ДЕТЕКТОР РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ

Предложенное техническое решение относится к разделу медицинской техники, точнее к цифровым рентгеновским аппаратам, предназначенным для получения диагностических снимков в клиниках общего и специального профиля.
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).
Известен также детектор рентгеновского излучения, содержащий щелевой коллиматор, в створе щелевого канала которого находится линейный матричный приемник полупроводникового типа, каждый из элементов которого содержит сцинтиллятор и светочувствительный слой, соединенный с цифровым преобразователем электрического сигнала (европейский патент №271723 A1, публ. 22.06.1988 [2]).
Известны также детекторы рентгеновского излучения на флет-панелях с аморфным кремнием или селеном в качестве фоточувствительной основы (например, Pixium 4600 компании Trixell или PaxScan компании Varian [3]).
Наиболее близким техническим решением к заявляемому объекту является детектор рентгеновского излучения, содержащий плоскую панель с матрицей фотодиодов на основе аморфного кремния, покрытую сцинтилляционным слоем, подключенную к электронной схеме (Зеликман М.И. Цифровые системы в медицинской рентгенодиагностике. - М: Медицина, 2007. - С. 46-48 [4]).
Аналог [4] выбран в качестве прототипа.
Недостатком прототипа [4], как и других известных аналогов, является то, что в его конструкции отсутствует датчик, позволяющий определить дозу, получаемую пациентом в процессе рентгенографии. Это чрезвычайно опасно для пациента, так как может привести к переоблучению организма.
Технический результат заявляемой полезной модели выражается в создании детектора рентгеновского излучения, конструкция которого обеспечивает дозиметрический контроль рентгенографии. Он достигается тем, что в детекторе рентгеновского излучения, содержащем плоскую панель с матрицей фотодиодов на основе аморфного кремния, покрытую сцинтилляционным слоем, подключенную к электронной схеме, плоская панель закреплена внутри камеры прямоугольной формы, изготовленной из светонепроницаемого диэлектрика с входным окном из рентгенопрозрачного диэлектрика, на внешнюю поверхность сцинтилляционного слоя и внутреннюю плоскость входного окна камеры нанесен тонкий 10-15 мкм токопроводящий слой из материала с малым атомным номером, каждый токопроводящий слой соединен с контактом, выходящим из камеры, контакты подключены к противоположным полюсам источника высокого напряжения, внутри камеры, параллельно плоскости входного окна, проходит перегородка из рентгенопрозрачного диэлектрика, в центре которой закреплен собирающий электрод из свинца толщиной 0,03-0,05 мкм, соединенный с контактом, выходящим из камеры и подключенным к интегральному конденсатору.
На прилагаемом рисунке схематично показана конструкция заявляемого детектора рентгеновского излучения (вид сбоку в разрезе).
Детектор рентгеновского излучения представляет собой плоскую панель 1 с матрицей фотодиодов 2 на основе аморфного кремния, покрытую сцинтилляционным слоем 3. Сцинтилляционный слой 3 создан на основе соединения йодида цезия и таллия (CsITl) толщиной 450 мкм; в нем рентгеновский поток у преобразуется в поток фотонов видимого света. Матрица фотодиодов 2 подключена к электронной схеме, содержащей усилитель 4, аналого-цифровой преобразователь (АЦП) 5 и линейное устройство управления (не показано). Сигнал с выхода АЦП 5 поступает в персональный компьютер 6, входящий в состав цифрового рентгеновского аппарата. Панель 1 с матрицей фотодиодов 2 закреплена внутри камеры 7 прямоугольной формы, изготовленной из светонепроницаемого диэлектрика, например гетинакса, с входным окном 8 из рентгенопрозрачного диэлектрика, например углепластика. На внешнюю поверхность сцинтилляционного слоя 3 и внутреннюю плоскость входного окна камеры нанесен тонкий 10-15 мкм токопроводящий слой, соответственно 9 и 10, из материала с малым атомным номером, например алюминия. Каждый токопроводящий слой 9 и 10 соединены с контактами, соответственно 11 и 12, выходящими из камеры 7, контакты 11 и 12 подключены к противоположным полюсам источника питания 13. Внутри камеры 7, параллельно плоскости входного окна 8, проходит перегородка 14 из рентгенопрозрачного диэлектрика, например гетинакса, в центре которой закреплен собирающий электрод 15 из свинца толщиной 0,03-0,05 мкм. Сверхтонкий слой свинца прозрачен для рентгеновского излучения; он наносится на поверхность перегородки 14 методом вакуумного напыления. Собирающий электрод 15 соединен с контактом 16, выходящим из камеры 7 и подключенным к интегральному конденсатору 17. Электрический сигнал с интегрального конденсатора 17 поступает в электронную схему 18 и после соответствующей обработки приходит в персональный компьютер 6. Отношение ширины воздушного промежутка между токопроводящим слоем 10 и собирающим электродом 15 к ширине воздушного промежутка между собирающим электродом 15 и токопроводящим слоем 9 равно 1:4. Это сделано для повышения чувствительности к мягкому рентгеновскому излучению. По существу камера 7 представляет собой проходную ионизационную камеру с компенсирующим объемом.
Детектор рентгеновского излучения закрепляется под декой рентгеновского стола, на которой находится пациент, проходящий рентгеновское обследование. Предложенная конструкция рентгеновского детектора обеспечивает возможность определения оптимальной экспозиции при минимальной лучевой нагрузке на пациента. Кроме того, тонкое алюминиевое покрытие, нанесенное на сцинтиллятор, образует зеркальный слой, повышающий светоотдачу сцинтиллятора и чувствительность детектора.