Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов



Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов
Измерительная система формирования изображения с печатной матрицей фотодетекторов

 


Владельцы патента RU 2542588:

КОНИНКЛЕЙКЕ ФИЛИПС ЭЛЕКТРОНИКС Н.В. (NL)

Изобретение относится к системе измерения данных, пригодной для КТ (компьютерной томографии) и других способов формирования изображения. Система формирования изображения содержит источник излучения, который поворачивается вокруг центральной z-оси системы формирования изображения для выполнения формирующих изображения сканирований; и матрицу неорганических фотодетекторов, включающую в себя несколько дискретных неорганических фотодетекторов, расположенных на изогнутой подложке таким образом, что каждый ряд неорганических фотодетекторов ориентирован вдоль кривой изгиба изогнутой подложки, и каждый столбец неорганических фотодетекторов ориентирован параллельно центральной z-оси системы формирования изображения, причем изогнутая подложка содержит гибкий лист и токопроводящие пути, оперативно соединяющие каждый из неорганических фотодетекторов, по меньшей мере, с одним активным электронным компонентом, расположенным на изогнутой подложке, причем токопроводящие пути расположены на дистальной поверхности изогнутой подложки, которая, по существу, противоположна поверхности подложки, на которой расположены неорганические фотодетекторы, при этом система дополнительно содержит отверстия в подложке, заполненные проводящим материалом для электрического соединения токопроводящих путей с неорганическими фотодетекторами. Технический результат - повышение качества изображения. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 23 ил.

 

Область техники

Настоящее изобретение относится, в общем, к технологиям формирования изображения и, в частности, к системе измерения данных, пригодной для КТ (компьютерной томографии) и других способов формирования изображения. Данные способы формирования изображения полезны во многих случаях, например при медицинском формировании изображения, формировании изображения для контроля безопасности, например сканировании багажа, и других случаях.

Предшествующий уровень техники

Одна из сложных проблем известных систем КТ-формирования изображения состоит как в механическом, так и электрическом соединении рентгеновских детекторов с остальной частью системы. Действительно, значительная часть стоимости известных КТ-систем измерения данных приходится на соединители, которые дают возможность подключать каждую матрицу детекторов к системе измерения данных и механически устанавливаться в системе с высокой пространственной и электрической точностью. Для получения высокого качества изображения при КТ-формировании изображения, обычно требуется, чтобы так называемые диксели (пиксели детектора) в каждой матрице были установлены с высокой точностью друг относительно друга, относительно фокусного пятна рентгеновской трубки и опоры. Кроме того, известные системы КТ-формирования изображения содержат большое число прецизионных компонентов для формирования сцинтилляционных сборок, которые являются также дорогостоящими при изготовлении и сборке в системе в целом.

Краткое изложение существа изобретения

Настоящее изобретение обеспечивает необходимую степень точности при низкой стоимости за счет применения широкоформатных матриц фотодетекторов рентгеновского излучения (в дальнейшем, рентгеновских фотодетекторов). В первом варианте осуществления, рентгеновские фотодетекторы содержат неорганический материал с прямым фотоэлектрическим преобразованием, сформированный в виде одного толстого слоя материала. Во втором варианте осуществления, рентгеновские фотодетекторы содержат слоистую структуру из нескольких тонких слоев неорганического материала для прямого фотоэлектрического преобразования, составная толщина которого является достаточно большой для поглощения падающего рентгеновского излучения с высоким квантовым выходом детектора. В третьем варианте осуществления, рентгеновские фотодетекторы содержат слоистую структуру из нескольких слоев неорганических или органических фотодиодов, при этом каждый слой содержит композитное сцинтилляционное покрытие, достаточно тонкое для того, чтобы собственное поглощение и рассеяние покрытия несущественно снижали световой выход сцинтилляционного покрытия, несмотря на, возможно, большое различие коэффициентов преломления сцинтилляционного порошка и смолы, в которой диспергирован сцинтилляционный порошок для формирования композита.

Упомянутые структуры значительно снижают стоимость и сложность всей системы измерения данных. Предлагаемые системы допускают также удвоение слоев для формирования многослойной спектральной КТ-системы измерения данных, например двухслойной спектральной КТ-системы. Таким образом, широкоформатные матрицы фотодетекторов, формирующие систему измерения данных в составе устройства КТ- или другого утройства формирования изображения, дают очень большие преимущества. Настоящее изобретение дополнительно относится к различным структурам и геометриям для использования широкоформатных матриц фотодетекторов в системе измерения данных КТ-сканера или другого формирующего изображение сканера.

В соответствии с одним аспектом настоящего изобретения, предлагается система формирования изображения, включающая в себя источник излучения, который поворачивается вокруг центральной z-оси системы формирования изображения для выполнения формирующих изображения сканирований, и печатную матрицу неорганических рентгеновских фотодетекторов, включающую в себя несколько дискретных фотодетекторов, выполненных печатным способом в виде рядов и столбцов на подложке, которая изогнута так, что каждый ряд фотодетекторов ориентирован вдоль изгиба изогнутой подложки, и каждый столбец фотодетекторов ориентирован параллельно центральной z-оси системы формирования изображения. Неорганические рентгеновские фотодетекторы могут содержать такие соединения, как, например, CIGS (медь-индий-галлий-диселенид), AuInGaSe2 или AuInThSe2. Каждый фотодетектор формирует один из дикселей детекторной матрицы. Детекторная матрица может включать в себя, по меньшей мере, два слоя, каждый из которых содержит печатную матрицу неорганических фотодетекторов, для использования в качестве системы формирования изображения спектральной КТ.

В соответствии с другим аспектом настоящего изобретения предлагается гибкая матричная сборка печатных неорганических рентгеновских фотодетекторов для использования в системе формирования изображения, включающая в себя гибкую подложку. Гибкая подложка может быть, например, PET (полиэтилентерефталатным) листом, полиимидным листом, PEEK (полиарилэфирэфиркетоновым) листом или нейлоновым листом. Матричная сборка допускает встраивание в опору таким образом, что каждый фотодетектор формирует диксель, в виде системы измерения данных изображения в устройстве формирования изображения. Детекторная матрица может включать в себя, по меньшей мере, два слоя для использования в качестве системы формирования изображения спектральной КТ. Предлагаются также сопутствующие способы изготовления таких матриц.

В третьем варианте осуществления, рентгеновские фотодетекторы содержат слоистую структуру из нескольких слоев неорганических или органических фотодиодов, при этом каждый слой содержит композитное сцинтилляционное покрытие, достаточно тонкое для того, чтобы собственное поглощение и рассеяние покрытия несущественно снижали световой выход сцинтилляционного покрытия, несмотря на, возможно, большое различие коэффициентов преломления сцинтилляционного порошка и смолы, в которой диспергирован сцинтилляционный порошок для формирования композита.

Краткое описание чертежей

В дальнейшем изобретение поясняется описанием предпочтительных вариантов воплощения со ссылками на сопроводительные чертежи, на которых:

Фиг. 1 изображает устройство 100 формирования изображения КТ;

Фиг. 2 и 3 изображают, соответственно, вид спереди и вид сбоку детекторной матрицы 200 неорганических фотодетекторов;

Фиг. 4 изображает увеличенный вид передней поверхности детекторной матрицы 200 неорганических фотодетекторов;

Фиг. 5 изображает схематичный трансаксиальный вид детекторной матрицы 200 неорганических фотодетекторов, расположенной в устройстве 100 формирования изображения КТ;

Фиг. 6 изображает блок-схему последовательности операций технологического процесса 600 изготовления и сборки детекторной матрицы 200 неорганических фотодетекторов;

Фиг. 7 изображает местный вид спереди детекторной матрицы 700 неорганических фотодетекторов;

Фиг. 7A изображает многослойный фотодетектор;

Фиг. 8 изображает боковое сечение детекторной матрицы 700 неорганических фотодетекторов по линии 8-8 на фиг. 9;

Фиг. 9 изображает увеличенный вид дистальной поверхности детекторной матрицы 700 неорганических фотодетекторов;

Фиг. 10 изображает блок-схему последовательности операций технологического процесса 1000 изготовления и сборки детекторной матрицы 700 неорганических фотодетекторов;

Фиг. 11 изображает сечение детекторной матрицы 1100 неорганических фотодетекторов, содержащей, по меньшей мере, два слоя;

Фиг. 12 изображает схематичный трансаксиальный вид системы формирования изображения спектральной КТ;

Фиг. 13 и 14 изображают, соответственно, схематичный вид спереди и схематичный вид сбоку в разрезе устройства 1300 формирования изображения КТ четвертого поколения;

Фиг. 15 изображает схематичный вид фотодетекторной матрицы 1500, имеющей диксели переменных размеров;

Фиг. 16 изображает блок-схему последовательности операций технологического процесса 1600 изготовления и сборки детекторной матрицы неорганических фотодетекторов с использованием композитного сцинтиллятора;

Фиг. 17 изображает схематичный трансаксиальный вид системы формирования изображения КТ, содержащей детекторную измерительную систему, содержащую многослойные матрицы фотодетекторов с композитными сцинтилляторами;

Фиг. 18 изображает схематичный трансаксиальный вид секторного визуализирующего элемента 1801, использующего матрицу неорганических фотодетекторов с композитными сцинтилляторами;

Фиг. 19 изображает схематичный вид сбоку в разрезе матрицы 1900 неорганических детекторов, содержащей несколько секторных элементов 1801;

Фиг. 20 изображает схематичный трансаксиальный вид секторного визуализирующего элемента 2000, использующего матрицу неорганических фотодетекторов, подходящую для устройства спектральной КТ; и

Фиг. 21 - 23 изображают виды матрицы 2100 фотодетекторов, пригодные для применения с наклоном под углом к рентгеновскому пучку.

Описание предпочтительных вариантов воплощения изобретения

Устройство КТ формирования изображения

На фигуре 1 представлен один пример устройства 100 формирования изображения КТ для выполнения формирующего изображение сканирования. Система 102 получения изображения КТ содержит гентри 104 и стол 106, который перемещается вдоль z-оси. Пациента или другой объект, подлежащий формированию изображения (визуализации), (не показан) укладывают на стол 106 и перемещают так, чтобы разместить внутри апертуры 108 в гентри 104. После того как пациент или объект установлен в заданное положение, рентгеновский источник 110 испускает проецирующее рентгеновское излучение 112, подлежащее сбору рентгеновской системой 114 измерения данных внутри гентри 104. (На фиг. 1, участок 116 гентри 104 выполнен в разрезе, чтобы показать рентгеновский источник 110 и рентгеновскую систему 114 измерения данных, которые расположены внутри гентри 104). Система 114 измерения данных содержит несколько фотодетекторов (не показанных), расположенных на опоре 118. Рентгеновский источник 110 и система 114 измерения данных одновременно поворачиваются вокруг апертуры 108 для регистрации данных формирования изображения КТ из разных положений, часто вместе с линейным перемещением стола 106. Упомянутый поворот возможен потому, что как рентгеновский источник 110, так и опора 118 установлены на общем роторе (не показанном) внутри гентри 104.

Затем, система 102 получения изображения КТ передает данные формирования изображения КТ в систему 120 формирования, обработки и отображения изображения КТ, по каналу 101 связи. Хотя системы 102 и 120 показаны и описаны в настоящей заявке в виде отдельных систем, в целях иллюстрации, упомянутые системы могут, в других вариантах осуществления, быть частью одной системы. Данные формирования изображения КТ проходят в процессор 122 изображений, который сохраняет данные в памяти 124. Процессор 122 изображений электронным образом обрабатывает данные формирования изображения КТ для генерирования изображений отображаемого пациента или другого объекта. Процессор 122 изображений может отображать полученные изображения на соответствующем дисплее 126. Для пользователя можно обеспечить пользовательское устройство 128 ввода, например клавиатуру и/или мышь, для управления процессором 122.

Системы измерения данных КТ (четырехсекционные)

Как показано на фиг. 2 и 3, одна система измерения данных, описанная в настоящей заявке, включает в себя детекторную матрицу 200 неорганических фотодетекторов, которая может быть печатной матрицей неорганических фотодетекторов. Матрица 200 составлена из нескольких, предпочтительно, неорганических фотодетекторов 202, созданных печатным способом на передней поверхности 203 подложки 204, каждый из которых формирует диксель 215 формирования изображения в матрице 200. Неорганические фотодетекторы 202, как показано на фиг. 2, имеют прямоугольную форму, хотя возможно использование любой формы, и, в предпочтительном варианте, размер фотодетекторов составляет, предпочтительно, приблизительно, от 0,5 до 5 мм на от 0,5 до 5 мм, и, в наиболее предпочтительном варианте, приблизительно, 1 мм на 1 мм. Неорганические фотодетекторы 202 могут быть расположены группами 206 фотодетекторов 202, например по шестнадцать фотодетекторов 202 в каждой группе 206. Между каждыми соседними группами 206 фотодетекторов 202 может быть зазор 207, чтобы облегчать надлежащее ориентирование фотодетекторов 202 в вышеописанной изогнутой конфигурации. Хотя на фиг. 2 и 3 не показано, между любыми двумя соседними фотодетекторами 202 в данной группе 206, обычно, может быть зазор, что дает, в результате, шаг в каждом направлении, приблизительно, 1,2 мм. Группы 206 расположены, например, в четыре ряда 208 и сорок два столбца 210, хотя на фигуре 2 показано только три столбца 210, что дает в сумме 2688 фотодетектора 202 в матрице 200. Таким образом, детекторная матрица 200 неорганических фотодетекторов, обычно, будет составлять от 75 до 100 см в длину L, приблизительно, 15 см в ширину W и, приблизительно, 100 мкм при толщине t. Данная матрица 200 пригодна для четырехсекционной системы формирования изображения КТ, в которой каждый из рядов 208 представляет формирующую изображение секцию. Таким образом, матрица 200 расположена в устройстве 100 формирования изображения КТ таким образом, что z-ось ориентирована, как показано на фиг. 2. Данная схема расположения неорганических фотодетекторов 202 в матрице 200 является всего лишь репрезентативной; возможно также применение любой другой схемы расположения соответственно требованиям конкретного применения.

Подложка 204 матрицы 200 неорганических фотодетекторов является предпочтительно прочным, но гибким пластиковым листом. Подложка 204 может быть, например, полиэтилентерефталатным (PET) листом, полиимидным листом, полиарилэфирэфиркетоновым (PEEK) листом или нейлоновым листом. Несколько опорных отверстий 211 расположены вдоль каждой стороны подложки 204.

Неорганические фотодетекторы 202 можно наносить на подложку 204, например, по печатной технологии. В качестве примерного варианта осуществления, в публикации патентной заявки США № 2007/0163639, поданной Робинсоном с соавторами (Robinson et al.), предложены способ и устройство для изготовления фотоэлектрических элементов, содержащих неорганические полупроводниковые пленки на основе соединений группы 11 (старый тип IB), группы 13 (старый тип IIIA) и/или группы 16 (старый тип VIA) соединений, и они включены в настоящую заявку путем отсылки. В сущности, способ, предложенный в заявке № 2007/0163639 Робинсона с соавторами, начинается с дисперсионного материала, который содержит, по меньшей мере, один элемент из группы 11, 13 и/или 16. Среди других преимуществ, использование соединений из группы 16 или халькогенидных соединений снижает, в результате, температуру плавления, что дает преимущество по сравнению с обычными дисперсионными материалами на основе Si. Однако, в связи с настоящим изобретением, дисперсионный материал может использовать любой элемент из групп 11, 13 и/или 16. В одном предпочтительном варианте осуществления, используют соединение CIGS (медь-индий-галлий-диселенид) для формирования дисперсионного материала. В другом предпочтительном варианте осуществления, можно использовать полупроводник на основе золота, например AuInGaSe2 или AuInThSe2.

В соответствии со способом, предложенным в заявке № 2007/0163639 Робинсона, дисперсионный материал наносят на подложку для формирования исходного слоя, например, по высокопроизводительной технологии ротационной печати. Полученный исходный слой, в свою очередь, отверждают для формирования тонкой, но плотной полупроводниковой пленки. Этап отверждения можно ускорить нагреванием исходного слоя до температуры выше, чем температура отжига исходного слоя, но ниже, чем температура плавления подложки. Применение подложки с очень высокой температурой плавления, например, PEEK (полиарилэфирэфиркетоновой), допускает более высокотемпературное отверждение. Затем, отвержденную пленку используют для формирования полупроводникового поглотителя для фотодетекторного устройства. Для прямой регистрации рентгеновского излучения, предусмотренной в настоящем случае, геометрию и состав материала полупроводникового фотодетектора следует выбирать так, чтобы оптимизировать эффективность сбора носителей заряда электродами на внешних поверхностях полупроводникового диода и, тем самым, максимизировать сбор носителей заряда, порожденных преобразованием падающего рентгеновского излучения, для сбора с минимальным временем задержки.

Способ печати, в соответствии с заявкой № 2007/0163639 Робинсона с соавторами является одним из примеров подходящего способа печати; но можно также воспользоваться другими подходящими технологиями печати. Для четырехсекционной матрицы, например матрицы 200, упомянутые технологии содержат другие виды ротационной печати, трафаретную печать и печать методом центрифугирования неорганических фотодетекторов 202 с низкой разрешающей способностью на подложке 204. Для нанесения неорганических фотодетекторов 202 на подложку 204, когда требуется высокая четкость, например, для создания еще более мелких дикселей, можно также использовать технологию краскоструйной печати.

Неорганические фотодетекторы 202 примерной матрицы 200 являются прямыми детекторами; то есть они непосредственно захватывают падающее рентгеновское излучение и формируют электрический сигнал, характеризующий падающее рентгеновское излучение. В альтернативных вариантах осуществления, фотодетекторы могут быть детекторами непрямого преобразования; в данных вариантах осуществления, поверх фотодетекторов располагают сцинтилляционные элементы для преобразования падающего рентгеновского излучения в свет другого вида, и свет данного другого вида затем захватывается фотодетекторами для непрямого формирования электрического сигнала, характеризующего падающее рентгеновское излучение.

Как показано на фиг. 4, электрические проводники 212 на передней поверхности 203 подложки 204 проходят от каждого неорганического фотодетектора 202 к боковой стороне матрицы 200. На фигуре 2, проводники 212 не показаны для большей понятности данной фигуры. Проводники 212 для неорганических фотодетекторов 202 в двух внутренних рядах 208 могут проходить между двумя соседними фотодетекторами 202 в двух внешних рядах 209. Проводники 212 соединяют неорганические фотодетекторы 202 с «активными» электронными компонентами 214, смонтированными с каждой боковой стороны матрицы 200, например усилителями, аналого-цифровыми преобразователями, мультиплексорами, специализированными интегральными схемами (ASIC) и т.п., вместе с выходными соединителями. Активные электронные компоненты 214 могут быть сформированы на краевых полях шириной, приблизительно, 5 см. При этом проводники 212 могут подводить питание к каждому неорганическому фотодетектору 202, а также проводить выходные сигналы из него. Кроме того, один электрод каждого неорганического фотодетектора 202 подсоединен также к заземлению, которое может быть общим заземлением, например, через прозрачный проводящий слой, расположенный над фотодетекторами 202.

В альтернативном варианте осуществления, фотодетекторы 202 могут быть сформированы несколькими пакетированными слоями. В данных вариантах осуществления, сначала отдельно формируют каждый слой фотодетектора 202 посредством размещения неорганического материала, который, предпочтительно, имеет толщину, по меньшей мере, приблизительно, 100 мкм, на подложке и затем, его отверждением для формирования полупроводникового слоя. Затем полупроводниковые слои пакетируют и наслаивают, чтобы сформировать достаточно толстый полупроводник для эффективного поглощения рентгеновского излучения. В предпочтительном варианте, данные слои из соединения CIGS пакетируют до общей толщины, приблизительно, 3,5 мм. Затем, толстый полупроводник размещают на основной подложке, при этом основная подложка содержит электрические проводники 212 и «активные» электронные компоненты 214 для обработки сигнала из толстого многослойного полупроводника.

Как показано на фиг. 5, после того как матрица 200 неорганических фотодетекторов собрана для формирования дикселей 215, упомянутую матрицу можно вставить в опору 118 для использования в качестве системы 114 измерения данных в устройстве формирования изображения КТ, например вышеописанном устройстве 100. Таким образом, на фиг. 5 схематично изображено относительное взаимное расположение рентгеновского источника 110, который формирует рентгеновские проекции 112 пациента или объекта 502, подлежащего формированию изображения и лежащего на столе 106, и матрицы 200 неорганических фотодетекторов. Опора 118 может содержать опорные штифты 504, которые проходят через опорные отверстия 211 в подложке 204 матрицы 200, чтобы надлежащим образом совмещать матрицу 200 внутри опоры 118 и, тем самым, в устройстве 100 в целом. Штифты 504 можно дополнительно использовать для надлежащего совмещения, по меньшей мере, одной противорассеивающей сетки (не показанной) над матрицей 200. В рабочем положении на опоре 118, матрицу 200 можно закреплять дополнительно или только подходящим клеем. Матрица 200 и опора 118 совместно образуют систему 114 измерения данных. На фиг. 5, размер дикселей 215 намного завышен для пояснения, относительно размера других компонентов в устройстве. Как уже упоминалось, в реальной системе 114 измерения данных может быть, приблизительно, сорок две группы 206 дикселей 215, охватывающих длину дуги системы 114 измерения данных, вместо пятнадцати групп 206, показанных на фигуре. По внутренней поверхности дуги матрицы 200 можно разместить слой 506 из пластика, например политетрафторэтилена (PTFE), наполненного TiO2. Данный слой 506 дополнительно усиливает прочность матрицы 200.

Детекторную матрицу 200 неорганических фотодетекторов можно изготавливать и собирать в системе измерения данных в соответствии с технологическим процессом 600 блок-схемы последовательности операций, показан на фиг. 6. Порядок этапов технологического процесса 600, показанного на фиг. 6, можно изменять соответственно потребностям конкретного применения, и некоторые этапы можно добавлять или исключать из примерного технологического процесса 600, представленного и описанного в настоящей заявке.

Сначала неорганический исходный материал наносят на этапе 602 на переднюю поверхность 203 подложки 204 в виде матрицы 200 фотодетекторов 202. Упомянутое нанесение можно обеспечить, например, посредством технологического процесса печати, в ходе которого неорганический материал, образующий фотодетекторы 202, печатают на подложке 204 подобно тому, как пояснялось выше. В зависимости от размера и применения фотодетекторной матрицы 200, подходящие технологические процессы печати могут содержать ротационную печать, трафаретную печать, печать методом центрифугирования и краскоструйную печать. Неорганический материал можно также наносить из раствора и подвергать фототравлению для формирования рисунков.

Затем, матрицу 200 нагревают и отверждают на этапе 604 для формирования тонкой, но плотной пленки полупроводника.

На этапе 606 в подложке 204 формируют опорные отверстия 211.

На этапе 608 на переднюю поверхность 203 подложки 204 наносят электрические проводники 212, по одному проводнику 212, проходящему от каждого неорганического фотодетектора 202 к боковой стороне матрицы 200. Проводники 212, подобно самим фотодетекторам 202, можно дополнительно наносить с помощью технологического процесса печати на переднюю поверхность 203 подложки 204, где находятся фотодетекторы 202. Аналогично, один электрод каждого неорганического фотодетектора 202 соединяют с общим заземлением, например, через прозрачный проводящий слой, расположенный над фотодетекторами 202. На этапе 610, с каждой боковой стороны матрицы 200 присоединяют соответствующие «активные» электронные компоненты 214, например усилители, аналого-цифровые преобразователи, мультиплексоры, специализированные интегральные схемы (ASIC) и т.п., вместе с выходными соединителями.

Матрицу 200 органических фотодетекторов изгибают на этапе 612 по дуге для согласования по форме с радиусом жесткой опоры 118, с центром на рентгеновском источнике 110. Изогнутую матрицу 200 устанавливают, на этапе 612, на опоре, например, с помощью опорных штифтов 504 и/или клея, или любого другого средства, чтобы обеспечить точное позиционирование, необходимое для надлежащей фокусировки фотодетекторов 202 на рентгеновском источнике 110.

На этапе 614 выполняют электронные соединения и устанавливают любые дополнительные электронные компоненты, необходимые для окончательного выполнения сборки системы измерения данных. На этапе 616 по внутренней поверхности дуги матрицы 200 можно дополнительно разместить слой 506 из белого пластика, например политетрафторэтилена (PTFE). Данный слой 506 дополнительно усиливает прочность матрицы 200.

Системы измерения данных КТ (более чем четырехсекционные)

Вышеописанная матрица 200 неорганических фотодетекторов пригодна для четырехсекционного устройства формирования изображения КТ. Изготовление упомянутой матрицы 200 для системы формирования изображения КТ большего масштаба, например, от шестнадцатисекционной до шестидесятичетырехсекционной или стодвадцативосьмисекционной может быть трудной задачей. На передней поверхности 203 опоры 204 матрицы должно быть достаточно места как для фотодетекторов 202, так и проводников 212, без чрезмерного уменьшения активных поверхностей фотодетекторов 202 и уменьшения их чувствительности. Для преодоления упомянутых осложнений предложена альтернативная детекторная матрица 700 неорганических фотодетекторов, показанная на фиг. 7 и 8, которая более пригодна для систем формирования изображения с более чем четырьмя секциями. В частности, на фигурах показана половина данной матрицы 700 с одной стороны средней линии 701. Две половины матрицы 700, одна половина, показанная на фигурах, и другая, не показанная половина, расположены симметрично относительно средней линии 701.

Таким образом, матрица 700 состоит из нескольких неорганических фотодетекторов 702, расположенных на передней поверхности 703 подложки 704, каждый из которых формирует диксель 715 формирования изображения в матрице 700. Неорганические фотодетекторы 702, показанные на фиг. 7, имеют прямоугольную форму, хотя, в подходящих случаях, можно применять любые другие формы, например шестиугольные формы, и, в предпочтительном варианте, размер фотодиодов составляет, приблизительно, от 0,5 до 5 мм на от 0,5 до 5 мм, и, в наиболее предпочтительном варианте, приблизительно 1 мм на 1 мм. Неорганические фотодетекторы 702 можно располагать группами 706 фотодетекторов 702, например по шестнадцать фотодетекторов 702 в каждой группе 706. Между каждыми соседними группами 706 фотодетекторов 702 может быть зазор 707, чтобы облегчать надлежащее ориентирование фотодетекторов 702 в вышеописанной изогнутой конфигурации. Группы 706 расположены, например, в шестнадцать рядов 708 и сорок два столбца 710, хотя на фиг. 7 показано только три столбца 710. Таким образом, детекторная матрица 700 неорганических фотодетекторов, обычно, будет составлять, приблизительно, от 75 до 100 см в длину L, приблизительно, от 20 до 30 см в ширину W и, приблизительно, 100 мкм по толщине t. Данная матрица 700 пригодна для системы шестнадцатисекционной КТ-формирования изображения, в которой каждый из шестнадцати рядов 708 представляет формирующую изображение секцию. Таким образом, матрица 700 расположена внутри устройства 100 формирования изображения КТ таким образом, что z-ось ориентирована, как показано на фиг. 7. Данная схема расположения неорганических фотодетекторов 702 в матрице 700 является всего лишь репрезентативной; возможно также применение любой другой схемы расположения соответственно требованиям конкретного применения.

Каждый фотодетектор 702 состоит из неорганического материала, уже описанного выше в связи с фотодетекторами 202 матрицы 200. Неорганические фотодетекторы 702 могут быть нанесены на подложку 704, например, с помощью технологического процесса печати. Подходящие технологические процессы печати содержат ротационную печать, трафаретную печать и печать методом центрифугирования неорганических фотодетекторов 702 с низким разрешением на подложке 704. Технологический процесс краскоструйной печати также можно применять для нанесения неорганических фотодетекторов 702 на подложку 704. Неорганический материал можно также наносить из раствора и подвергать фототравлению для формирования рисунков.

Также как в матрице 200, подложка 704 детекторной матрицы 700 неорганических фотодетекторов является, предпочтительно, прочным, но гибким пластиковым листом. Подложка 704 может быть, например, полиэтилентерефталатным (PET) листом, полиимидным листом, полиарилэфирэфиркетоновым (PEEK) листом или нейлоновым листом. Аналогичным образом, подложка содержит опорные отверстия 711. Однако, в отличие от матрицы 200, проводники 712 матрицы 700 расположены не на передней поверхности 703 подложки 704.

Вместо вышеописанного, как схематично показано на фиг. 8 и 9, проводники 712 расположены на дистальной поверхности 705 подложки 704, противоположной передней поверхности 703, и соединены с соответствующими фотодетекторами 702 через отверстия 720 в подложке 704. Данная конструкция полезна из-за пространственных ограничений на передней поверхности 703 подложки 704, обусловленных большим числом фотодетекторов 702, расположенных на передней поверхности. Поскольку дистальная поверхность 705 подложки 704 не содержит никаких фотодетекторов 702, то на данной поверхности имеется намного больше доступного пространства для размещения проводников 712, чем на передней поверхности 703.

Отверстия 720 в подложке 704 можно выполнить с использованием сфокусированного пучка непрерывного или импульсного лазера, например 10,6-мкм лазера на двуокиси углерода (CO2) или 1,06-мкм лазера на Nd-YAG. Если применяют непрерывный лазер, то целесообразно применить защитную азотную атмосферу. Проводник 712, покрывающий соответствующие области дистальной поверхности 705 подложки 704, является, предпочтительно, полированным металлом или другим хорошим отражателем лазерного пучка и блокирует его дополнительное прохождение. После формирования отверстий 720, их можно наполнить микрокаплями проводящего клея 722 со стороны передней поверхности 703, чтобы выполнить соединение с проводником 712 на дистальной поверхности 705. В предпочтительном варианте, чтобы обеспечить возможность изгиба без повреждения на последующей стадии, используют гибкую полимерную смолу.

Проводники 712 можно сформировать на дистальной поверхности 705 подложки 704 (которая может быть непоглощающим глянцевым пластиком), с использованием обычной технологии краскоструйной печати. Типичный пример упомянутой технологии приведен в патенте США № 5933168, включенном в настоящую заявку путем ссылки ввиду раскрытия в приведенном патенте технологии краскоструйной печати, по которой создаются капли от 5 до 7 нанограмм. Для применения принципов приведенного патента или другой традиционной технологии краскоструйной печати, желательно в качестве материала фотодетектора 702 и/или материала проводника 712 и 722 выбрать материал, который соответствует гидравлическим параметрам используемой текучей краски. Теоретически, упомянутые параметры содержат отношение плотности к объемной сжимаемости, кинематическую вязкость, угол смачивания и поверхностное натяжение. Рекомендуется выбрать резиновую диафрагму, устойчивую к материалам, наносимым печатью. Считается, что краскоструйная печать может обеспечить расстояние между соседними параллельными проводниками 712 до, приблизительно, 16 мкм, которое соответствует 32-мкм шагу и плотности более, чем 30 проводников на миллиметр.

При этом, как показано на фиг. 8 и 9, отдельные и плотно расположенные электрические проводники 712 проходят от каждого неорганического фотодетектора 702 к боковой стороне матрицы 700. Проводники 712 соединяют, тем самым, неорганические фотодетекторы 902 с «активными» электронными компонентами 714, смонтированными на каждой боковой стороне матрицы 700, например усилителями, аналого-цифровыми преобразователями, мультиплексорами, специализированными интегральными схемами (ASIC) и т.п., вместе с выходными соединителями. Электронные компоненты 714 могут быть сформированы на краевых полях шириной, приблизительно, 5 см, вдоль боковых сторон, и могут находиться либо на передней поверхности 703, либо на дистальной поверхности 705 подложки 704. При этом проводники 712 могут подводить питание к каждому неорганическому фотодетектору 702, а также выводить выходные сигналы из него. Кроме того, один электрод каждого неорганического фотодетектора 702 подсоединен также к общему заземлению, например, через прозрачный проводящий слой, расположенный над фотодетекторами 702.

Неорганические фотодетекторы 702 примерной матрицы 700 являются прямыми детекторами; то есть они непосредственно захватывают падающее рентгеновское излучение и формируют электрический сигнал, характеризующий падающее рентгеновское излучение. В альтернативных вариантах осуществления, фотодетекторы могут быть детекторами непрямого преобразования; в данных вариантах осуществления, поверх фотодетекторов располагают сцинтилляционные элементы для преобразования падающего рентгеновского излучения в свет другого вида, и свет данного другого вида затем захватывается фотодетекторами для непрямого формирования электрического сигнала, характеризующего падающее рентгеновское излучение.

В альтернативном варианте осуществления, показанном на фиг. 7A, фотодетекторы 702 могут быть сформированы несколькими пакетированными слоями, например пятью слоями 702a - 702e, показанными на фиг. 7A. В данных вариантах осуществления, сначала отдельно формируют каждый слой многослойного фотодетектора 702' посредством размещения неорганического материала, который, предпочтительно, имеет толщину, по меньшей мере, приблизительно, 100 мкм, на подложке и затем, его отверждением для формирования полупроводникового слоя. Затем полупроводниковые слои 702a-702e пакетируют и наслаивают, чтобы сформировать матрицу толстых полупроводниковых фотодетекторов 702'. В данном многослойном пакете 702', слои 702a-702e фотодетектора прямого преобразования находятся точно друг на друге, без промежуточных элементов.

Затем толстый пакет 702' полупроводникового фотодетектора размещают на основной подложке, например подложке 704, при этом каждый слой 702a-702e фотодетектора прямого преобразования параллельно соединяют с соответствующим слоем, находящимся под ним, общим клеевым соединением 722. При этом проводящий клей 722 связывает набранный фотодетекторный пакет 702' и формирует, тем самым, один диксель. Каждый диксель подключается электрическими проводниками 712 к «активным» электронным компонентам 714 для обработки сигнала из толстого многослойного полупроводника 702'.

После того как детекторная матрица 700 неорганических фотодетекторов собрана, ее можно установить в опору 118 для использования в качестве системы 114 измерения данных в устройстве формирования изображения КТ, например вышеописанном устройстве 100. Данный технологический процесс является, по существу, таким, который представлен и описан выше в связи с детекторной матрицей 200 неорганических фотодетекторов, включая использование опорных штифтов 504.

Детекторную матрицу 700 неорганических фотодетекторов можно изготавливать и собирать в системе измерения данных в соответствии с технологическим процессом 1000 блок-схемы последовательности операций, показанным на фиг. 10. Порядок этапов технологического процесса 1000, показанного на фиг. 10, можно изменять соответственно потребностям конкретного применения, и некоторые этапы можно добавлять или исключать из примерного технологического процесса 1000, представленного и описанного в настоящей заявке.

Сначала неорганический исходный материал наносят на этапе 1002 на переднюю поверхность 703 подложки 704 в виде матрицы 700 фотодетекторов 702. Упомянутое нанесение можно обеспечить, например, посредством технологического процесса печати, в ходе которого неорганический материал, образующий фотодетекторы 702, печатают на подложке 704 подобно тому, как пояснялось выше. В зависимости от размера и применения фотодетекторной матрицы 700, подходящие технологические процессы печати могут содержать ротационную печать, трафаретную печать, печать методом центрифугирования и краскоструйную печать. Неорганический материал можно также наносить из раствора и подвергать фототравлению для формирования рисунков.

Затем, матрицу 700 нагревают и отверждают на этапе 1004 для формирования тонкой, но плотной пленки полупроводника.

На этапе 1006 в подложке 704 формируют опорные отверстия 711.

На этапе 1008 на дистальную поверхность 705 подложки 704 наносят электрические проводники 712, по одному проводнику 712, проходящему от каждого неорганического фотодетектора 702 к боковой стороне матрицы 700. Проводники 712, подобно самим фотодетекторам 702, можно дополнительно наносить с помощью технологического процесса печати. На этапе 1010 формируют отверстия 720 в подложке 704 и наполняют, на этапе 1012, проводником, например гибкой проводящей эпоксидной смолой 722, чтобы подсоединить каждый неорганический фотодетектор 702 к соответствующему проводнику 712. Один электрод каждого неорганического фотодетектора 702 подсоединен к общему заземлению, например, через проводящий слой, расположенный над фотодетекторами 702. Слой может быть, но не обязательно, прозрачным, и данный слой может быть литым или печатным, с перфорациями для предотвращения короткого замыкания проводников других электродов, которые проходят сквозь данный слой. На этапе 1014 с каждой боковой стороны детекторной матрицы 700 неорганических фотодетекторов присоединяют соответствующие «активные» электронные компоненты 714, например усилители, аналого-цифровые преобразователи, мультиплексоры, специализированные интегральные схемы (ASIC) и т.п., вместе с выходными соединителями.

Детекторную матрицу 700 неорганических фотодетекторов изгибают на этапе 1016 по дуге, для согласования по форме с радиусом жесткой опоры 118, с центром на рентгеновском источнике 110. Изогнутую матрицу 700 устанавливают, на этапе 1016, на опоре, например, с помощью опорных штифтов 504 и/или клея, или любого другого средства, чтобы обеспечить точную установку в заданное местоположение, необходимое для надлежащей фокусировки фотодетекторов 702 на рентгеновском источнике 110.

На этапе 1018 выполняют электронные соединения и устанавливают любые дополнительные электронные компоненты, необходимые для окончательного выполнения сборки системы измерения данных. На этапе 1020, по внутренней поверхности дуги, образованной матрицей 700, можно дополнительно разместить слой 506 из белого пластика, например политетрафторэтилена (PTFE), наполненного TiO2. Данный слой 506 дополнительно усиливает прочность матрицы 700 и формирует изоляцию от влаги.

В приведенном примере матрица 700 неорганических фотодетекторов является шестнадцатисекционной матрицей, с восемью секциями или рядами 708, находящимися с каждой стороны от средней линии 701 матрицы 700. Считается, что верхний предел плотности современной технологии печатания обеспечивает 32 проводника на миллиметр. При применении приведенного верхнего предела и в предположении, что шаг дикселя фотодотектора 702 равен 1 мм, конструкцию матрицы 700 можно непосредственно применить для изготовления матрицы на тридцать две секции с каждой стороны от средней линии 701, т.е. в сумме на шестьдесят четыре секции. Разумеется, если найдутся или станут известными способы печати с более высокой плотностью, то число доступных секций соответственно увеличится. В альтернативном варианте, если, в процессе формирования изображения, допустимо меньшее пространственное разрешение, то плотность дикселей фотодетектора 702 можно уменьшить, что обеспечивает больше места для размещения проводников 712 и, следовательно, увеличение числа секций.

В еще одном варианте осуществления, представленном на фиг. 11, предлагается способ увеличения числа формирующих изображение секций, получаемых матрицей 1100 фотодетекторов. В данном варианте осуществления, подложка 1104 содержит несколько слоев. На фиг. 11, в качестве репрезентативного примера показано четыре слоя 1141, 1142, 1143 и 1144. В предпочтительном варианте, каждый из слоев 1141, 1142, 1143 и 1144 является прочным, но гибким пластиковым листом, например полиэтилентерефталатным (PET) листом, полиимидным листом, полиарилэфирэфиркетоновым (PEEK) листом или нейлоновым листом. Толщина t отдельного слоя может составлять, приблизительно, от 10 мкм до 100 мкм. Неорганические фотодетекторы 1102 расположены на передней поверхности 1151 верхнего слоя 1141.

Для сборки многослойной макроматрицы 1100 неорганических фотодетекторов, каждый слой 1141, 1142, 1143 и 1144 наносят методом печати вместе с соответствующей сетью проводников 1112 на соответствующей передней поверхности 1151, 1152, 1153 или 1154 слоя. Слои 1141, 1142, 1143 и 1144 склеивают гибким клеем для формирования подложки 1104. В подложке 1104 формируют отверстия 1120, обеспечивающие канал связи между каждым проводником 1112 и соответствующим неорганическим фотодетектором 1102 на верхней поверхности 1151. Отверстия 1120 могут быть выполнены в подложке 1104 с использованием сфокусированного пучка непрерывного или импульсного лазера, например 10,6-мкм лазера на двуокиси углерода (CO2) или 1,06-мкм Nd-YAG лазера. Если применяют непрерывный лазер, то целесообразно применить защитную азотную атмосферу. Проводники 1112 являются, предпочтительно, полированным металлом или другим хорошим отражателем лазерного пучка, чтобы способствовать защите более глубоких слоев в подложке 1104 от повреждения лазерным пучком во время формирования отверстия 1120. Таким образом, проводник 1112 формирует дно каждого отверстия 1120. Управление интенсивностью лазерного пучка и временем экспонирования может обеспечить условие, чтобы лазерный пучок проникал в многослойную подложку 1104 только на глубину отражательного металлического слоя 1112, но не дальше. После того, как отверстия 1120 сформированы, отверстия можно заполнить проводящим клеем (не показанным), проходящим от поверхности 1151 фотодиода до дна отверстия 1120, чтобы выполнить соединение с каждым проводником 1112.

Таким образом, при обеспечении нескольких слоев токопроводящих путей, доступное пространство в матрице 1100 для закрепления проводников 1112 значительно увеличивается. Данное решение допускает формирование большего числа формирующих изображение секций в матрице, без потери качества изображений, получаемых с использованием матрицы. Приведенный способ можно применить в связи с вышеописанным многослойным фотодетектором.

Спектральные КТ-сканеры

Вышеописанные принципы легко применимы к устройствам спектральной КТ. Система 114 измерения данных для спектральной КТ сочетает две отдельных детекторных матрицы неорганических фотодетекторов, как показано, например, на фиг. 12, в виде нижней детекторной матрицы 1202 неорганических фотодетекторов и верхней детекторной матрицы 1204 неорганических фотодетекторов. В предпочтительном варианте, верхняя матрица 1204 реагирует на низкоэнергетическое (мягкое) падающее рентгеновское излучение, которое упомянутая матрица отфильтровывает и, тем самым, пропускает только высокоэнергетическое (жесткое) рентгеновское излучение, к которому, предпочтительно, нижняя матрица 1202 чувствительна. Данное решение повышает точность статистики энергетической спектрометрии фотонов.

Нижняя детекторная матрица 1202 неорганических фотодетекторов может быть идентичной детекторной матрице 200 неорганических фотодетекторов (для спектрального КТ-сканера с числом секций до четырех), детекторной матрице 700 неорганических фотодетекторов (для спектрального КТ-сканера с числом секций до шестидесяти четырех), детекторной матрице 1100 неорганических фотодетекторов (для спектрального КТ-сканера с числом секций больше чем шестьдесят четыре). Однако, в предпочтительном варианте, нижняя детекторная матрица 1202 неорганических фотодетекторов может содержать, например, соединения AuInGaSe2 или AuInThSe2, которые являются относительно плотными неорганическими полупроводниковыми материалами. Для опорных штифтов 504 могут быть выполнены опорные отверстия со стандартным шагом.

Верхнюю детекторную матрицу 1204 неорганических фотодетекторов дополнительно собирают, чтобы обеспечить возможность формирования изображения спектральной КТ. Существует два принципиальных различия между конструкциями верхней матрицы 1204 и нижней матрицы 1202. Во-первых, верхняя матрица 1204 является низкоэнергетической матрицей, обладающей чувствительностью, предпочтительно, к мягкому рентгеновскому излучению и, следовательно, содержащей, например, соединение CIGS в качестве неорганического полупроводникового материала. Во-вторых, по сравнению с компонентами нижней детекторной матрицы 1202 неорганических фотодетекторов, фотодетекторы верхней детекторной матрицы 1204 неорганических фотодетекторов печатают с немного меньшим размером, с немного меньшими разделительными промежутками и немного уменьшенными промежутками между опорными отверстиями. Данное построение позволяет устанавливать верхнюю детекторную матрицу 1204 на нижнюю детекторную матрицу 1202 в опоре 118, с сохранением фокусировки на рентгеновском источнике 110, при соответствующем, немного меньшем радиусе. Данное решение позволяет также устанавливать верхнюю детекторную матрицу 1204 внутри системы 114 измерения данных с использованием тех же опорных штифтов 504, которые служат для нижней детекторной матрицы 1202, что повышает точность установки в заданное положение. С каждой детекторной матрицей 1202 и 1204 можно применять отдельные верхние слои 506.

КТ-сканеры четвертого поколения

Технологию, описанную в настоящей заявке, можно также применить в связи с КТ-сканерами четвертого поколения, например устройством 1300, показанным на фиг. 13 и 14. В устройствах формирования изображения КТ четвертого поколения, система измерения данных содержит полное кольцо рентгеновских детекторов, окружающих область интереса, подлежащую формированию изображения. Смещенный поворотный рентгеновский источник испускает рентгеновское излучение, которое принимается детекторами, которые остаются неподвижными.

Таким образом, как показано на фиг. 13 и 14, устройство 1300 формирования изображения КТ четвертого поколения содержит неподвижный гентри 1302 с апертурой 1304 для вмещения стола 1306, который линейно перемещается вдоль z-оси внутрь и из апертуры 1304. Пациента или другой объект, подлежащий формированию изображения устройством 1300 формирования изображения КТ четвертого поколения, помещают на верхней поверхности стола 1306. Смещенный рентгеновский источник 1308 поворачивается вокруг области интереса, по кольцевой траектории 1310. По меньшей мере, первое кольцо, расположенное внутри гентри 1302, содержит вышеописанную детекторную матрицу 1312 неорганических фотодетекторов. В частности, элементы 204, 704 и 1104 подложки соответствующих вышеописанных вариантов осуществления могут иметь длину L, равную внутренней длине окружности кольцеобразной опоры (не показанной) внутри гентри 1302. При этом матрицу 200, 700 или 1100 можно устанавливать на внутренней окружности кольцевой опоры, с использованием клея и/или конструкций с опорными отверстиями-штифтами. Другими словами, в устройстве 1300 формирования изображения КТ четвертого поколения применена неподвижная кольцевая опора вместо вышеописанной поворотной опоры 118 матриц 200, 700 и 1100. Кольцевая опора может иметь форму полного кольца или только сегментов полного кольца.

Хотя на фиг. 13 и 14 не показано, устройство 1300 формирования изображения КТ четвертого поколения содержит систему обработки и отображения, аналогичную системе 120, уже описанной в связи с устройством 100 формирования изображения КТ третьего поколения.

В устройстве 1300 формирования изображения КТ четвертого поколения также можно дополнительно обеспечить возможность спектральной КТ посредством установки дополнительно второй кольцеобразной детекторной матрицы 1314 неорганических фотодетекторов внутри первой кольцеобразной детекторной матрицы 1312 неорганических фотодетекторов. Таким образом, в данном варианте осуществления спектральной КТ, первая детекторная матрица 1312 неорганических фотодетекторов содержит относительно более плотный полупроводник, например соединение AuInGaSe2 или AuInThSe2, а вторая детекторная матрица 1314 неорганических фотодетекторов содержит относительно менее плотный полупроводник, например соединение CIGS. По сравнению с компонентами первой детекторной матрицы 1312 неорганических фотодетекторов, фотодететоры второй детекторной матрицы 1314 неорганических фотодетекторов также имеют немного меньший размер, с немного меньшим разнесением и немного уменьшенными промежутками между опорными отверстиями. Данное построение позволяет устанавливать вторую детекторную матрицу 1314 неорганических фотодетекторов внутри окружности первой детекторной матрицы 1312 неорганических фотодетекторов на кольцеобразной опоре 118. Данное построение позволяет также устанавливать вторую детекторную матрицу 1314 неорганических фотодетекторов с использованием тех же опорных штифтов, которые используют для первой детекторной матрицы 1312 неорганических фотодетекторов, для повышения точности позиционирования. Дополнительно можно использовать большее число матричных слоев.

Детекторные матрицы неорганических фотодетекторов, описанные в настоящей заявке, являются особенно подходящими для устройства 1300 формирования изображения КТ четвертого поколения. Детекторная матрица неорганических фотодетекторов обходится намного дешевле при изготовлении и установке, чем керамические сцинтилляторы и кремниевые фотодиоды, применяемые в современных устройствах формирования изображения КТ. Существенно снижаются также затраты на межсоединения электроники. Таким образом, возможна значительная экономия затрат при изготовлении достаточного числа детекторов для полного охвата области интереса. Кроме того, в КТ четвертого поколения значительно снижены требования к однородности и стабильности во времени системы измерения данных, так как такие показатели, как чувствительность, темные шумы и линейность каждого детектора можно калибровать непосредственно перед каждой экспозицией для формирования изображения. Наконец, в устройстве 1300 формирования изображения КТ четвертого поколения требуется поворачивать всего один рентгеновский источник 1308, и поэтому возможно снижение затрат на механическое исполнение гентри, так как снижается требование к механической точности.

Геометрии пикселей фотодетекторов переменного размера

Все диксели 215 примерной детекторной матрицы 200 неорганических фотодетекторов, диксели 715 примерной детекторной матрицы 700 неорганических фотодетекторов и диксели 1100 примерной детекторной матрицы 700 неорганических фотодетекторов представлены на фигурах и в описании имеющими одинаковую прямоугольную форму. Однако, по меньшей мере, в одном альтернативном варианте осуществления, размер дикселей может изменяться, для получения некоторых преимуществ, в пределах всей матрицы 200, 700 или 1100, например, как показано на фиг. 15.

На фиг. 15 изображена матрица 1500 неорганических фотодетекторов, имеющая первую среднюю линию 1501, которая является поперечной z-оси, и вторую среднюю линию 1505, которая параллельна z-оси. Матрица 1500 фотодетекторов содержит несколько дикселей 1515 фотодетекторов различных размеров, расположенных на опоре 1504. Диксели 1515 расположены рядами и столбцами. На фиг. 15 показано только шесть рядов 1508a - 1508f и пять столбцов 1510a-1510e, которые находятся ближе всего к центру матрицы, в которой средние линии 1501 и 1505 пересекаются. Как можно видеть, по мере того как диксели 1515 приближаются к одной из средних линий 1501 или 1505 матрицы 1500, размер дикселей уменьшается. Такая геометрия представляет экономичный способ повышения пространственного разрешения детекторной матрицы 1500 вблизи ее центра, при этом объекты обычно отображаются так, как показано, например, на фиг. 5, относительно матрицы 200.

Специалистам в данной области техники рентгеновских детекторов будет понятно, что эффективность дозы облучения пациента можно существенно повысить посредством концентрации дозы в центральных лучах рентгеновского пучка и использования в данной области детекторов с максимальной разрешающей способностью. Таким образом, вариант осуществления, показанный на фиг. 15, может также приводить к снижению требуемого рентгеновского облучения, если геометрию дикселя 1515 согласуют с конкретными характеристиками рентгеновского источника. В частности, рентгеновский фильтр типа «бабочка» (не показанный на фиг. 15) можно сделать намного тоньше на краях детекторов 1515, которые на краях матрицы 1500 имеют большие размеры.

Композитные сцинтилляторы

Вышеописанные варианты осуществления содержат встроенные матрицы неорганических детекторов для прямого преобразования падающего рентгеновского излучения в электронный сигнал. Однако упомянутые матрицы неорганических детекторов можно также использовать для непрямого фотоэлектрического преобразования, например, в качестве фотодиода в сочетании с промежуточным сцинтиллятором для формирования фотодетектора. В качестве одного из альтернативных решений упомянутого непрямого преобразования, возможно применение композитных сцинтилляторов, описанных, например, в заявке на патент США № 61/087195 (поданной 8 августа 2008 г.) и заявке на патент PCT № PCT/IB 2008/055276 (поданной 12 декабря 2008 г. и притязающей на приоритет по заявке на патент США № 61/087195 поданной 21 декабря 2007 г.). Упомянутые заявки включены в настоящую заявку путем ссылки, в части их описания композитных сцинтилляторов.

Данные композитные сцинтилляторы могут обеспечивать экономию затрат и повышение характеристик термического напряжения. В частности, разработка конкурентоспособной технологии печати для изготовления неорганических проводников, имеющих необходимую чистоту, качество, скорость, линейность и однородность для прямого преобразования, является трудной задачей. Поэтому, в качестве одного альтернативного решения, на фотодиодные матрицы (либо органические, либо неорганические) большой площади можно наносить слой композитного сцинтиллятора для повышения эффективности детектирования рентгеновского излучения.

Таким образом, на фиг. 16 изображена блок-схема последовательных операций технологического процесса 1600 изготовления и сборки системы измерения данных, включающей в себя матрицу неорганических или органических фотодиодов с композитными сцинтилляторами. Порядок этапов технологического процесса 1600, показанного на фиг. 16, можно изменять соответственно потребностям конкретного применения, и некоторые этапы можно добавлять или исключать из примерного технологического процесса 1600, представленного и описанного в настоящей заявке.

Фотодиоды наносят на этапе 1602 на переднюю поверхность подложки, как поясняется выше. Упомянутое нанесение можно обеспечить, например, с помощью технологического процесса печати, в ходе которого материал, образующий фотодиоды, например соединение CIGS, AuInGaSe2 или AuInThSe2, печатают на подложке. В зависимости от размера и применения фотодиодной матрицы, подходящие технологические процессы печати могут содержать ротационную печать либо вакуумным осаждением, либо, предпочтительно, под атмосферным давлением, трафаретную печать, печать методом центрифугирования и краскоструйную печать. Фотодиодный материал можно также наносить из раствора и подвергать фототравлению для формирования рисунков. Опорные отверстия в подложке формируют на этапе 1604, а также в подложке формируют отверстия для проводников на этапе 1606. На этапе 1608, на дистальную поверхность подложки наносят электрические проводники, по одному проводнику, проходящему от каждого фотодиода к боковой стороне матрицы. Проводники, подобно самим фотодиодам, можно дополнительно наносить с помощью технологического процесса печати на подложке. Один электрод каждого фотодиода соединяют с общим заземлением, например, через прозрачный проводящий слой, расположенный с проксимальной стороны над фотодиодами.

Затем, тонкослойный блок композитного сцинтиллятора отливают на этапе 1610 поверх передней поверхности подложки, например, посредством диспергирования сцинтилляционного порошка в подходящей смоле или пластике, и отверждают на этапе 1612. Применимы разнообразные сцинтилляционные материалы, включающие в себя GOS (оксисульфид гадолиния), гранаты (например, GGAG), порошки ZnSe, ZnS и ZnO. Упомянутые сцинтилляционные материалы можно недорого подготавливать мокрыми химическими способами, без потребности в кристаллизации или спекании. Можно применять галогениды редкоземельных элементов, например Lul3, YI3 или Srl2, которые, обычно, обеспечивают более высокие световые выходы, если принимать специальные меры для минимизации присутствия или образования влаги.

Если композитный сцинтиллятор является тонким, то потери света на рассеяние или собственное поглощение в сцинтилляционном слое будут незначительными, и геометрическая оптическая эффективность будет очень высокой. Следовательно, в предпочтительном варианте, толщина композитного сцинтилляционного покрытия составляет, приблизительно, от 100 до 250 мкм. В альтернативном варианте или дополнительно, порошковая компонента композитного сцинтиллятора может быть представлена наночастицами или иметь относительно низкую концентрацию. Тем самым обеспечиваются условия, чтобы собственное поглощение в слое композитного сцинтилляционного покрытия было допустимым, и чтобы световой выход не слишком сильно снижался из-за рассеяния, несмотря на значительное рассогласование (δη=0,2) коэффициентов преломления порошка и смолы в композитном материале. Сцинтилляторы с низким коэффициентом преломления, например LuPO4 или BaF2, точнее согласующимся с коэффициентом преломления смолы, могут допускать более толстые слои.

Композитное сцинтилляторное покрытие можно наносить на фотодиодную матрицу любым из ряда способов. В соответствии с первым способом, сплошную пленку композитного сцинтилляторного материала наносят вместе с оптическим поглотителем или красителем, который поглощает свет на испускаемой длине волны, чтобы ослаблять поперечные перекрестные помехи в композитном сцинтилляторе.

В соответствии со вторым способом, композитное сцинтилляторное покрытие можно разметить, например, механически или лазером, для формирования дикселей, каждый из которых наложен на соответствующий фотодиодный элемент матрицы и отделен воздушными зазорами или краской для ослабления перекрестных помех. Таким образом, в сцинтилляторном блоке вырезают, на этапе 1614, серию параллельных пазов, соответствующих границам между соседними фотодиодами, расположенными под сцинтилляторным блоком. При этом в сцинтилляционном блоке формируются удлиненные секции. Внутри пазов, между секциями и на боковые грани сцинтилляторного блока наносят и отверждают белый отражатель на этапе 1616. На этапе 1618 выполняют другую серию вырезов в сцинтилляторном блоке, для формирования пазов, перпендикулярных вырезам, сделанным на предыдущем этапе 1614, чтобы комбинированная структура пазов формировала диксели в сочетании с фотодиодами, расположенными под сцинтилляционным блоком. Внутри новых пазов и на боковые грани сцинтилляторного блока наносят и отверждают белый отражатель, на этапе 1620. При необходимости, некоторые из пазов можно расширить на этапе 1622, для формирования модулей, чтобы матрицу можно было легко изогнуть для получения изогнутой конфигурации.

В соответствии с третьим способом нанесения сцинтилляторного покрытия на фотодиодную матрицу для формирования фотодетекторов, отдельные композитные сцинтилляторные элементы печатают непосредственно на каждом фотодиоде с использованием подходящих технологических процессов печати, с добавлением черной поглощающей краски в промежутках между композитными сцинтилляторными элементами, для предотвращения перекрестных помех между ними.

В соответствии с четвертым способом нанесения сцинтилляторного покрытия на фотодиодную матрицу для формирования фотодетекторов, применяют коммерчески доступный экран, усиливающий яркость рентгеновского изображения. Данный экран накладывают на переднюю поверхность фотодиодных матриц, с использованием оптического клея. На этапе 1614, в усиливающем яркость экране вырезают серию параллельных пазов, соответствующих границам между соседними фотодиодами, расположенными под экраном, для формирования удлиненных секций, как на отлитом композитном сцинтилляционном блоке.

На этапе 1624, отверстия для проводников в подложке заполняют проводящим клеем, чтобы электрически соединить неорганические фотодиоды на передней поверхности подложки с проводниками на дистальной поверхности подложки. На этапе 1626, с каждой боковой стороны матрицы выполняют монтаж соответствующих «активных» электронных компонентов, например усилителей, аналого-цифровых преобразователей, мультиплексоров, специализированных интегральных схем (ASIC) и т.п., вместе с выходными соединителями. На этапе 1626, матрицу можно также дополнительно оборудовать противорассеивающей сеткой. Затем систему измерения данных изгибают по дуге и устанавливают внутри опоры посредством установки опорных отверстий подложки на опорные штифты в опоре, для надлежащей фокусировки на рентгеновский источник. При использовании соответствующей геометрии, описанный технологический процесс применим для систем измерения данных третьего или четвертого поколений.

Вышеописанные комбинированные матрицы композитных сцинтилляторов/неорганических фотодиодов могут обеспечить надлежащую мощность остановки рентгеновского излучения любым из нескольких способов. В первом варианте осуществления, несколько слоев композитных сцинтилляторов/неорганических фотодиодов можно наслоить для формирования толстой детекторной слоистой структуры, например, показанной на фиг. 17. На данной фигуре изображена трехслойная слоистая структура 1700 матриц композитных сцинтилляторов/неорганических фотодиодов, скрепленных и совмещенных опорными штифтами 504. В данной многослойной слоистой структуре можно применить коммерчески доступные экраны, усиливающие яркость рентгеновского изображения, для формирования композитного сцинтиллятора в слоистых структурах. Аналогичным образом, многослойные слоистые структуры из слоев комбинированной матрицы композитных сцинтилляторов/неорганических фотодиодов можно встраивать в устройство формирования изображения КТ четвертого поколения, при этом каждый слой имеет форму полного кольца. Данные многослойные слоистые структуры можно также, в подходящих случаях, использовать в устройстве спектральной КТ, при раздельном считывании фотодиодных матриц в режиме интегрирования.

Во втором варианте осуществления, детекторную матрицу 1800 изготавливают объединением нескольких секторных элементов 1801 в конфигурацию с пакетированным взаимным расположением, при этом каждый элемент 1801 соответствует одной секции формирования изображения матрицы 1800. Как показано на фиг. 18, каждый матричный элемент 1801 секции содержит несколько органических или неорганических фотодиодов 1802 и соответствующих композитных сцинтилляторов 1803, нанесенных на первую сторону 1805 подложки 1804, предпочтительно, группами 1806, для формирования фотодетекторов. Для облегчения иллюстрации, на фиг. 18 показаны отдельные фотодиоды 1802 и сцинтилляторы 1803 только одной группы 1806. Фотодиоды 1802 и композитные сцинтилляторы 1803, изображенные на данной фигуре, имеют секторную форму, хотя возможно применение любой формы. Размер в сечении в верхней части композитных сцинтилляторов 1803, обращенной к падающему излучению R, составляет в предпочтительном варианте, приблизительно, от 0,5 до 5 мм. Композитные сцинтилляторы имеют предпочтительный размер по высоте, приблизительно, от 0,5 до 6 мм, чтобы поглощать все излучение R. Таким образом, матрицу 1800 располагают внутри устройства 100 формирования изображения КТ таким образом, чтобы z-ось была ориентирована, как показано на фиг. 19. Толщина t каждой секции 1801 фотодиодов вдоль z-оси составляет, в предпочтительном варианте, приблизительно, не более 100 мкм, и поэтому в сцинтилляторах 1803 поглощается небольшая часть испускаемого оптического излучения R, и геометрическая квантовая эффективность (DQDE) является высокой. В предпочтительном варианте, основание имеет немного большую толщину, чем вершина. В реальном элементе 1801 секции, длину дуги подложки 1804 могут охватывать, например, приблизительно, сорок две группы 1806 с, приблизительно, шестнадцатью фотодетекторами 1802 в каждой группе (или в сумме шестьсот семидесятью двумя фотодетекторами 1802), хотя на приведенной фигуре показано только тринадцать групп 1806.

Каждый фотодиод 1802 может состоять из неорганического материала, как уже изложено выше в связи с другими вариантами осуществления, описанными в настоящей заявке, или из органического материала. Фотодиоды 1802 можно наносить на подложку 1804, например, по технологии печати. Подходящие технологические процессы печати фотодиодов 1802 на подложке 1804 с низкой разрешающей способностью содержат ротационную печать, например, вакуумным осаждением или, предпочтительно, под атмосферным давлением, трафаретную печать и печать методом центрифугирования. Для более высокого пространственного разрешения можно также применить технологический процесс краскоструйной печати для нанесения фотодетекторов 1802 на подложке 1804. Материал можно также наносить из раствора и подвергать фототравлению для формирования рисунков.

Подложка 1804 системы 1800 является, предпочтительно, прочным, тонким и жестким пластиковым листом. Подложка 1804 может быть, например, полиэтилентерефталатным (PET) листом, полиимидным листом, полиарилэфирэфиркетоновым (PEEK) листом или нейлоновым листом. Толщина листа может составлять, например, приблизительно, от 9 до 30 мкм. Для обеспечения дополнительных прочности и жесткости можно добавить дополнительную тонкую металлическую подложку (не показанную). Подложка 1804, аналогичным образом, содержит опорные отверстия 1811, подобно подложкам в других вариантах осуществления.

Электрические проводники (не показанные на данных фигурах) проходят от каждого фотодиода 1802 к «активным» электронным компонентам 1814, установленным на подложке 1804. Упомянутые компоненты могут содержать, например, усилители, аналого-цифровые преобразователи, мультиплексоры, специализированные интегральные схемы (ASIC) и т.п., вместе с выходными соединителями. Проводники могут быть сформированы с использованием традиционной технологии краскоструйной печати или ротационной печати. Проводники могут находиться на первой поверхности 1805, которая содержит также фотодетекторы 1802. В альтернативном варианте, проводники можно расположить на противоположной поверхности подложки 1804, например, посредством создания сквозных отверстий в подложке 1804, с использованием сфокусированного пучка непрерывного или импульсного лазера, например 10,6-мкм лазера на двуокиси углерода (CO2) или 1,06-мкм Nd-YAG лазера. Или можно использовать несколько слоев материала подложки 1804 подобно тому, как в варианте осуществления, показанном на фиг. 11, чтобы обеспечить достаточно места для монтажа всех проводников. Один электрод каждого фотодетектора 1802 подсоединен к общему заземлению, например, через прозрачный проводящий слой, расположенный над фотодетекторами 1802.

В качестве альтернативной компоновки, не показанной на фигурах, каждый фотодетектор может быть сформирован несколькими пакетированными слоями материалов комбинированных композитного сцинтиллятора и фотодиода. В данных вариантах осуществления, сначала, каждый слой многослойного фотодетектора формируют отдельно посредством нанесения неорганического материала, который, в предпочтительном варианте, имеет толщину, по меньшей мере, приблизительно, 100 мкм, на подложку, и, затем, его отверждением для формирования полупроводникового слоя. Затем добавляют композитные сцинтилляторы для создания фотодетекторов непрямого преобразования. Композитный сцинтиллятор имеет толщину, приблизительно, 100 мкм, и фотодиод имеет толщину, приблизительно, 10 мкм, с полученной суммарной толщиной одного слоя, приблизительно, 110 мкм. Приблизительно, 10 слоев пакетируют вместе в слоистую структуру, которая имеет толщину, приблизительно, 1 мм. Слои параллельно подключены к одному набору электроники.

После того, как изготовлено несколько элементов 1801 секции, соответствующую матрицу 1800 можно собрать пакетированием элементов 1801 секции. Данное пакетирование показано на фиг. 19, с использованием четырех элементов 1801, которые соответствуют четырехсекционному устройству 100 формирования изображения. Теоретически, секции 1801 являются слегка сужающимися, более толстыми в основании, чем на верхнем конце, для их «фокусировки» на рентгеновский источник 110. Опорные штифты могут проходить сквозь совмещающие опорные отверстия 1811 (фиг. 18) в каждом элементе 1801 секции, чтобы надлежащим образом устанавливать каждый элемент 1801 внутри матрицы 1800.

На фиг. 20 изображен элемент 2001 секции, пригодный для устройства формирования изображения спектральной КТ. Соответственно, элемент 2001 соответствует одной формирующей изображение секции и, при пакетировании с другими аналогичными элементами 2001 таким образом, как описано в связи с вариантом осуществления, представленным на фиг. 18 и 19, формирует систему 2000 (не показанную) для формирования изображения. Элемент 2001 секции содержит несколько фотодетекторов 2002 и соответствующих композитных сцинтилляторов 2003, нанесенных на первую сторону 2005 подложки 2004, возможно, группами 2006. Для облегчения пояснения, на фиг. 20 показаны отдельные фотодетекторы 2002 и композитные сцинтилляторы 2003 только одной группы 2006. Фотодетекторы 2002 и композитные сцинтилляторы 2003, изображенные на данной фигуре, имеют секторную форму, хотя возможно применение любой формы. В предпочтительном варианте, размер в сечении сцинтилляторов 2003 со стороны падающего излучения R составляет, приблизительно, от 0,5 до 5 мм на от 0,5 до 5 мм и, в наиболее предпочтительном варианте, приблизительно 1 мм на 1 мм. На фиг. 20, размер фотодетекторов 2002 намного завышен для пояснения, относительно размера других компонентов в элементе 2001 секции. Например, в реальном элементе 2001 секции, длину дуги подложки 2004 будут охватывать, приблизительно, сорок две группы 2006, вместо тринадцати групп 2006, изображенных на данной фигуре.

Каждая из групп 2006 в первой (удаленной) матрице 2012 фотодетекторов 2012 содержит высокоэнергетические композитные сцинтилляторы 2003, а вторая (ближе расположенная) матрица 2014 содержит низкоэнергетические композитные сцинтилляторы 2003. В сравнении с компонентами первой матрицы 2012, сцинтилляторы и фотодетекторы второй матрицы 2014 также имеют немного меньшие размеры при немного меньших промежутках между ними. Данная конфигурация позволяет устанавливать вторую матрицу 2014 над первой матрицей 2012 и, при этом все-таки обеспечивать надлежащую фокусировку на источник падающего излучения R.

В дополнительных вариантах осуществления, по меньшей мере, один комбинированный слой композитных сцинтилляторов/неорганических фотодиодов может быть наклонен под углом к рентгеновскому пучку 112, чтобы увеличить эффективную толщину данного слоя и, тем самым, уменьшить число слоев слоистой структуры, необходимое для поглощения рентгеновского излучения. Характерная матрица 2100 представлена на фиг. 21-23. Как показано на фиг. 21, подложка 2101 содержит фотодиоды 2102, напечатанные на подложке, как пояснялось выше. Затем, слой композитного сцинтиллятора или экран 2150, усиливающий яркость рентгеновского изображения, размещают сверху фотодетекторов 2102. Композитный сцинтиллятор или экран 2150, усиливающий яркость рентгеновского изображения, может быть оптически связан с фотодиодами 2102, например, за счет применения оптического клея. Затем, композитный сцинтиллятор или экран 2150 размечают для формирования зазоров 2170, как показано на фиг. 22. После этого матрицу веерообразно сгибают у зазоров 2170 в форме гармошки, например, показанной на фиг. 23, и встраивают в систему измерения данных. (Масштаб, показанный на фиг. 21 и 22, значительно увеличен по сравнению с масштабом на фиг. 23).

Изобретение было описано на примере предпочтительных вариантов осуществления.

Безусловно, специалистами, после прочтения и изучения подробного описания, приведенного выше, будут разработаны модификации и изменения. Настоящее изобретение следует интерпретировать как содержащее все упомянутые модификации и изменения в той мере, насколько они находятся в пределах объема притязаний прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов. Изобретение может включать в себя формы различных компонентов и схем расположения компонентов и различных этапов и схем расположения этапов. Чертежи служат лишь для иллюстрации предпочтительных вариантов осуществления и не подлежат толкованию в смысле ограничения изобретения.

1. Система формирования изображения, содержащая:
источник излучения, который поворачивается вокруг центральной z-оси системы формирования изображения для выполнения формирующих изображения сканирований; и
матрицу неорганических фотодетекторов, включающую в себя несколько дискретных неорганических фотодетекторов,
расположенных на изогнутой подложке таким образом, что каждый ряд неорганических фотодетекторов ориентирован вдоль кривой изгиба изогнутой подложки и каждый столбец неорганических фотодетекторов ориентирован параллельно центральной z-оси системы формирования изображения,
причем изогнутая подложка содержит гибкий лист и токопроводящие пути, оперативно соединяющие каждый из неорганических фотодетекторов, по меньшей мере, с одним активным электронным компонентом, расположенным на изогнутой подложке, причем токопроводящие пути расположены на дистальной поверхности изогнутой подложки, которая, по существу, противоположна поверхности подложки, на которой расположены неорганические фотодетекторы, при этом система дополнительно содержит отверстия в подложке, заполненные проводящим материалом для электрического соединения токопроводящих путей с неорганическими фотодетекторами.

2. Система формирования изображения по п.1, в которой неорганические фотодетекторы содержат, по меньшей мере, одно из соединений CIGS (медь-индий-галлий-диселенид), AuInGaSe2 и AuInThSe2.

3. Система формирования изображения по п.1 или 2, дополнительно содержащая, по меньшей мере, один сцинтиллятор, расположенный между источником излучения и неорганическими фотодетекторами.

4. Система формирования изображения по п.1 или 2, в которой неорганические фотодетекторы размещены на изогнутой подложке с помощью технологического процесса печати.

5. Система формирования изображения по п.1, в которой изогнутая подложка содержит, по меньшей мере, два слоя, включая верхний слой и, по меньшей мере, один нижерасположенный слой, при этом неорганические фотодетекторы расположены на верхнем слое и каждый нижерасположенный слой содержит верхнюю поверхность, которая является ближней к верхнему слою и на которой расположен, по меньшей мере, один из токопроводящих путей.

6. Система формирования изображения по п.1, в которой гибкий лист содержит PET (полиэтилентерефталатный) лист, полиимидный лист, РЕЕК (полиарилэфирэфиркетоновый) лист или нейлоновый лист.

7. Система формирования изображения по п.1, в которой каждый ряд неорганических фотодетекторов соответствует одной формирующей изображение секции во время формирующих изображения сканирований, выполняемых системой формирования изображения.

8. Система формирования изображения по п.3, в которой сцинтилляторы выполнены из композитного сцинтилляторного материала.

9. Гибкая матричная сборка неорганических фотодетекторов для
использования в системе формирования изображения, при этом матрица содержит изогнутую подложку, несколько дискретных неорганических фотодетекторов, расположенных на подложке, по меньшей мере, один активный электронный компонент, расположенный на подложке, и токопроводящие пути, обеспечивающие рабочие соединения каждого из неорганических фотодетекторов с, по меньшей мере, одним из активных электронных компонентов,
причем изогнутая подложка содержит гибкий лист, и токопроводящие пути расположены на дистальной поверхности изогнутой подложки, которая, по существу, противоположна поверхности подложки, на которой расположены неорганические фотодетекторы, при этом система дополнительно содержит отверстия в подложке, заполненные проводящим материалом для электрического соединения токопроводящих путей с неорганическими фотодетекторами.

10. Гибкая матричная сборка по п.9, в которой неорганические фотодетекторы расположены рядами и столбцами на гибкой подложке, при этом каждый ряд неорганических фотодетекторов соответствует одной формирующей изображение секции во время формирующих изображения сканирований, выполняемых системой формирования изображения, и столбцы ориентированы параллельно центральной z-оси системы формирования изображения.

11. Гибкая матричная сборка по п.9 или 10, в которой сборка смонтирована на опоре внутри системы формирования изображения для формирования системы измерения данных формирования изображения.

12. Гибкая матричная сборка по п.9 или 10, в которой неорганические фотодетекторы размещены на подложке с помощью технологического процесса печати.

13. Гибкая матричная сборка по п.9, в которой подложка содержит, по меньшей мере, два слоя, включая верхний слой и, по меньшей мере, один нижерасположенный слой, при этом неорганические фотодетекторы расположены на верхнем слое, и каждый нижерасположенный слой содержит верхнюю поверхность, которая является ближней к верхнему слою и на которой расположен, по меньшей мере, один из токопроводящих путей.

14. Гибкая матричная сборка по п.9, дополнительно содержащая, по меньшей мере, одно опорное отверстие, расположенное в гибкой подложке.



 

Похожие патенты:

Изобретение относится к устройствам для регистрации гамма-излучения, предназначено для определения положения бурового инструмента относительно кровли и подошвы разбуриваемого пласта и может быть использовано в скважинных приборах телеметрических систем.

Изобретение относится к сбору данных и находит конкретное применение в компьютерной томографии (СТ). Сущность изобретения заключается в том, что детектор формирования изображения содержит матрицу (202) сцинтилляторов; матрицу (204) фотодатчиков, оптически сопряженную с матрицей (202) сцинтилляторов; преобразователь (314) тока в частоту (I/F), содержащий интегратор (302) и компаратор (310), который преобразует, во время текущего периода интегрирования, заряд, выведенный матрицей (204) фотодатчиков, в цифровой сигнал, имеющий частоту, указывающую на заряд; логику (312), которая устанавливает усиление интегратора (302) для следующего периода интегрирования на основе цифрового сигнала для текущего периода интегрирования, и переключатель (308) сброса, который сбрасывает интегратор (302) на основе усиления, установленного логикой (312), причем переключатель (308) сброса содержит, по меньшей мере, первый конденсатор (402) сброса с первой емкостью и второй конденсатор (406) сброса с второй отличающейся емкостью.

Изобретение относится к технологиям визуализации и, в частности, к системе измерения данных, пригодной для средств КТ (компьютерной томографической) и другой визуализации.

Изобретение относится к сбору информации, а также находит конкретное применение в компьютерной томографии (СТ). Сущность изобретения заключается в том, что детектор формирования изображения содержит матрицу (204) фотодетекторов, имеющую светочувствительную сторону и противоположную считывающую сторону; матрицу (202) сцинтилляторов, оптически соединенную со светочувствительной стороной матрицы (204) фотодетекторов; и обрабатывающие электронные схемы (208), электрически соединенные со считывающей стороной матрицы (204) фотодетекторов, причем матрица (204) фотодетекторов, матрица (202) сцинтилляторов и обрабатывающие электронные схемы (208) находятся в термическом контакте, а значение термического коэффициента обрабатывающих электронных схем (208) приблизительно равно отрицательному значению суммы термического коэффициента матрицы (204) фотодетекторов и термического коэффициента матрицы (202) сцинтилляторов.

Изобретение относится к способам нанесения люминесцентных покрытий на экраны, с помощью которых регистрируется и/или преобразуется изображение, в частности к способам формирования структурированного сцинтиллятора на поверхности фотоприемника, предназначенного для регистрации рентгеновского или гамма-излучения.

Изобретение относится к устройствам для регистрации ядерных излучений, в частности к криогенным детекторам на основе жидкого аргона, и может быть использовано при решении ряда фундаментальных физических задач, а также при регистрации ядерных излучений в системах ядерной энергетики, безопасности, медицины, неразрушающего контроля.

Группа изобретений относится к области регистрации ионизирующих излучений с помощью сцинтилляционных детекторов, а именно к регистрации формы импульсов рентгеновского и электронного излучений, в частности к области волоконно-оптической дозиметрии.

Изобретение относится к области диагностической визуализации. Сущность изобретения заключается в том, что модуль детектора излучения для использования в визуализации содержит множество детекторных пикселов, причем каждый детекторный пиксел включает в себя сцинтиллятор (35), оптически связанный с по меньшей мере одним сенсорным фотодиодом (34), работающим в режиме счетчика Гейгера; по меньшей мере один экранированный от света опорный фотодиод (36), который работает в режиме счетчика Гейгера при таких же условиях, что и по меньшей мере один сенсорный фотодиод (34); схему управления (42), которая измеряет напряжение (84) пробоя на опорном фотодиоде (36) импульсов (68) темнового тока, сгенерированных посредством опорного фотодиода (36) при пробое опорного фотодиода (36); регулирует напряжение (80) смещения на по меньшей мере одном опорном фотодиоде (36) и по меньшей мере одном сенсорном фотодиоде (34) для приведения импульсов (68) темнового тока, сгенерированных по меньшей мере одним опорным фотодиодом (36), по существу в равенство с предварительно выбранным характерным логическим уровнем (70) напряжения.

Изобретение относится в целом к детекторам излучения. В частности, изобретение относится к гибкому несущему механизму для элементов детектора излучения и к способу обслуживания детектора излучения.

Изобретение относится к области детектирования частиц ионизирующего излучения, в частности к сцинтилляционным детекторам на основе пластмассовых или кристаллических сцинтилляторов, в которых для вывода излучения применяются спектросмещающие волокна.

Изобретение относится к области измерения ядерных излучений, а именно к подсчету количества гамма квантов от различных источников излучения в диапазоне энергий от сотен кэВ до единиц МэВ с загрузкой до 109 имп./мин и может быть использовано для точной регистрации интенсивных потоков гамма излучения. Сцинтилляционный счетчик ионизирующего излучения содержит сцинтиллятор на основе ортогерманата висмута Bi4Ge3O12 (BGO), который через оптический герметик связан с кремниевым фотоэлектронным умножителем, который связан с источником питания, подключенным к усилителю дискриминатору, который соединен с микроконтроллером и делителем частоты, который подключен к микроконтроллеру, который подключен к персональному компьютеру. Технический результат - создание миниатюрного устройства, способное подсчитывать гамма кванты высокой интенсивности. 2 ил.

Изобретение относится к области регистрации широких атмосферных ливней (ШАЛ) на поверхности Земли и может быть использовано для исследования первичных космических лучей. Сущность изобретения заключается в том, что устройство для определения направления прихода широких атмосферных ливней (ШАЛ) содержит множество пространственно разнесенных детекторов космических лучей, при этом детекторы входят в состав кластеров (1), выходы кластеров соединены через общую шину со входами блока сбора данных с кластеров (2), выход блока сбора данных с кластеров соединен с входом блока определения вектора направления ШАЛ (4), который оснащен блоком хранения локальных векторов (3), соединенным с ним общей шиной, выходы блока определения вектора направления ШАЛ (4) соединены с входами блока памяти (5) и блока визуализации данных (6), соединенными общей шиной; кластер включает в себя не менее трех детекторов (7), выходы которых соединены с входами блока временного анализа (8), выходы блока временного анализа (8) соединены с входами блока отбора событий (9), выходы блока отбора событий (9) соединены с входами блока определения локального направления (10), выходы блока определения локального направления (10) соединены с входами блока хранения и передачи данных (11). Технический результат - применение устройства для определения направления прихода широких атмосферных ливней вне зависимости от рельефа и иных особенностей местности. 6 з.п. ф-лы, 3 ил.

Изобретение относится к области ядерного приборостроения и может быть использовано при создании аппаратуры радиационного контроля для определения спектрометрических, радиометрических и дозиметрических параметров загрязненной среды при одновременной регистрации альфа-, бета- и гамма-излучений. Сущность изобретения заключается в том, что спектрометр-радиометр для одновременного анализа характеристик смешанных полей альфа-, бета- и гамма-излучений на основе комбинированного детектора, состоящего из полупроводникового «пролетного» детектора для регистрации альфа-излучения (в роли которого выступает кремниевый детектор толщиной 200-300 мкм), органического сцинтиллятора (в роли которого выступает паратерфенил толщиной 7 мм), и кристаллического сцинтиллятора NaI(Tl). Для регистрации бета-излучения используются сигналы кремниевого детектора и паратерфенила, регистрация гамма-излучений осуществляется с помощью сцинтиллятора NaI(Tl). Полупроводниковый кремниевый детектор расположен со стороны входного окна комбинированного детектора, вплотную к паратерфенилу. Сцинтиллятор NaI(Tl) расположен за паратерфенилом и крепится вплотную к ФЭУ. Между сцинтилляторами NaI(Tl) и паратерфенил установлено кварцевое стекло. Сборка паратерфенил, NaI(Tl), кварцевое стекло и фотоэлектронный умножитель представляет собой фосвич-детектор из двух сцинтилляторов. Технический результат - повышение эффективности разделения бета- и гамма-излучений. 3 ил.

Изобретение относится к технологии получения сцинтилляционных монокристаллов и может быть использовано при изготовлении чувствительных элементов детекторов гамма- и рентгеновского излучения Сцинтилляционные монокристаллы La(1-m-n)HfnCemBr(3+n), где m - мольная доля замещения La церием (0,0005≤m≤0,3), n - мольная доля замещения La гафнием (0≤n≤0,015), получают из смеси бромидов металлов. Шихту загружают в кварцевую ампулу с затравкой, ампулу вакуумируют, запаивают, устанавливают в ростовую установку, нагревают до расплавления шихты, выдерживают до установления в расплаве равновесного состояния, выращивают монокристалл путем создания в ампуле градиентного температурного участка и охлаждают, при этом используют многозонную ростовую установку с электродинамическим перемещением температурного градиента в продольно-осевом направлении. Для расплавления шихты температуру нагревателя установки в зоне затравки t1 выбирают из интервала 685°C<t1<720°C, температуру следующего нагревателя t2 - из интервала 770°C≤t2≤790°C. После расплавления шихты ампулу выдерживают не менее 10 часов, выращивание монокристалла осуществляют перемещением температурного градиента вдоль продольной оси установки со скоростью 0,3 мм/ч≤vтг≤0,5 мм/ч, при этом пограничные значения температур так называемых холодной tхз и горячей tгз зон градиентного участка выбирают из интервалов 720°C<tхз≤740°C и 790°C≤tгз≤820°C, а охлаждение ампулы осуществляют со скоростью не более 15°C/ч. Технический результат: точность поддержания температурных полей, стабильность их перемещения на всех этапах выращивания кристалла, строгий контроль температурных и временных параметров ростового процесса, получение с высоким выходом монокристаллов с заданными оптическими характеристиками и размерами. 1 з.п. ф-лы, 2 табл., 9 пр.

Изобретение относится к системам формирования изображения на основе излученной энергии. Система детектирования для детектирования электромагнитного излучения содержит корпус двухэкранного детектора, имеющий три смежные боковые стенки, которые образуют область передней стороны, область второй стороны и область третьей стороны, стенки трех сторон соединены одна с другой под углом, так что заключают в себе объем, имеющий форму треугольной призмы, и каждая боковая стенка имеет внутреннюю поверхность; подложку, расположенную на каждой из упомянутых внутренних поверхностей первой и второй боковых стенок, причем каждая подложка дополнительно содержит активную область для приема и преобразования электромагнитного излучения в свет, образуя тем самым экраны детектора; и фотодетектор, расположенный в непосредственной близости к третьей боковой стороне, при этом упомянутый фотодетектор имеет чувствительную к свету активную область. Технический результат - повышение эффективности детектирования излучения. 4 н. и 22 з.п. ф-лы, 13 ил.

Изобретение относится к детекторам рентгеновского излучения. Сущность изобретения заключается в том, что детектор (1) рентгеновского излучения содержит: устройство (3) обнаружения света для обнаружения света (R), падающего на его поверхность (12) обнаружения; сцинтилляционный слой (5) для преобразования падающих рентгеновских лучей (Х) в свет; отражательный слой (9) для отражения света (В), формируемого в пределах сцинтилляционного слоя, по направлению к устройству обнаружения света; светоизлучающий слой (7), заключенный между сцинтилляционным слоем и отражательным слоем, причем расстояние (d) между сцинтилляционным слоем и отражательным слоем меньше 50 мкм, и при этом светоизлучающий слой содержит ОСИД (8). Технический результат - повышение пространственной однородности излучения и разрешения. 2 н. и 9 з.п. ф-лы, 6 ил.

Изобретение может быть использовано в детекторах ионизирующего излучения в виде электромагнитных волн низких энергий, гамма-, рентгеновского излучения, космических лучей и частиц. Твердый сцинтилляционный материал характеризуется следующей общей формулой: La(1-n-m)CemA3 241Amn, где А представляет собой анион одного или нескольких галогенов, выбранных из группы, состоящей из брома, хлора и йода; катионы La и Се образуют вместе с анионами галогена А твердую матрицу; 241Am3+ представляет собой катион изотопа америция-241 (III); m - означает мольную долю замещения лантана церием и принимает значения от больше 0 до 0,3; n - означает мольную долю замещения лантана америцием-241 (III) и принимает значения от 2·10-12 до 2·10-10. Материал является кристаллическим или монокристаллическим, изготовленным по методу Бриджмена-Стокбаргера, Киропулоса или Чохральского. Технический результат - повышение точности измерений в системах с использованием метода стабилизации по реперному источнику за счет по существу равномерного распределения 241Am внутри сцинтилляционного материала. 12 з.п. ф-лы, 7 ил.

Изобретение относится к детектирующему устройству для фотонов или ионизирующих частиц. Детектирующее устройство для фотонов или ионизирующих частиц содержит детектирующую систему с несколькими детектирующими блоками, каждый из которых включает сцинтиллятор, соединенный со считывающей поверхностью считывателя электрического заряда, при этом сцинтиллятор выполнен с возможностью генерации ячейковых зарядов на считывающей поверхности при улавливании фотонов или ионизирующих частиц; коллиматор, присоединенный к сцинтиллятору напротив считывателя электрического заряда, выполненный с возможностью пропускания фотонов или ионизирующих частиц, имеющих направление движения, совпадающее с продольной осью коллиматора, и остановки фотонов или ионизирующих частиц (Р'), имеющих направление движения, отличающееся от направления продольной оси коллиматора; и несколько детектирующих систем, равномерно отстоящих друг от друга вокруг центральной оси детектирующей сборки, при этом детектирующее устройство сформировано в виде стопки из нескольких детектирующих сборок, каждая из которых повернута на угол вокруг центральной оси детектирующей сборки относительно соседней детектирующей сборки или соседних детектирующих сборок. Технический результат - повышение эффективности улавливания и детектирования фотонов. 9 з.п. ф-лы, 5 ил.

Способ по изобретению заключается в создании прочных тонких, механических поддерживающих структур для электромагнитного калориметра. Такими структурами являются ячеистые структуры из пропитанной эпоксидным связующим ткани из углеродного волокна. Техническим результатом, достигаемым при использовании способа по изобретению, является возможность изготовления механической структуры из углеродного волокна с высокой прочностью и точностью по толщине тонких стенок 20 мкм и плоскостности. Технический результат обеспечивается тем, что в отсутствии внешнего давления и автоклавов, для формирования нужных поверхностей и толщины стенок используются внешние формообразующие пластины и бруски сложной формы из высоколегированной стали, собранные в единую конструкцию высокопрочными винтами. Требуемые толщины и точность ячеистой структуры достигаются созданием при изготовлении формообразующих пластин и брусков гарантированных зазоров, задающих толщины стенки готового изделия с точностью 20 мкм, и качеством обработанной поверхности. Для осуществления способа по изобретению используется устройство, которое включает в себя детали формирования высокоточной внутренней и внешней геометрии тонкостенных сотовых структур, а также комплект дополнительных деталей, необходимых для сборки и перемещения устройства, и датчики системы контроля температуры оснастки в процессе изготовления ячеистых структур. Точность размеров изготавливаемых сотовых структур обеспечивается, прежде всего, за счет прецизионного позиционирования этих деталей относительно друг друга во время сборки пресс-формы, а также высокоточной обработки деталей оснастки. Для успешного создания требуемого образца в дальнейшем необходимо выполнить ряд стандартных операций, не относящихся к использованию данного устройства, а именно производится обрезка технологических и конструктивных элементов по краям альвеолы. Результатом создания устройства является возможность изготовления опорных ячеистых структур с толщиной стенки 200 мкм, точностью изготовления каждой ячейки 20 мкм и плоскостностью от 10 мкм. 1 з.п. ф-лы, 4 ил.

Изобретение относится к пикселированному детектору. Пикселированное детекторное устройство содержит матрицу детекторов, имеющую множество детекторных пикселей; и матрицу кристаллов, имеющую множество сцинтилляторных кристаллов и расположенную в геометрическом соответствии с матрицей детекторов; при этом упомянутые детекторные пиксели и упомянутые сцинтилляторные кристаллы сдвинуты в по меньшей мере одном измерении по отношению друг к другу на, по существу, половину размера сцинтилляторных кристаллов. Технический результат - уменьшение перекрестных помех между пикселями, повышение эффективности улавливания света. 2 н. и 7 з.п. ф-лы, 6 ил.
Наверх