устройство и способ получения рентгеновского изображения с применением плоской панели изображения из аморфного кремния

Формула изобретения

1. Устройство для получения изображения, содержащее панель изображения с многослойной структурой, имеющей поверхность для приема энергии и светодетекторную поверхность, размещенные с противоположных сторон, и детектор с поверхностью для приема энергии, расположенной вблизи указанной светодетекторной поверхности, при этом указанная панель изображения содержит светозапирающий слой, непрозрачный для видимого света, пропускающий попадающую на него форму несущей изображение энергии, проецируемой на указанную поверхность для приема энергии, слой покрытия, размещенный между указанным светозапирающим слоем и указанной светодетекторной поверхностью, для преобразования указанной формы несущей изображение энергии в световую энергию и матрицу, выполненную из светочувствительных элементов, способных изменять свои электрические свойства при попадании на них света, размещенную между указанным преобразовательным слоем и указанной светодетекторной поверхностью, при этом указанный детектор избирательно принимает непосредственно от указанной панели изображения либо свет, поступающий от указанного преобразовательного слоя и проходящий между смежными парами указанных светочувствительных элементов, либо указанную несущую изображение энергию указанной поступающей на него формы, проходящую через указанную панель изображения, и вырабатывает выходной сигнал детектирования, соответствующий принимаемой им энергии.

2. Устройство по п.1, отличающееся тем, что указанная несущая изображение энергия в указанной форме представляет собой рентгеновские лучи, а указанный преобразовательный слой представляет собой рентгено-сцинтиллирующий слой.

3. Устройство по п.2, отличающееся тем, что указанный детектор представляет собой светодетектор, предназначенный для поглощения падающего на него света, при этом указанный сигнал детектирования соответствует принимаемой им световой энергии.

4. Устройство по п.2, отличающееся тем, что указанный детектор содержит светодетектор и сцинтиллятор, способный преобразовывать получаемые им рентгеновские лучи в световую энергию, при этом указанный светодетектор прикреплен к указанному сцинтиллятору и предназначен для выработки указанного сигнала детектирования, представляющего световую энергию, полученную им от сцинтиллятора.

5. Устройство по п.3, отличающееся тем, что указанный детектор дополнительно содержит продолговатый пучок из волоконно-оптического материала, имеющего на одном конце принимающую энергию поверхность, при этом указанный детектор удален от траектории указанных рентгеновских лучей.

6. Устройство по п.2, отличающееся тем, что указанный детектор выполнен в виде множества аналогичных детекторов, расположенных в разных местах.

7. Устройство по п.6, отличающееся тем, что оно дополнительно содержит регулятор экспозиции для выработки мгновенных выходных сигналов дозы, соответствующих мгновенному значению энергии, принимаемой указанной панелью изображения.

8. Устройство по п.7, отличающееся тем, что указанный регулятор экспозиции содержит приспособление для выбора одного из множества детекторов и для выработки мгновенного выходного сигнала дозы от указанного выбранного детектора.

9. Устройство по п.7, отличающееся тем, что указанный регулятор экспозиции содержит взвешивающую схему для пропорционального смешения сигналов детектирования от указанных детекторов в соответствии с алгоритмом смешения, введенным в эту схему посредством сигналов управления взвешиванием.

10. Устройство по п.8, отличающееся тем, что указанный регулятор экспозиции дополнительно содержит интегратор для накопления мгновенных сигналов дозы в течение заданного периода времени и для выработки выходного сигнала суммарной дозы, указывающего суммарную дозу энергии, полученную указанным детектором.

11. Устройство по п.9, отличающееся тем, что указанный регулятор экспозиции дополнительно содержит интегратор для накопления мгновенных сигналов дозы в течение заданного периода времени и для выработки выходного сигнала суммарной дозы, указывающего суммарную дозу энергии, полученную совокупностью указанных детекторов в соответствии с указанной схемой взвешивания.

12. Способ получения изображения, в котором объект-мишень подвергают воздействию энергии выбранной формы, проходящей через него, формируя, таким образом, несущую изображение форму энергии, и проецируют указанную несущую изображение энергию на поверхность для приема энергии панели изображения, имеющей многослойную структуру, пропускают указанную несущую изображение энергию через светозапирающий слой указанной панели, преобразуют указанную несущую изображение энергию в свет в преобразовательном слое указанной панели, имеющей матрицу из светочувствительных элементов, способных изменять свои электрические свойства при попадании на них света, размещенную за указанным преобразовательным слоем, детектируют указанное изменение для получения изображения на указанном объекте-мишени, с помощью детектора, размещенного снаружи светодетекторной поверхности указанной панели изображения, противоположной указанной поверхности для приема энергии, избирательно детектируют либо указанный свет от указанного преобразовательного слоя, проходящий между смежными парами указанных светочувствительных элементов, либо указанную несущую изображение энергию указанной формы, проходящую через указанную панель изображения, и вырабатывают сигнал детектирования, соответствующий энергии, полученной указанной панелью изображения.

13. Способ по п.12, отличающийся тем, что указанная выбранная форма энергии представляет собой рентгеновские лучи.

14. Способ по п.13, отличающийся тем, что указанный детектор представляет собой светодетектор, предназначенный для поглощения падающего на него света, а указанный сигнал детектирования соответствует полученной им световой энергии.

15. Способ по п.13, отличающийся тем, что указанный детектор представляет собой светодетектор и сцинтиллятор, предназначенный для преобразования принимаемых им рентгеновских лучей в световую энергию, при этом указанный светодетектор прикреплен к указанному сцинтиллятору и предназначен для выработки выходного сигнала детектирования, соответствующего световой энергии, принимаемой указанным сцинтиллятором.

16. Способ по п.14, отличающийся тем, что указанный детектор представляет собой один из множества аналогичных детекторов, расположенных в разных местах, при этом способ также включает следующие операции: выбор одного из множества указанных детекторов и выработку сигнала мгновенной дозы на основе указанного сигнала детектирования от указанного выбранного детектора.

17. Способ по п.14, отличающийся тем, что указанный детектор представляет собой один из множества аналогичных детекторов, расположенных в разных местах, при этом способ также включает следующие операции: ввод алгоритма взвешивания, пропорциональное смешение сигналов детектирования от указанного множества детекторов в соответствии с указанным алгоритмом детектирования с целью получения смешанного сигнала детектирования, выработка сигнала мгновенной дозы на основе указанного смешанного сигнала детектирования.

18. Способ по п. 16, отличающийся тем, что он дополнительно включает операцию накопления сигналов мгновенной дозы в течение заданного периода времени для получения сигнала суммарной дозы, представляющего суммарную дозу энергии, полученной за этот период времени выбранным детектором.

19. Способ по п. 17, отличающийся тем, что он дополнительно включает операцию накопления сигналов мгновенной дозы в течение заданного периода времени для получения сигнала суммарной дозы, представляющего суммарную дозу энергии, полученной за этот период времени выбранным детектором.

Описание изобретения к патенту

Настоящее изобретение относится к устройству для получения рентгеновского изображения и, в частности, к панельному устройству для получения изображения, имеющему матрицу из светочувствительных элементов, выполненных из аморфного полупроводникового материала, например из аморфного кремния.

Предшествующий уровень техники

Учитывая многочисленные недостатки, связанные с применением усилителей рентгеновского изображения и пленок обычного типа, среди которых можно отметить громоздкость, сложность и наличие подвижных деталей, в патенте США 4672454 представлена панель изображения из аморфного кремния, выполненная в виде светочувствительных элементов с размером стороны всего 90 мкм, представляющих собой нанесенный полупроводниковый материал, например аморфный кремний. Однако для эффективного использования такого устройства для получения рентгеновского изображения необходимы соответствующие средства для выработки сигналов, представляющих получаемую дозу рентгеновского излучения. Для кадровой флюорографической съемки (при которой снимки выполняются с помощью электронного устройства) необходим сигнал, представляющий полную интегральную дозу. С другой стороны, при рентгеноскопии (когда электронное устройство используют для непрерывного получения изображения) необходим сигнал, представляющий мгновенное значение потока рентгеновского излучения. Хотя существуют различные устройства для регулирования экспозиции при рентгенографии (или при непосредственном образовании изображения на пленке) и при рентгеноскопии с применением усилителей рентгеновского излучения и телевизионных камер, не существует устройства или способа управления, подходящего для применения с панелью изображения из аморфного кремния.

Например, в патенте США 3995161 представлено устройство для рентгеносъемки с применением многосекционной ионной камеры, имеющей интегрирующие конденсаторы для измерения дозы в нескольких областях пленки. Однако ионная камера несовместима с панелями из аморфного кремния, так как они имеют большие размеры и требуют использования высокого напряжения, которое влияет на работу панели. Кроме того, такие устройства требуют применения источников питания, являющихся источниками помех, влияющих на качество сигнала, получаемого от панели. В патенте США 4517594 представлена рентгеновская установка, в которой небольшая доля светового выхода усилителя рентгеновского изображения используется для переноса изображения на секционированный фотодетектор, при этом в установке не используется усилитель рентгеновского изображения с плоской панелью, а также не раскрыто устройство для переноса изображения. В патенте США 4171484 представлена система для прямого получения рентгеноскопического изображения с трубкой усилителя изображения и с высоковольтным источником напряжения ее смещения. Сигналы дозы получаются в виде изменений на входе от люминофорного экрана дисплея. Однако эта схема не допускает выбора области выборки изображения, а панель из аморфного кремния не имеет равноценного источника питания. В патенте США 4679217 представлена кассета для пленки с небольшими сцинтиллирующими экранами, испускающими свет, детектируемый фотодетекторами кассетодержателя. Эта схема требует вспомогательного оборудования для выработки электрических сигналов, необходимых для использования в генераторе излучения. При этом устройство управления экспозицией кассеты может применяться только в кассетодержателе, предназначенном для данного вспомогательного электронного устройства. Кроме того, испускаемый экранами свет при применении с панелями из аморфного кремния не отражает фактическую экспозицию панели в той же мере, как при использовании пленки. В патенте США 4442537 представлена система с применением телевизионной камеры для измерения выходного сигнала усилителя рентгеновского изображения. Выходной сигнал трубки телевизионной камеры используется для выработки сигнала регулирования для блока управления. Если такой видеосигнал вырабатывается панелью из аморфного кремния, он появится только при сканировании, при этом окажется поздно использовать регулирование рентгеновской дозы для флюорографии.

Как можно видеть на ограниченном количестве приведенных выше примеров, известные устройства управления экспозицией не могут выполнить все требования по габаритам, энергопотреблению и совместимости с характеристиками панелей из аморфного кремния.

Сущность изобретения

В связи с изложенным, задача изобретения заключается в создании удобного устройства для получения рентгеновского изображения и способа его применения с плоской панелью изображения, имеющей матрицу из светочувствительных элементов, выполненных из полупроводникового материала, например из аморфного кремния.

Предлагаемое устройство для получения рентгеновского изображения, которое может решить поставленную задачу, имеет плоскую панель изображения из аморфного кремния и светодетектор. Панель изображения представляет собой многослойную структуру, состоящую из последовательно расположенных светозапирающего слоя, непрозрачного для видимого света и пропускающего рентгеновское излучение, преобразовательного слоя фосфоресцентного материала для преобразования падающих на него рентгеновских лучей в видимый свет и двумерной матрицы из фоточувствительных элементов, выполненных из аморфного кремния, способных к измеримому изменению электрических свойств при попадании на них света.

Светодетектор размещен за панелью изображения с противоположной от воспринимающей энергию поверхности стороны, через которую на панель проецируется пучок рентгеновского излучения, несущий изображение. Светодетектор может быть выполнен в виде простого светодетектора, принимающего свет, испускаемый преобразовательным слоем и прошедший через области между смежными светочувствительными элементами матрицы. Так как детектируемая таким образом световая энергия прямо пропорциональна полной световой энергии, испускаемой преобразовательным слоем энергии, получаемой светочувствительными элементами, то выходной сигнал такого блока светодетектора можно удобно использовать для регулирования экспозиции панели изображения. В то же время блок светодетектора может иметь свой собственный преобразовательный слой, нанесенный поверх его светодетекторного слоя, в результате чего остаточное рентгеновское излучение, не поглощенное первым преобразовательным слоем и прошедшее через панель изображения, также может детектироваться. При применении двух и более таких светодетекторов одного или двух типов получаемые от них сигналы детектирования можно избирательно использовать для регулирования экспозиции с помощью коммутационного устройства, или комбинируя их в определенном соотношении с помощью взвешивающего устройства.

Краткое описание прилагаемых чертежей

На прилагаемых чертежах, которые введены в описание изобретения и составляют его часть, показаны варианты выполнения изобретения, при этом чертежи вместе с описанием служат для пояснения сущности изобретения. На прилагаемых чертежах:

Фиг.1 представляет схематичное изображение системы получения рентгеновского изображения с применением предлагаемого устройства;

Фиг.2 представляет схематичный разрез части предлагаемого устройства для получения рентгеновского изображения;

Фиг.3 представляет схематичный разрез части другого варианта предлагаемого устройства для получения рентгеновского изображения;

Фиг. 4 представляет схематичный разрез части еще одного варианта предлагаемого устройства для получения рентгеновского изображения;

Фиг. 5 представляет блок-схему регулятора экспозиции для применения с устройством для получения рентгеновского изображения;

Фиг.6 представляет блок-схему другого регулятора экспозиции.

Сведения, подтверждающие возможность осуществления изобретения

Система получения рентгеновского изображения, включающая в себя предлагаемое устройство, схематично представлена на фиг.1. Рентгеновская трубка 10 вырабатывает пучок 12 рентгеновских лучей для прохождения через объект, например через пациента 14, подвергаемого рентгеновскому обследованию, и для приема плоской панелью 20 изображения, выполненной из аморфного кремния. Как показано на фиг. 2, панель 20 представляет собой многослойную структуру, имеющую поверхность 22 для приема энергии, через которую принимаются рентгеновские лучи 12, несущие изображение, и противоположную ей светодетекторную поверхность 24. Так как указанный выше патент США 4672454, включаемый в описание посредством ссылки, содержит подробное описание детекторной панели этого типа, фиг. 2 представляет структуру панели 20 лишь схематично в виде светозапирающего слоя 26, рентгеносцинтиллирующего слоя 28 и двумерной матрицы светочувствительных элементов 30 на стеклянной подложке 32, при этом позиция 31 обозначает изоляционный слой, заполняющий пространство между этими элементами. Светозапирающий слой 26 является непрозрачным для видимого света, но пропускает рентгеновские лучи и может быть выполнен в виде тонкого слоя алюминия. Рентгеносцинтиллирующий слой 28, образующий сплошное покрытие светозапирающего слоя 26, выполнен из фосфоресцентного материала, например из легированного иодида цезия или оксисульфида гадолиния, обладающего свойствами фосфоресценции при попадании на него рентгеновских лучей 12 для преобразования энергии рентгеновских лучей в световую энергию другого диапазона. Светочувствительные элементы 30, являющиеся сами по себе непрозрачными, выполнены из аморфного полупроводникового сплава, предпочтительно из аморфного кремния, испытывающего измеримые изменения электрических свойств при приеме света от рентгеносцинтиллирующего слоя 28. Хотя это не показано на фиг.2 (но показано и поясняется в указанном выше патенте США 4672454), панель 20 имеет также приспособления для индивидуального детектирования электрических свойств указанных светочувствительных элементов 30 и для выработки выходных сигналов, отражающих эти свойства (как схематично показано на фиг.1). При этом светочувствительные элементы могут иметь размер стороны всего 90 мкм, что позволяет получать высокое разрешение при воспроизведении рентгеновского изображения. Для увеличения светопоглощения от рентгеносцинтиллирующего слоя 28 светопрозрачные зоны 34 между соседними парами светочувствительных элементов 30 сведены к минимуму, обеспечивая при этом передачу света от рентгено-сцинтиллирующего слоя 28 к светодетекторной поверхности 24.

Для автоматического регулирования рентгеновской дозы от рентгеновской трубки 10 в предлагаемом устройстве можно использовать детекторы различных типов в зависимости от ожидаемого энергетического спектра и прозрачности панели 20 для рентгеновских лучей и для света.

На фиг.2 показан простой светодетектор 40, который может быть выполнен в виде кремниевого фотодиода или фототранзистора, лавинного фотодиода или миниатюрного фотоумножителя, установленного за панелью 20 (т.е. либо за светодетекторной поверхностью 24, либо достаточно близко к ней с тем, чтобы разделяющее их расстояние не оказывало существенного влияния на количество света, собираемого с рентгеносцинтиллирующего слоя 28). Как указано выше, между смежными светочувствительными элементами 30 имеются светопрозрачные зоны 34. Свет, излучаемый рентгеносцинтиллирующим слоем 28, проходит через эти зоны, попадает на стеклянную подложку 32 и через нее принимается светодетектором 40. Так как полная передаваемая световая энергия точно пропорциональна количеству световой энергии, полученной и детектированной светодетектором 40, можно заранее легко откалибровать коэффициент пропорциональности, благодаря чему рентгеновская доза от рентгеновской трубки 10 может быть легко определена по заряду, измеренному на светодетекторе 40.

Тип используемого детектора определяется количеством света, проходящего через панель 20 в зависимости от прозрачности этой панели и мощности рентгеновской дозы. При высоких уровнях можно использовать простой фотодиод. При очень низких уровнях дозы может потребоваться лавинный фотодиод или даже фотоумножитель. Так как все эти устройства малы по сравнению с обычно требуемой областью выборки, может потребоваться некоторый светоколлектор ("площадной коллектор"). Примером такого коллектора может служить лист оргстекла (полиметилметакрилата).

Другой возможный тип детектора 42 показан на фиг.3 и способен детектировать не видимый свет, а рентгеновское излучение. Он выполнен в виде сцинтиллятора 45, установленного перед светодетектором 46. Пучок 12 рентгеновских лучей, падающий на панель 20, не полностью поглощается рентгеносцинтиллирующим слоем 28 для превращения в световую энергию. Некоторая часть падающих рентгеновских лучей проходит через панель 20 и выходит с другой стороны. Сцинтиллятор 45 перехватывает эти остаточные рентгеновские лучи, вырабатывая при этом световую энергию, принимаемую фотодатчиком (светодетектором) 46, который вырабатывает на выходе сигналы детектирования (не показано), отражающие детектируемую энергию. Детектор такого типа менее точен, так как он измеряет остаточные рентгеновские лучи, а не непосредственно поглощенные рентгеновские лучи. В то же время детектор такого типа может потребоваться в случае, если прозрачность панели 20 слишком мала для выполнения непосредственного детектирования света, либо в случае, когда сцинтиллирующий слой 28 не вырабатывает достаточно света для нормальной работы детектора. Вместе с тем, зная напряжение рентгеновской трубки 10 и конкретную технологию и характеристики поглощения панели 20, можно выполнить некоторую примерную калибровку для корреляции сигнала детектирования с рентгеновской дозой. Следует также отметить, что панели из аморфного кремния допускают ошибки экспозиции в большей степени, чем пленки. Так как остаточные рентгеновские лучи, проходящие через панель 20, все еще коллимированые, то в отличие от случая с фосфоресцентным излучением от рентгеносцинтиллирующего слоя 28 этот детектор для измерения остаточных рентгеновских лучей не обязательно устанавливается непосредственно на панели 20, как показано на фиг.3.

При сравнительно высокой энергии рентгеновского излучения (например, более 150 кэВ) может оказаться целесообразным удалить светодетектор 40 от рентгеновских лучей во избежание повреждения детектора в течение длительного использования. В этом случае можно использовать пучок 48 продолговатого некогерентного волоконно-оптического материала, как показано на фиг.4, для передачи света от светоприемной поверхности на противоположный конец пучка, соединенный со светодетектором 40. При необходимости можно предусмотреть радиационный экран (не показан).

Хотя отдельно этот вариант не показан, очевидно, что волоконно-оптические пучки можно использовать для сборки выборок из отдаленных зон светодетекторной поверхности 24 в один светодетектор либо можно использовать волоконно-оптический пучок в сочетании с площадным коллектором.

В случаях, когда необходимо контролировать множество участков панели 20, например при настройке на обследование различных органов, можно установить множество детекторов (этот вариант отдельно не показан). Каждый из такого множества детекторов (по типу, показанному на фиг.2) может детектировать свет от собственного сцинтиллятора или же остаточное рентгеновское излучение, прошедшее через панель 20. В любом из этих вариантов возможно также применение волоконно-оптических пучков, как показано на фиг.4.

На фиг.5 показан пример регулятора 50 экспозиции для управления рентгеновской трубкой 10 (показанной на фиг.1) в соответствии с выходными сигналами светодетектора 40 или 42, в особенности при использовании множества таких детекторов в системе. Выходные сигналы от светодетекторов 40 и 42 поступают на переключатель 52, который предназначен для выбора одного из детекторов по сигналам 53 управления переключателем, вводимым пользователем для передачи одного из сигналов детектирования от выбранного детектора. Сигнал детектирования, получающий разрешение на проход через переключатель 52, усиливается в усилителе 54 сигнала. Усиленный сигнал детектирования служит непосредственно в качестве мгновенного выходного сигнала дозы для управления дозой рентгеновского излучения от рентгеновской трубки 10 при рентгеноскопии. Часть усиленного сигнала детектирования может поступать на интегратор 56 сигнала для подсчета суммарной дозы, представленной выходным сигналом, полученным в течение заданного интервала времени между временем начала и временем остановки с прерыванием стартстопным сигналом 57. Выходной сигнал интегратора 56 сигнала служит выходным сигналом суммарной дозы для управления рентгеновской трубкой 10 при флюорографической кадровой съемке.

Такая система управления с переключателем достаточна для проведения простого обследования. Так как каждый детектор может включать выборку увеличенной зоны с помощью светоколлектора и возможно перекрытие зон, можно однозначно программировать процесс на определенную анатомию. Эта схема потребует более сложной подготовки, вследствие чего необходимы более сложный способ и алгоритм.

На фиг.6 показан другой пример регулятора 60 экспозиции, обеспечивающего пропорциональное смешение разных сигналов в зависимости от анатомии исследуемого органа. Сигналы детектирования от множества детекторов усиливаются отдельно соответствующими отдельными усилителями 61 сигнала и поступают на взвешивающую схему 62 для пропорционального смещения этих отдельно усиленных сигналов детектирования в соответствии с алгоритмом смешения, заданным сигналами 63 управления взвешиванием, вводимыми пользователем. В остальном регулятор 60 на фиг.6 такой же, как представленный на фиг.5, следовательно, его детали могут быть одинаковыми, обозначены теми же позициями и повторно не описываются.

При применении регулятора экспозиции, показанного на фиг.6, управление получает значительно большую гибкость. Можно предусмотреть дополнительный переключатель (не показан) для обеспечения дистанционного выбора пропорциональных или интегрированных выходных сигналов вместо передачи их по отдельным каналам.

Изобретение описано выше применительно к ограниченному числу примеров, при этом приведенные примеры даны лишь для иллюстрации и не являются ограничивающими. Возможны многочисленные изменения и модификации в объеме настоящего изобретения. Например, предлагаемые здесь схемы прямого детектирования света могут также найти применение в панелях, которые не обязательно используются со светом, излучаемым рентгеносцинтиллятором. В действительности, можно использовать любую пространственно распределенную, несущую изображение форму излучаемой электромагнитной энергии или энергии ускоренной частицы (например, электрона) в определенном энергетическом спектре в соответствующем (например, полупроводниковом) средстве преобразования энергии для получения света в другом энергетическом диапазоне. Настоящее изобретение может найти применение в ряде научных приборов, в которых оптимальные характеристики зависят от приема достаточного количества света, накопленного перед считыванием. В целом все такие изменения модификации, очевидные специалистам в данной области техники, входят в объем настоящего изобретения.