многоканальный детектор рентгеновского излучения

Формула изобретения

1. Многоканальный детектор рентгеновского излучения, содержащий последовательно расположенные модули, каждый из которых включает сцинтиляционный преобразователь рентгеновского излучения, полупроводниковую пластину с матрицей фоточувствительных элементов и системой накопления, управления, хранения и считывания сигнальных зарядов, волоконно-оптическую пластину, оптически соединенную выходным торцом с полупроводниковой пластиной, а входным торцом - со сцинтилляционным преобразователем, причем матрица фоточувствительных элементов выполнена многострочной, отличающийся тем, что матрица фоточувствительных элементов выполнена разделенной на несколько секции накоплений сигнальных зарядов и снабжена автономными шинами управления, системами хранения и считывания сигнальных зарядов, при этом количество строк в каждой секции накопления сигнальных зарядов различно.

2. Многоканальный детектор по п.1, отличающийся тем, что часть секции накопления снабжена общей системой управления, хранения и считывания сигнальных зарядов.

3. Многоканальный детектор по п.1, отличающийся тем, что количество строк в каждой секции накопления сигнальных зарядов кратно двум.

4. Многоканальный детектор по п.1, отличающийся тем, что перед сцинтилляционным преобразователем рентгеновского излучения размещен линейный отсеивающий растр, ламели которого направлены вдоль строк фоточувствительных элементов.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к рентгенотехнике, а именно к многоканальным детекторам рентгеновского излучения, и может быть использовано в цифровых сканирующих аппаратах медицинского и промышленного назначения.

В качестве приемников рентгеновского излучения (РИ) в традиционных рентгенодиагностических аппаратах широко используются рентгеновская пленка и усилители рентгеновского изображения (УРИ), которые позволяют получать рентгеновские изображения с достаточно высоким пространственным разрешением и обладают рядом других достоинств, благодаря которым обеспечивается их широкое применение. Основным их недостатком является малый динамический диапазон регистрации РИ, что затрудняет выбор рабочего режима съемки и зачастую не позволяет на одной рентгенограмме воспроизводить весь диапазон плотностей диагностируемого объекта. Поскольку они имеют большие площади приемных апертур, то их применение всегда связано с проблемой устранения влияния рассеянного РИ на контрастность формируемых изображений. Применение отсеивающих растров частично решает эту проблему, но приводит к дополнительным дозовым нагрузкам на пациента.

Известен многоканальный (МК) детектор РИ с линейной приемной апертурой, который имеет очень большой динамический диапазон регистрации РИ (см. журнал Медтехника №5, 1998 г., с.35-40), содержащий твердотельную линейную матрицу фоточувствительных элементов (ФЧЭ) со схемой накопления и считывания зарядов, оптически связанную со сцинтилляционным преобразователем РИ. В последнее время указанный МК-детектор успешно применяется в сканирующих цифровых рентгенографических аппаратах (АРГЦ) медицинского назначения, в которых объект диагностики облучают плоским веерным пучком РИ, а прошедшую через объект интенсивность РИ регистрируют указанным МК-детектором. Полную матрицу информационных сигналов, необходимую для построения двумерного рентгеновского изображения, получают за счет механического сканирования пациента веерным пучком РИ. Указанный МК-детектор РИ по сравнению с двумерными приемниками имеет в сотни раз меньшую площадь приемной апертуры, что приводит одновременно к улучшению одних характеристик и к ухудшению других. Так, например, его малая приемная апертура и дополнительный щелевой коллиматор, который обычно устанавливается перед ним, приводят практически к устранению влияния рассеянного РИ и позволяют формировать высококонтрастные рентгеновские изображения, что является несомненным его достоинством.

Наряду с этим малая приемная апертура известных МК-детекторов РИ обуславливает и их малую эффективность регистрации РИ, что приводит к необходимости использовать рентгеновский излучатель и рентгеновское питающие устройство (РПУ) в режимах с повышенными нагрузками, что не только снижает срок их службы и надежность работы, но и производительность аппарата в целом. С этими же причинами связаны проблемы получения качественных рентгеновских изображений при проведении рентгенологических исследований поясничных отделов позвоночника, тазобедренных суставов и брюшной полости тучных пациентов. Исходя из типового режима работы АРГЦ, известно, что максимальная энергия, рассеиваемая на аноде рентгеновской трубки (РТ) за один снимок, может составлять до 50 кДж. В широко используемых медицинских аппаратах, как правило, используется МК-детектор, содержащий линейную матрицу с размерами ФЧЭ 0,4 0,4 мм, поэтому пространственное разрешение их не превышает ~1.25 пар линий/мм. В то же время известно, что для исследования костной структуры пространственное разрешение должно быть как минимум в два раза выше, т.е. размеры ФЧЭ должны быть ~0,2 0,2 мм. При таких условиях рассеиваемая на аноде РТ энергия может достигать ~200 кДж, что неприемлемо для существующих рентгеновских излучателей. Поэтому известный МК детектор РИ применяется в основном в аппаратах, предназначенных для пульмонологических исследований.

Для расширения диагностических возможностей цифровых сканирующих аппаратов необходимо в десятки раз повысить эффективность регистрации РИ МК-детектора. Высоким должно быть и пространственное разрешение, т.е. размеры ФЧЭ его матрицы должны быть не более чем 0,2 0,2 мм. При этом не допустимо и расширение входной щели коллиматора, т.к. это приведет к повышению вклада рассеянного РИ в общий информационный поток, т.е. к снижению контрастности воспроизводимых изображений.

Наиболее близким к заявляемому техническому решению (прототипом) является многоканальный детектор рентгеновского излучения, описанный в патенте US №6031892, Н.кл. 378/98.3, 2000 г., содержащий последовательно расположенные модули, каждый из которых включает сцинтилляционный преобразователь рентгеновского излучения, полупроводниковую пластину с матрицей ФЧЭ и системой накопления, управления, хранения и считывания сигнальных зарядов, волоконно-оптическую пластину (ВОП), оптически соединенную выходным торцом с полупроводниковой пластиной, а входным торцом - со сцинтилляционным преобразователем РИ, причем матрица фоточувствительных элементов выполнена многострочной.

Для повышения эффективности регистрации РИ матрицы фоточувствительных элементов модулей выполнены многострочными, а сам детектор составляется из несколько (от трех до пяти) пространственно разнесенных и параллельно расположенных приемных линеек, составленных из n последовательно расположенных многострочных модулей (фиг.26-32), которые перекрывают 50% площади регистрируемого снимка. Для получения полного кадра изображения данный детектор и многощелевой коллиматор 924 (фиг.31А) после первой экспозиции должны одновременно (без нарушения юстировки веерного пучка) переместиться скачком во вторую позицию (фиг.31В).

Данный детектор обладает высокой эффективностью регистрации рентгеновского получения, но содержит большой объем фоточувствительных модулей, что усложняет конструктивное исполнение детектора и резко повышает его цену. Он не позволяет осуществляй, плавное (непрерывное) сканирование объектов, а только прерывисто (скачками), что усложняет конструктивное исполнение сканирующей системы и ограничивает возможности диагностирования объектов больших площадей.

Технической задачей, решаемой настоящим изобретением, является устранение указанных недостатков, а именно создание более простого в конструктивном исполнении многоканального детектора, обладающего высокой эффективностью регистрации РИ и позволяющего формировать рентгенограммы больших площадей при сохранении высокого пространственного разрешения и высокой контрастности изображения.

Указанная задача в МК-детекторе РИ, содержащем последовательно расположенные модули, каждый из которых включает сцинтилляционный преобразователь рентгеновского излучения, полупроводниковую пластину с матрицей ФЧЭ и системой накопления, управления, хранения и считывания сигнальных зарядов, волоконно-оптическую пластину, оптически соединенную выходным торцом с полупроводниковой пластиной, а входным торцом - со сцинтилляционным преобразователем РИ, причем матрица фоточувствительных элементов выполнена многострочной, достигается тем, что многострочная матрица ФЧЭ выполнена разделенной на несколько секции накоплений сигнальных зарядов с автономными шинами управления, системами хранения и считывания сигнальных зарядов. Перед сцинтилляционными преобразователями РИ каждого модуля может размещаться линейный отсеивающий растр, ламели которого направлены вдоль строк ФЧЭ.

Для создания более простого в конструктивном исполнении многоканального детектора, обладающего высокой эффективностью регистрации РИ и позволяющего формировать рентгенограммы больших площадей при сохранении высокой контрастности изображения по всему полю и высокого пространственного разрешения, многострочная фоточувствительная структура модуля детектора, разделенная на несколько секции накоплений сигнальных зарядов с автономными шинами управления, системами хранения и считывания сигнальных зарядов, выполнена на одной полупроводниковой пластине. Регистрация и предварительная обработка сигналов в каждой секции осуществляется по принципу временной задержки и накопления сигналов (ВЗН), что позволяет в процессе сканирования объекта диагностики осуществлять накопление сигналов в каждой секции, суммировать их в секциях хранения синхронно с перемещением спроецированного на фоточувствительную матрицу рентгеновского изображения и считывать результирующие сигналы. В результате этого каждый фрагмент рентгеновского изображения в процессе сканирования последовательно регистрируется каждой строкой ФЧЭ. т.е. один и тот же фрагмент изображения регистрируется М раз, где М - количество строк в секции. Соответственно в М раз возрастет и результирующий сигнал каждого элемента изображения в считываемой секции.

Предложенное исполнение МК-детектора РИ обеспечивает повышение эффективности регистрации РИ практически за счет увеличения времени экспозиции. Однако допустимая величина времени экспозиции определяется подвижностью диагностируемые органов. Чтобы не превысить допустимый уровень динамической нерезкости, целесообразно иметь возможность изменения числа строк ФЧЭ, участвующих в формировании изображения в зависимости от области исследования. Поэтому в предлагаемом МК-детекторе каждая секция накопления сигналов снабжена автономной системой считывания. Независимые считывания информационных сигналов со всех секций накоплений позволяют за одно сканирование получать N кадров одного и того же изображения (где N - число секций накоплений, с которых осуществлялось считывание). Далее в зависимости от физических параметров диагностируемого объекта осуществляют обработку полученной информации. Например, при диагностировании костной структуры величина динамической нерезкости изображения практически не ограничивает время экспозиции, что позволяет осуществлять суммирование всех полученных кадров изображений. В этом случае информационный сигнал каждою элемента изображения (пикселя) увеличится в М N раз.

При этом в каждой из секций накоплений количество строк также может быть различным, например кратно двум. Так, при диагностики легких, которые достаточно прозрачны для РИ, но требуют более коротких экспозиций (t_э~0,04 с), для формирования изображения можно использовать сигналы только одной секции накопления, содержащей, например, 16 строк (если принять что размер ФЧЭ ~ 0,2 мм, а скорость сканирования ~80 мм/с, то t_э=16 0,2/80=0,04 с), а для получения качественных рентгеновских изображений брюшной полости тучных пациентов (время допустимой экспозиции t_э~0,1с), для формирования изображения целесообразно использовать сигналы двух секций накопления, содержащей в общей сложности уже 48 строк. При таких условиях энергия, рассеиваемая на аноде РТ за один снимок, не превысит 10 кДж, что позволит даже в самых тяжелых режимах работы довести производительность цифровых сканирующих аппаратов как минимум до 60 снимков в час.

С помощью предлагаемого МК-детектора можно воспроизводить на одной рентгенограмме изображения объектов с большими перепадами плотностей. Для этого изображение можно формировать из фрагментов, которые составляются из сигналов, считанных с разных секций накоплений. Так, например, если необходимо воспроизвести на одном снимке тонкую легочную структуру и структуру позвоночника, то в области позвоночника необходимо подключить большее число строк на суммирование (сигналы суммировать с большего числа секций накоплений), т.е. в более плотной области установить большее время экспозиции и тем самым адресно повысить отношение сигнал/шум до разумного уровня.

Известно, что чем больше площадь приемной апертуры детектора, тем больший вклад рассеянного РИ в общий информационный поток, что ведет к снижению контрастности рентгеновского изображения. Чтобы сохранить высокую контрастность рентгеновскою изображения при увеличении числа строк ФЧЭ, на входе предлагаемого МК-детектора РИ установлен линейный отсеивающий растр, ламели которого направлены вдоль строк ФЧЭ.

В предлагаемом детекторе многострочная фоточувствительная структура модуля, разделенная на несколько секции накоплений, выполнена на одной полупроводниковой пластине, что обеспечивает простое конструктивное исполнение детектора. Такой достаточно компактный детектор, составленный из последовательно расположенных модулей, можно использовать для сканирования больших площадей и получать рентгенограммы пациента, например, во весь его рост, что часто требуется при проведении исследований в травматологии и ортопедии.

Таким образом, предложенное техническое решение позволяет существенно повысить эксплуатационные параметры МК-детектора РИ при сохранении высокого пространственного разрешения и высокой контрастности формируемых рентгеновских изображений, что не имеет аналогов в рентгенотехнике, а значит, соответствует критерию "изобретательский уровень".

На фиг.1 приведена рентгенооптическая схема АРГЦ с использованием заявляемого МК-детектора РИ, содержащая жестко соединенные на одном маятниковом рычаге источник излучения, коллиматор, объект диагностики и заявляемый детектор.

На фиг.2 представлена продольная проекция заявляемого МК-детектора РИ, составленная из нескольких модулей.

На фиг.3 представлена боковая проекция заявляемого МК-детектора РИ.

На фиг.4 приведен пример распределения интенсивности РИ на выходе объекта диагностики (на входе МК-детектора РИ).

На фиг.5 приведена обобщенная структурная схема МК-детектора с двумя секциями накопления.

На фиг.6 приведены эпюры выходных строчных сигналов (А, Б) МК- детектора РИ и эпюры сигналов (В, Г), полученные в результате суммирования сигналов А и Б.

На фиг.7,А приведена обобщенная структурная схема МК-детектора, содержащая три секции накопления и одну систему считывания сигнальных зарядов.

На фиг.7,Б приведена обобщенная структурная схема МК-детектора. содержащая три секции накопления и две системы считывания сигнальных зарядов.

Заявляемый МК-детектор РИ содержит (см. фиг.1,2,3) один ряд последовательно расположенных модулей 1, установленных на общем основании 2. Каждый модуль содержит сцинтилляционный преобразователь РИ 3, ВОП 4, полупроводниковую пластину 5 с многострочной фоточувствительной структурой модуля, разделенной на несколько секции накоплений сигналов с автономными шинами управления, секциями хранения и считывания сигналов. Перед сцинтилляционным преобразователем РИ установлен линейный отсеивающий растр 6. Первичный пучок РИ 7, объект диагностики 8 и эпюры распределения интенсивности РИ 9 за объектом диагностики (на входе МК-детектора Р11) показаны на фиг.4.

На фиг.5 показаны две секции накопления ФЧЭ 10 и 11, выходы которых через секции хранения (на фиг.4 не показаны) подключены к системам считывания (регистрам сдвига) 12, 13, имеют входы управления 14 секциями накопления и входы управления 15 регистрами сдвига (PC), а также выходные устройства 16, 17.

На фиг.7,А показаны многострочная матрица ФЧЭ, разделенная на три секции накопления 10, 11 и 18 и одно выходное устройство 16, а на фиг.7,Б показана многострочная матрица, разделенная на три секции накопления 10, 11 и 18 и два выходных устройства 16 и 17.

Порядок работы предлагаемого устройства для упрощения рассмотрим на примере двухсекционного МК-детектора РИ (фиг.5), каждая из секций накопления которого снабжена своей системой управления, хранения и считывания сигнальных зарядов. В процессе формирования рентгеновского изображения объект диагностики 8 сканируется плоским веерным пучком РИ 7 (см. фиг.1, 4). Кванты РИ, которые прошли через объект 8 и не изменили своего первоначального направления, проходят вдоль ламелей линейного растра 6 (см. фиг.3) и взаимодействуют со сцинтилляционным преобразователем РИ 3, в результате чего часть их энергии преобразуется в энергию световых вспышек. Световые лучи, пройдя через ВОП 4, попадают на секции накопления 10, 11 (фиг.5) фоточувствительной матрицы, сформированной на полупроводниковой пластине 5, и частично поглощаются их ФЧЭ. За время одного периода интегрирования в объемах всех ФЧЭ формируются зарядовые пакеты, величина которых и их пространственное распределение по площадям секций накоплений однозначно соответствуют пространственному распределению интенсивности РИ на входе МК-детектора в данный период интегрирования. Под воздействием управляющих импульсов 14 (фиг.5) зарядовые пакеты секций накоплений в параллельной форме переносятся в секции хранения (на фиг.5 не показаны). В секциях накопления начинается новый период формирования зарядовых пакетов под воздействием интенсивности РИ, которое соответствует пространственному распределению плотности уже следующего сечения диагностируемого объекта. В этот же период все зарядовые пакеты, находящиеся в секциях хранения, сдвигаются “по направлению” к PC 12, 13 (направление сдвига зарядовых пакетов показано стрелками Ж, а направление перемещения детектора при сканировании показано стрелкой Е), а заряды, находящиеся в ближайших к PC строках в параллельной форме, передаются в соответствующие элементы PC. Под воздействием тактовых импульсов 15 записанная в PC 12 и 13 информация через выходные устройства 16 и 17 последовательно передается на выходы V1 и V2 (направление сдвига информационных сигналов показано стрелками З). Новые зарядовые пакеты, сформированные в секциях накопления 10 и 11, аналогичным образом переписываются в секции хранения и при согласованных направлениях сканирования объекта диагностики 8 и сдвига информационных сигналов в секциях хранения все зарядовые пакеты, соответствующие одноименным элементам изображений объекта 8, просуммируются в секциях хранения. Таким образом, через М периодов интегрирования (где М - количество строк ФЧЭ в секции накопления) величина сигнала каждого элемента изображения возрастет в М раз, а отношения сигнала к шуму в М.

На всех графиках фиг.6 показаны уровни сигналов V1, V2, V3, V4 и уровень сигналов V с пороговым отношением сигнала к шуму, которые определяют неинформативную часть формируемых изображений. Такие малоинформативные области LI-L2, L3-L4, L5-L6 (фиг.6А) будут наблюдаться на изображениях, которые сформированы сигналами, поступающими с выхода V1 (фиг.5). Если секция накопления 11 имеет большее число строк ФЧЭ, то сигналы с выхода V2 будут иметь большие амплитуды и большее отношение к шуму (фиг.6Б). Еще больший эффект будет получен при суммировании сигналов V1 и V2 (фиг.6В). Строчные сигналы с амплитудой V3=V1+V2 уже позволят получать качественные рентгенографические изображения более плотных объектов. Однако при диагностики в таком режиме органов грудной клетки из-за большого времени интегрирования будет проявляться динамическая нерезкость легочного рисунка. Для исключения этого неприятного эффекта при формирования всей рентгенограммы предлагается использовать строчные сигналы VI, полученные при малом времени интегрирования, а для просмотра плотных участков диагностируемых объектов суммировать фрагменты сигналов V2 с использованием подвижного "окна", как это показано, например, на фиг, 6,Г, где просуммирован участок L3-L4.

На фиг.7,А приведена обобщенная структурная схема трехсекционной многострочной матрицы ФЧЭ как пример реализации многоканальнного детектора, у которого все секции накопления снабжены общей системой управления, хранения и считывания сигнальных зарядов.

Такой МК-детектор РИ позволяет оперативно изменять количество секций, участвующих в формировании рентгеновского изображения.

На фиг.7,Б приведена обобщенная структурная схема трехсекционной многострочной матрицы ФЧЭ как пример реализации многоканальнного детектора, у которого две секции накопления снабжены общей системой управления, хранения и считывания сигнальных зарядов, а одна секция накопления снабжена своей системой управления, хранения и считывания сигнальных зарядов. Такой МК детектор РИ позволяет более гибко управлять количеством строк, участвующих в формировании рентгеновского изображения.

Ниже приведен пример реализации заявляемого изобретения.

Опытный образец устройства имеет следующие основные характеристики:

- общее количество модулей, из которых составлен детектор, шт. - 16;

- тип сцинтилляционного преобразователя - оксисульфид гадолиния, активированный талием;

- линейный размер приемной апертуры детектора, мм - 410;

- количество секций накопления фоточувствительной матрицы, шт. - 2;

- количество систем считывания - 2;

- количество строк ФЧЭ в первой секции накопления, шт. - 16;

- количество строк ФЧЭ во второй секции накопления, шт. - 32;

- количество ФЧЭ в каждой строке секций, - 2048;

- общее количество ФЧЭ в фоточувствительной матрице, шт. - 98304;

- размер ФЧЭ, мм - 0.2 0.2;

- пространственное разрешение, пар линий/мм - 2.5;

- тип отсеивающего растра - линейный;

- частота отсеивающего растра, см^-1 - 10;

- отношение отсеивающего растра - 10.

Теоретическая оценка повышения эффективности регистрации РИ была проведена путем сравнения расчетных величин (получаемых в одинаковых условиях) отношений сигналов к шуму при использовании предлагаемого МК-детектора РИ и детектора с однострочной фоточувствительной матрицей. Этот выигрыш составил порядка 3.4, 4,8 и 6,0 раз для МК-детектора с 16, 32 и 48 строками соответственно. Выигрыш по увеличению сигналов составил соответственно 12, 24 и 36 раз. Если использовать предлагаемый МК-детектор РИ без линейного отсеивающего растра, то выигрыш снижается в 1,6 раза. Габаритные размеры макетного образца составили 450 70 110 мм, что значительно меньше размеров прототипа, у которого они соизмеримы с размерами формируемого кадра.

Таким образом, предложенное техническое решение позволяет создавать малогабаритные МК-детекторы РИ, имеющие высокую эффективность регистрации РИ, что позволяет использовать их в аппаратах с универсальными сканирующими системами (см., например, патент РФ №2202953), обладающими повышенными диагностическими возможностями. Одновременно решается проблема получения качественных рентгеновских изображений при проведении рентгенологических исследований объектов с повышенной плотностью.