МАТРИЧНЫЙ РЕНТГЕНОВСКИЙ ПРИЕМНИК ДЛЯ СКАНИРУЮЩЕГО РЕНТГЕНОВСКОГО АППАРАТА

Полезная модель относится к рентгенотехнике, в частности, к матричным рентгеновским приемникам (МРП), и предназначена для использования в медицинских сканирующих рентгеновских аппаратах с высоким пространственным разрешением, например, в маммографах, а также в промышленных интроскопах для получения изображений большого размера за счет использования составной матрицы.
В настоящее время в медицинской диагностике широко используются цифровые рентгеновские аппараты, позволяющие производить прямую цифровую регистрацию и обработку рентгеновских изображений с последующим выводом на экран компьютера или твердый носитель.
Например, первичными рентгенологическими признаками онкологического заболевания молочной железы является наличие микрокальцинатов размером несколько десятков микрометров. Для получения рентгеновских изображений, позволяющих определять артефакты размером в 50 мкм, размеры элемента регистрирующей матрицы должны быть, по крайней мере, в два раза меньше, то есть 25 мкм. Поэтому основной задачей при получении снимков высокого разрешения и большого размера в маммографии является наличие приемлемых по цене матричных рентгеновских приемников с размером матрицы 240×300 мм и размером элемента разрешения порядка 20 мкм. Экспериментальные образцы матриц такого размера имеют очень низкий технологический выход годных приборов, а размеры элемента матрицы превышают 100 мкм. Себестоимость такой матрицы многократно превосходит цену существующих в настоящее время пленочных маммографов.
Попытка изготовления сборной конструкции из матриц малых размеров приводит к тому, что в сборной матрице присутствуют нечувствительные зоны в зазорах между соседними кристаллами, в итоге информация на этих участках изображения теряется.
Это связано с тем, что невозможно разместить фотоприемные зоны электронных схем вплотную к краю полупроводникового кристалла, т.к. минимальные технологические поля на краях кристалла, обеспечивающие работоспособность матриц после резки полупроводниковых шайб, составляют несколько сотен микрометров.
Известен матричный рентгеновский приемник, содержащий единый сцинтилляционный слой, оптически связанный посредством волоконно-оптических пластин (ВОП) с разнесенными в разные стороны фотоприемными кристаллами, расположенными в два ряда (см. техническое описание FOS (Fiber Optic Plate with Scintillator) for Digital X-ray Imaging, Hamamatsu Photonics, стр.19-20, www.procon-x-ray.de/downloads/FOS.pdf).
Благодаря разнесению кристаллов друг от друга в направлении, перпендикулярном оси входной плоскости, технологические поля кристаллов не мешают их размещению в сборке, т.е. сделана попытка устранения зазоров в рентгеновском приемнике.
Однако, данная конструкция применима лишь для приемников с разрешением, не превышающим 200 мкм, а, следовательно, непригодна для получения рентгеновских снимков с высоким пространственным разрешением порядка 20 пар линий на мм. Для исключения зазоров, допуски на отклонение оптоволокна от параллельности к граням соседних модулей ВОП должны быть меньше размера элемента матрицы. Боковые грани модулей ВОП должны быть строго перпендикулярны входной плоскости, а оптоволокна строго параллельны этим граням. Чем меньше элемент детектора, тем строже эти допуски. Между тем известно, что процесс изготовления ВОП не дает желаемой степени контроля над параллельностью оптических волокон в шайбе. Так, например, общая спецификация Hamamatsu на ВОП указывает параметр «Gross Distortion» (отклонение волокна) до 100 мкм, тем самым на стыке двух ВОП возможно появление нечувствительной зоны размером до 200 мкм.
Наиболее близким к заявляемому техническому решению, является взятый в качестве прототипа многоканальный приемник рентгеновского излучения для сканирующего рентгеновского аппарата, описанный в патенте SU №1808215, кл. G01T 1/20, 1991 г., (вариант исполнения приведен на фиг.2), состоящий из n состыкованных в линейку боковыми торцами плоских прямоугольных полупроводниковых кристаллов, каждый из которых включает фотоприемную зону в виде матрицы фотоячеек, оптически связанных посредством ВОП со сцинтилляционным преобразователем рентгеновского излучения.
Благодаря применению ВОП, удается защитить кристаллы от деградации из-за воздействия прямого рентгеновского излучения. Кроме того, используя единую ВОП, можно устранить недостатки вышеприведенного аналога, в частности появление нечувствительных зон на стыках модулей ВОП.
Основным недостатком известного решения является то, что технологические поля кристаллов мешают плотному примыканию их фотоприемных зон. Даже применение специальных мер не позволяет уменьшить технологические поля кристалла менее 200 мкм. Следовательно, на стыке двух кристаллов будет присутствовать нечувствительная зона размером 400 мкм. В этом же патенте (вариант исполнения на фиг.3) предпринята попытка применения ВОП с изменением масштаба изображения (фоконов) с целью создания дополнительного пространства для размещения полей кристаллов и устранения нечувствительных зон в изображении. Однако, при замене единой ВОП сборкой отдельных фоконов, возникает вышеупомянутая проблема неконтролируемости стыков между отдельными модулями ВОП.
Задачей заявляемого технического решения является устранение указанного недостатка, а именно, устранение влияния торцевых зазоров при стыковке между собой плоских кристаллов с фотоячейками при создании МРП, пригодного для получения изображений большого размера на рентгеновских сканирующих аппаратах с высоким пространственным разрешением, например, для маммографии.
Указанная задача в МРП для сканирующего рентгеновского аппарата, содержащем ряд соединенных в линейку плоских кристаллов, каждый из которых включает фотоприемную зону в виде матрицы фотоячеек, оптически связанных со входным сцинтилляционным слоем, решена тем, что кристаллы выполнены в форме параллелограммов, соединенных своими боковыми сторонами, при этом ширина зазора между фотоприемными зонами соседних кристаллов не превышает значения, определяемого выражением
d=H·ctgα, (1)
где d - ширина зазора между фотоприемными зонами соседних кристаллов в строке, Н - высота столбца матрицы фотоячеек фотоприемной зоны кристалла, α - острый угол между основанием и боковой стороной параллелограмма.
Благодаря указанной форме кристаллов, можно уменьшить влияние зазоров между чувствительными зонами на стыке кристаллов на качество получаемого изображения частично или полностью за счет того, что в формировании интегрального элемента изображения, получаемого из столбца матрицы, всегда участвуют фотоячейки одного либо двух смежных кристаллов.
Для полного устранения влияния зазоров между чувствительными зонами на стыке кристаллов на качество изображения, количество фотоячеек в любом столбце МРП должно быть одинаковым. При этом часть площади кристалла, свободная от фотоячеек, может быть использована под схемы управления и считывания информации с данного кристалла.
На фиг.1-6 представлены рисунки, поясняющие суть заявляемого технического решения.
На фиг.1 представлен рисунок, показывающий одну из возможностей получения рентгеновского изображения исследуемого объекта при помощи заявляемого МРП, где: 1 - рентгеновский источник; 2 - коллиматор; 3 - П-образная сканирующая рама; 4 - объект исследования, установленный на рентгенопрозрачный стол 5; 6а и 6б - соседние кристаллы МРП, 7 - сцинтилляционный слой (люминофор); 8 - фоточувствительные зоны кристаллов 6; 9 - элемент исследуемого объекта, соответствующий одному элементу рентгеновского изображения; 10 - столбец матрицы, по которому происходит ВЗН - суммирование (формирование интегрального элемента изображения столбца путем временной задержки с накоплением).
На фиг.2 представлен рисунок, поясняющий потерю информации в прототипе в ВЗН - суммированном сигнале из-за наличия нечувствительных зон на краях кристаллов в области стыковки, где: 6а и 6б - соседние кристаллы МРП; 11 - единичная фотоячейка кристалла; 12 - столбцы ВЗН - суммирования, проходящие через чувствительные зоны кристаллов; 13 - столбцы ВЗН - суммирования, проходящие через нечувствительные зоны кристаллов, в которых происходит потеря информации.
На фиг.3 представлен рисунок заявляемого МРП с уменьшением влияния нечувствительных зон в области состыковки кристаллов на ВЗН - суммированный сигнал, где: 14 - столбцы ВЗН - суммирования с частичной потерей информации; 15 - участки столбцов ВЗН - суммирования, на которых отсутствуют фотоячейки.
На фиг.4 представлен рисунок соединяемых кристаллов с указанием параметров, учитываемых при исключении нечувствительных зон, где: 6а и 6б - соседние кристаллы МРП, 8а и 8б - фотоприемные зоны кристаллов.
На фиг.5 представлен рисунок, поясняющий принцип соединения в линейку кристаллов с одинаковым количеством фотоячеек в столбцах ВЗН - суммирования в любой точке МРП, где: 16 - одинаковые по количеству фотоячеек столбцы ВЗН - суммирования; 17 - высвобождаемая часть кристалла.
На фиг.6 представлен рисунок кристалла с высвобождаемой частью площади для установки схем опроса информации с кристалла.
Заявляемое устройство работает следующим образом. Излучение рентгеновского источника 1 формируется с помощью коллиматора 2 в плоский веерный пучок, которым сканируется объект исследования 4, находящийся на рентгенопрозрачном столе 5, путем перемещения П-образной рамы 3. Рентгеновское излучение, прошедшее через объект исследования 4, воспринимается МРП, состоящим из ряда кристаллов 6, фоточувствительные области которых оптически связаны с люминофором 7. На рисунке оптическая связь показана в виде непосредственного примыкания люминофора 7 к кристаллам 6. Фоточувствительные зоны 8 кристаллов 6 сформированы из фотоячеек 11, образующих многострочную матрицу из М строк, которая производит непрерывную серию регистрации изображений. Скорость перемещения выбирается такой, что за время одной регистрации, МРП смещается на расстояние, равное размеру h (см. фиг.4) единичной фотоячейки 11 в направлении перемещения, при этом каждый элемент 9 исследуемого объекта 4 регистрируется М раз в последовательные моменты времени с дальнейшим суммированием полученных с МРП изображений с учетом его перемещения. Такое суммирование известно как ВЗН - суммирование (см. техническое описание Characteristics and use of back-thinned TDI-CCD, Hamamatsu Photonics, стр.3, TDI Time Delay Integration mode, http://sales.hamamatsu.com/assets/applications/SSD/tdi-ccd_kmpd9004e01.pdf). По окончании каждой регистрации производится формирование в цифровом виде очередной строки интегральных элементов результирующего изображения на основе сигналов, считанных с фотоячеек МРП.
В формировании величины сигнала каждого интегрального элемента результирующего изображения участвуют все фотоячейки, находящиеся на столбце ВЗН - суммирования для соответствующего элемента 9 исследуемого объекта. Если на некотором столбце ВЗН - суммирования 14 часть фотоячеек отсутствует (см. фиг.3), то это приводит не к потере информации в данном интегральном элементе изображения, а лишь к пропорциональному отсутствующим ячейкам уменьшению полезного сигнала.
В области стыка между кристаллами, столбцы ВЗН - суммирования 14 пересекают фотоячейки обоих смежных кристаллов 6а и 6б, а также межкристальный зазор 15. При этом в формировании интегрального сигнала для данного элемента изображения будут участвовать фотоячейки как левого 6а, так и правого 6б кристаллов. Размер участка 15, на котором отсутствуют фотоячейки, составляет: d·tg α и может быть сведен к минимуму за счет выбора геометрических параметров. Так, например, при высоте фотоприемной зоны Н=10 мм, угле α=45° и зазоре d=0.5 мм на столбце ВЗН - суммирования 14 участок 15, в котором отсутствуют фотоячейки, составляет всего 5% от полной высоты Н столбца фотоприемной зоны 12. При этом отношение сигнал-шум в районе стыка станет хуже лишь на (1-√0.95)≈2.5%, что визуально неразличимо на изображении.
Максимальное значение величины зазора определяется как: d=H·ctg α. При зазоре, превышающем это значение, перекрытия фотоприемных зон 8 соседних кристаллов вдоль столбцов происходить не будет.
В случаях, когда даже незначительное ухудшение сигнала в районе стыка недопустимо, возможно модифицировать форму фотоприемной зоны кристаллов так, чтобы для любого столбца ВЗН - суммирования 16 количество фотоячеек в нем стало одинаковым (см. фиг.5) При этом удается не только полностью выровнять уровень сигнала для каждого интегрального элемента результирующего изображения, но и использовать освободившуюся область 17 кристалла для размещения электронных схем обслуживания кристалла.
Пример. Для сканирующего маммографа был изготовлен опытный образец МРП со следующими характеристиками:
- общий размер кристалла в форме параллелограмма - 25×10 мм;
- угол α=63°;
- шаг установки кристаллов в линейке - 20 мм;
- зазор d=0,5 мм;
- количество кристаллов в линейке - 12 шт.;
- количество строк МРП - 500 шт.;
- количество столбцов МРП - 12000 шт.;
- размеры фотоячейки - 20×20 мкм;
- шаг фотоячеек - 20 мкм.
Характеристики полученного изображения:
- размер изображения - 240×300 мм;
- пространственное разрешение - 18 пар линий/мм по всему полю изображения;
- видимые стыки на изображении отсутствуют.
Таким образом, заявляемое устройство позволяет из однотипных плоских полупроводниковых кристаллов создавать сборные МРП для сканирующих рентгеновских аппаратов, в которых нечувствительные зоны на кристаллах не влияют на качество результирующего изображения, и с их помощью получать рентгеновские изображения больших размеров с высоким пространственным разрешением, например, для общей рентгенографии, маммографии или технической интроскопии.