Матричный рентгеновский приемник

 

Изобретение относится к рентгенотехнике, в частности к рентгеновским приемникам, и предназначено для использования в медицинских рентгеновских установках, томографах, маммографах, а также в промышленных интроскопах с высоким пространственным разрешением. Матричный рентгеновский приемник содержит координатно-чувствительную матрицу из фоточувствительных элементов и оптически связанные с ней сцинтилляционные элементы. Диодно-координатная матрица выполнена в виде многослойной структуры из линеек фоточувствительных элементов, расположенных друг над другом и образующих экран матричного рентгеновского приемника. Плоскости, на которых расположены фоточувствительные элементы, совпадают с направлением рентгеновских лучей. Каждая линейка фоточувствительных элементов выполнена на полупроводниковой подложке в виде полосок, ориентированных вдоль направления падающего рентгеновского излучения. Сцинтилляционные элементы выполнены в виде однородных слоев, разделяющих между собой линейки фоточувствительных приемников. Технический результат заключается в повышении чувствительности матричного рентгеновского приемника при одновременном упрощении его конструкции. 9 з.п.ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к рентгенотехнике, в частности к рентгеновским приемникам, и предназначено для использования в медицинских рентгеновских установках, томографах, маммографах, а также в промышленных интроскопах с высоким пространственным разрешением.

В последнее время в медицинских исследованиях и диагностике различных патологий внутренних органов широко используются рентгеновские и 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. Так, например, характерный размер "мостиков" в кости составляет порядка 50 мкм.

Известные системы построчного ввода цифровых рентгеновских изображений, в которых перед объектом исследования устанавливается щелевая диаграмма, а за объектом - линейный приемник рентгеновского излучения, эффективно работают при разрешении не лучше 1 мм. При уменьшении размеров элемента приемника излучения до величины 50 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 0,5 м. В результате при построчном вводе изображения происходит неоправданное переоблучение объекта в 25-50 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. Кроме того, при построчном вводе рентгеновская трубка включается на продолжительное время (1-10 с), необходимое для сканирования линейки, что приводит к ускоренному выходу из строя рентгеновской трубки.

Для устранения этих недостатков в системах построчного ввода рентгеновских изображений целесообразно использовать матричные приемники с шириной не менее 2 мм. При этом количество строк в матричном приемнике порядка 50. Это упрощает требования к юстировке при сканировании и позволяет снизить токовую нагрузку на рентгеновскую трубку до 50 раз.

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, G 01 T 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.

Наиболее близким к заявляемому устройству является 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, G 01 T 1/00, 1988).

Использование световолоконной оптики на основе микроканальных пластин 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 (МРП) является низкая чувствительность из-за потерь фотонов в светопроводящих волокнах по мере их продвижения в среде люминофора к фоточувствительным элементам матрицы. Причем чем выше энергия рентгеновского излучения, тем требуется более протяженный сцинтилляционный элемент и тем выше потери фотонов. При 120 кэВ величина потерь может достигать 70% и более, что приводит к значительному переоблучению пациента.

Кроме того, изготовление матричного световолоконного экрана достаточно трудоемко, требует значительных затрат и невозможно при крупносерийном или массовом производстве.

Целью заявляемого технического решения является устранение указанных недостатков, а именно повышение чувствительности при одновременном упрощении конструкции МРП.

Это достигается тем, что в МРП, содержащем координатно-чувствительную матрицу из фоточувствительных элементов и оптически с ней связанные сцинтилляционные элементы, диодно-координатная матрица выполнена в виде многослойной структуры из линеек фоточувствительных элементов, расположенных друг над другом и образующих экран матричного рентгеновского приемника, плоскости которых совпадают с направлением рентгеновских лучей, при этом каждая линейка фоточувствительных элементов выполнена на полупроводниковой подложке в виде полосок, ориентированных вдоль направления падающего рентгеновского излучения, а сцинтилляционные элементы выполнены в виде однородных слоев, разделяющих между собой линейки фоточувствительных приемников.

Выполнение экрана МРП в виде расположенных друг над другом линеек фоточувствительных элементов, между которыми расположены слои из сцинтилляционного материала, позволяет создать требуемый формат изображения. Величина разрешения при этом определяется шагом расположения фоточувствительных элементов по горизонтали и толщиной сцинтилляционных слоев по вертикали. В случае использования МРП с длиннофокусным рентгеновским излучением (лучи за счет расхождения не пересекают более одного фоточувствительного элемента) наилучшей формой полосок следует считать прямоугольник, длинная сторона которого совпадает с направлением падающего рентгеновского излучения, а плоскость полупроводниковой подложки совпадает с направлением рентгеновских лучей. Для более короткофокусных рентгеновских трубок во избежание случая, когда рентгеновские лучи могут пересекать несколько фоточувствительных элементов, для сохранения высокого контраста изображения полоски выполняют в форме равнобедренных трапеций, боковые стороны которых совпадают с направлениями рентгеновских лучей в плоскости фоточувствительных элементов. При этом сама линейка может быть выполнена в виде сегмента окружности с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения.

Выполнение сцинтилляционных элементов в виде слоев, разделяющих линейки фоточувствительных элементов, позволяет получить разрешение МРП в вертикальном направлении равным толщине слоя сцинтилляционного материала. Поэтому при равенстве толщины слоя сцинтилляционного материала шагу фоточувствительных элементов линейки при построчном вводе изображения обеспечивается одинаковое пространственное разрешение как по горизонтали, так и по вертикали.

Для систем с покадровым вводом изображения для обеспечения одинакового пространственного разрешения как по горизонтали, так и по вертикали требуется, чтобы суммарная толщина полупроводниковой подложки и слоя сцинтиллятора была равна шагу фоточувствительных элементов на линейке.

Для увеличения чувствительности МРП и снижения дозы облучения объекта на каждой полупроводниковой подложке с обратной стороны под основной линейкой выполнена дополнительная линейка таким образом, чтобы она являлась зеркальной копией основной.

Для получения высокого пространственного разрешения по обеим координатам в случае использования короткофокусного рентгеновского излучения МРП может быть выполнен в виде сегмента оболочки шара с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения. При этом возможно выполнение как кремниевых подложек в виде сегментов оболочки шара и плоских сцинтилляционных слоев между ними, так и сцинтилляционных слоев в виде сегмента оболочки шара и плоских кремниевых подложек, а также их одновременного выполнения в виде сегментов оболочки шара.

Указанное выполнение МРП позволяет добиться предельно высокой эффективности преобразования рентгеновского излучения в оптическое при любом значении его энергии за счет увеличения протяженности фоточувствительных элементов в направлении падающего рентгеновского излучения. При этом геометрическое разрешение МРП не зависит от энергии падающего рентгеновского излучения, что не имеет аналогов, а значит соответствует критерию "изобретательский уровень".

На фиг. 1 представлен заявляемый МРП, где 1 - фоточувствительные элементы; 2 - полупроводниковые подложки; 3 - сцинтилляционные слои, нанесенные поверх фоточувствительных элементов 2; 4 - направление падающего рентгеновского излучения.

На фиг. 2 представлен поперечный разрез заявляемого МРП, работающего с короткофокусной трубкой, в котором используются плоскопараллельные кремниевые подложки 2 и сегментоподобные слои сцинтиллятора 3.

На фиг. 3 представлен поперечный разрез заявляемого МРП, работающего с короткофокусной трубкой, в котором используются сегментоподобные кремниевые подложки 2 и плоскопараллельные слои сцинтиллятора 3.

На фиг. 4 представлен поперечный разрез заявляемого МРП, работающего с короткофокусной трубкой, в котором используются сегментоподобные кремниевые подложки 2 и сегментоподобные слои сцинтиллятора 3.

Заявляемое устройство функционирует следующим образом. Падающее рентгеновское излучение 4 (см. фиг. 1), проходя через сцинтилляционные слои 3, выполненные размером не более шага фоточувствительных элементов 1, возбуждает молекулы сцинтиллятора, излучающего оптическое излучение, которое регистрируется фоточувствительными элементами путем преобразования в электрические сигналы, например, фотодиодными матрицами, ПЗС структурами, матрицами фоторезисторов и т.п.

При этом горизонтальное разрешение МРП определяется шагом фоточувствительных элементов 1, а вертикальное разрешение - шагом перемещения (сканирования) МРП вплоть до толщины слоя сцинтиллятора 3. Эффективность преобразования рентгеновского излучения в оптическое в МРП определяется свойствами материала слоев сцинтиллятора 3 и протяженностью фоточувствительных элементов 1 в направлении падения рентгеновского излучения 4.

Был изготовлен опытный образец заявляемого МРП из линеек, содержащих 1024 фоточувствительных элемента, расположенных с шагом 25 мкм и протяженностью 1000 мкм, покрытых сцинтилляционными слоями толщиной 20 мкм. Толщина полупроводниковой подложки 500 мкм. Количество линеек в МРП составляло 8 штук. При этом общий размер приемного экрана МРП составляет 25,6 х 4,16 мм. Для проверки разрешения опытного образца заявляемого МРП был использован механический сканер с величиной шага перемещения по вертикали 25 мкм. Использовался построчный способ ввода изображения. Опрос МРП линейки осуществлялся с помощью электронных коммутаторов с преобразователями заряда в напряжение с дальнейшим аналого-цифровым преобразованием видеосигнала. Облучение экрана МРП производилось рентгеновской трубкой с фокусом пятна 1 мм на расстоянии 2000 мм.

Испытания проводились с использованием стандартных рентгеновских мир и тестовых объектов. Достигнуто разрешение 50 мкм по горизонтали и 50 мкм по вертикали при режиме работы рентгеновской трубки 120 кВ, 50 мА.

Таким образом, заявляемый МРП обладает предельно высокой эффективностью преобразования рентгеновского излучения в оптическое и высоким пространственным разрешением, не зависящим от энергии падающего рентгеновского излучения.

Формула изобретения

1. Матричный рентгеновский приемник, содержащий координатно-чувствительную матрицу из фоточувствительных элементов и оптически связанные с ней сцинтилляционные элементы, отличающийся тем, что диодно-координатная матрица выполнена в виде многослойной структуры из линеек фоточувствительных элементов, расположенных друг над другом и образующих экран матричного рентгеновского приемника, плоскости, на которых расположены фоточувствительные элементы, совпадают с направлением рентгеновских лучей, при этом каждая линейка фоточувствительных элементов выполнена на полупроводниковой подложке в виде полосок, ориентированных вдоль направления падающего рентгеновского излучения, а сцинтилляционные элементы выполнены в виде однородных слоев, разделяющих между собой линейки фоточувствительных приемников.

2. Приемник по п.1, отличающийся тем, что толщина сцинтилляционных элементов выполняется размером не более шага фоточувствительных элементов на линейке.

3. Приемник по п. 1, отличающийся тем, что суммарная толщина полупроводниковой подложки и слоя сцинтиллятора равна шагу фоточувствительных элементов на линейке.

4. Приемник по п. 1, отличающийся тем, что полоски фоточувствительных элементов выполнены в виде прямоугольников, ориентированных вдоль направления падающего рентгеновского излучения.

5. Приемник по п. 1, отличающийся тем, что полоски фоточувствительных элементов выполнены в виде равнобедренных трапеций, боковые стороны которых совпадают с направлением падающего на фоточувствительный элемент рентгеновского излучения.

6. Приемник по п.1, отличающийся тем, что на каждой полупроводниковой подложке с обратной стороны под основной линейкой фоточувствительных элементов выполнена дополнительная линейка, являющаяся зеркальной копией основной.

7. Приемник по п.1, отличающийся тем, что каждая линейка фоточувствительных элементов представляет собой сегмент окружности с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения.

8. Приемник по п.1, отличающийся тем, что экран матричного рентгеновского приемника представляет собой сегмент поверхности шара с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения.

9. Приемник по пп.1 и 8, отличающийся тем, что сцинтилляционные элементы выполнены в виде однородных слоев в форме сегментов оболочки шара с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения.

10. Приемник по пп. 1 и 8, отличающийся тем, что кремниевые подложки выполнены в форме сегментов оболочки шара с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4