МАТРИЦА ФОТОПРИЕМНИКОВ

Поток рентгеновских фотонов

сцинтилляционныи

СЛОЙ

ДАННЫЕ

Слои для считывания информации

Рис. 1.25. Детектор в виде плоской панели на основе аморфного кремния.

рой шкалы составляет 2^й градаций. Минимальное время между последовательными экспозици-J ями - 5 с. j

Системы с использованием плоских панелей на базе аморфного кремния. Плоские папе-! ли на основе аморфного кремния (amorphous silicon, a-Si) являются основой еще одного из видов] приемников-преобразователей рентгеновского излучения для непрямой рентгенографии. В их] конструкции много общего с панелями на основе аморфного селена, однако существует и прин-1 ципиальное отличие: электрический сигнал формируется после преобразования потока фотонов | рентгеновского излучения в поток фотонов видимого диапазона длин волн с последующим пре^ | образованием "свет-электричество" [353, 406, 498]. Прием и преобразование рентгеновского из*! лучения в плоских панелях на основе аморфного кремния осуществляется следующим образом! (рис. 1.25). Верхний из рабочих слоев панели представляет собой сцинтиллятор на основе Csl: Tl толщиной порядка 450 мкм, в котором осуществляется преобразование потока фотонов рент­геновского излучения, прошедшего через исследуемую область тела пациента, в поток фотонов видимого света. Данный тип сцинтиллятора обладает очень высоким коэффициентом поглоще- • ния рентгеновского излучения. Его вертикально ориентированная кристаллическая структура i позволяет значительно уменьшить уровень бокового рассеивания и повысить пространственную разрешающую способность системы. Сформированный в сцинтилляционном слое световой по-1 ток попадает на матрицу светочувствительных элементов (фотодиодов) на основе аморфного кремния, на выходах которых в процессе облучения формируются электрические заряды. Затемi с помощью транзисторных ключей, выполненных на основе тонкопленочной технологии, осуще ствляется последовательное считывание электрических сигналов вдоль соответствующих строк, 3 после чего эти сигналы усиливаются и конвертируются с использованием, как правило, 14-раз- рядных аналого-цифровых преобразователей. Микрофотография структуры слоев плоской па­нели, в которых осуществляется преобразование "свет-электричество", в значительно увеличен­ном масштабе представлена на рис. 1.26. Соответствующая принципиальная электрическая схе-1 ма изображена на рис. 1.27.

Выпускаемые в настоящее время полноформатные (около 43x43 см) панели на основе аморфного кремния обладают пространственной разрешающей способностью порядка 3,5 пар линий/мм (размер пиксела 143 мкм), широким динамическим диапазоном и квантовой эффек-. тивностыо в области нулевых пространственных частот более 60%. Время с момента начала экс­позиции до регистрации первичного изображения составляет несколько секунд (менее 10). Изо­бражение в формате DICOM 3.0 отображается на экране монитора рабочей станции в течение

20-40 секунд (в зависимости от вы­бранных алгоритмов обработки). Размер детектора в сборке порядка 53,3x48,8x4,5см.

С

напряжение смещения

Щ WL

транзисторный ключ (тонкопленочная технология)

один пиксел

фотодиод

:26. Микрофотография структуры плоской панели на основе аморфного кремния.

... Принципиальная электрическая схема преобразования сигналов в плоской панели.

канирующие системы на базе линеек полупроводниковых детекторов. Приемники-преобра- зователи этого типа могут рассмат­риваться в качестве частного случая детекторов, описанных в предыду­щем разделе. Отличие заключается в том, что в данном варианте детек­тор представляет собой линейную (одномерную) структуру и для фор­мирования двумерного изображе­ния необходимо осуществить ска­нирование детектором вдоль иссле­дуемой области тела пациента.

Детекторы данного типа представляют собой линейку свето­чувствительных элементов, распо­ложенных за сцинтилляционным слоем. В качестве чувствительных элементов могут использоваться как дискретные элементы (фотоди­оды), так и микросборки из дис­кретных элементов. Следует отме-

РЕНТГЕНОВСКОЕ

ИЗЛУЧЕНИЕ

с

г.«/

чгго

уществуют системы для цифровой рентгеногра- 'Нмер. аппарат Digidelca-M), в которых осуществ- рование при использовании одной строки ПЗС- {одномерной матрицы). Однако с учетом того, что ования изображения в этой системе содержит .тилляционный экран и светосильную оптику, было бы. в качестве частного инженерного реше- детекторы этого типа к рассмотренным выше -преобразователям, в тракте формирования изо- оторых используются ПЗС-матрицы.

а

т

одного канала линейки твердотельных де- ставлена на рис. 1.28. Поток рентгеновских фо- через щель коллиматора, попадает на слой Через оптоволоконные шайбы фотоны света фотодиоды, на выходах которых формируется

аднальный интенсивности светового потока _{Рис 1 28} Структура одного канала ли- ^ущёствуют различные модификации линеек _{нейки полуп}р_ОВОдниковых детекторов. Полупроводниковых детекторов, используе- ] _ Коллиматор. 2. Сцинтиллятор. 3. Оп- рентгенографических системах. Например, тововолоконных шайба. 4. Фотодиод.

детекторы, используемые в малодозовых цифровых флюорографах ФМПЦ-ЗЫ25 и Карс-С состоят из 16 приемных модулей, каждый из которых содержит линейку из 64 фотодиодов мером 0,36x0,36 мм, расположенных с шагом 0,4 мм. Управление работой фотодиодов осуще ляется с помощью цифрового сдвигового регистра. Время накопления информации в проц экспозиции каждой строки изображения, содержащей 1024 пиксела, составляет от 6 мс (К Скан) до 10 мс (OMIII],-Si-125), после чего оцифрованная информация записывается в буф начинается формирование и регистрация информации следующей по вертикали строки. П( завершения экспозиции в буфере накапливается цифровое изображение, содержащее 1024x1 элементов, каждый из которых имеет значение яркости в диапазоне шкалы серого цвета 2'^: даций (ФМПЦ - Si - 125) либо 2^Ш градаций (Карс-Скан). Первичное изображение на экране нитора возникает через 8-10 секунд после окончания сканирования. Детекторы рассматрш мого типа обладают пространственной разрешающей способностью около 1,2 пар линий/мм, намическим диапазоном порядка 100-120, в них обеспечивается контрастная чувствительно на уровне 1,0% при дозе в плоскости приемника менее 6 мкГр.

Системы для рентгеноскопии на базе УРИ. Как было отмечено, к системам реального \ штаба времени относятся рентгенодиагностические комплексы, в которых удается сформиров; зарегистрировать и отобразить на экране монитора 25 и более цифровых изображений в секув В настоящее время единственными таким системами являются детекторы на базе УРИ [К Следует отметить, что большинство из полноформатных детекторов на базе УРИ являются у] версальными, то есть позволяют работать как в режиме рентгеноскопии, так и в режиме рентги графии, хотя и с меньшей пространственной разрешающей способностью по сравнению с сис мами, предназначенными исключительно для задач рентгенографии. Скорость считывания и ai лого-цифрового преобразования информации, при которой удается зарегистрировать 25 и бо; изображений в секунду, реализуют при использовании камер с ПЗС-матрицами на выходе УР В самых современных системах для рентгеноскопии, реализован режим, при котором удается ; регистрировать 50-60 изображений в секунду. До недавнего времени в системах для рентгенось пии применялись матрицы, содержащие 512x512 элементов, а в последних разработках исполь: ваны камеры с ПЗС-матрицами размерностью 1024x1024 элемента. Подобные матрицы позвол ют реализовать пространственную разрешающую способность порядка 1,5-1,6 пар линий/мм п полноформатной рентгеноскопии (полезная поверхность детектора имеет диаметр 36 см) и, сос ветственно, около 2,5 пар линий/мм при использовании преобразователей с номинальным ди метром рабочего поля порядка 20 см. Остальные характеристики систем для рентгеноскопии с ответствуют параметрам цифровых рентгенографических приемников-преобразователей на ба УРИ. Следует отметить, что при использовании современных цифровых детекторов на базе УР в импульсном режиме просвечивания удается избежать ухудшения качества изображения, св; занного с эффектами "затягивания" и "скачков", которые свойственны обычным УРИ с телевиз) онными системами [534]. Исследования в импульсном режиме позволяют также в значительнё степени уменьшить дозовую нагрузку на пациента за счет возможности блокирования на врем соответствующее задаваемому врачом интервалу регистрации изображений, радиационного вв хода излучателя рентгенодиагностического комплекса, что особенно актуально для детской реш генодиагностики. Дополнительного эффекта в последнем случае достигают при использовани рентгеновских трубок, в Kofopbix помимо катода и анода имеется управляющий электрод (peuiei ка). С помощью напряжения смещения, приложенного к этому электроду, управляют радиациов иым выходом трубки, выпрямляя фронты импульсов высокого напряжения и, таким образол уменьшают низкоэнергетическую составляющую спектра рентгеновского излучения (характер ную для затянутых фронтов), которая практически не участвует в формировании изображений но является источником дополнительной дозовой нагрузки на пациента [348].