ПРИЕМНИК РЕНТГЕНОВСКИЙ МАТРИЧНЫЙ

Полезная модель относится к рентгенотехнике, в частности, к рентгеновским приемникам, и предназначено для использования в медицинских рентгено-диагностических аппаратах, рентгеновских компьютерных томографах, маммографах, а также в промышленных интроскопах с высоким пространственным разрешением и высокой энергией зондирующего рентгеновского излучения.
В последнее время в медицинских исследованиях и диагностике различных патологий внутренних органов широко используются рентгено-диагностические аппараты и рентгеновские компьютерные томографические установки с высоким пространственным разрешением и цифровыми методами обработки изображений с последующим их выводом на экран телевизионного монитора или бумажный носитель. Получение высокого разрешения рентгеновского изображения особенно актуально при диагностике переломов в виде трещин и анализа структуры кости, обнаружения кальцитов размером 50 мкм в молочной железе. Так, например, характерный размер балочной структуры в кости составляет порядка 200 мкм, поэтому минимальное требуемое пространственное разрешение составляет 5 пар линий на мм. Для маммографии требуется пространственное разрешение 25 пар линий на мм, что соответствует размеру элемента приемной ячейки 20 мкм.
Одним из способов получения цифровых рентгеновских изображений является метод построчного ввода информации в компьютер. Известные системы построчного ввода цифровых рентгеновских изображений, в которых перед объектом исследования устанавливается щелевая диафрагма, а за объектом линейный приемник рентгеновского излучения, эффективно работают при разрешении не лучше 1 мм. При уменьшении размеров элемента приемника излучения до величины 100 мкм невозможно пропорционально уменьшить ширину полоски падающего на объект рентгеновского излучения, т.к. фокус рентгеновской трубки составляет 1-2 мм, расстояние до объекта - 1 м, и размеры объекта около 0.1 м. В результате при построчном вводе изображения происходит неоправданное переоблучение пациента в десятки раз. В случае применения острофокусных трубок (размеры фокуса 50 мкм), например, в маммографии, имеются трудности в юстировке из-за большого соотношения длины линейки приемников и ширины рентгеновского пучка, а также реальных люфтов и вибраций механических узлов.
Известна линейка детекторов, предназначенная для создания детекторных матриц для регистрации рентгеновского излучения, выполненная на полупроводниковой подложке толщиной 0,5-2 мм в виде "гребенки", зубцы которой направлены в сторону рентгеновского излучения и представляют собой полупроводниковые детекторы рентгеновского излучения, соединенные между собой единым основанием, пространство между которыми заполнено сцинтилляционным материалом, при этом каждый детектор электрически разделен друг от друга и соединен со своим элементом считывания заряда, расположенном на боковой поверхности зубца с выводом электрода на основание "гребенки" (см. заявка ФРГ N 4025427, G01Т 1/00, 1990).
Известная линейка детекторов имеет предельное разрешение 0,1 мм при исполнении в виде линейки и 0,5 мм при использовании в матричном приемнике (из-за минимальной толщины полупроводниковой подложки, в которой могут быть выполнены продольные разрезы, но при этом она сохраняла бы свою жесткость). Разрешения около 50 мкм на ней получить невозможно.
Вторым существенным недостатком известной линейки детекторов является низкая эффективность регистрации рентгеновского излучения, т.к. даже при длине зубцов более 20 мм кремний остается достаточно прозрачным материалом для рентгеновского излучения высоких энергий. Причем с повышением энергии рентгеновского излучения эта эффективность падает.
Известно устройство - матричный рентгеновский приемник, содержащий координатно-чувствительную матрицу из фоточувствительных элементов и оптически с ней связанные сцинтилляционные элементы в виде светопроводящих волокон, расположенных параллельно друг другу и образующих входной экран матричного приемника (см. ЕПВ N 0143205, G01Т 1/00, 1988).
Использование световолоконной оптики с размером элемента 20-30 мкм и перемычек между ними 5-10 мкм позволяет достичь предельного разрешения около 40-60 мкм.
Основным недостатком известного матричного рентгеновского приемника является низкая чувствительность из-за потерь фотонов в светопроводящих волокнах из люминисцирующего материала, по мере их продвижения в среде сцинтиллятора к фоточувствительным элементам матрицы. Причем, чем выше энергия рентгеновского излучения, тем требуется более протяженный сцинтилляционный элемент и тем выше потери фотонов.
Кроме того, изготовление матричного световолоконного экрана из люминисцирующего материала достаточно трудоемко, требует значительных затрат и невозможно при крупносерийном или массовом производстве.
Наиболее близким к заявляемому техническому решению и взятым в качестве прототипа, является рентгеновский приемник высокого разрешения, включающий линейку расположенных на подложке и протяженных вдоль направления падающего рентгеновского излучения фотоприемников, оптически связанных со слоем сцинтиллятора (см. патент США №4303860, МКИ G01T 1/20, 1981 г.).
Основным недостатком известного приемника, как и любых однострочных приемников, является низкая эффективность использования пучка падающего рентгеновского излучения. Так, например, для получения пространственного разрешения 50 мкм, при ширине рентгеновского пучка 1 мм коэффициент использования падающего на приемник рентгеновского излучения составит всего 5% при одностороннем расположении фотоприемников на слое сцинтиллятора, а при двухстороннем расположении - не более 10%.
Задачей заявляемого технического решения является устранение указанных недостатков, а именно повышение коэффициента использования падающего рентгеновского излучения.
Указанная задача в приемнике рентгеновском матричном (ПРМ), содержащем линейку расположенных на подложке фоточувствительных приемников, оптически связанных со сцинтилляционным слоем, решена тем, что он выполнен в виде ряда расположенных друг за другом линеек фоточувствительных приемников, образующих плоскую многострочную структуру и установленных на общей подложке, при этом сцинтилляционный слой равномерной толщины расположен непосредственно на поверхности фоточувствительных приемников, либо установлен через промежуточный оптически связывающий элемент, а поверхность сцинтилляционного слоя расположена под острым углом к предполагаемому направлению падения рентгеновского излучения.
Указанное выполнение ПРМ позволяет создать плоскую матрицу с высоким разрешением и тонким слоем сцинтиллятора, а установка ее под острым углом к падающему рентгеновскому излучению позволяет в десятки раз повысить световую отдачу сцинтиллятора.
Целесообразно для ПРМ с малой степенью интеграции, его выполнить в виде гибридной интегральной схемы, в которой на жестком основании установлены линейки фоточувствительных приемников, каждая из которых выполнена в виде интегрального модуля.
Для ПРМ с высокой степенью интеграции выгодно выполнить его в виде одного или нескольких интегральных многострочных модулей, каждый из которых выполнен на полупроводниковой подложке.
Для уменьшения потерь светопередачи от сцинтиллятора к приемникам, связанных с отражением света от поверхности полупроводника, целесообразно промежуточный оптически связывающий элемент выполнить в виде оптически прозрачного материала, например, силиконового герметика, показатель преломления которого близок к показателю преломления материала фоточувствительных приемников.
В случае использования рентгеновского излучения высоких энергий, некоторая его доля проникает сквозь слой сцинтиллятора, облучает полупроводниковую матрицу и создает опасность деградации ее со временем. Во избежание этого, между сцинтилляционным слоем и матрицей может быть размещена волоконно-оптическая пластина, передающая оптическое изображение с минимальной потерей информации. При этом полупроводниковая матрица выводится из зоны действия рентгеновского пучка.
Для обеспечения одинакового пространственного разрешения ПРМ как по вертикали, так и по горизонтали, фоточувствительные элементы матрицы следует выполнить в виде прямоугольников, ориентированных длинной стороной вдоль ортогональной проекции направления предполагаемого падения рентгеновских лучей на поверхность приемника.
В случае использования короткофокусного рентгеновского излучения, в связи с достаточно большой глубиной ПРМ, следует учитывать расхождение лучей падающего рентгеновского излучения. При этом для сохранения высокого пространственного Разрешения фоточувствительные элементы выполняют в форме равнобоких трапеций, боковые стороны которых совпадают с ортогональной проекцией направления предполагаемого падения рентгеновских лучей на поверхность приемника.
Для повышения светоотдачи сцинтилляционного слоя, наружная поверхность его может быть покрыта светоотражающей рентгенопрозрачной пленкой, например алюминиевой фольгой. Это позволит получить больший световой сигнал при той же мощности падающего рентгеновского излучения, поскольку свет, излучаемый наружной поверхностью сцинтиллятора, отразится пленкой и значительная его доля достигнет фотоприемников.
На фиг.1 представлен заявляемый ПРМ, где 1 - направление падающего рентгеновского излучения; 2 - матрица фоточувствительных элементов; 3 - сцинтилляционный слой; 4 - фоточувствительные элементы.
На фиг.2 представлен поперечный разрез заявляемого ПРМ, где обозначены α - угол установки ПРМ к падающему рентгеновскому излучению, d - толщина слоя сцинтиллятора, L - длина пути рентгеновских квантов в сцинтилляторе.
На фиг.3 представлен поперечный разрез заявляемого ПРМ с использованием волоконно-оптической пластины в качестве промежуточного оптически связывающего элемента, где 5 - волоконно-оптическая пластина.
На фиг.4 представлен вид сверху на матрицу заявляемого ПРМ (без слоя сцинтиллятора), предназначенную для работы с короткофокусным рентгеновским излучением и выполненную на плоской подложке с фоточувствительными элементами в виде равнобоких трапеций.
На фиг.5 представлен вариант исполнения заявляемого ПРМ для работы с короткофокусным рентгеновским излучением, с трапециевидными фотоприемными элементами, расположенными в виде кругового сегмента с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения.
Заявляемое устройство функционирует следующим образом. Падающее рентгеновское излучение 1 (см. фиг.1-5), проходя через слой сцинтиллятора 3, взаимодействует с веществом сцинтиллятора, излучающим оптическое излучение, которое регистрируется фоточувствительными элементами 4 путем преобразования в электрические сигналы. Эффективность преобразования рентгеновского излучения в оптическое в ПРМ определяется свойствами материала сцинтиллятора 3 и длиной пути L рентгеновских квантов в сцинтилляторе. При этом длина пути L рентгеновских квантов в сцинтилляторе равна d/sin α, тогда как средний путь фотонов оптического излучения от места их возникновения до выхода из сцинтилляционного слоя в перпендикулярном к плоскости ПРМ направлении равен d/2 и не зависит от угла α.
Средний путь оптического излучения определяет пространственное разрешение приемника, следовательно, толщина сцинтилляционного слоя d может быть выбрана из соображений требуемого пространственного разрешения, например, 20, 50 или 100 мкм. Выбором угла α установки приемника к падающему рентгеновскому излучению можно получить требуемую длину пути рентгеновских квантов в сцинтилляторе L=d/sin α. Например, при α=7° и толщине сцинтиллятора 50 мкм рентгеновские кванты проходят в сцинтилляторе расстояние 400 мкм, т.е. длина пути рентгеновских квантов в 8 раз превышает толщину слоя сцинтиллятора.
Был изготовлен опытный образец заявляемого ПРМ из матриц, содержащих фоточувствительные элементы размерностью 100 мкм по горизонтали и 200 мкм по вертикали, расположенных в 4 строки и покрытых сцинтилляционным слоем толщиной 140 мкм. В качестве сцинтилляционного
слоя был использован серийно выпускаемый рентгеновский люминофорный экран Kodak Lanex, производства фирмы Kodak. Данная сборка была расположена под углом 30 град к плоскости падения рентгеновских лучей. При этом общий размер приемного экрана ПРМ составлял 52×0.4 мм. Для проверки разрешения опытного образца заявляемого ПРМ был использован механический сканер с величиной шага перемещения по вертикали 100 мкм. Использовался построчный способ ввода изображения. Опрос ПРМ осуществлялся с помощью электронных коммутаторов с преобразователями заряда в напряжение с дальнейшим аналого-цифровым преобразованием видеосигнала. Облучение экрана ПРМ производилось рентгеновской трубкой с фокусом пятна 1,2 мм на расстоянии 1100 мм.
Испытания проводились с использованием стандартных рентгеновских мир и тестовых объектов. Достигнуто разрешение 5.0 пар линий/мм по горизонтали и 5.0 пар линий/мм по вертикали при режиме работы рентгеновской трубки 60 кВ, 20 мА.