Высокоэффективные кремниевые детекторы рентгеновского излучения для сканирующих аппаратов КАРС
В последнее время в медицинских исследованиях и диагностике различных патологий внутренних органов широко используются цифровые рентгеновские аппараты и цифровые томографы с высоким пространственным разрешением. Такие аппараты позволяют производить цифровую обработку изображения с последующим выводом на экран компьютера или бумажный носитель.
Одним из способов регистрации рентгеновского изображения является полнокадровый метод, при котором всё исследуемое поле (пациента или его часть) единовременно облучают рентгеновским излучением и регистрируют полученную рентгеновскую проекцию (кадр) детектором соответствующей площади. Так работают классические пленочные рентгеновские аппараты и флюорографы. Детектором в них является люминесцентный экран совмещенный с фотокассетой. В цифровых аппаратах детектором служит рентгеночувствительная матрица, сигнал с которой преобразуется в цифровой вид и передается в компьютер для последующей обработки и хранения.
Большой проблемой при полнокадровой регистрации изображения является рассеянное рентгеновское излучение. Первичное излучение от рентгеновской трубки, взаимодействуя с исследуемым телом, не только поглощается, но и рассеивается в стороны, фактически создавая паразитную засветку детектора. Она не несет полезной информации, а наоборот, ухудшает контрастность изображения и пространственное разрешение. Поскольку при полнокадровой съемке облучению подвергается вся исследуемая область (порядка 40х40см2), то и интенсивность рассеянного излучения велика, что значительно ухудшает качество изображения.
Применение радиографического растра позволяет бороться с ухудшением качества изображения, вызванным вторичным излучением, однако сам растр частично поглощает рентгеновские лучи, поэтому необходимо увеличение интенсивности рентгеновского источника. Так что указанный способ борьбы с рассеянным излучением достигается ценой значительного увеличения дозовой нагрузки на пациента.
Наиболее «щадящим» способом получения качественного рентгеновского изображения является сканирующий метод, при котором исследуемая область зондируется узким, двигающимся с постоянной скоростью веерным пучком рентгена [1], [2]. Рентгеновское изображение «построчно» регистрируется линейным детектором и передается в компьютер. Количество рассеянного излучения пропорционально объему, захватываемому рентгеновским пучком, поэтому в сотни раз меньше, чем при полнокадровом методе.
Незначительность рассеянного излучения при сканирующем методе регистрации позволяет получать высокое качества рентгеновского изображения при малых дозах. Так, например, во флюорографах «КАРС-1000»™ [3] при дозе за один снимок порядка 10мкЗв наблюдается изображение грудного отдела позвоночника наряду с легочным рисунком.
Вывод: Возможность снижения дозовой нагрузки на пациента позволяет рассматривать сканирующие системы как наиболее перспективные.
Можно заметить, что использование однострочного детектора в сканирующей системе по мере уменьшения размеров детектора становится неэффективным. Ширина однострочного приемника равна размеру точки изображения, то есть порядка 100 мкм. В то же время, пропорционально уменьшить ширину полоски падающего на объект рентгеновского излучения невозможно. Её ограничивают конечные размеры фокуса трубки (1-2 мм), расстояние до объекта (порядка 1 м), а также реальные люфты и вибрации механических узлов. В результате рентгеновский пучок оказывается много шире воспринимающей области детектора и происходит неоправданное переоблучение пациента в десятки раз. Кроме того, при построчном вводе рентгеновская трубка включается на несколько секунд на сканирования, и возможности современных трубок по мощности не позволяют создавать достаточного количества рентгеновских квантов, если выбирать острый фокус и колимировать узкий веерный пучёк.
Для устранения этих ограничений в рентгеновских сканирующих системах необходимо использовать матричные приемники с шириной детектируемой области несколько миллиметров. Матричный приемник состоит из нескольких десятков строк и регистрирует всю ширину падающего пучка. Это позволяет снизить энергетическую нагрузку на рентгеновскую трубку и высоковольтный источник питания до приемлемых уровней, а также упрощает требования к юстировке при сканировании и.
В рентгеновских детекторах ЛДР-2000, ЛДР-4000 производства Предприятия «Медтех» г.Новосибирск используется непрямое преобразование интенсивности рентгеновского пучка в электрический сигнал. Падающее излучение сначала преобразуется в видимый свет в слое люминофора, затем полученный свет регистрируется полупроводниковой матрицей фотоприемников.
В качестве люминофора в детекторах ЛДР используется оксисульфид гадолиния (Gd2O2S:Tb+). Он обладает целым рядом свойств [4], необходимых для создания эффективного сканирующего рентгеновского приемника:
- высокая абсорбционная эффективность;
- высокая эффективность светоотдачи;
- оптимальный для кремниевого фотоприемника желто-зеленый спектр свечения;
- малое время послесвечения;
- химическая и радиационная стабильность,
- малая гигроскопичность;
- эффективная работа в интервале напряжений трубки от 50 до 120 кВ.
Основные требования, предъявляемые к современному рентгенодиагностическому аппарату:
- высокое пространственное разрешение
- высокая контрастная чувствительность
- минимально возможная доза облучения пациента
- высокая эффективность регистрации рентгеновского излучения.
Понятно, что пространственное разрешение и контрастная чувствительность находятся в прямой зависимости от величины дозы облучения. Разработчики цифровой рентгеновской техники должны добиваться превышения уровня вышеперечисленных параметров по сравнению с аналогичными пленочными рентгеновскими аппаратами. Так, например, для пленочных рентгенодиагностических комплексов принято считать пространственное разрешение не хуже 5 пар линий на миллиметр, количество градаций серого цвета пленки не менее 50. При равных параметрах пространственного разрешения и контрастной чувствительности преимущество имеет аппарат, обеспечивающий минимальную экспозиционную дозу при обследовании.
Основной задачей для снижения экспозиционной дозы является повышение эффективности регистрации рентгеновских квантов, прошедших через пациента. При малых потоках рентгеновского излучения начинает играть роль его квантовая природа. Это выражается в статистическом шуме от конечного и небольшого числа квантов, регистрируемых приемником в единицу времени. Величина статистического шума равна корню квадратному от количества зарегистрированных квантов. Повышение эффективности регистрации, то есть доли рентгеновских квантов, преобразованных в сигнал изображения, от их общего числа, уменьшает относительный квантовый шум и, следовательно, повышает качество изображения.
Повысить эффективность регистрации можно, увеличив путь рентгеновского излучения в слое люминофора и создав, таким образом, условия для поглощения большей доли падающих рентгеновских квантов.
Рентгеновские кванты, прошедшие через исследуемый объект, частично абсорбируются люминофором, в результате чего излучается видимый свет. Этот свет регистрируется кремниевым фотоприемником, имеющим оптический контакт с поверхностью люминофора.
Бесконечно тонкий рентгеновский луч, проходя сквозь люминофор, создает световое пятно, размер которого пропорционален толщине люминофора [5]. Моделирование расплывания светового пятна показано на Рис.3. Стандартные люминофоры, выпускаемые мировыми производителями, имеют толщины от 140 до 430мкм, при этом имеют коэффициент абсорбции соответственно от 42% до 79%. Это значит, что если детектор имеет пространственное разрешение 100 мкм, он сможет зарегистрировать только 42% информации, содержащейся в рентгеновском пучке. Увеличение коэффициента абсорбции в данной конструкции возможно лишь за счет увеличения толщины люминофора, что приведет к потере пространственного разрешения вследствие эффекта расплывания светового пятна. Кроме того, свет, рожденный далеко от оптического контакта люминофора с детектором, сильно затухает в люминофоре. Вследствие этого даже для детекторов с небольшим пространственным разрешением применение люминофоров толще 500 мкм бессмысленно.
Использование специальной сканирующей схемы (ВЗН) дало возможность применить в аппаратах «КАРС» детекторы, позволяющие получить одновременно высокую эффективность регистрации и высокое геометрическое разрешение, которые защищены патентом на полезную модель «Приемник рентгеновский матричный» [6].
В детекторах ЛДР-2000 и ЛДР-4000, внешний вид которых показан на Рис.4, слой люминофора располагается под острым углом к падающему рентгеновскому излучению. Такое расположение значительно увеличивает путь рентгеновского излучения в люминофоре (Рис.5). При этом путь оптического излучения, определяющий геометрическое разрешение детектора, не изменяется. Если d – толщина слоя люминофора, α – угол установки люминофора к падающему излучению, то длина пути рентгеновских квантов в люминофоре равна d / sin α. Средний путь фотонов оптического излучения от места их возникновения до выхода из люминофорного слоя в перпендикулярном к плоскости приемника направлении равен d/2 и не зависит от угла α.
Таким образом, толщина люминофорного слоя d может быть выбрана из соображений требуемого пространственного разрешения. Выбор же угла α установки приемника к падающему рентгеновскому излучению позволяет получить требуемую длину пути рентгеновских квантов в люминофоре. Например, при α=7° и толщине люминофора 50 мкм рентгеновские кванты проходят в люминофоре расстояние 0.4 мм.
Указанное исполнение приемника дало возможность создать плоскую матрицу с высоким разрешением и тонким слоем люминофора, что сохраняет высокое разрешение матрицы, а установка ее под острым углом к падающему рентгеновскому излучению позволила приблизить абсорбционную эффективность детектора к 100%.
Вывод: технологии, примененные в многострочных детекторах ЛДР, позволили получить снимки высшего качества при минимально возможной дозе облучения пациентов.