因此本发明的主要目的是提供一种用于检测电离辐射的方法和设 备，其克服了与现有技术相关的上述问题。
关于这一点，本发明特别的目的是提供这样一种方法和这样一种 设备，其在待检测的对象中只产生少量的能量沉积。
本发明进一步的目的是提供这样一种方法和这样一种设备，其有 可能使用宽带辐射进行测量。
本发明再进一步的目的是提供这样一种方法和这样一种设备，其 中使用特定范围中的辐射，其中图像的某些区域曝光不足或过曝光的 风险被减少。
本发明再进一步的目的是提供这样一种方法和这样一种设备，其 中可以高效地检测较宽能量范围上的X射线，特别是高的X射线能量。
本发明进一步的目的是提供一种检测器，对于该检测器位置分辨 率在高X射线能量下并不降低。
根据本发明，提供一种用于检测电离辐射的方法，其特征在于包 括步骤：
将电离辐射导向要被检测的对象；
使康普顿散射的辐射不被检测到；和
检测在透过所述对象时空间解析的电离辐射，以反映所述对象的 空间解析密度，其中
在一频谱范围内提供所述电离辐射，使得所述电离辐射被康普顿 散射的光子是在所述对象中通过光电效应被吸收的光子的至少2倍， 从而减少对所述对象的辐射剂量。
根据本发明，提供一种用于检测电离辐射的方法，其特征在于包 括步骤：
将电离辐射导向要被检测的对象；
使源自所述对象中电子偶的产生的辐射不被检测到；和
检测在透过所述对象时空间解析的电离辐射，以反映所述对象空 间解析的密度，其中
在一频谱范围内提供所述电离辐射，使得所述电离辐射在电子偶 的产生过程中被转换为电子和正电子的光子比在所述对象中通过光电 效应被吸收的光子多。
根据本发明，提供一种用于对象的射线照相的设备，包括：
X射线源，用于发射宽带辐射；
滤波器装置，设置在所述X射线源的前面，用于对所述发射的宽 带辐射进行滤波；
源孔径，设置在所述X射线源的前面，用于准直所述发射的宽带 辐射；
对象区域，用于在所述射线照相测量期间容纳所述对象，并且被 设置使得所述被滤波并被准直的宽带辐射可以透过所述对象；和
检测器装置，其设置用来在所述被滤波并被准直的宽带辐射透过 所述对象的时候记录其图像，其特征在于：
所述滤波器装置的滤波功能取决于所要测量的对象，使得所述被 滤波的辐射线位于一个频谱范围内，使得康普顿散射的X射线光子是 在所述对象中通过光电效应被吸收的光子的至少2倍；和
所述检测器装置被设置用来使在所述对象中的康普顿散射辐射不 被检测到。
根据本发明，提供一种用于对象的射线照相测量的设备，包括：
X射线源，用于发射宽带辐射；
滤波器装置，设置在所述X射线源的前面，用于对所述发射的宽 带辐射进行滤波；
源孔径，设置在所述X射线源的前面，用于准直所述发射的宽带 辐射；
对象区域，用于在所述射线照相测量期间容纳所述对象，并且设 置使得所述被滤波并被准直的宽带辐射可以透过所述对象；和
检测器装置，被设置用来在所述被滤波并被准直的宽带辐射透过 所述对象的时候记录其图像，其特征在于：
所述滤波器装置的滤波功能取决于所要测量的对象，使得所述被 滤波的辐射位于一个频谱范围内，使得在电子偶的产生过程中被转换 为电子和正电子的X射线光子比在所述对象中通过光电效应被吸收的 光子多；和
所述检测器装置被设置用来使源自在所述对象中的电子偶产生的 辐射不被检测到。
根据本发明，优选使源自所述对象中电子偶的产生辐射的至少90 ％，优选至少99％，并且更优选至少99.9％，不被检测到。
本发明人发现通过阻止检测到康普顿(Compton)散射辐射，并通 过提供特定范围内的电离辐射，使得被康普顿散射的电离辐射的光子 比被通过在所述对象中的光电效应吸收的光子多、优选要多的多，从 而开启了放射学的一个全新领域。由于散射的概率对于宽频谱X射线 能量基本上相同，因此可以使用来自X射线源的包括高能辐射至甚高 能的辐射的宽带辐射进行检测。
换言之，本发明人提出一种全新的成像方式，包括：(i)使电离 辐射光子与对象作用，其中该电离辐射只能透过对象或者在对象内被 康普顿散射；和(ii)只检测已透过对象、空间解析的电离辐射光子。 实际上，这是通过(i)使用高能光子(消除或至少大大减少光电吸收 的出现)，和(ii)防止检测到全部的或至少绝大多数在对象中被散 射的电离辐射光子实现的。
进一步，如果光电吸收可被忽略、或者至少非常低，就不必要考 虑材料中能量与吸收过程的关系。
除此之外，散射的X射线光子在患者中只沉积其能量的一小部分， 而光电吸收的X射线光子沉积其全部的能量。因此，通过利用散射的X 射线而不是光电吸收的X射线进行成像，大大减少了患者受到的辐射 剂量。
本发明进一步的优势是如果使用宽带辐射检测，对厚滤波器的要 求就更少，X射线管的效率增加，X射线管上的负载可以降低，并可以 减少曝光时间(由于具有更高的X射线光子通量)。
更进一步的优势是如果采用的光子能量足够高，使得所捕获图像 中的变化基本上是由于对象中的康普顿散射产生的，假设对象的厚度 是常数，或者是已知的并被校正过，这些变化只是由于对象的密度产 生的。这是真实的，由于在10-300KeV的光子能量的康普顿散射的衰 减系数与原子序数和光子能量关系微弱。这与光电吸收形成强烈的对 比，光电吸收与能量、特别是原子序数密切相关。
本发明更进一步的优势是所得到的X射线图像是对象中密度变化 的图像。该图像可以与常规X射线图像结合，其描述了对象中密度和 元素组成(Z)的组合的变化。从这两幅图像可以推出第三图像，其只 描述对象的元素组成(Z)。
通过本发明可以获得上述优势和特征，然而还可以得到比得上使 用根据现有技术的检测器得到的图像质量的图像质量。
可以通过一维气体电离检测器防止检测到康普顿散射辐射，该检 测器包括中间有可电离气体的两个电极，和辐射入口，其设置使得所 述电离辐射进入该电极之间的所述检测器侧边，并且通过电离辐射与 气体之间的作用所释放的电子在基本上与其垂直的方向上被加速，其 中电极之间的距离保持短，使得基本上只允许准直在电极之间平面中 的辐射可以电离所述气体。电极之间的距离可以低于大约2mm，优选的 低于大约1mm，更优选的低于大约0.5mm，并且最优选的在大约0.1mm 与0.5mm之间。电极可以为1-50cm，并且优选的为3-10cm深(在 入射X射线辐射的方向)。
本申请人最近已经开始从试验上验证本发明，并且使用高能X射 线的宽X射线谱，已经观测得到很好的对比，而常规检测器系统在这 种条件下完全不能够看到任何结构。可以相信上述一维气体电离检测 器区分开了超过99％的散射光子；并且通过适当的设计可以认为阻止 了大约99.9％或更多的散射光子被检测到。
而且本发明可以用于还要更高的光子能量，并且在保留的上面提 到的优点出现偶的产生。这种高能检测可以用于各种领域中材料的非 破坏性测试，以及用于医疗应用中，例如肿瘤学。
而且从此后所给出的本发明优选实施例的详述和附图1-5，可以 明显得出本发明的特征及其优势，其只是通过说明的方式给出，从而 不对本发明具有限定性。
附图简述
图1的示意图描述了人体组织的光电吸收、康普顿散射、电子偶 的产生和总衰减系数作为X射线光子能量的函数的曲线；根据现有技 术的典型X射线源的连续X射线谱，和本发明中使用的连续X射线谱。
图2示意性的描述了根据本发明一般实施例的射线照相装置的侧 视图。
图3示意性的描述了本发明中使用的检测器装置的实施例的横断 面侧视图。
图4示意性的描述了图3的检测器的正面图，其中部分移开了入 口装置。
图5示意性的描述了本发明中使用的检测器装置的另一实施例的 透视图。
优选实施例的描述
图1的示意图描述了人体软组织的光电吸收、康普顿散射、电子 偶产生和总衰减系数μPE、μCS、μPR、μTOT作为X射线光子能量E的函数 的曲线，如图1中可见，光电衰减系数μPE随着光子能量呈幂关系下降， 并且在大约25KeV的时候，康普顿散射衰减系数μCS与光电吸收衰减系 数μPE相当。在大约30至几百KeV之间，康普顿散射衰减系数μCS完全 占主导，而在更高(1MeV数量级)的光子能量时，电子偶产生的概率 迅速增加，并成为主导的作用过程。进一步，注意到在大约30至几百 KeV之间康普顿散射衰减系数μCS几乎为常数。而图1描述的范例仅用 于人体软组织，该图表的相对整体结构对许多情况都保持不变。
在图1中也描述了典型的连续X射线谱，其来自于30kV的基于钨 的X射线管，并用根据现有技术(虚线)的铑滤波器滤波，例如用于 乳房X线照相检查，以及来自于80kV的基于钨的X射线管的X射线谱， 但其根据本发明(实线)被铁滤波器滤波用于同样的应用。由于对所 要记录的图像中对比度的要求，以及与能量密切相关的光电吸收，现 有技术滤波后的频谱较窄。本发明滤波后的频谱较宽，并朝向更高的 光子能量转移，如下进一步所述。
图2示意性的描述了根据本发明一般实施例的射线照相设备的侧 视图。从左向右该设备包括：X射线源1、滤波器装置4、源孔径或准 直仪5、抗散射装置8、检测器孔径或准直仪9、和检测器装置11。该 源孔径5、抗散射装置8和检测器孔径9是任选的。
X射线源优选的是X射线管，其在较宽能谱范围内发射X射线辐射 束。该束借助在X射线源1的输出处的滤波器装置4被滤波。滤波器 装置4与常规滤波器的不同在于其传送更高的能量，并且优选的具有 宽得多的频谱，例如图1中所示。被滤波的该辐射束接着通过源孔径 5，以准直该束。优选的，源孔径5的形状和大小与特定大小和种类的 检测器装置11配合。于是，给定一维检测器装置，源孔径5被设计具 有狭缝状的透辐射窗，给定矩形二维检测器装置，源孔径5优选设计 为具有矩形透辐射窗。
源孔径5用来减少患者受到的辐射剂量，这通过产生只照射检测 器装置11的敏感区域的扇形X射线束而实现。在对象受到的辐射剂量 不是重点的应用中，例如在工业应用中，源孔径5可以省去。
被滤波和光学准直后的辐射束3进入对象区域，其中所要成像的 对象7位于这里。在对象7中某些光子可以被光电吸收，某些会被 Raleigh和Compton散射(如图1中的射线3a所示)，并且某些光子 在电子偶的产生过程中可以被转换为电子和正电子，其中这些电子和 正电子可能引起X射线光子的发射(如图1中射线3b所示)。这些各 种过程取决于对象7的元素组成、密度和厚度以及入射辐射束3的能 量。
透过对象7而没有被偏转的辐射束通过抗散射装置8和检测器孔 径9，并接着被检测器装置11检测到，而防止检测到被散射的辐射。 然而典型的，少量的散射辐射可能进入检测器装置11，并使得记录的 图像变模糊。
根据本发明，滤波器装置4与被成像对象7的元素组成、密度和 厚度配合的方式使得在滤波时辐射束处于一频谱范围内，从而使得发 生康普顿散射的滤波后辐射束光子要比在对象7中通过光电效应被吸 收的光子多。
在人体软组织的情况下，诸如胸部组织，滤波后的辐射宽带X辐 射可以位于10至300keV之间(即类似于图1中的宽带辐射线谱)， 其优选位于20至100keV之间，并且更优选在30keV以上。
在其它实例中，滤波后的辐射是射线，优选高于或大大高于30keV 的宽带辐射的辐射。
优选地，该滤波的辐射位于的频谱范围使得，发生康普顿散射的 被滤波辐射光子是在对象7中通过光电效应被吸收的光子的至少2 倍，更优选至少5倍，并且最优选至少10倍。
表1中给出了在不同的医学应用中不同种类的对象被成像时的截 止能量值。50％的截止能量值表示大约50％的滤波辐射被康普顿散射 而大约50％的滤波辐射通过光电效应在软组织、血液、骨骼和碘(作 为体内中的对比介质)中被吸收时的能量值。
90％的截止能量值表示大约90％的滤波辐射被康普顿散射而10％ 的滤波辐射通过光电效应在软组织、血液、骨骼和碘中被吸收时的能 量值。
截止能量典型地与成像对象的厚度无关。
当使用滤波的宽带辐射时，几乎所有的光子必须具有高于50％截 止能量的能量以获得频谱范围内的辐射，该范围使得滤波后的宽带辐 射发生康普顿散射的光子要比在对象7中通过光电效应被吸收的光子 多。为了实现这一条件，X射线管1的电压一般必须比不使用具有甚高 的较低截止能量的特殊滤波器时的高3-5倍。然而，在这种情况下得 到的辐射通量非常低。
表1在不同的医疗应用中，不同种类的对象被成像时的截止能 量
  软组织   血液   骨骼   碘(作为对比介质)   50％截止(keV)   22   30   85   300   90％截止(keV)   28   38   110   400
相似的，几乎滤波宽带辐射的所有光子必须具有高于90％截止能 量的能量才能获得频谱范围内的辐射，该范围使得滤波后的宽带辐射 发生康普顿散射的光子是在对象7中通过光电效应被吸收的光子的9 倍。
滤波器装置4可以滤出低能量辐射，并允许高能辐射通过。当然， 滤波器的选择取决于特定的应用，例如取决于所需要的X射线源和辐 射通量。
如果可能，滤波后的辐射应位于的频谱范围应该使得在对象7中 基本上不出现光电吸收。
通过主要使用大量的散射辐射，尤其是康普顿散射辐射来代替光 电吸收的辐射作为所记录图像的信号影响源，具有许多优点。
·由于辐射主要散射离开对象，而不是被吸收在其中，就减少了 对象受到的辐射剂量。在50keV的光子能量时，相比于光电吸收的光 子，康普顿散射的光子只沉积大约了10％的能量。
·因为辐射不是必须被太强烈的过滤(由于康普顿散射衰减系数 相比于光电吸收衰减系数)，所该滤波器可以做的更薄。
·在薄滤波器中比在厚滤波器中散射的辐射较少，这意味着从滤 波器装置4散射的辐射比用常规滤波器装置散射的辐射更少。
·X射线管的效率增加了，因为可使用更大部分的发射频谱。这 就意味着X射线管上的负载可以降低。
·曝光时间可以减少，因为可以得到更高的X射线光子通量。
·康普顿散射的衰减系数在10-300keV的光子能量时与原子序 数和光子能量的依赖关系较弱，假设对象的厚度是常数、或已知并被 修正，因此所捕获图像中的变化基本上只是由于对象密度中的变化引 起的。
后一属性可以与常规检测器结合使用，以产生基本上只描述对象 元素组成的图像，只要对象的厚度已知。如上所述，从散射辐射，尤 其是康普顿散射辐射可以得到基本上只描述对象密度变化的第一X射 线图像，而通过任何已知技术可以得到常规的描述结合了对象密度和 元素组成的变化的第二X射线图像。最后可以从第一和第二X射线图 像构建出基本上只描述对象元素组成的第三X射线图像。
在现有技术的其中主要通过对象7中的光电吸收产生图像的装置 中，通过对象7的透射表示如下：
TPE＝exp(μPE(E，Z)＊ρ＊t)
其中μPE是所检查材料的光电吸收系数，ρ是该材料的密度，t是该材料 的厚度。
通过定义，对象11的透射TPE如下：
TPE＝#γOUT-PE/#γIN-PE
其中#γIN-PE是在特定位置进入对象的X射线的数目，并且#γOUT-PE是透过 对象、没有被光电吸收的X射线的数目。#γOUT-PE与在现有技术的检测器 中(在修正了与能量有关的检测器效率以及检测器中可能与能量有关 的信号强度之后)检测到的光子数目#γDET-PE成比例。
在主要通过对象7中的康普顿散射产生图像的本发明中，以相似 的方式给出穿过对象7的透射，如下：
TCS＝exp(μCS＊ρ＊t)
其中μCS是所检查材料的康普顿散射衰减系数。
以相似的方式给出对象11的透射TCS，如下：
TCS＝#γOUT-CS/#γIN-CS
其中#γIN-CS是在特定位置进入对象的X射线的数目，并且#γOUT-CS是透过 对象、没有被康普顿散射的X射线的数目。#γOUT-CS与在检测器11中(在 修正了与能量有关的检测器效率以及检测器中可能与能量有关的信号 强度之后)检测到的光子数目#γDET-CS成比例。
如上所述，通过(逐象素地)组合每一图像中的信号，由此可以 确定对象7的每一位置的元素组成。在本发明的替换实施例中，滤波 器装置4的滤波功能取决于待成像的对象7，使得被滤波的辐射3位于 一频谱范围之内，使得在电子偶产生过程中被转换为电子和正电子的 光子比在对象7中通过光电效应被吸收的光子多；并且检测器装置11 被布置为阻止源自对象7中电子偶产生的辐射被检测到。这种高能检 测可以用于许多领域中对材料进行的非破坏性测试，以及医学领域， 例如肿瘤学。
为了让本发明恰当的工作，必须从特别大的程度上将散射辐射区 分开，使其不被检测到。优选对象7中至少90％的康普顿散射辐射被 阻止，使其不被检测到，更优选阻止至少99％，并且最优选阻止至少 99.9％的康普顿散射辐射。
本发明者最近已经开发出一种可以实现该要求的检测器装置，下 面参照图3-4对其进行描述。
检测器装置11被取向以使这里是平面辐射束的X射线束3进入位 于阴极23和阳极24之间并与之平行的侧边。在检测器装置11的前面 设有狭缝状的孔径9和透辐射窗21，以形成X射线束3进入检测器装 置11的入口。狭缝状的孔径9可以是例如钨的金属箔，其中蚀刻或剪 切有薄狭缝；透辐射窗21可以是薄塑料或碳纤维箔。
优选的，电极23、24和窗口21以及侧壁一起限定一个气密性密 腔25，其可以填充可电离气体或气体混合物。可替换的，电极23、24 设置在外部气密性外壳(未示出)内部。可电离气体或气体混合物可 以例如包括处于压力下的氪和二氧化碳或氙和二氧化碳，其压力优选 位于1-20atm的范围。
高电压直流电源单元(在图3-4中未示出)用于将阴极23和阳 极24保持在适当的电势，以在电极间密腔25中产生电场，用于电子 及其中对应产生的正离子的漂移，和任选的电子雪崩放大。
还进一步，检测器装置11包括读出装置，用于检测朝向阳极24 漂移的电子和/或朝向阴极23漂移的正离子。该读出装置包括阳极24 本身，如图3-4中所示。可替换的，可以在邻近阳极24或邻接阴极 23、或其它地方设置单独的读出装置。
为了能够进行一维成像，阳极/读出层24包括并排设置并且彼此 电绝缘的导电或半导电元件或带26。为了补偿检测图像中的视差，阳 极/读出带26基本上平行于在每一位置X射线束入射光子的方向。于 是给定来自点光源的发散射束，阳极/读出带26设置成扇形结构。每 一阳极/读出带26优选连接到读出和信号处理装置(在图3-4中未示 出)，由此来自每一带的信号可以单独的被处理。由于带26也构成阳 极24，因此需要用于分开的适当耦合。
应该理解的是，为了说明，图3-4中电极23、24之间的距离被 过大的夸大了。作为范例几何尺寸，检测器装置的宽度x大约为40mm， 厚度y大约为2mm，并且深度z大约为35mm。
电极23、24之间的距离h优选应该短到基本上只允许准直在电极 之间的平面中的辐射电离气体。于是，电极之间的距离h在电离辐射 进入方向上保持是电极的深度z的至少1/10，优选1/25，并且最优选 1/100。特别的，距离h可以短于大约2mm，优选短于大约1mm，更优 选短于大约0.5mm，并且最优选大约在0.1mm与0.5mm之间。
孔径狭缝9的宽度w，其控制着进入检测器装置11的辐射的层的 厚度，可以小到10μm，或大到2mm。可替换的，该孔径可以完全移去。 每一读出带26的宽度可以为10μm-2mm，这就说明在单个检测器装置 中可以并排设置几百个或几千个带，即远远多于所示。
在操作中，X射线通过孔径狭缝9进入检测器装置11，平行于阴 极23，并且优选的与其靠近。X射线会按照指数概率分布与检测器装 置11中的气体相互作用，其中大多数X射线较早在气体容积中转换。 平均作用长度典型的可以为10-100mm。
在作用的时候，X射线光子3d可以将其全部或部分能量传送给气 体原子中的电子，其传播通过气体并与新的气体原子碰撞，从而释放 更多的电子。在该过程中，典型的产生大约数千个电子的云27。这些 电子由于施加的电场，沿方向29(图3-4中的垂直方向)被吸引向阳 极，该方向基本上垂直于入射X射线光子的轨迹。如果施加的电场足 够强，就会出现基于气态的电子雪崩放大。现在由于大量的电子接近 阳极，它们在最接近云27的带26a中感应出电子信号。
通过连接到带的读出电子装置检测该电子信号。信号在该电子装 置中被放大并与阈值电压进行比较。如果信号超过阈值电压，该带专 用的计数器被激活，并将所存储的前值加一。通过这种方式，就计数 照射到每一阳极带上的X射线的数目。该方法称为光子计数。可替换 的，来自许多X射线的信号可以被集成到与所有的X射线共同沉积的 总能量相关的单个数目。
通过孔径9阻止X射线散射光子3a，使其不能进入检测器装置11， 而进入检测器装置11的散射X射线光子3c，由电极23、24本身从几 何上区分开来，或者它们至少对所获得的信号不会产生任何重要的作 用。实际上，假设检测器装置11工作于雪崩放大模式，读出元件26 中的信号基本上只产生于最靠近阴极23的薄层内的电离，该薄层至少 可以比电极间距离薄2-5倍。当放大是指数关系时可以获得这种优 势，并且靠近阳极24所释放的电子不能够产生足够强的可以被检测到 的信号。
在检测器装置11的替换形式中，可以使用狭缝状的准直仪或其它 种类的抗散射装置8(在图3-4中未示出)替代孔径9，或与其组合 使用。该准直仪可以类似于孔径9，但是在入射X射线通量的方向上要 更深些，以便能够有效地准直辐射束3，并且进一步减少进入检测器装 置11中的散射辐射的数量。在平面辐射束3进入检测器装置11中的 时候，为了有效地减少平面辐射束的平面中的散射辐射，准直仪8可 以是薄板或者是一维栅格结构，其可以让一行准直束通过。优选，相 对于阳极/读出带26设置准直仪，使得每一射束平行地，并且直接在 相应的一个阳极/读出带26上传播。于是，给定来自例如点光源的发 散射束，该准直仪适合产生扇形结构的射束。
通过使用具有高原子序数的气体(例如氪、氙或氡)，和/或通过 对气体进行加压，和/或通过将检测器制作得非常深(在入射X射线通 量的方向上)，气态检测器的效率可以更高，即检测在气体中相互作 用的X射线的概率更高。
在现有技术的X射线检测器中，所检测的信号源自通过光电效应 与转换介质(气体)发生相互作用的X射线光子，并且将其所有的能 量释放给光电子，其进一步电离该介质。由于光电吸收的概率随着X 射线能量的增加而迅速降低，现有技术检测器的效率随着X射线能量 的增加而迅速降低。
源自在转换介质中发生康普顿散射的X射线的信号并不会被检测 到，由于散射的X射线携带了入射X射线的大部分能量(在50keV时 大约90％)，并且其一般离开该转换介质。与检测器中的噪音水平相 比，反冲电子具有的能量太低以至于不能被检测到。
在具有雪崩放大的气态检测器中，如上所述，检测器中的噪音水 平非常低；并且反冲电子(以及它们可以电离的少量电子)在雪崩放 大过程中被放大到高的水平。这就使得有可能在检测器中检测到来自 转换气体中康普顿散射的反冲电子。
由于康普顿散射的衰减系数不会随着X射线能量的增加而显著降 低，具有雪崩放大的气态检测器的效率在较高的X射线能量时不会降 低，如上所述。
第二，康普顿散射的衰减系数与气体的原子序数的关系仅较微 弱。这就说明在高的X射线能量时，该检测器使用低原子序数的转换 气体，例如氩、氖、CO2、甲烷、乙烷、异丁烷(isobuthane)、氦等， 可以同样地工作，并且在高X射线能量时也具有很好的效率。
在转换介质中使用光电吸收产生信号的现有技术的检测器中，随 着X射线能量的增加，位置分辨率会变差。这是由于所释放的光电子 能量非常高，并且可以传播很长的距离，并沿着完全的轨迹电离该转 换介质，因此使得图像模糊，并且恶化了位置分辨率。
在上述气态检测器中，在转换介质中通过康普顿散射进行操作， 在高X射线能量时反冲电子也具有低动能，说明其在转换介质中只能 传播短的距离。这会得到更好的位置分辨率。
本领域的普通技术人员应该理解的是，可替换地或可补充地，电 极23和24之间的空间可以填充可电离的液体或可激发的固体，例如 半导电材料。
该检测器装置11可以更一般的为任何一维或二维检测器，其能够 从很大程度上区分开散射光子。该检测器可以是气态检测器，或例如 为固态检测器。
最后参照图5，将描述本发明中使用的检测器装置11的另一特定 实施例。该检测器装置11优选为任何基于TFT的检测器；基于闪烁体 的检测器；固态检测器，诸如基于CMOS、CCD、CdZn、或CdZnTe的检 测器；基于气态的检测器；或它们的组合，用于辐射束3透过被研究 的对象时的一维或二维检测。该检测器装置设有抗散射装置8，用于将 大量散射辐射区分开，使其不被检测到，如上参照图2所述。
抗散射装置8可以是为此目的而设计的Buchy格栅，即高效地区 分散射，其中可以接受没有被偏转的射线的较低透射率(由于本发明 的方法使用散射光子产生图像信号，其降低了沉积在所要成像的对象 中的能量量)。在一种形式中，抗散射装置8设置为在检测器装置11 前面布置的一维或二维透辐射通道的阵列。
通过保持对象7与检测器11之间长的距离，也可以实现散射抑 制。
可替换的，该检测器装置11设有基于双检测器或双能量方法的抗 散射装置，如在上面标明的US6,134,297和US5,649,997和 US5,771,269中分别所描述的，其内容在此全部引作参考。
本领域的熟练技术人员应该理解的是，在本发明中实际上可以采 用现有技术中已知的任何种类的检测器装置和抗散射方法，只要它们 具有高度的散射抑制。