Результат интеллектуальной деятельности: СПОСОБ ПОЛУЧЕНИЯ ПРОЕКЦИОННЫХ РЕНТГЕНОВСКИХ СНИМКОВ И УСТАНОВКА ДЛЯ ЕГО ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ

Изобретение относится к рентгенотехнике, в частности к детекторам рентгеновского излучения, предназначенным для медицинских рентгенографических установок, систем рентгеновского досмотра пассажиров и дефектоскопам.

В настоящий момент применяются следующие способы получения проекционных рентгеновских снимков: с использованием неподвижного двухкоординатного детектора рентгеновского излучения и сканирующий метод с использованием двигающегося относительно объекта однокоординатного детектора.

В первом способе излучение, сформированное рентгеновской трубкой и прошедшее через объект, регистрируется с помощью двухкоординатного детектора (например, обычная экрано-пленочная система или цифровые системы с использованием запоминающего рентгеновского экрана (Photostimulable phosphor imaging plate), либо плоские панельные детекторы (flat panel detector) или сцинтилляционные детекторы (scintillate detector)).

Основным недостатком таких систем является то, что наряду с излучением, напрямую прошедшим через объект (прямым излучением), детектор добавочно регистрирует и рассеянное в объекте излучение, что приводит к ухудшению качества снимка.

Во втором способе, (показанном на Фиг 1), реализованном, в частности, в малодозной цифровой рентгенографической установке (МЦРУ) «Сибирь», разработанной в Институте ядерной физики им. Г.И. Будкера (Новосибирск) объект просвечивается тонким веерообразным лучом рентгеновского излучения от рентгеновской трубки (1), сформированным имеющим узкую щель коллиматором (2), который установлен между объектом и рентгеновской трубкой (1). Излучение, прошедшее через объект (прямой пучок), регистрируется с помощью детектора (4), оборудованного входной щелевой диафрагмой (3), которая экранирует чувствительный элемент детектора от рассеянного в объекте излучения. Для получения полноформатного цифрового изображения рентгеновская трубка, коллиматор и детектор одновременно двигаются по вертикали вдоль объекта, а данные, описывающие распределение интенсивности излучения в строке, строка за строкой регистрируются детектором.

Известны также установки с вертикальным расположением детектора и сканированием пациента в горизонтальной плоскости узким вертикальным рентгеновским пучком, в частности рентгенографическая установка «Проскан-2000» (Рентгеновские диагностические аппараты. - М.: ВНИИМТ, 2001 /↓↓↓под редакцией Н.Н. Блинова, Б.И. Леонова. - Том 1, стр.197).

В качестве детектора рентгеновских фотонов в установках сканирующего типа используются многопроволочные пропорциональные камеры (RU 1505214 C), работающие в счетном режиме и регистрирующие отдельные фотоны, а также многоканальные ионизационные камеры высокого давления (RU 2257639 C2), работающие в интегрирующем режиме. Кроме того, широко используются сцинтилляционные детекторы на основе фотодиодных линеек (EP 0275446), также работающие в интегрирующем режиме и регистрирующие общее количество света, образовавшегося в сцинтилляторе от всех зарегистрированных фотонов.

Существенным недостатком детектора на основе многопроволочных пропорциональных камер (МПК) являлась низкая эффективность регистрации фотонов (менее 30%), а основным недостатком интегрирующих - более низкое соотношение сигнал-шум на изображении, поскольку они не разделяют фотоны ни по энергии, ни по их числу. Для разделения фотонов по энергии приходится применять как минимум две линейки фотоприемных модулей, каждая из которых оптически сопряжена со своим люминесцентным экраном и разделенных поглотителем (спектрозональный рентгеновский сканер RU 2336550 C1, EP 2458408 Dual-energy X-ray body scanning device and image processing method, EP 0231037 X-ray scanner with dual energy imaging).

Прогресс в микроэлектронной промышленности способствовал появлению нового типа фотоприемников - микропиксельных гейгеровских лавинных фотодиодов (МГЛФД) (или "кремниевые фотоэлектронные умножители или кремниевые микропиксельные лавинные фотодиоды") (SU 01702831 AVALANCHE OPTICAL DETECTOR), способных регистрировать отдельные световые фотоны, которые и являются основой представленного далее детектора. Одной из характеристик кремниевого фотоумножителя является число ячеек (микропикселей), определяющее максимальную величину сигнала, собственный уровень шумов (число ложных срабатываний в единицу времени) и время восстановления ячейки (способность зарегистрировать следующий световой фотон после срабатывания). Значение времени восстановления ячейки зависит от конструкции кремниевого фотоумножителя и может варьироваться в зависимости от конструкции от единиц наносекунд до микросекунд, а уровень одноэлектронных шумов достигать нескольких мегагерц. Известно применение сборок сцинтиллятор + кремниевый фотоумножитель для медицинских исследований, в частности позитронно-эмиссионной томографии (Use of single photon counting detector arrays in combined PET/MR: Characterization of LYSO-SiPM detector modules and comparison with a LSO-APD detector. V.C. Spanoudaki et all. 2007 JINST 2 P12002), поскольку они компактны, нечувствительны к магнитному полю, имеют большой коэффициент усиления при низком напряжении питания и имеют быстрый отклик.

В качестве прототипа предлагаемому изобретению может служить многопроволочная пропорциональная камера (RU 1505214 C), работающая в счетном режиме и регистрирующая отдельные фотоны.

Задачей предлагаемого изобретения является разработка способа и создание установки прямого счета рентгеновских фотонов для сканирующей рентгенографии, использующей возможности, предоставляемые вышеописанными сборками сцинтиллятор + кремниевый микропиксельный лавинный фотодиод.

Техническим результатом изобретения является возможность одновременного получения изображения объекта при разных энергиях излучения с раздельным счетом числа зарегистрированных фотонов в разных энергетических диапазонах, что позволяет решить задачи определения эффективного атомного номера вещества или определения элементного состава просвечиваемого объекта, а также повышения четкости изображения деталей объекта, повышения быстродействия и эффективности регистрации по сравнению с существующими аналогами.

Поставленная задача решена тем, что в известном способе получения проекционных рентгеновских снимков, включающем сканирование объекта узким пучком излучения и регистрацию прошедшего через объект рентгеновского излучения в счетном режиме отдельных фотонов, согласно изобретению размер и форму пучка излучения задают в зависимости от максимально допустимого уровня рассеянного излучения, регистрируемого детектором, и максимального времени облучения каждого элемента изображения, с обеспечением защиты элементов детектора от рассеянного излучения, а регистрацию прямого излучения осуществляют детектором, состоящим как минимум из одной строки (линейки), сформированной на основе сборок сцинтиллятор-кремниевый микропиксельный лавинный фотодиод, с временем формирования импульса, равным или меньшим времени высвечивания сцинтиллятора, и последующим счетом числа импульсов в каждой ячейке, амплитуда которых превысила заданный порог как минимум одним счетчиком импульсов.

Поставленная задача решена также тем, что в известном устройстве для получения проекционных рентгеновских снимков, включающем источник излучения, коллиматор в виде продольной щели, формирующей плоский пучок излучения, диафрагму, пропускающую прямой пучок и «отсекающую» рассеянное из объекта излучение, и, по крайней мере, один детектор ионизирующих частиц, состоящий как минимум из одной строки (линейки), с возможностью синхронного перемещения (плоскопараллельного или вращательного) относительно исследуемого объекта, согласно изобретению линейка детектора состоит из отдельных элементов на основе сборок сцинтиллятор - кремниевый микропиксельный лавинный фотодиод, кроме того, каждый элемент содержит усилитель-формирователь, задающий время формирования импульса, и как минимум один дискриминатор и счетчик импульсов, амплитуда которых превысила заданный дискриминатором порог.

В качестве сцинтилляторов могут быть использованы LGSO, LYSO, YAP и т.д. со временем высвечивания менее 100 нс.

Описание изобретения поясняется Фиг.1, 2, и 3.

Фиг.1 поясняет принцип работы установки в целом.

На фигурах:

1 - рентгеновская трубка, 2 - коллиматор, 3 - диафрагма, 4 - детектор рентгеновского излучения.

На Фиг.2 представлена ячейка детектора,

где 5 - сцинтиллятор, 6 - кремниевый микропиксельный лавинный фотодиод, 7 - усилитель-формирователь, 8 - дискриминатор, 9 - счетчик импульсов.

Работа устройства и реализация способа получения снимков

Рентгеновское излучение от источника (1) проходит через коллиматор (2), принимая форму плоского пучка, и, пройдя через исследуемый объект, и далее, проходя через диафрагму (3), попадает в детектор (4), где и поглощается в линейке сборок сцинтиллятор - микропиксельный лавинный фотодиод.

Световые фотоны, образовавшиеся при поглощении рентгеновского кванта в сцинтилляторе (5), попадают на кремниевый микропиксельный лавинный фотодиод (6), где вызывают срабатывание его ячеек, и на его выходе формируется импульс тока, являющийся суперпозицией импульсов от отдельных ячеек, пришедших в различный момент времени, поскольку вероятность испускания световых фотонов сцинтиллятором экспоненциально спадает во времени начиная от момента регистрации рентгеновского кванта. Усилитель-формирователь (7) преобразует входной импульс тока в выходной сигнал заданной формы, который попадает на входы амплитудных дискриминаторов (8), на выходе которых формируется стандартный импульс при амплитуде сигнала на его входе, превышающей заданный на нем порог. Импульсы с выхода дискриминаторов поступают на счетчики импульсов (9), где и накапливается информация о числе событий за время накопления данных одной строки изображения. По окончании времени накопления одной строки данные со счетчиков передаются в компьютер и счетчики сбрасываются в начальное состояние. После чего цикл накопления данных новой строки начинается заново.

Сигнал, представляющий собой данные со счетчиков импульсов за время накопления строки, передается по окончании времени интегрирования в компьютер, где на основе этих данных формируется проекционное рентгеновское изображение.

Поскольку изображение формируется последовательно строка за строкой, то детектор должен быть способен регистрировать фотоны от минимального потока (единицы фотонов на ячейку) до максимального (~10000 фотонов на ячейку) за времена накопления данных менее 10 мс. Для примера: при вертикальном размере строки на изображении 200 мкм и скорости сканирования 20 см/сек время накопления составляет 1 мс, что приводит к необходимости обрабатывать потоки событий на уровне ~ 10 МГц. Таким образом, метод счета фотонов реализуем только при использовании сцинтилляторов со временем высвечивания (τ_scint) менее 100 нс. Форма импульса тока кремниевого микропиксельного лавинного фотодиода зависит от конструкции фотодиода и еще ряда параметров, в частности температуры. Однако, при нормальных условиях, выбором параметров усилителя-формирователя форма сигнала на его выходе может быть приведена к виду, описываемому примерно следующим выражением:

где τ1 определяет крутизну переднего фронта, а τ2 - характерное время спада. Применяя усилитель-формирователь с временем формирования импульса τ2, равным τ_scint, а τ1≤τ2, импульсы от отдельных световых фотонов внутри световой вспышки, вызванной регистрацией одного фотона, суммируются и соотношение сигнал-шум достигает максимального значения. При этом амплитуда сигнала определяется, в основном, числом зарегистрированных световых фотонов, а не шумовыми импульсами. Для повышения быстродействия системы возможно уменьшение времени формирования импульса τ2<τ_scint. На рисунке (Фиг.3) показан пример амплитудного спектра шумов кремниевого фотоумножителя и спектр сигнала от излучения изотопа Am-241, зарегистрированного сцинтиллятором с временем высвечивания ~30 нс. Видно, что возможен выбор порогового напряжения таким, что полезный сигнал полностью отделяется от шумовых импульсов фотодиода и реализуется режим счета фотонов, что, в свою очередь, позволяет улучшить качество изображения по сравнению с другими системами аналогичного назначения.

Поскольку каждый зарегистрированный в сцинтилляторе рентгеновский квант производит множество световых фотонов, общее количество которых пропорционально энергии кванта, а амплитуда импульса с микропиксельного лавинного фотодиода пропорциональна числу зарегистрированных световых фотонов, то, применив разделение импульсов по их амплитуде, становится возможным одновременное получение изображения объекта при разных энергиях излучения, путем установки в каждый канал электроники регистрации нескольких дискриминаторов с разными порогами и раздельным счетом импульсов на их выходе. Таким образом, появляется возможность решить задачи определения эффективного атомного номера вещества или определения элементного состава просвечиваемого объекта, а также повышения четкости изображения деталей объекта.