Forbidden

You don't have permission to access /zzz_siteguard.php on this server.

РЕНТГЕНОВСКИЙ ПРИЕМНИК - Патент РФ 2117315
Главная страница  |  Описание сайта  |  Контакты
РЕНТГЕНОВСКИЙ ПРИЕМНИК
РЕНТГЕНОВСКИЙ ПРИЕМНИК

РЕНТГЕНОВСКИЙ ПРИЕМНИК

Патент Российской Федерации
Суть изобретения: Изобретение относится к рентгенотехнике, в частности к рентгеновским приемникам, и предназначено для медицинских рентгеновских установок, томографии, маммографии, а также для промышленных интроскопов с высоким пространственным разрешением. Приемник рентгеновского излучения содержит линейку фоточувствительных элементов, поверх которой расположен сцинтилляционный слой, оптически связанный с ними. Фоточувствительные элементы выполнены на полупроводниковой подложке в виде параллельных полосок, направление которых совпадает с направлением падающего излучения рентгеновского приемника. При этом шаг расположения фоточувствительных элементов соответствует геометрическому разрешению рентгеновского приемника. Техническим результатом, достигаемым при реализации изобретения, является повышение чувствительности рентгеновского приемника к рентгеновскому излучению высокой энергии при сохранении его высокой разрешающей способности. 2 з.п. ф-лы, 2 ил.
Поиск по сайту

1. С помощью поисковых систем

   С помощью Google:    

2. Экспресс-поиск по номеру патента


введите номер патента (7 цифр)

3. По номеру патента и году публикации

2000000 ... 2099999   (1994-1997 гг.)

2100000 ... 2199999   (1997-2003 гг.)
Номер патента: 2117315
Класс(ы) патента: G01T1/00, G01T1/29
Номер заявки: 95119104/25
Дата подачи заявки: 09.11.1995
Дата публикации: 10.08.1998
Заявитель(и): Товарищество с ограниченной ответственностью "Медтех"
Автор(ы): Бехтерев А.В.; Лабусов В.А.; Овчар В.К.; Попов В.И.; Путьмаков А.Н.; Каминский С.В.
Патентообладатель(и): Товарищество с ограниченной ответственностью "Медтех"
Описание изобретения: Изобретение относится к рентгенотехнике, в частности к рентгеновским приемникам, и предназначено для медицинских рентгеновских установок, томографии, маммографии, а также для промышленных интроскопов с высоким пространственным разрешением.
В последнее время в медицинских исследованиях и диагностике различных патологий внутренних органов широко используются рентгеновские и томографические установки с высоким пространственным разрешением и цифровыми методами обработки изображений с последующим их выводом на экран телевизионного монитора или бумажный носитель. Для обычной фотопленочной рентгенографии пространственное разрешение составляет около 0,3 мм. Аналогичное пространственное разрешение способны обеспечить и лучшие рентгеновские приемники. Однако для исследования структуры кости и обнаружения переломов в виде трещин желательно иметь разрешение не хуже 10 пар линий на мм (0,1 мм).
Кроме того, объект исследования может быть скрыт за толщей гипса или может быть экранирован частью тела пациента, при этом существенное значение имеет обеспечение контрастности изображения. С этой целью необходимо обеспечить предельно высокую чувствительность рентгеновского приемника для широкого спектра энергий рентгеновского излучения без потери разрешения.
Известно устройство рентгеновского приемника (РП), содержащего установленные в один ряд сцинтилляционные кристаллы, выходные торцы которых оптически связаны с линейкой кремниевых диодов (см. ЕПВ N 0275446, кл. G 01 T 1/00, 1988).
Использование известного РП в рентгеновских аппаратах с построчной регистрацией рентгеновского изображения обеспечивает высокую контрастную чувствительность, т. к. практически исключается регистрация рассеянного оптического излучения.
Основным недостатком известного технического решения является невысокое пространственное разрешение (более 1 мм), определяемое размерами отдельных, оптически изолированных друг от друга сцинтилляционных кристаллов, точностью их юстировки относительно фоточувствительных площадок диодов и технологическим разбросом при изготовлении кристаллов.
Следует также отметить, что эффективность регистрации рентгеновского излучения будет зависеть от протяженности сцинтилляционных кристаллов вдоль направления рентгеновского излучения. Но при этом необходимо учитывать угол расхождения рентгеновского пучка, т.к. веерный пучок не является строго параллельным. Следовательно, будет происходить засветка рядом стоящих сцинтилляционных кристаллов при очень малых их поперечных размерах. Это приведет к снижению разрешения.
Кроме того, изготовление, установка и юстировка линейки сцинтилляционных кристаллов относительно линейки фотодиодов технологически сложны, а значит, и малоприемлемы для организации серийного производства РП.
Наиболее близким к заявляемому техническому решению является устройство для регистрации рентгеновского изображения (см. ЕПВ N 0316222, кл. H 01 L 31/02, G 01 T 1/00, 1989), содержащее линейку фоточувствительных элементов, поверх которой расположен сцинтилляционный слой, оптически связанный с линейкой фоточувствительных элементов.
При малой толщине сцинтилляционного слоя разрешение будет определяться в основном шагом линейки фоточувствительных элементов. Практически возможно изготовление линейки с шагом 3-5 мкм. При этом для сохранения высокого разрешения толщина сцинтилляционного слоя тоже должна быть порядка 3-5 мкм. Однако чувствительность такого РП будет мала, т.к. в таком тонком слое сцинтиллятора физически невозможно эффективно преобразовать в свет падающее рентгеновское излучение (поток излучения с энергией более 20 кэВ не успевает эффективно провзаимодействовать с материалом сцинтиллятора).
Целью заявляемого технического решения является устранение указанного недостатка, а именно повышение чувствительности РП к рентгеновскому излучению высокой энергии при сохранении его высокой разрешающей способности.
Указанная цель в РП, содержащем линейку фоточувствительных элементов, поверх которых расположен сцинтилляционный слой, оптически с ними связанный, достигается тем, что фоточувствительные элементы выполнены на полупроводниковой подложке в виде параллельных полосок, направление которых совпадает с направлением падающего излучения РП, при этом шаг расположения фоточувствительных элементов соответствует геометрическому разрешению РП.
Для обеспечения высокого контраста изображения толщина сцинтилляционного слоя не должна превышать шага фоточувствительных элементов, т.к. с ростом толщины слоя увеличивается доля рассеянного света, что в свою очередь приводит к засветке соседних фоточувствительных элементов.
При высоких значениях энергии рентгеновского излучения (более 100 кэВ) его прямое воздействие на фоточувствительные элементы приводит к их постепенной деградации. С целью защиты фоточувствительных элементов между ними и сцинтилляционным слоем дополнительно введена световолоконная пластина, размеры которой не менее размеров линейки фоточувствительных приемников, а перед полупроводниковой пластиной со стороны падения рентгеновского излучения установлен экран из рентгенонепрозрачного материала, длина которого не менее длины линейки фотоприемников, а высота не менее толщины полупроводниковой подложки.
Установка световолоконной пластины позволяет перенести оптическое изображение сцинтилляционного слоя на фоточувствительные элементы. Толщина световолоконной пластины определяется технологической точностью изготовления и юстировки защитного экрана.
Указанное выполнение рентгеновского приемника позволяет при тонком сцинтилляционном слое добиться предельно высокой эффективности преобразования рентгеновского излучения в оптическое при любом значении его энергии за счет увеличения протяженности фоточувствительных элементов в направлении падающего рентгеновского излучения. При этом геометрическое разрешение РП не зависит от энергии падающего рентгеновского излучения, что не имеет аналогов, а значит, соответствует критерию "изобретательский уровень".
На фиг. 1 представлен заявляемый рентгеновский приемник, где 1 - полупроводниковая подложка, 2 - фоточувствительные элементы, выполненные в виде параллельных полосок на полупроводниковой подложке 1, 3 - сцинтилляционный слой, нанесенный поверх фоточувствительных элементов 2, 4 - направление падающего рентгеновского излучения.
На фиг. 2 представлен вариант реализации устройства для высокоэнергетичного рентгеновского излучения, где между фоточувствительными элементами 2 и сцинтилляционным слоем 3 введена световолоконная пластина 5 и перед полупроводниковой подложкой 1 со стороны падения излучения 4 установлен защитный экран 6.
Заявляемое устройство функционирует следующим образом.
Падающее рентгеновское излучение 4 (см. фиг. 1), проходя через сцинтилляционный слой 3, возбуждает в нем молекулы сцинтиллятора, излучающие оптическое излучение. Фоточувствительные элементы 2, находящиеся под слоем сцинтиллятора, принимают оптическое излучение по всей своей площади. Эффективность преобразования рентгеновского излучения определяется протяженностью фоточувствительных элементов и материалом сцинтиллятора. При повышении энергии падающего рентгеновского излучения увеличивают протяженность фоточувствительных элементов, при этом геометрическое разрешение приемника не уменьшается и определяется шагом фоточувствительных элементов на полупроводниковой подложке. Поскольку толщина сцинтилляционного слоя не превышает шага фоточувствительных элементов, то уменьшение контраста изображения из-за боковой засветки рядом расположенных фоточувствительных элементов оптическим излучением практически не снижает разрешения изображения.
При энергиях падающего рентгеновского излучения свыше 100 кэВ используют РП, представленный на фиг. 2. Работа устройства отличается от вышеописанного тем, что передача изображения от сцинтилляционного слоя к фоточувствительным элементам осуществляется не за счет прямого контакта между ними, а посредством световолоконной пластины. При этом полупроводниковая пластина защищена рентгенонепроницаемым экраном.
Пример 1. Был изготовлен опытный образец заявляемого РП (см. фиг. 1), состоящего из 1024 светочувствительных элементов с шагом 25 мкм и их протяженностью 1000 мкм в направлении рентгеновского излучения, покрытых сцинтилляционным слоем толщиной 20 мкм. Испытания опытного образца проводились с использованием стандартных рентгеновских мир и тестовых объектов. Достигнуто разрешение 20 пар линии на мм (0,05 мм) в спектральном диапазоне энергий рентгеновского излучения до 100 кэВ.
Пример 2. Был изготовлен опытный образец заявляемого РП (см. фиг. 2), состоящего из 1024 светочувствительных элементов с шагом 25 мкм и их протяженностью 1000 мкм в направлении рентгеновского излучения, световолоконной пластины толщиной 3 мм, покрытой сцинтилляционным слоем толщиной 20 мкм. Испытания опытного образца проводились с использованием стандартных рентгеновских мир и тестовых объектов. Достигнуто разрешение 20 пар линии на мм (0,05мм) в спектральном диапазоне энергий рентгеновского излучения до 160 кэВ.
Таким образом, заявляемый РП обладает высоким пространственным разрешением, не зависящим от энергии падающего рентгеновского излучения при предельно высокой эффективности его регистрации во всем диапазоне энергий.
Формула изобретения: 1. Приемник рентгеновского излучения, содержащий линейку фоточувствительных элементов, поверх которых расположен сцинтилляционный слой, оптически связанный с ними, отличающийся тем, что фоточувствительные элементы выполнены на полупроводниковой подложке в виде параллельных полосок, направление которых совпадает с направлением падающего излучения рентгеновского приемника, при этом шаг расположения фоточувствительных элементов соответствует геометрическому разрешению рентгеновского приемника.
2. Устройство по п.1, отличающееся тем, что толщина сцинтилляционного слоя не превышает шага фоточувствительных элементов.
3. Устройство по пп.1 и 2, отличающееся тем, что между сцинтилляционным слоем и фоточувствительными элементами линейки введена дополнительная световолоконная пластина, размеры которой не менее размеров линейки, а перед полупроводниковой пластиной со стороны падения рентгеновского излучения установлен экран из рентгенонепрозрачного материала, длина которого не менее длины линейки фотоприемников, а высота не менее толщины полупроводниковой подложки.