X射线图像，常遇到的问题是，到达X射线图像增强管的X射线强度无法形成具有足够信噪比的X射线图像。这一问题经常发生在用从60到80KeV平均能量密度的X射线对肥胖病人进行心血管透视检查的时候。到达X射线图像增强管的X射线强度通过将X射线的平均能量提高到如100到120KeV来加以提高。如果提高X射线的平均能量，或简要地说将入射的X射线的平均X射线能量，如从60KeV到100KeV的值提高到100KeV至120KeV的值，如前所述，光学图像的强度提高，直到平均X射线能量到达极限值。已发现，若继续提高X射线的能量，光学图像的强度又会减小。在包含传统X射线图像增强器的X射线检查设备中，这种现象发生在X射线超过100KeV，即极限值大约为100KeV。当由于在病人中吸收了过多的X射线而使光学图像的强度太低时，放射员会试图将X射线能量超出极限值；但这产生了相反的效果使光学图像的强度减小更多。因此，在所述的条件下，已知的X射线图像增强管无法从X射线图像中提取出具有高信噪比的电子图像信号。
本发明的目的是提供一个X射线检测器，如一个X射线图像增强管，它的X射线能量极限值比已知的X射线检测器高。
为了实现这个目的，根据本发明的X射线检测器的特征在于，它包含一个X射线滤波器，用来使转换层免受能量低于阀值的X射线的影响。
转换层将X射线转换为波长大于入射线X射线的射线，即转换为能量低于入射的X射线能量的射线。在本专利申请的上下文中，由转换层形成的此射线称为低能量射线。此X射线检测器包括，例如一个传感器矩阵包含多个光敏感元件。该光敏感元件将低能量射线转换为电荷。可以读取电荷量并在其基础上形成电子图像信号。X射线检测器也可以是一个X射线图像增强管，它包含一个入口部分，入口部分包括转换层和一个光阴极。从X射线转换层产生光阴极敏感的低能量射线。该低能量射线从光阴极产生电子束，该电子束通过一个电-光系统，成像在输出窗口的荧光层上。
X射线滤波器吸收能量低于约100KeV阀值的X射线，但并不把这些射线转换为可从光阴极释放电子的低能量射线。能量高于该阀值的X射线通过X射线滤波器并到达转换层，在转换层它们大部分转换为低能量射线。
如果X射线检测器为一个X射线图像增强管，低能量射线为，例如光阴极敏感的蓝色光或紫外线。如果X射线检测器包含一个传感器阵列，低能量射线为，例如对光敏感元件敏感绿色光。
由于到达转换层的X射线能量谱至多包含一个强度非常小的能量低于阀值的X射线，当能量谱中的最高能量提高到超出阀值能量范围时，光学图像的强度提高。在超出阀值能量的X射线能量范围内，在转换层由X射线产生的低能量射线被转换层的吸收，可通过提高X射线在转换层的穿透深度来提高，从而提高产生的低能量射线。这意味着若到达转换层的X射线能量谱包含更少的低能量分量，极限值将随之增大。由于低能量射线量的增加，电子束和输出窗口上的光学图像的强度也以一个X射线平均能量的函数增强。
发生于物体中的散射辐射，例如由于物体中电子的compton散射，具有较低能量并被X射线滤波器截断到相当程度；因此，根据本发明的X射线检测器管对散射的射线不太敏感。因而X射线滤波器抵消了散射射线造成的光学图像模糊。
关于能量低于阀值的X射线的使用，X射线滤波器中能量的吸收导致X射线检测器转换效率降低，降低的转换效率通过提高X射线束的强度来补偿，例如提高X射线源中的阳极电流和/或通过增大提取光学图像的图像提取设备的光阑孔径来增大图像提取设备拾取的光量。转换效率的降低也可通过提高图像提取设备提供的图像信号放大倍数来补偿。从而保持了根据本发明的X射线检测器对于较低能量X射线的有效性。
根据本发明的X射线图像增强管的特征在于，入口部分包含一个滤波器层，用来使转换层免受能量低于阀值的X射线的影响，并且转换层位于光阴极和滤波器层之间。
与转换层相关，滤波器层作为一个具有高能量传输曲线的X射线滤波器。
根据本发明，X射线图像增强管的优选实施方案的特征在于，滤波器层由一个薄的厚度在30μm到100μm之间的不掺杂CsI层。
能量从约100KeV到200KeV的X射线很难被具有如此结构的滤波器层吸收，但大部分可在转换层被转换为低能量射线。滤波器层的厚度应大于30μm，否则很难进行吸收。滤波器层的厚度不应大于100μm，否则使用较低能量的X射线将需要使X射线源的阳极电流提高到不切实际的高值以在输出窗口形成足够亮度的光学图像。当滤波器层厚度为50μm到100μm时，效果最好。
根据本发明的X射线图像增强管的另一个优选实施方案的特征在于，入口部分包含一个反射层，位于转换层和滤波器层之间，反射在转换层通过吸收X射线产生的射线。
反射层反射在转换层由入射X射线产生的射线。因此，光阴极敏感的射线除在离开光阴极的方向上发出的外，不会损失而是被反射层反射到光阴极。结果，在转换层产生的大部分射线用于在光阴极转换为电子，因而提高了X射线图像增强管对入射X射线的敏感性。这提供了一个优点，为了形成具有足够诊断质量的X射线图像而必须加在病人身上的X射线剂量得以减少。在滤波器层和转换层之间使用反射层使得可将掺杂的碘化铯层用于滤波器层；优选使用用于转换层的相同材料。在滤波器层产生的蓝色光或紫外线大部分被反射层反射，不能到达光阴极，因此，到达光阴极的主要为在转换层由入射X射线的高能分量产生的低能射线。
根据本发明的X射线图像增强管的另一个优选实施方案的特征在于，反射层为一个薄的铝层，基本上可全部反射在转换层通过吸收X射线产生的射线。
铝层作为连续的金属层适于放置在滤波器层的发光材料上。而且，金属铝层对在转换层由入射X射线产生的光阴极敏感的低能量射线是一个合适的反射器。
根据本发明的X射线图像增强管的另一个优选实施方案的特征在于，转换层和滤波器层为掺杂的碘化铯层。
由于用于滤波器层和转换层的为同一种材料组成，此实施方案可简单地廉价地制作。
参考后面所述的实施方案，本发明的这些和其它特点将更加明显，清楚。
在附图中
图1为根据本发明的X射线图像增强管的图示，图2为图1中所示的X射线图像增强管实施方案的入口部分的详细图示，图3为图1中所示的X射线图像增强管另一个实施方案入口部分的详细图示，图4所示为入射在入口屏幕上的X射线能量谱的简化实例，和图5所示为在发光材料层通过吸收X射线产生并发出的低能量射线强度的简化实例。
图1为根据本发明的X射线图像增强管的图示。在真空容器20内包含有一个入口部分2、一个电光系统(4、16、17、18)和一个荧光层18。入口部分2包含一个转换层5，它与滤波器层6一起位于基片15上，例如一个铝箔。接着滤波器层5位于基片15和转换层6之间。在转换层6远离基片15的一边有一个光阴极4。转换层6将入射到入口部分的X射线转换为光阴极敏感的射线，例如蓝色光或紫外线。一个包括光阴极4，中空阳极16和电极17的电-光系统，将光阴极4电-光映像到位于输出窗口19上的荧光层18上。入射到荧光层18上的电子束产生光学图像，例如绿色光图像，该图像可通过图像提取装置从输出窗口提取，例如一个摄像机。
图2为图1所示的X射线图像增强管实施方案的入口部分详细图示表达。在基片15上相继为非掺杂发光材料的滤波器层5，例如厚度超过30μm的碘化铯(CsI)层，优选厚度为50μm到100μm，在滤波器层上为掺杂的发光材料的转换层6，例如掺钠碘化铯(CsINa)，厚度在300μm到1000μm之间。在转换层6上为包含，如碱金属饱和锑的光阴极4。滤波器层5中的不掺杂层CsI主要吸收入射能量相对较低的X射线，即能量在60KeV到80KeV之间，因而低于约100KeV的阀值。超过阀值的能量较高的X射线，例如100KeV到120KeV，将到达CsINa转换层6。转换层6将较高能量的X射线大部分转换成低能量射线，如光阴极敏感的蓝色光或紫外线。由于能量低于阀值的X射线在滤波器层5被吸收并不产生低能量射线，极限值得以提高，使在约100KeV到120KeV的能量范围的平均X射线能量低于极限值。在此能量范围内，X射线的穿透深度随X射线能量的提高而增大，并且在转换层6产生的低能量射线量的增加超出二次射线的吸收。因此，根据本发明的X射线图像增强管中，当X射线的能量在100KeV到120KeV的能量范围内增加时，光学图像的强度增加。
图3为图1所示的X射线图像增强管另一个实施方案入口部分的详细图示表达。在图3所示的入口部分2中，铝反射层7(位于转换层6和滤波器层5之间。反射层反射在转换层6由入射的X射线产生的蓝色光或紫外线。因此，至少有一部分在转换层产生的没有射向光阴极的蓝色光或紫外线没有损失，可用来在光阴极释放电子。所以，反射层提高了X射线图像增强管的灵敏度。在图3所示的实施方案中，滤波器层优选用掺杂碘化铯层组成。在这样的滤波器层中产生的蓝色光和/或紫外线被反射层反射，因而无法到达光阴极。
作为高通能量滤波器的滤波器层5的优点将在精简实例的基础上加以说明。图4通过实例所示为低能分量在均值(E1)约70KeV的能量带上，高能分量在均值(Eh)约110KeV的能量带上的X射线的能量谱。能量谱以射线强度Ix对X射线能量Ex的函数表示。
图5所示为在发光材料层中通过吸收X射线产生并发出的低能量射线强度的简化实例。虚线表示，作为平均X射线能量(E)的函数，由X射线的低能分量产生，由发光材料层发出的低能量射线的强度。在X射线能量低的情况下，X射线具有小的穿透深度，只有少量X射线被吸收来产生低能量射线。低能量射线主要产生于X射线入射一边表面的薄层中；其大部分在离开该层之前再次被发光材料吸收。随X射线能量提高，穿透深度增加，并产生更多的低能量射线，然后低能量射线穿过发光材料一个更短的距离而离开该层；因此，由该层发出的低能量射线强度随低能量分量的平均X射线能量增加而增加，直到到达最大值Eth1。如果再增加X射线能量，在发光材料中的吸收无法通过提高穿透深度来补偿，但是X射线通过发光材料而没有被吸收。进一步提高X射线的平均能量减小了由发光材料层发出的低能量射线强度。低能量射线强度的减小导致当X射线能量超出阀值Eth1时，图像增强器提取链中光学图像强度的减小。
由于吸收X射线的高能分量由发光材料层发出的低能量射线的强度用点划线表示。开始由于穿透深度的增加低能量射线的强度提高，直到到达最大值Eth2；对于更高能量的X射线发光材料中低能量射线的吸收超出了增加的穿透深度。
当具有高能和低能分量的X射线入射到发光材料层，由发光材料层发出的低能量射线的强度取决于与图5中实线一致的平均X射线能量。实线表示高能和低能分量的作用之和，由高能和低能分量的强度加权，与点划线一致。实线清楚地表示出X射线能量的阀值约为Eth1，超出该阀值，提高X射线能量不再使低能量射线量的强度提高。如果只有X射线的高能分量入射到发光材料上，发出的低能量射线强度取决于与点划线一致的平均X射线能量，极限值量约为Eth2。因此，通过将低能量分量滤出X射线，例如用滤波器层，可实现将极限值从Eth1(约80KeV)提高到Eth2(约120KeV)。
权利要求
1.一个X射线检测器，包括一个转换层，用来将入射的X射线转换成低能量射线，其特征在于X射线检测器包括一个X射线滤波器，用来使转换层免受能量低于阀值的X射线的影响。
2.一个X射线图像增强管，包括一个入口部分，用于将X射线来转换为电子束，并包括一个光阴极和一个转换层，用来将入射的X射线转换成光阴极敏感的低能量射线，其特征在于入口部分包括一个滤波器层，用来使转换层免受能量低于阀值的X射线的影响；还在于转换层位于光阴极和滤波器层之间。
3.权利要求2中的X射线图像增强管，其特征在于，滤波器层(5)包括一个薄的、不掺杂的CsI层，厚度在30μm到100μm之间。
4.权利要求2中的X射线图像增强管(1)，其特征在于入口部分(2)包含一个反射层(7)，它位于转换层(6)和滤波器层(5)之间，并反射在转换层(6)通过吸收X射线产生的射线。
5.权利要求4中的X射线图像增强管，其特征在于，反射层为一个薄铝层(7)，它基本上可全部反射在转换层通过吸收X射线产生的射线。
6.权利要求5中的X射线图像增强管，其特征在于，转换层和滤波器层为掺杂的碘化铯层。
全文摘要
X射线图像增强管(1)包括入口部分(2)，用来将从100KeV到120KeV的高能X射线转换成电子束(10)。入口部分(2)包括一个转换层(3)，带有一个滤波器层(5)，用来吸收一部分较低能量(从60KeV到80KeV)的X射线，和一个转换层，用来将约100KeV到120KeV的高能X射线转换成光阴极敏感的射线。
文档编号H01J29/38GK1161103SQ96190884
公开日1997年10月1日 申请日期1996年5月28日 优先权日1996年5月28日
发明者J·K·E·科迪治, P·J·霍恩 申请人:菲利浦电子有限公司