ДЕТЕКТОР РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ

Предложенное техническое решение относится к разделу медицинской техники, точнее к цифровым рентгеновским аппаратам.
Известен детектор рентгеновского излучения, содержащий щелевой коллиматор с многопроволочной пропорциональной камерой (Белова И.Б., Китаев В.М. Малодозовая цифровая рентгенография. - Орел: Медбиоэкстрем, 2001, С. 29 [1]. Камера представляет собой заполненную смесью газов (ксенон и углекислый газ) многопроволочную систему, на анод и катод которой подается высокое напряжение. Недостатком аналога [1] является его низкое пространственное разрешение (около 0,4 пар линий на мм).
Наиболее близким по конструкции к заявляемому объекту является детектор рентгеновского излучения, содержащий щелевой коллиматор, в створе щелевого канала которого находится линейный матричный приемник полупроводникового типа, каждый из элементов которого содержит сцинтиллятор и фотодиод, соединенный с цифровым преобразователем электрического сигнала (европейский патент №271723 А1, публ. 22.06.1988 [2]).
Аналог [2] был выбран нами в качестве прототипа.
2
2
2
Недостаток прототипа выражается в незащищенности смежных элементов линейного матричного приемника 1 от воздействия рассеянного рентгеновского излучения γ, возникающего при облучении сцинтиллятора 2 прямыми рентгеновскими лучами γ, прошедшими через щелевой коллиматор 3 (фиг. 1). Прямые рентгеновские лучи γ вызывают свечение ƒ кристаллов сцинтиллятора 2, которое регистрируется фотодиодами 4. Вторичные (рассеянные) гамма кванты γ также вызывают свечение ƒ кристаллов сцинтиллятора 2, что приводит к снижению контраста рентгеновского снимка.
Целью настоящей работы является защита смежных элементов линейного матричного приемника от рассеянного рентгеновского излучения.
Технический результат полезной модели выражается в повышении контраста цифрового рентгеновского изображения.
Данный технический результат достигается тем, что в детекторе рентгеновского излучения, содержащем щелевой коллиматор, в створе щелевого канала которого находится линейный матричный приемник полупроводникового типа, каждый из элементов которого имеет сцинтиллятор и фотодиод, соединенный с цифровым преобразователем электрического сигнала, в каждом элементе матричного приемника сцинтиллятор заключен в ячейку квадратной формы, стенки которой изготовлены из металла с высоким атомным номером толщиной 0,5-1,0 мкм.
Далее наше предложение сопровождается рисунками и пояснением к ним. На фиг. 1 показано воздействие рассеянного рентгеновского излучения на смежные элементы линейного матричного приемника, возникающее в прототипе. На фиг. 2 представлена конструкция предложенного детектора (вид сбоку в разрезе), а на фиг. 3 - сечение А-А фиг. 2.
Детектор рентгеновского излучения имеет линейный матричный приемник 1 полупроводникового типа, каждый элемент которого содержит сцинтиллятор 2, например, из кристаллов гадолиния, имеющего высокую светоотдачу. Линейный матричный приемник 1 находится в створе щелевого коллиматора 3, стенки которого изготовлены из металла с высоким атомным номером, например вольфрама. В каждом элементе линейного матричного приемника 1 основание сцинтиллятора примыкает к светочувствительному слою фотодиода 4, например селеновому. В каждом элементе линейного матричного приемника 1 сцинтиллятор 2 заключен в ячейку 5 квадратной формы, стенки которой изготовлены из металла с высоким атомным номером, например вольфрама, толщиной 0,5-1,0 мкм. Вольфрамовые стенки каждой ячейки 5 защищают смежные элементы (сцинтилляторы) линейного матричного приемника 1 от бокового рассеянного излучения. Каждый фотодиод 4 соединен с цифровым преобразователем электрического сигнала, содержащим усилитель 6 и аналого-цифровой преобразователь 7. С выхода аналого-цифрового преобразователя 7 электрический сигнал поступает в электронный блок (на фиг. не показан), где формируется цифровая матрица рентгеновского изображения.
Предложенная конструкция детектора рентгеновского излучения обеспечивает надежную защиту кристаллических сцинтилляторов от воздействия бокового рассеянного рентгеновского излучения, что приводит к повышению контрастности рентгеновского изображения. Это особенно важно при рентгенографии малоконтрастных объектов, например раковых опухолей.