УСТРОЙСТВО И СПОСОБ ОБЛУЧЕНИЯ РЕНТГЕНОЛЮМИНОФОРОВ РЕНТГЕНОВИЗИАЛИЗИРУЮЩИХ УСТРОЙСТВ, РАБОТАЮЩИХ КАК В РЕЖИМЕ РЕНТГЕНОГРАФИИ, ТАК И РЕНТГЕНОСКОПИИ

Изобретение относится к способам и устройствам для получения рентгеновского изображения и к рентгеновским аппаратам, а именно к рентгеноскопическим и рентгенографическим аппаратам для медицинского и промышленного применения, в частности к рентгеновским диагностическим устройствам для медицинских исследований и интроскопии.

В настоящее время в рентгеновской интроскопии используются рентгеновизиализирующие устройства различных типов, отличающиеся друг от друга принципами преобразования энергии падающих на детектор рентгеновских фотонов. В случаях, когда ограничение дозы облучения важнее потери мелких деталей в изображении, в состав рентгеновизиализирующих устройств включают усиливающие рентгенолюминофорные экраны (слои). Примерами таких устройств являются: рентгенографические кассеты с усиливающими рентгенолюминофорными экранами; усилители рентгеновского изображения с рентгеновским электронно-оптическим преобразователем, на входное окно которого наносится рентгенолюминофорный экран; системы рентгенолюминофорный экран-ПЗС-матрица; цифровые системы с использованием фотодиодных матриц (линеек) из аморфного кремния, находящихся в оптическом контакте с рентгенолюминофорным экраном.

Известно, что рентгенолюминесценция большинства материалов состоит из двух компонент: быстрой (десятки наносекунд) и медленной (десятки, сотни микросекунд). При этом при создании сцинтилляционных дозиметров используют быструю компоненту, а при создании рентгеновизиализирующих устройств - медленную, несущую около 80% энергии излучения.

Известен способ и диагностический рентгеновский аппарат, реализующий получение рентгеновского изображения [патент РФ №2153848, А61В 6/00, H05G 1/20, опубл. 10.08.2000 г.] путем облучения пакетом мощных импульсов рентгеновского излучения наносекундной длительности стоящий за исследуемым объектом конвертер, преобразующий рентгеновское излучение в видимое. Съемку полученного изображения ведут видеокамерой, синхронно управляемой с моментом прихода пакета импульсов рентгеновского излучения. Количество импульсов в пакете определяют по соотношению , где N - количество импульсов рентгеновского излучения в пакете; t - время обратного хода луча кадровой развертки видеокамеры; T₁ - период следования импульсов рентгеновского излучения в пакете. Облучение объекта происходит синхронно с кадровой разверткой видеокамеры во время обратного хода луча видеокамеры. Поскольку привыкание глаза человека к изображению происходит за время ~ 0,2 с, то используется частота смены изображения не более 5 Гц, что в 10 раз ниже частоты кадровой развертки видеокамеры.

Недостатком данного способа является применимость его только к рентгеновизиализирующим устройствам, использующим видеокамеру (ПЗС-матрицу). При этом видеокамера регистрирует не только полезный сигнал, а также радиационные и собственные шумы. Это в свою очередь сильно снижает соотношение сигнал-шум. Длительность накопления излучения ограничена длительностью кадра применяемого видеоустройства, что ограничивает применение способа для просвечивания объектов с большой радиационной толщиной.

Известен способ импульсной микродозовой рентгеновской диагностики [патент РФ №2273844, G01N 23/04, опубл. 10.04.2006 г.], включающий просвечивание объекта импульсным рентгеновским излучением, преобразование прошедшего объект излучения рентгенолюминесцентным конвертором, регистрацию оптического изображения фотоэлектронным устройством, синхронизованным во времени с рентгеновским источником, преобразование сигналов из аналоговой формы в цифровую, запоминание, обработку и трансляцию изображения, отличающийся тем, что облучение объекта и регистрацию его оптического изображения производят в интервале времени между радиационными космическими импульсами.

Недостатком данного способа является обязательное использование фотоэлектронных устройств (ПЗС-матрицы, ЭОП, ФЭУ), неприменимость к пленочным системам регистрации.

Известен способ получения рентгеновского изображения [патент РФ №2206886, G01N 23/04, опубл. 20.06.2003 г.], характеризующийся тем, что время облучения и регистрации оптического изображения меньше или равно излучательному времени рентгенолюминесцентного преобразователя, а начало экспозиции фотоэлектронного устройства синхронизуют по времени в интервале импульса излучения рентгенолюминесцентного преобразователя. Для регистрации оптического изображения используют импульсный фотоэлектронный матричный аналого-цифровой прибор с зарядовой связью (ПЗС матрица), время экспозиции которого равно или меньше излучательного времени рентгенолюминесцентного преобразователя.

Недостатком данного способа является неприменимость к пленочным системам регистрации, низкая разрешающая способность, узкий динамический диапазон регистрации изображений.

Известен способ облучения рентгеновизиализирующих устройств рентгеновским излучением с помощью рентгеновских аппаратов, использующих рентгеновскую трубку с термоэмиссионным катодом [Рентгенотехника: Справочник. В 2-х кн. / Под ред. B.В. Клюева. - М.: Машиностроение, 1980].

Недостатком данного способа является непрерывная генерация рентгеновского излучения, при этом пиковая мощность трубки не превышает 0,1 МВт, а длительность экспозиции не менее 1 мс. В этом случае интенсивность свечения люминофора линейно пропорциональна интенсивности рентгеновского излучения [Казанкин О.Н., Марковский Л.Я., Миронов И.А., Пекерман Ф.М., Петрошина Л.Н. «Неорганические люминофоры» изд. «Химия» 1975 г]. В то же время известно, что облучение люминофоров мощными наносекундными импульсами с энергией электронов до 200 кэВ и плотностью тока 100-1000 А/см² возбуждает люминесценцию, пиковая интенсивность которой на 4-6 порядков выше интенсивности традиционной стационарной люминесценции [Соломонов В.И. Импульсная катодолюминесценция конденсированных сред: дис. д. ф.-м. н. Екатеринбург. Институт электрофизики УО РАН. 1996. 267 с]. Таким образом, не используется возможность нелинейного увеличения пиковой интенсивности свечения люминофора, за счет увеличения пиковой мощности рентгеновского излучения, путем использования сильноточных импульсов наносекундной длительности.

Наиболее близким аналогом заявляемого способа является способ облучения рентгенолюминофоров пакетом импульсов наносекундной длительности с частотой следования импульсов до 5 кГц [Применение импульсных частотных наносекундных рентгеновских аппаратов для диагностики. / Баянкин С.Н., Можарова И.Э., Корженевский С.Р. Кузнецов В.Л., Комарский А.А. // Вестник рентгенологии и радиологии. - 2015. - №2. - C. 42-46].

При данном способе формирование изображения исследуемого объекта происходит путем регистрации светосуммы конвертированного люминофором рентгеновского излучения в паузах между импульсами рентгеновского излучения.

Недостатком данного способа является повышенный уровень шумов изображения при использовании рентгенолюминофора CsI:Tl, широко применяемого в электронных рентгеновизиализирующих устройствах. Длительность послесвечения традиционных рентгенолюминофоров, таких как Gd₂O₅ : Tb, CaWO₄, Y₂O₂S : Tb, ZnCdS : Ag, LaOBr : Tb, составляет 1 мс [патент РФ №2420763, G01T 1/20, опубл. 20.06.2011 г.]. При этом интенсивность свечения усиливающих рентгенолюминесцентных экранов (Kodak lanex, Ренэкс ЭУ-Г3, Ренэкс ЭУ-Г300, Ренэкс ЭУ-И4), изготовленных их этих люминофоров, снижается до уровня 0,1 от интенсивности свечения в момент прекращения возбуждения люминесценции за 1.0-1,35 мс [Применение импульсных частотных наносекундных рентгеновских аппаратов для диагностики. [Текст] / Баянкин С.Н., Можарова И.Э., Корженевский С.Р. Кузнецов В.Л., Комарский А.А. // Вестник рентгенологии и радиологии. - 2015. - №2. - С. 42-46]. Таким образом, облучение вышеописанных рентгенолюминофоров наносекундными импульсами рентгеновского излучения в диапазоне частот от 1 кГц до 5 кГц позволяет работать в режиме постоянного свечения люминофоров, тем самым сохраняя высокое отношение сигнал/шум, что обеспечивает получение качественного изображения. В то же время интенсивность послесвечения CsI : Tl, часто используемого при создании плоскопанельных и линейных цифровых приемников рентгеновского излучения с повышенной разрешающей способностью, снижается до уровня 0,13 от интенсивности свечения в момент прекращения возбуждения люминесценции всего за 0,1 мс [Мелешко А.А. Время-разрешенная оптическая спектроскопия сцинтилляционных кристаллов CsI(Tl): дис. к. ф.-м.н. Томск. ГОУ ВПО «Томский политехнический университет». 2009 г.]. Таким образом, облучение рентгеновизиализирующих устройств, использующих CsI : Tl, наносекундными импульсами рентгеновского излучения с частотой следования (менее 10 кГц) не обеспечивает непрерывного свечения люминофора. Это приводит к тому, что значительную часть времени регистрируется не только полезный сигнал в момент прихода рентгеновских импульсов и свечения люминофора, а и собственные аппаратные шумы системы регистрации. Это в свою очередь сильно снижает соотношение сигнал-шум, снижает качество изображения.

Ближайшим аналогом заявляемого устройства является импульсный наносекундный рентгеновский аппарат ЯСЕНЬ-01 [Корженевский СР. Высокочастотные наносекундные генераторы для интроскопии и селективного разрушения твердых тел микронных размеров: дис. к.т.н. Екатеринбург. Институт электрофизики УрО РАН. 2008], формирующий импульсы рентгеновского излучения с частотой следования до 5 кГц с помощью взрывоэмиссионной рентгеновской трубки и высоковольтного генератора наносекундных импульсов с индуктивным накопителем энергии и полупроводниковым прерывателем, формирующего высоковольтные импульсы с пиковой мощностью в электронном пучке до 10 МВт. Для регистрации используется фотографический приемник излучения.

Заявляемое устройство отличается от ближайшего аналога конструкцией взрывоэмиссионной рентгеновской трубки, что позволило увеличить как пиковую мощность импульса, возбуждающего рентгеновское излучение в электронном пучке в 3,5 раза до 35 МВт, так и увеличить частоту следования импульсов рентгеновского излучения в 3 раза, до 15 кГц. Данные отличительные особенности обеспечивают получение длительности паузы между импульсами излучения не более длительности снижения интенсивности медленной компоненты послесвечения любого рентгенолюминофора, в том числе CsI : Tl, до уровня не меньше 0,1 от интенсивности свечения в момент прекращения возбуждения люминесценции, а также возбуждением свечения рентгенолюминофоров в режиме нелинейного повышения квантового выхода, нелинейного увеличения пиковой интенсивности свечения люминофоров от интенсивности рентгеновского излучения.

Технический результат заявляемого изобретения заключается в получении качественного рентгеновского изображения при сохранении заданного отношения сигнал/шум и в снижении дозы рентгеновского излучения, требующейся для получения данного изображения, за счет нелинейного повышения квантового выхода, нелинейного увеличения пиковой интенсивности свечения рентгенолюминофоров от интенсивности рентгеновского излучения при любых видах интроскопии с использованием рентгеновизиализирующих устройств, работающих как в режиме рентгенографии, так и рентгеноскопии, использующих рентгенолюминофоры с длительностью послесвечения от 0,1 мс, определяемой как длительность снижения интенсивности послесвечения рентгенолюминофора до уровня 0,1 от интенсивности свечения в момент прекращения возбуждения люминесценции.

Сущность заявляемого способа заключается в том, что рентгенолюминофоры рентгеновизиализирующих устройств облучают пакетом импульсов рентгеновского излучения наносекундной длительности, возбуждаемых высоковольтными импульсами наносекундной длительности, пиковой мощностью более 30 МВт в электронном пучке, с килогерцовыми частотами следования импульсов, при этом длительность возбуждения люминесценции, определяемая длительностью импульса рентгеновского излучения, более чем в 10 раз меньше длительности послесвечения рентгенолюминофора по окончании воздействия рентгеновского излучения, а формирование изображения происходит путем регистрации как конвертированного рентгенолюминофором рентгеновского излучения во время воздействия рентгеновского излучения, так и светосуммы конвертированного люминофором рентгеновского излучения в паузах между импульсами рентгеновского излучения. В отличие от ближайшего аналога генерация импульсов рентгеновского излучения, возбуждаемых высоковольтными импульсами наносекундной длительности, пиковой мощностью более 30 МВт в электронном пучке, приводит к нелинейному повышению квантового выхода и пиковой интенсивности свечения рентгенолюминофоров от интенсивности рентгеновского излучения, что позволяет снизить дозу, требующуюся для получения необходимой светосуммы конвертированного люминофором рентгеновского излучения для получения качественного рентгеновского изображения с высоким отношением сигнал/шум, а частота следования импульсов более 10 кГц обеспечивает получение качественного рентгеновского изображения с рентгеновизиализирующими устройствами, использующими рентгенолюминофоры с длительностью послесвечения от 0,1 мс, включая широко применяемый в цифровых приемниках излучения CsI : Tl, при этом частота следования импульсов выбирается из условия обеспечения длительности паузы между импульсами не более чем длительность снижения интенсивности медленной компоненты послесвечения используемого рентгенолюминофора до уровня не меньше 0,1 от интенсивности свечения в момент прекращения возбуждения люминесценции.

Способ реализован в устройстве, включающем в себя генератор наносекундных высоковольтных импульсов с индуктивным накопителем энергии и высоковольтным полупроводниковым прерывателем тока, взрывоэмиссионную рентгеновскую трубку с газопоглотительными элементами (геттерами), установленными непосредственно на катоде, аноде или одновременно на обоих электродах на расстоянии не более 20 мм от межэлектродного промежутка, генерирующую импульсы рентгеновского излучения, возбуждаемые высоковольтными импульсами наносекундной длительности с пиковой мощностью 35 МВт в электронном пучке, с частотой следования импульсов до 15 кГц и рентгеновизиализирующую систему, содержащую рентгенолюминофор. Частота следования импульсов определяется с учетом длительности снижения интенсивности послесвечения используемого рентгенолюминофора до уровня не меньше 0,1 от интенсивности свечения в момент прекращения возбуждения люминесценции. Так, при использовании Gd₂O₅ : Tb, CaWO₄ частота следования импульсов достигает 4 кГц, а при использовании CsI : Tl частота следования импульсов выбирается 15 кГц.

На Фиг. 1 схематично представлено заявляемое устройство, где: 1 - генератор наносекундных высоковольтных импульсов; 2 - индуктивный накопитель энергии; 3 - полупроводниковый прерыватель тока; 4 - взрывоэмиссионная рентгеновская трубка; 5 - геттеры (газопоглотительные элементы); 6 - рентгеновское излучение; 7 - объект исследования; 8 - рентгенолюминофор; 9 - рентгеновизиализирующая система.

На Фиг. 2 представлен электродный узел взрывоэмиссионной рентгеновской трубки заявляемого устройства, где: 5 - геттеры (газопоглотительные элементы); 10 - катод; 11 - анод.

На Фиг. 3 представлено изображение сварного шва стальных деталей, полученное при использовании импульсных рентгеновских генераторов с емкостным и индуктивным накопителем энергии, работающих на частоте 10 Гц с использованием плоскопанельного детектора PerkinElmer Dexela 1512NDT с рентгенолюминофором Gd2O5 : Tb.

На Фиг. 4 представлено изображение сварного шва стальных деталей, полученное при использовании импульсных рентгеновских генераторов с емкостным и индуктивным накопителем энергии, работающих на частоте и 4 кГц с использованием плоскопанельного детектора PerkinElmer Dexela 1512NDT с рентгенолюминофором Gd₂O₅ : Tb.

На Фиг. 5 представлено изображение биологического объекта, полученное при использовании импульсного рентгеновского генератора с индуктивным накопителем энергии, работающего на частоте 4 кГц с использованием плоскопанельного детектора PerkinElmer XRpad 4343F с рентгенолюминофором CsI : Tl.

На Фиг. 6 представлено изображение биологического объекта, полученное при использовании импульсного рентгеновского генератора с индуктивным накопителем энергии, работающего на частоте 15 кГц с использованием плоскопанельного детектора PerkinElmer XRpad 4343F с рентгенолюминофором CsI : Tl.

На Фиг. 7 представлено изображение дефекта детали из композитного материала, полученное при использовании импульсного рентгеновского генератора с индуктивным накопителем энергии пиковой мощностью 35 МВт, работающего на частоте 4 кГц с использованием плоскопанельного детектора Carestream DRX-1 с рентгенолюминофором Gd2O5 : Tb.

Известно, что рентгенолюминесценция большинства материалов состоит из двух компонент: быстрой (десятки наносекунд) и медленной (десятки, сотни микросекунд). При этом при создании сцинтилляционных дозиметров используют быструю компоненту, а при создании рентгеновизиализирующих устройств - медленную, несущую около 80% энергии излучения.

Специфика возбуждения люминофоров рентгеновским излучением заключается в том, что свечение люминофоров вызывается не непосредственным действием самих рентгеновских фотонов, а воздействием электронов, вырываемых из атомов или ионов основы люминофора рентгеновскими лучами. Вследствие этого рентгенолюминесценция имеет много общих черт с катодолюминесценцией. Экспериментально доказано, что облучение люминофоров мощными наносекундными импульсами с плотностью тока 100-1000 А/см² возбуждает люминесценцию, пиковая интенсивность которой на 4-6 порядков выше интенсивности традиционной стационарной люминесценции [Соломонов В.И. Импульсная катодолюминесценция конденсированных сред: дис. д. ф.-м.н. Екатеринбург. Институт электрофизики УО РАН. 1996 г.]. Схожий эффект обнаружен при облучении рентгенолюминофоров мощными наносекундными импульсами рентгеновского излучения, возбуждаемых высоковольтными импульсами наносекундной длительности с пиковой мощностью более 30 МВт в электронном пучке, когда при получении изображения требующегося качества с использованием рентгеновизиализирующих устройств с рентгенолюминофорными слоями (экранами) наблюдается многократное снижение дозы во входной плоскости приемного устройства, что не может быть объяснено недостоверностью проведенных дозиметрических измерений.

Объяснить данный эффект только тем, что приемник излучения накапливает светосумму конвертированного люминофором рентгеновского излучения, а большая разница длительностей наносекундного импульса рентгеновского излучения и микросекундного спада послесвечения люминофора позволяет снижать дозу в несколько раз при эксплуатации частотных импульсных аппаратов вместо аппаратов постоянного тока [Анализ принципов работы импульсных рентгеновских аппаратов. [Текст] / Можарова И.Э., Корженевский С.Р. Кузнецов В.Л. // Медицинский бизнес. - 2012. - №12. - С. 40-42], недостаточно, поскольку, светосумма конвертированного люминофором рентгеновского излучения по окончании возбуждения люминесценции высвечивает энергию запасенную, но не излученную люминофором во время воздействия рентгеновского излучения, и не может быть больше поглощенной энергии рентгеновского импульса с учетом коэффициента энергетического выхода. В то же время известно, что природа возникновения рентгенолюминесценции схожа с катодолюминесценцией. Следовательно, эффекты, обнаруженные при исследовании импульсной катодолюминесценции под воздействием мощных импульсов тока наносекундной длительности, могут иметь место и при импульсной рентгенолюминесценции при облучении мощным рентгеновским излучением, что и подтверждено экспериментально. Решающим фактором нелинейного роста пиковой интенсивности свечения рентгенолюминофоров является воздействие на них импульсным рентгеновским излучением, возбуждаемым высоковольтными импульсами наносекундной длительности с пиковой мощностью более 30 МВт в электронном пучке.

Кроме того, бомбардировка анода рентгеновской трубки электронным пучком мегаваттной пиковой мощности в процессе генерации рентгеновского излучения вызывает интенсивный разогрев материала анода и, как следствие, испарение материала анода в межэлектродный промежуток. В свою очередь пары металла под воздействием высокого напряжения ионизируются, возникает плазма, это может привести к замыканию межэлектродного промежутка плазмой, что нарушает работу трубки, вызывает завершении генерации рентгеновского излучения и даже может вывести рентгеновскую трубку из строя. Во избежание этого при создании трубок предусматриваются газопоглотительные элементы во внутренней полости трубки, а также снижается допустимая пиковая мощность и частота следования импульсов при эксплуатации изделия. В рассматриваемом прототипе используется трубка, также имеющая газопоглотительные элементы [патент РФ №2174726, МПК Н01J 35/00, Н05G 1/02, опубл. 10.10.2001 г.], но эти элементы расположены в зоне, удаленной от межэлектродного промежутка на расстояние 80 мм, и закреплены на основании массивного анодного фланца, обладающего большой площадью соприкосновения с трансформаторным маслом высоковольтного блока, поэтому возможно считать температуру газопоглотительных элементов равной температуре окружающей среды. В то же время известно, что эффективность газопоглощения геттерами увеличивается с ростом их температуры. Таким образом, подобное расположение газопоглотительных элементов снижает эффективность газопоглощения установленными геттерами, поскольку их температура равняется температуре окружающей среды, а нагревательных элементов, повышающих температуру геттера, конструкцией трубки не предусмотрено. В результате, у прототипа максимальная допустимая пиковая мощность в электронном пучке ограничена значением 10 МВт, а частота следования импульсов не превышает 5 кГц, что обеспечивает работу анода в оптимальном температурном диапазоне, уменьшает испарение материала анода, и, как следствие, обеспечивает удаление плазмы из межэлектродного промежутка в паузах между импульсами. Следовательно, для применения данного способа облучения рентгеновизиализирующих устройств, использующих рентгенолюминофоры с длительностью послесвечения на уровне 0,1 мс, например CsI : Tl с частотой следования импульсов более 10 кГц, рентгеновские аппараты с взрывоэмиссионной рентгеновской трубкой, имеющей газопоглотительные элементы в области удаленной от межэлектродного промежутка на 80 мм, не подходят.

Практическая реализация данного способа облучения рентгенолюминофоров возможна только с помощью импульсных наносекундных частотных рентгеновских аппаратов, включающих генератор наносекундных высоковольтных импульсов 1 с индуктивным накопителем энергии 2, высоковольтным полупроводниковым прерывателем тока 3, взрывоэмиссионной рентгеновской трубкой 4, содержащей газопоглотительные элементы 5 на расстоянии не более 20 мм от межэлектродного промежутка между катодом 10 и анодом 11. Поскольку более 90% энергии электронного пучка конвертируется в тепловую энергию, разогревающую электроды, то установка геттеров 5 на таком расстоянии от межэлектродного промежутка и закрепление их непосредственно на электродах приводит к разогреву газопоглотительных элементов при работе трубки и, как следствие, ведет к повышению эффективности поглощения паров материала электродов геттером. При этом увеличение пиковой мощности электронного пучка, эмитируеммого взрывоэмиссионным катодом и бомбардирующего анод трубки, приводит к увеличению температуры геттера и повышению эффективности газопоглощения.

В результате заявляемое устройство работает следующим образом.

При подключении генератора наносекундных высоковольтных импульсов 1 к сети питания происходит накопление энергии магнитного поля в индуктивном накопителе 2. Далее, с помощью высоковольтного полупроводникового прерывателя 3 происходит конвертация энергии магнитного поля в энергию электрического поля, что приводит к формированию наносекундного импульса высокого напряжения. Этот импульс прикладывается к взрывоэмиссионной рентгеновской трубке 4, подключенной к генератору наносекундных высоковольтных импульсов 1, что вызывает процесс взрывной эмиссии электронов из катода 10 и бомбардировку анода 11 электронным пучком пиковой мощностью 35 МВт. В результате торможения анодом электронов, бомбардирующих его, генерируется рентгеновское излучение 6. Частота следования импульсов рентгеновского излучения в пакете определяется длительностью снижения интенсивности медленной компоненты послесвечения рентгенолюминофора 8 до уровня не меньше 0,1 от интенсивности свечения в момент прекращения возбуждения люминесценции. Рентгеновское излучение 6, после прохождения через объект исследования 7, облучает рентгенолюминофор 8 рентгеновизиализирующего устройства 9. Это приводит к формированию изображения исследуемого объекта рентгеновизиализирующим устройством 9 путем регистрации как конвертированного рентгенолюминофором 8 рентгеновского излучения во время непосредственного воздействия рентгеновского излучения 6, так и светосуммы конвертированного рентгенолюминофором 8 рентгеновского излучения 6 в паузах между импульсами рентгеновского излучения. При этом благодаря использованию импульсов высокого напряжения наносекундной длительности пиковой мощностью более 30 МВт в электронном пучке для получения рентгеновского излучения наблюдается нелинейное повышение квантового выхода, нелинейное увеличение пиковой интенсивности свечения рентгенолюминофоров 8 от интенсивности рентгеновского излучения 6, что приводит к снижению дозы рентгеновского излучения, требующейся для получения изображения требующегося качества. Установка газопоглотительных элементов 5 на расстоянии не более 20 мм от межэлектродного промежутка приводит к повышению температуры геттеров от электродов, разогревающихся в процессе эмиссии электронного пучка и генерации рентгеновского излучения, что, соответственно, увеличивает эффективность поглощения паров материалов электродов. Это позволяет формировать пакет импульсов рентгеновского излучения с частотой следования импульсов до 15 кГц.

Пример 1. Заявленная импульсная установка пиковой мощностью 35 МВт в электронном пучке, частота следования импульсов 4 кГц, и установка постоянного тока Definium АМХ 700, использующая рентгеновскую частоту импульсов до 15 кГц, что обеспечивает длительность паузы между импульсами не более длительности снижения интенсивности послесвечения рентгенолюминофора до уровня не меньше 0,1 от интенсивности свечения в момент прекращения возбуждения люминесценции, что повышает с соотношение сигнал-шум, повышает качество изображения, трубку с термоэмиссионным катодом пиковой мощностью в электронном пучке 12,5 кВт, применяются для исследования органов грудной клетки. Регистрация изображения осуществляется с помощью плоскопанельного детектора Carestream DRX-1 (фотодиодная матрица из аморфного кремния и рентгенолюминофором Gd₂O₅ : Tb). Сравнение диагностических систем произведено по субъективной оценке качества получаемых диагностических изображений органов грудной клетки, а также по измеренным эквивалентным дозам. Для дозиметрических измерений использован широкодиапазонный дозиметр «ДКС-АТ 1123». Эквивалентная доза при использовании заявленной установки равна 0,027 мкЗв, при использовании установки с термоэмиссионной рентгеновской трубкой 0,569 мкЗв. Таким образом, дозиметрические измерения, проведенные в ходе исследования, подтвердили, что использование импульсных рентгеновских аппаратов, формирующих пакет наносекундных рентгеновских импульсов, формирующихся с помощью импульсов высокого напряжения наносекундной длительности, мегаваттной пиковой мощностью в электронном пучке, ведет к снижению дозовой нагрузки на пациента, по сравнению с комплексами постоянного тока с пиковой мощностью киловаттного диапазона в электронном пучке, более чем на порядок, что многократно превышает погрешность измерений дозы и не может быть объяснено недостоверностью проведенных измерений.

Пример 2. Заявленная импульсная установка с индуктивным накопителем энергии, твердотельной системой формирования импульсов, частота следования импульсов 4 кГц, и импульсная установка АРИНА-3 с емкостным накопителем энергии и газовым разрядником-обострителем высокого давления, частота следования импульсов 10 Гц. Обе установки работают в мегаваттном диапазоне пиковой мощности электронного пучка. Приемник излучения: плоскопанельный детектор PerkinElmer Dexela 1512NDT с рентгенолюминофором Gd₂O₅ : Tb. Сравнение систем произведено по субъективной оценке качества получаемых диагностических изображений сварного шва стальной трубы с толщиной стенки 16,5 мм, при условии одинаковой дозы в плоскости входного окна рентгеновизиализирующего устройства. Изображение, полученное с помощью заявленной установки, соответствует всем требованиям нормативной документации по радиографическим методам контроля. Изображение, полученное с помощью установки, работающей на частоте 10 Гц (Фиг. 3), характеризуется более низким контрастом, наличием чередующихся черных полос, занимающих 20% поля изображения, признано негодным для проведения дефектоскопии.

Пример 3. Заявленная импульсная установка с индуктивным накопителем энергии, твердотельной системой формирования импульсов. Частота следования импульсов дискретно изменялась от 4 кГц до 15 кГц. Приемник излучения: плоскопанельный детектор PerkinElmer XRpad 4343F с рентгенолюминофором CsI : Tl. Доза в плоскости приемника контролировалась широкодиапазонным дозиметром «ДКС-АТ 1123». Выполнены сравнительные снимки биологического объекта при условии одинаковой дозы в плоскости входного окна рентгеновизиализирующего устройства. Изображение, полученное при работе установки с частотой 4 кГц, характеризуется меньшей контрастностью, повышенным уровнем шумов, меньшей диагностической ценностью, в сравнении с изображением, полученным при частоте следования импульсов 15 кГц (Фиг. 5).

Пример 4. Заявленная импульсная установка пиковой мощностью 35 МВт в электронном пучке и установка ЯСЕНЬ-01 (прототип) с пиковой мощностью 10 МВт в электронном пучке используются для получения изображения дефекта детали из композитного материала, качество снимка оценивалось субъективно, тремя экспертами-дефектоскопистами независимо друг от друга. Частота следования импульсов для обеих установок выбрана одинаковой и равняется 4 кГц. Регистрация изображения осуществляется с помощью плоскопанельного детектора Carestream DRX-1 (фотодиодная матрица из аморфного кремния и рентгенолюминофором Gd₂O₅ : Tb). Для дозиметрических измерений был использован широкодиапазонный дозиметр «ДКС-АТ 1123». Доза при использовании заявленной установки пиковой мощностью 35 МВт в электронном пучке составляет 0,006 мкГр, а при использовании установки с пиковой мощностью 10 МВт в электронном пучке доза равна 0,01 мкГр. Таким образом, дозиметрические измерения, проведенные в ходе исследования, подтвердили, что повышение пиковой мощности импульсных рентгеновских аппаратов ведет к снижению дозы, требующейся для получения изображения сопоставимого качества (Фиг. 7).