RU2524449C2 - Fast-acting x-ray-sensitive pad for digital mammography - Google Patents
Fast-acting x-ray-sensitive pad for digital mammography Download PDFInfo
- Publication number
- RU2524449C2 RU2524449C2 RU2012131472/28A RU2012131472A RU2524449C2 RU 2524449 C2 RU2524449 C2 RU 2524449C2 RU 2012131472/28 A RU2012131472/28 A RU 2012131472/28A RU 2012131472 A RU2012131472 A RU 2012131472A RU 2524449 C2 RU2524449 C2 RU 2524449C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- ray
- detector
- speed
- panel according
- sensor panel
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
Область техники Technical field
Изобретение относится к области медицинской рентгенодиагностики, конкретно к ее области, связанной с диагностированием патологий и нарушений молочных желез у женщин.The invention relates to the field of medical X-ray diagnostics, specifically to its field associated with the diagnosis of pathologies and disorders of the mammary glands in women.
Изобретение относится к современной цифровой рентгенодиагностике не только женского, но также и детского организма, то есть в тех областях диагностики, где необходим и важен учет полученной дозы рентгеновского облучения. Изобретение может найти также применение в малогабаритных устройствах контроля багажа, где не всегда целесообразно использовать рентгеновское излучение с энергией свыше 50 кэВ. Одной из возможных областей использования изобретения является контроль за распределением энергии от низкоэнергетических экспериментальных установок при исследованиях высокотемпературной плазмы.The invention relates to modern digital x-ray diagnostics not only of the female, but also of the child's body, that is, in those areas of diagnosis where it is necessary and important to take into account the received dose of x-ray radiation. The invention may also find application in small-sized baggage control devices, where it is not always advisable to use x-rays with energies above 50 keV. One of the possible areas of use of the invention is to control the distribution of energy from low-energy experimental facilities in the study of high-temperature plasma.
Широкое применение изобретения и использование в нем новейших материалов, сочетания сенсорных и цифровых устройств, безусловно, указывает на принадлежность изобретения к области высоких технологий.The widespread use of the invention and the use of the latest materials in it, a combination of touch and digital devices, of course, indicates that the invention belongs to the field of high technology.
Существующее положение техники Current state of the art
Устройства рентгеновской диагностики, возникшие еще в конце 19 века после открытия К. Рентгена, как правило, содержат источник рентгеновского излучения и устройство его детектирования, а также устройство обработки информации, поступающей от детектора. В качестве источника рентгеновского излучения применяются вакуумные рентгеновские трубки, в которых высоковольтный электронный пучок генерирует тормозное и характеристическое рентгеновское излучение при столкновении с антикатодом трубки. Подобные антикатоды обычно изготавливают из теплопроводящих высокотемпературных материалов, например меди, никеля, вольфрама. Через проницаемое для рентгеновского излучения окно, закрытое тонкой фольгой, рентгеновские лучи выводятся наружу прибора. На их пути обычно располагаются пациенты или конструкции, подлежащие диагностике или контролю.X-ray diagnostic devices that arose at the end of the 19th century after the discovery of K. X-ray, as a rule, contain an X-ray source and a device for its detection, as well as a device for processing information from the detector. Vacuum X-ray tubes are used as a source of X-ray radiation, in which a high-voltage electron beam generates a bremsstrahlung and characteristic X-ray radiation in a collision with the tube cathode. Such anti-cathodes are usually made of heat-conducting high-temperature materials, such as copper, nickel, tungsten. Through a window penetrated for x-ray radiation, covered with a thin foil, x-rays are displayed outside the device. Patients or constructions that are subject to diagnosis or control are usually located on their way.
Для визуализации прошедших пациента рентгеновских лучей используются детекторы. На первом этапе развития рентгенотехники это была фотографическая пленка, которую позднее заменили на комбинированное устройство в виде усиливающего рентгеновского экрана и фотопленки. Усиливающие рентгеновские экраны изготавливались из различного типа неорганических рентгенолюминофоров, распределенных в органическом связующем, например, полиметилметакрилате.To visualize the patient's past x-rays, detectors are used. At the first stage of the development of X-ray technology, it was a photographic film, which was later replaced by a combined device in the form of an amplifying X-ray screen and photographic film. X-ray reinforcing screens were made from various types of inorganic X-ray phosphors distributed in an organic binder, for example, polymethyl methacrylate.
Этот первый этап использования различных усиливающих экранов с фотопленками подробно описан в монографии A.M.Гурвича «Рентгенолюминофоры и рентгеновские экраны» 1991 г. [1]. Отметим, что в усиливающих экранах использовались люминесцентные материалы типа А2В6, например (Zn,Cd)SAg или вольфрамат кальция CaWO4. В конце 20 века преимущественное распространение получили редкоземельные рентгенолюминофоры на основе соединений иттрия, гадолиния или лантана, например, такие как Y2O2S:Tb (синего цвета свечения), Gd2OaS:b (зеленого цвета свечения), LaOBrTb:Yb (зеленого цвета свечения).This first stage of using various reinforcing screens with photographic films is described in detail in the monograph AMGurvich "X-ray phosphors and X-ray screens" in 1991 [1]. Note that in reinforcing screens luminescent materials of the A2B6 type were used, for example (Zn, Cd) SAg or calcium tungstate CaWO 4 . At the end of the 20th century, rare earth X-ray phosphors based on yttrium, gadolinium or lanthanum compounds, for example, such as Y 2 O 2 S: Tb (blue glow), Gd 2 O a S: b (green glow), LaOBrTb: Yb (green glow).
Наряду с усиливающими рентгеновскими экранами в рентгенодиагностике с 80-90 гг. 20 века стали использовать рентгеновские электронно-оптические преобразователи (РЭОП). В подобных приборах, впервые предложенных компанией «Philips», использовались, наряду с редкоземельным рентгенолюминофором Gd2O2S:Tb, также столбчатые светопроводящие экраны на основе йодистого цезия-таллия CsJ:T1. Несмотря на то что РЭОП обеспечивали получение качественного изображения и позволяли производить диагностирование пациентов в динамике, они были крайне сложны в изготовлении, дорогостоящи и практически не снижали дозу облучения пациента.Along with reinforcing x-ray screens in x-ray diagnostics from 80-90 years. The 20th century began to use X-ray electron-optical converters (REOP). In such devices, first proposed by Philips, along with the rare-earth X-ray phosphor Gd 2 O 2 S: Tb, also columnar light-guiding screens based on cesium-thallium iodide CsJ: T1 were used. Despite the fact that REOPs provided high-quality images and made it possible to diagnose patients in dynamics, they were extremely difficult to manufacture, expensive, and practically did not reduce the patient's radiation dose.
Следующий этап развития рентгеновской диагностики может быть назван цифровым, в его основу положена трансформация изображения на рентгеновском детекторе с помощью матричного транзисторного преобразователя на аморфном, поликристаллическом или монокристаллическом кремнии. Этот этап развития техники рентгеновской диагностики подробно описан в статье [2]. В статье приводятся основные параметры материалов детекторов, такие как атомный номер, высокая интенсивность свечения, высокое пространственное и временное разрешение и т.д.The next stage in the development of x-ray diagnostics can be called digital, it is based on the transformation of the image on an x-ray detector using a matrix transistor converter on amorphous, polycrystalline or single-crystal silicon. This stage of development of the X-ray diagnostic technique is described in detail in the article [2]. The article gives the main parameters of the materials of the detectors, such as atomic number, high luminous intensity, high spatial and temporal resolution, etc.
В качестве основного материала детектора подробно исследуется CsJ:T1 и GOS (Gd2O2S:Tb), а в качестве преобразователя изображения - матричная структура αSi:H. Авторы используют в качестве первоосновы собственный немецкий патент [3]. Благодаря длительному времени использования указанного патента-аналога были выявлены его существенные недостатки:CsJ: T1 and GOS (Gd 2 O 2 S: Tb) are studied in detail as the main material of the detector, and the matrix structure αSi: H is used as the image converter. The authors use their own German patent as a basis [3]. Due to the long time of use of the indicated patent-analogue, its significant disadvantages were identified:
- длительное время послесвечения GOS:Tb, составляющее обычно 3-4 мс;- long afterglow time GOS: Tb, usually 3-4 ms;
- неполное спектральное соответствие между излучением GOS:Tb (λ=543 нм) и кремниевыми датчиками с фоточувствительностью в области оранжево-красного цвета (λ>600 нм);- incomplete spectral correspondence between GOS: Tb radiation (λ = 543 nm) and silicon sensors with photosensitivity in the orange-red region (λ> 600 nm);
- невысокая разрешающая способность керамического GOS:Tb детектора;- low resolution ceramic GOS: Tb detector;
- общая высокая стоимость элементов прозрачной керамики для детектора.- the total high cost of the elements of transparent ceramics for the detector.
В самое последнее время в 2011 г. появилась оригинальная статья [4], в которой излагаются результаты исследования люминесцентной эффективности порошкового люминофора иттриевого-алюминиевого граната YAG:Ce в цифровых томографах для маммографии.Most recently, an original article [4] appeared in 2011, which presents the results of a study of the luminescence efficiency of YAG: Ce yttrium aluminum garnet powder phosphor in mammography digital tomographs.
Авторы утверждают, что ими достигнута оптимальная яркость экрана при массовой нагрузке в нем иттрий-гранатного люминофора 63 мг/см2 и первичной энергии рентгеновского пучка 49 кэВ. Достигнутые значения преобразования сигнала от рентгеновского экрана с помощью кремниевых матричных детекторов сравнимы или несколько выше на новом экране из рентгенолюминофора Y3Al5O12:Се в сравнении с экранами старого типа, такими, например, как известные экраны из CsJ:Te и Gd2O2S:Tb. Эта пионерская публикация принята нами в качестве прототипа.The authors claim that they achieved the optimum brightness of the screen with a mass load of 63 mg / cm 2 of the yttrium-garnet phosphor and a primary energy of the x-ray beam of 49 keV. The achieved conversion values of the signal from the X-ray screen using silicon matrix detectors are comparable or slightly higher on the new screen of X-ray phosphor Y 3 Al 5 O 12 : Ce compared to the old type, such as, for example, the well-known screens from CsJ: Te and Gd 2 O 2 S: Tb. This pioneer publication is accepted by us as a prototype.
Несмотря на несколько повышенную чувствительность предлагаемого экрана с использованием Y3Al5O12:Се, в предлагаемом экране обнаруживается ряд существенных недостатков. Прежде всего, эксперимент проводился при достаточно высоких значениях энергии первичного рентгеновского пучка от 43 до 49 кэВ, что является предельно высоким для маммографии. Во-вторых, авторы достигли максимальной яркости свечения при нагрузке экрана 63 мг/см2, что, учитывая насыпную плотность зерен рентгенолюминофора Y3Al5O12:Се ρ=3 г/см3, составляет толщину оптимального слоя, равную σ=200 мкм. Это высокое значение толщины слоя указывает одновременно на невысокое значение разрешающей способности описанного в публикации экрана для маммографии, не более 5 пар линий/мм. Кроме того, контраст описанного нового экрана низок, так как описанное в известной публикации детектирующее покрытие не структурировано и представляет собой сплошной слой.Despite the somewhat increased sensitivity of the proposed screen using Y 3 Al 5 O 12 : Ce, a number of significant disadvantages are found in the proposed screen. First of all, the experiment was carried out at sufficiently high values of the primary X-ray beam energy from 43 to 49 keV, which is extremely high for mammography. Secondly, the authors reached the maximum brightness of the glow at a screen load of 63 mg / cm 2 , which, given the bulk density of the grains of the X-ray phosphor Y 3 Al 5 O 12 : Ce ρ = 3 g / cm 3 , is the thickness of the optimal layer equal to σ = 200 microns. This high value of the layer thickness indicates at the same time a low value of the resolution of the screen described in the publication for mammography, not more than 5 pairs of lines / mm. In addition, the contrast of the described new screen is low, since the detection coating described in the known publication is not structured and is a continuous layer.
Целью предлагаемого изобретения являются повышение разрешающей способности цифровой маммографической панели до величины не менее 10 пар линий/мм.The aim of the invention is to increase the resolution of the digital mammography panel to a value of at least 10 pairs of lines / mm
Второй целью предлагаемого изобретения является снижение первичного рентгеновского облучения до величины в 38-40 кэВ, что позволяет уменьшить дозу облучения пациентов на 20-30%.The second objective of the invention is to reduce the primary x-ray exposure to a value of 38-40 keV, which allows to reduce the dose of patients by 20-30%.
Еще одной целью изобретения является создание цифровой маммографической панели с высокой контрастностью изображения. Важным направлением при работе над изобретением является существенное снижение ее длительности послесвечения до величины менее 70-80 нс, что принципиально позволит проводить в динамике маммографические обследования пациентовAnother objective of the invention is the creation of a digital mammography panel with high contrast images. An important direction when working on the invention is a significant reduction in its afterglow duration to less than 70-80 ns, which will essentially allow conducting mammographic examinations of patients in dynamics
Существо предлагаемого технического решенияThe essence of the proposed technical solution
В соответствие с направлением изобретения и с поставленными целями предлагается создание быстродействующей рентгеносенсорной панели для цифровой рентгеновской маммографии, включающей плоский многоэлементный детектор рентгеновского излучения, падающего на металлизированную тыльную поверхность указанного детектора, находящегося в прямом оптическом контакте с матрицей кремниевых фотоприемников, преобразующих оптическое излучение многоэлементного детектора в электрический сигнал, отличающийся тем, что указанный многоэлементный детектор выполнен в виде дискретного набора двухфазных люминесцирующих элементов, содержащих в своем составе алюмо-галло-оксидные соединения лютеция-церия, размещающиеся в ячейках перфорированной пластины, изготовленной из поглощающего рентгеновское излучение металлического сплава ковар (железо, никель, кобальт), шаг, сечение и толщина перемычки которой имеют геометрические размеры индивидуального люминесцентного элемента детектора и количественно совпадают с шагом матрицы кремниевых фотоприемников при том, что тыльная сторона детектора имеет коэффициент отражения более 80%, тогда как вся структура облучается одновременно рентгеновским излучением с энергией от 20 до 60 кэВ.In accordance with the direction of the invention and with the objectives, it is proposed to create a high-speed x-ray panel for digital x-ray mammography, including a flat multi-element detector of x-rays incident on the metallized back surface of the specified detector, which is in direct optical contact with the matrix of silicon photodetectors that convert the optical radiation of the multi-element an electrical signal, characterized in that the specified multi-element the detector is made in the form of a discrete set of biphasic luminescent elements containing aluminum-gallium-oxide compounds of lutetium-cerium located in the cells of a perforated plate made of X-ray absorbing metal alloy Kovar (iron, nickel, cobalt), step, cross section and the jumper thickness of which has the geometric dimensions of an individual luminescent detector element and quantitatively coincides with the matrix pitch of silicon photodetectors, while the back side of the detector The vector has a reflection coefficient of more than 80%, while the entire structure is irradiated simultaneously with X-ray radiation with an energy of 20 to 60 keV.
Раскрытие сущности предложенного технического решенияDisclosure of the essence of the proposed technical solution
Прежде всего, приведем список иллюстративного материала, используемого в описании изобретения.First of all, we give a list of illustrative material used in the description of the invention.
На фигуре 1 представлена зависимость интенсивности рентгенопоглощения для неорганических соединений, в состав которых входят ионы элементов Y, Gd, Cs, О. При этом видны скачки энергии на внутренних К-орбитах ионов в неорганических веществах.The figure 1 shows the dependence of the intensity of x-ray absorption for inorganic compounds, which include ions of elements Y, Gd, Cs, O. In this case, energy jumps are visible on the internal K-orbits of ions in inorganic substances.
Оксидные соединения, входящие в состав предлагаемого люминофора, имеют К-скачки в следующем диапазоне энергий (Y2O3-17,5 кэВ, Lu2O3-60,5 кэВ, Gd2O3-40 кэВ, Ga2O3-36 кэВ), попадающем в рабочий диапазон энергий при маммографических обследованиях.The oxide compounds that make up the proposed phosphor have K-jumps in the following energy range (Y 2 O 3 -17.5 keV, Lu 2 O 3 -60.5 keV, Gd 2 O 3 -40 keV, Ga 2 O 3 -36 keV), falling into the working energy range during mammographic examinations.
На фигуре 2 представлена конструктивная схема предложенного устройства, из которой следует использование в устройстве многоэлементного детектора рентгеновского излучения 1, состоящего из металлической перфорированной пластины 2, с матрицей квадратных отверстий, в ячейках которой 3 находятся двухфазные люминесцентные элементы 4, содержащие зерна 6 алюмо-галло-оксидного соединения лютеция, люминесцирующего под действием рентгеновского излучения.The figure 2 presents a structural diagram of the proposed device, which implies the use of a
На угловой врезке к фигуре 2 представлено строение одного сеточного двухфазного элемента 4, включающего светопрозрачный полимер 5. К внутренней поверхности многоэлементного детектора примыкает матрица кремниевых фотоприемников (фотодиодов) 7 с системой управляющих электродов (не показаны), размещенных на подложке.The corner insert to figure 2 shows the structure of one grid two-phase element 4, including a translucent polymer 5. An array of silicon photodetectors (photodiodes) 7 with a system of control electrodes (not shown) placed on the substrate is adjacent to the inner surface of the multi-element detector.
На тыльной стороне поверхности многоэлементного детектора имеется двухслойное зеркальное покрытие 10 общей толщиной до 0,6 мкм, проницаемое для рентгеновского излучения.On the back side of the surface of the multi-element detector there is a two-layer mirror coating 10 with a total thickness of up to 0.6 μm, permeable to x-ray radiation.
Вся предлагаемая структура в качестве несущего элемента использует стеклянную, кремниевую или металлическую подложку 9, на которой зафиксированы все рабочие слои детектора.The entire proposed structure as a supporting element uses a glass, silicon or metal substrate 9, on which all the working layers of the detector are fixed.
На фигуре 3 представлены литые элементы двухфазного покрытия из радиационного стойкого поликарбоната и наполняющих его зерен алюмо-галло-оксидного соединения лютеция.The figure 3 presents the cast elements of a two-phase coating of radiation-resistant polycarbonate and grains of aluminum-gall-oxide compound lutetium filling it.
На фигуре 4 представлена микрофотография зерна рентгенолюминофора. The figure 4 presents a micrograph of grain X-ray phosphor.
На фигуре 5 представлена ксерокопия фотографии получаемого изображения с макета 1.The figure 5 presents a photocopy of a photograph of the resulting image from
Коротко опишем физические особенности работы предложенной многоэлементной панели для цифровой маммографии.We briefly describe the physical features of the proposed multi-element panel for digital mammography.
Первичное рентгеновское излучение с энергией от 20 кэВ до 48 кэВ проходит через зеркальное двухслойное покрытие (Ag+Al), сформированное на поверхности многоэлементного детектора. Часть рентгеновских квантов при этом поглощается перегородками перфорированной пластины и ослабляется ими.Primary x-rays with energies from 20 keV to 48 keV pass through a two-layer mirror coating (Ag + Al) formed on the surface of a multi-element detector. Part of the x-ray quanta is absorbed by the partitions of the perforated plate and weakened by them.
Большая часть рентгеновского излучения проникает в двухфазный рентгеночувствительный слой, состоящий из зерен рентгенолюминофора и светопрозрачного полиметилметакрилата.Most of the x-ray radiation penetrates into the two-phase x-ray sensitive layer, consisting of grains of X-ray phosphor and translucent polymethylmethacrylate.
Рентгеновское излучение возбуждает люминесценцию зерен рентгенолюминофора на основе алюмо-галло-оксида лютеция, активированного ионами Се и Yb. Спектральный максимум люминесцентного излучения находится в области от 570 до 590 нм. Это излучение практически с малыми оптическими потерями попадает на светоприемную поверхность кремниевых детекторов. Генерируемый фототок коммутируется системой управляющих электродов и поступает в компьютерное устройство, где отображается на экране монитора. Так как яркостью монитора можно независимо управлять, то работа с подобным устройством будет происходить в помещениях с различной степенью освещенности, например при низкой, как в традиционных рентгеновских кабинетах, так с высокой освещенностью, как в помещениях с рентгеновскими томографами. Кроме того, наличие электронной памяти в компьютере позволяет медицинскому персоналу, обследующему пациента, получать различные по времени рентгеноскопические данные, чтобы прослеживать динамику патологических изменений.X-ray radiation excites the luminescence of grains of X-ray phosphor based on alumino-gallo-oxide of lutetium, activated by Ce and Yb ions. The spectral maximum of luminescent radiation is in the range from 570 to 590 nm. This radiation with almost low optical loss falls on the light-receiving surface of silicon detectors. The generated photocurrent is switched by a system of control electrodes and enters a computer device, where it is displayed on a monitor screen. Since the brightness of the monitor can be independently controlled, work with such a device will occur in rooms with varying degrees of illumination, for example, at low, as in traditional X-ray rooms, and with high illumination, as in rooms with X-ray tomographs. In addition, the presence of electronic memory in the computer allows the medical personnel examining the patient to receive time-varying fluoroscopic data in order to track the dynamics of pathological changes.
Предложенная структура быстродействующей рентгеносенсорной панели имеет не только приведенные выше преимущества, но также и ряд других, которые связаны как с конструкцией непосредственно детектора, так и с используемыми в нем излучающими материалами. Прежде всего, необходимо отметить, что предлагаемый в конструкции детектор имеет перфорированную структуру, в соответствие с которой в ячейках перфорированного полотна, образованного из металлической пластины, располагаются двухфазные элементы люминесцентного детектора. Подобная конструкция была предложена нами ранее в WO 2011/019303. PCT и RU 2010/000449 [5] и в настоящее время проходит успешное промышленное опробование.The proposed structure of a high-speed X-ray panel has not only the above advantages, but also a number of others that are associated both with the design of the detector itself and with the emitting materials used in it. First of all, it should be noted that the detector proposed in the design has a perforated structure, in accordance with which two-phase elements of the luminescent detector are located in the cells of the perforated web formed from a metal plate. A similar design was proposed by us earlier in WO 2011/019303. PCT and RU 2010/000449 [5] and are currently undergoing successful industrial testing.
В предложенной конструкции быстродействующая рентгеносенсорная панель отличается тем, что перфорированная металлическая пластина, являющаяся несущим каркасом детектора, выполнена из тройного металлического сплава ковар (железо, никель, кобальт), при том что количество ячеек составляет от 10 до 20 ячеек на 1 мм.In the proposed design, a high-speed x-ray panel is characterized in that the perforated metal plate, which is the supporting frame of the detector, is made of triple metal alloy Kovar (iron, nickel, cobalt), while the number of cells is from 10 to 20 cells per 1 mm.
Поясним наше предложение. В соответствии с нашим предложением в конструкции предлагается использовать металлические перфорированные пластины с количеством ячеек от 10 до 20 на 1 мм. Это количество ячеек технологически доступно и легко воспроизводится с помощью специального химического оборудования.Let’s explain our proposal. In accordance with our proposal, it is proposed to use metal perforated plates with a number of cells from 10 to 20 per 1 mm. This number of cells is technologically accessible and easily reproduced using special chemical equipment.
Второй особенностью используемых перфорированных пластин в предлагаемой конструкции является применение в качестве металла трехкомпонентного сплава ковар. Этот сплав под маркой 29НК18 состоит из Fe (до 36%), никеля (до 30%) и кобальта (до 34%). У этого сплава имеются важные особенности, позволяющие использовать его в предлагаемом устройстве. Прежде всего, это интенсивное поглощение низкоэнергетического рентгеновского излучения, начиная с 6 кэВ и более. Физически это обусловлено низкой энергией К-скачков поглощения рентгена, представленных на фигуре 1, и низкими атомными номерами 24, 25 и 26 конкретных элементов, образующих используемый сплав ковар.The second feature of the used perforated plates in the proposed design is the use of a three-component alloy Kovar as metal. This alloy under the brand name 29HK18 consists of Fe (up to 36%), nickel (up to 30%) and cobalt (up to 34%). This alloy has important features that allow you to use it in the proposed device. First of all, it is an intensive absorption of low-energy x-rays, starting with 6 keV or more. Physically, this is due to the low energy of the K-jumps of x-ray absorption, shown in figure 1, and the low atomic numbers 24, 25 and 26 of the specific elements that make up the used Kovar alloy.
Наряду с интенсивным поглощением низкоэнергетического рентгеновского излучения сплав ковар является очень "дуктильным", что означает легкость его обработки прокаткой специальными валками. Прокатка проводится на специальном стане через валки, выполненные из очень твердого сплава, например, содержащего вольфрам. В соответствие с изобретением необходимо, чтобы ячейки в первоначальной сплошной пластине приобрели квадратное сечение. Это достигается использованием специального травящего оборудования с применением защитных фоторезистов. При этой технологической операции и выбранном режиме травления не происходит нарушения сплошности перемычек пластины.Along with intensive absorption of low-energy X-ray radiation, the Kovar alloy is very “ductile”, which means that it can be easily rolled by special rolls. Rolling is carried out on a special mill through rolls made of a very hard alloy, for example, containing tungsten. In accordance with the invention, it is necessary that the cells in the original continuous plate acquire a square section. This is achieved using special etching equipment using protective photoresists. With this technological operation and the selected etching mode, there is no violation of the continuity of the plate jumpers.
Это существенное преимущество предлагаемого технологического процесса изготовления быстродействующей рентгеносенсорной панели по п.1, отличающейся тем, что слой используемого в панели рентгеночувствительного детектора выполнен в виде дискретной многоэлементной мозаики, образованной из двухфазного рентгеночувствительного слоя и скрепленной ячейками металлической перфорированной пластины высотой до 50-60 мкм с образованием указанного двухфазного слоя толщиной от 30 до 60 мкм.This is a significant advantage of the proposed manufacturing process for the high-speed x-ray sensor panel according to
Обратим внимание на последний пункт. Прежде всего, отметим, что слой рентгеночувствительного детектора выполнен в виде многоэлементного полотна, в котором многочисленные квадратные элементы скреплены между собой в общий массив с помощью металлической перфорированной пластины. Эти элементы имеют квадратное сечение, что позволяет улучшить разрешающую способность устройства по двум координатам.Pay attention to the last paragraph. First of all, we note that the layer of the X-ray detector is made in the form of a multi-element web in which numerous square elements are fastened together in a common array using a metal perforated plate. These elements have a square section, which allows to improve the resolution of the device in two coordinates.
Отметим также, что высота (толщина) используемой пластины составляет до 60 мкм. При этом очень важно указать, что высота двухфазного рентгеночувствительного слоя, заполняющего структурные элементы перфорированной пластины, находится в интервале от 30 мкм до 60 мкм. Как будет ясно из нашего последующего изложения, незначительная толщина слоя рентгеночувствительного детектора является определяющим фактором для получения высокой разрешающей способности всего устройства в целом.We also note that the height (thickness) of the plate used is up to 60 microns. It is very important to indicate that the height of the two-phase X-ray sensitive layer filling the structural elements of the perforated plate is in the range from 30 μm to 60 μm. As will be clear from our subsequent discussion, the insignificant thickness of the X-ray detector layer is a determining factor for obtaining a high resolution of the entire device.
Это существенное преимущество предлагаемой быстродействующей рентгеносенсорной панели по п.1, отличающейся тем, что в качестве металлического структурированного полотна в ней используется перфорированная пластина из сплава ковар с квадратным сечением и с живым сечением элемента по площади до 78% и имеющая интенсивное поглощение первичного рентгеновского излучения с энергией от 10 кэВ до 50 кэВ.This is a significant advantage of the proposed high-speed x-ray panel according to
Поясним этот пункт наших притязаний.Let us explain this point of our claims.
Отметим, что в предлагаемом устройстве используется перфорированное полотно с большим живым сечением до 78%. Следовательно, до 78% площади устройства пригодно для воспроизведения информации при возбуждении устройства внешним рентгеновским излучением. Вторая особенность предложенной конструкции многоэлементного детектора заключается в том, что оба размера ячейки одного элемента имеют величину, меньшую чем 100 мкм. Обычно в диагностической рентгенологии и в маммографии считается, что размер 100 мкм по диаметру должен быть соизмерим с размером микрокальцината, являющегося началом новообразований в организме.Note that in the proposed device uses a perforated canvas with a large live section up to 78%. Therefore, up to 78% of the device’s area is suitable for reproducing information when the device is excited by external x-ray radiation. The second feature of the proposed design of a multi-element detector is that both cell sizes of one element have a value less than 100 microns. Usually in diagnostic radiology and mammography, it is believed that a size of 100 microns in diameter should be commensurate with the size of microcalcinate, which is the beginning of neoplasms in the body.
Действительно, приборы для маммографии в том случае считаются эффективными, когда они способны «различать» элементы достаточно низкой плотности, подобные фосфатам кальция, составляющим основу микрокальцинатов.Indeed, mammography devices are then considered effective when they are able to “distinguish” elements of sufficiently low density, similar to calcium phosphates, which form the basis of microcalcifications.
Известные выпускаемые приборы не имеют столь высокую указанную разрешающую способность 10 пар линий на миллиметр. В этом случае врачам-диагностам приходится использовать меньший контраст изображения. Под контрастом изображения обычно понимают разницу в яркости или освещенности наиболее и наименее различимых элементов изображения. Выражается эта величина в процентах, где показатель контраста 100% является высоким значением. Однако контраст зависит также от размера отображаемого элемента: чем больше размер элемента, тем контраст выше. С другой стороны, на маленьких по размерам элементах контраст обычно очень низок. Зависимость величины контраста для цифровых маммографов обычно описывается функцией глубины модуляции MTF, что описано в ранее цитированных ссылках литературы [2, 3].Known manufactured devices do not have such a high specified resolution of 10 pairs of lines per millimeter. In this case, the diagnostic doctors have to use lower image contrast. Image contrast is usually understood as the difference in brightness or illumination of the most and least distinguishable elements of the image. This value is expressed as a percentage, where the contrast ratio of 100% is a high value. However, the contrast also depends on the size of the displayed item: the larger the size of the item, the higher the contrast. On small elements, on the other hand, the contrast is usually very low. The dependence of the contrast value for digital mammographs is usually described by the MTF modulation depth function, as described in the previously cited literature references [2, 3].
При меньшем значении контраста в изображении возможно наблюдать мелкие детали, что обычно используют при диагностике. Поэтому подчеркнем еще раз важнейшую особенность предлагаемого прибора, заключающуюся в том, что геометрические размеры его минимально структурированного элемента меньше размеров патологического дефекта (микрокальцината) в организме пациента.With a lower value of contrast in the image, it is possible to observe small details, which are usually used in diagnostics. Therefore, we emphasize once again the most important feature of the proposed device, which consists in the fact that the geometric dimensions of its minimally structured element are smaller than the dimensions of the pathological defect (microcalcinate) in the patient's body.
Это существенное преимущество предложенной нами быстродействующей рентгеносенсорной панели для цифровой маммографии по п.1, отличающейся тем, что рентгеночувствительный детектор указанного прибора представляет собой двухфазную среду из радиационно-стойкого полиметилметакрилата с показателем преломления n=1,48-1,49 и зерен рентгенолюминофора с показателем преломления n=1,85-1,88.This is a significant advantage of our proposed high-speed x-ray panel for digital mammography according to
Необходимо дать пояснение подобного пункта в формуле изобретения. Как следует из многочисленных литературных источников по изучению свечения двухфазных люминесцирующих структур, интенсивность свечения определяется соотношением показателей преломления дисперсной среды и дисперсной фазы. Очевидно, что чем меньше различие в величинах показателей преломления, тем выше будет величина фиксируемой яркости свечения. Обычно полимерные среды имеют низкую величину показателя преломления n≤1,42, поэтому в качестве одного из основных критериев выбора полимерной дисперсной среды является максимально возможная величина показателя преломления. Предложенный нами для создания изобретения радиационно-стойкий полиметилметакрилат имеет один из высоких показателей преломления 1,48≤n<1,49.It is necessary to clarify a similar paragraph in the claims. As follows from numerous literature on the study of the luminescence of two-phase luminescent structures, the luminescence intensity is determined by the ratio of the refractive indices of the dispersed medium and the dispersed phase. Obviously, the smaller the difference in the values of the refractive indices, the higher the magnitude of the fixed brightness of the glow will be. Typically, polymeric media have a low value of the refractive index n≤1,42, therefore, as one of the main criteria for choosing a polymer dispersed medium is the maximum possible value of the refractive index. The radiation-resistant polymethylmethacrylate proposed by us to create the invention has one of the highest refractive indices of 1.48≤n <1.49.
С другой стороны, необходимо отметить, что показатели преломления неорганических веществ, из которых обычно выбирают рентгенолюминофоры, могут изменяться в широких пределах. Так для соединений А2В6 показатель n больше 2,2, для ряда эффективных материалов, например из ряда оксисульфидов с формулой Ln2O2S:Tb показатель преломления приближается к значению n, большему 2,4. Поэтому приведенная в тексте формулы величина показателя n=1,88 является предельной для люминофоров используемого нами класса редкоземельных алюмо-галло-оксидов лютеция. При выбранном соотношении показателей преломления среды и излучающей фазы угол выхода излучения превышает 45°, что достаточно для достижения в экране очень высокого значения яркости свечения.On the other hand, it should be noted that the refractive indices of inorganic substances, from which X-ray phosphors are usually selected, can vary widely. So for compounds A 2 B 6, the index n is greater than 2.2, for a number of effective materials, for example, from a series of oxysulfides with the formula Ln 2 O 2 S: Tb, the refractive index approaches a value of n greater than 2.4. Therefore, the value of the parameter n = 1.88 given in the text of the formula is the limiting value for the phosphors of the class of rare-earth alumino-gallo-oxides of lutetium used by us. With the selected ratio of the refractive indices of the medium and the radiating phase, the angle of radiation exit exceeds 45 °, which is enough to achieve a very high luminance brightness in the screen.
Такие высокие яркостные параметры свечения могут быть реализованы в предложенной быстродействующей рентгеносенсорной панели для цифровой маммографии по п.1, отличающейся тем, что массовая концентрация зерен рентгеночувствительного люминофора в многоэлементном двухфазном детекторе указанной панели составляет от 26 до 40% при том, что в качестве радиационно-стойкого полимера в указанном детекторе используют радиационно-стойкий полиметилметакрилат с молекулярной массой до 200000 углеродных единиц и степенью полимеризации более 1500 единиц. Поясним приведенные цифровые требования.Such high brightness parameters of luminescence can be implemented in the proposed high-speed x-ray sensor panel for digital mammography according to
Прежде всего, в качестве дисперсной среды в двухфазном детекторе предложено использовать устойчивый к радиации полиметилметакрилат. Этот распространенный полимер относится к классу конденсационных полимеров, в которых основной является карбоксильная группа. Степень полимеризации этого полимера изменяется в пределах 1000<n<1500 единиц. Для предложенного прибора выбран полиметилметакрилат со степенью полимеризации n=1500, так как подобный материал отличается достаточно высокой эластичностью и гибкостью, что является необходимым при получении детектирующего двухфазного покрытия. Полиметилметакрилат, используемый в предложенном изобретении, синтезируют на основе акрилатов, и молекулярная масса его полимерной цепи имеет обычно значение М≤200000 углеродных единиц. При подобной величине молекулярной массы полимер сохраняется свою гибкость. Подобный материал широко используется в технике различных стран, в нем также при синтезе контролируется количество посторонних ионов, например, щелочных металлов или галогенидов, что может при их превышении снижать электрические и ресурсные параметры полимера. Поэтому нами при изготовлении детектора используется полиметилметакрилат с минимальной концентрацией неорганических ионов, выпускаемый промышленностью под маркой «радиационно-стойкий».First of all, it is proposed to use polymethylmethacrylate resistant to radiation as a dispersed medium in a two-phase detector. This common polymer belongs to the class of condensation polymers in which the carboxyl group is the main one. The degree of polymerization of this polymer varies within 1000 <n <1500 units. For the proposed device, polymethylmethacrylate with a degree of polymerization of n = 1500 was chosen, since such a material has a sufficiently high elasticity and flexibility, which is necessary when obtaining a detecting two-phase coating. The polymethyl methacrylate used in the proposed invention is synthesized based on acrylates, and the molecular weight of its polymer chain is usually M≤200000 carbon units. With a similar molecular weight, the polymer retains its flexibility. Such material is widely used in the technology of various countries, and the synthesis also controls the amount of foreign ions, for example, alkali metals or halides, which, if exceeded, can reduce the electrical and resource parameters of the polymer. Therefore, in the manufacture of the detector, we use polymethylmethacrylate with a minimum concentration of inorganic ions, manufactured by the industry under the brand name “radiation resistant”.
Полимер указанного сорта выпускается в виде бесцветных гранул размером 2-3 мм. При изготовлении двухфазного детектора используется раствор радиационно-стойкого полиметилметакрилата в ароматических растворителях, например бензоле С6Н6 (температура кипения 81°С). Гранулы полиметилметакрилата растворяются в бензоле, обычно готовят 12%-ный раствор полимера.The polymer of this grade is available in the form of colorless granules 2-3 mm in size. In the manufacture of a two-phase detector, a solution of radiation-resistant polymethylmethacrylate in aromatic solvents, for example benzene C 6 H 6 (boiling point 81 ° C), is used. Polymethyl methacrylate granules are dissolved in benzene, usually a 12% polymer solution is prepared.
Связана эта предлагаемая концентрация с тем, что раствор подобной концентрации отличается средним значением вязкости (около 100 сантипуаз), что достаточно для использования раствора при принятом литьевом методе изготовления их него двухфазных изделий (фигура 3).This proposed concentration is related to the fact that a solution of a similar concentration has an average viscosity value (about 100 centipoise), which is enough to use the solution with the accepted injection method for manufacturing two-phase products of it (figure 3).
Выбор массовой концентрации дисперсной фазы (зерен люминофора, Фигура 4) определяется следующими граничными условиями. При массовой концентрации в полиметилметакрилате зерен рентгенолюминофора более 40% отлитые покрытия после их сушки и полимеризации приобретают высокую ломкость. В этом случае с ними сложно скомпоновать предлагаемое устройство. Если массовая концентрация зерен рентгенолюминофора в полимерной дисперсной среде меньше 26%, то в этом случае уменьшается интенсивность свечения отлитого многоэлементного детектора при его контроле рентгеновским излучением. Причиной этого установленного факта является низкая концентрация зерен рентгенолюминофора в отлитой полимерной пленке. Установлено в процессе работы над изобретением, что оптимальная массовая концентрация зерен рентгенолюминофора составляет 32-36%. При подобной концентрации достигаются два основных параметра предлагаемого устройства:The choice of the mass concentration of the dispersed phase (phosphor grains, Figure 4) is determined by the following boundary conditions. At a mass concentration of more than 40% of X-ray phosphor grains in the polymethyl methacrylate, the cast coatings after drying and polymerization acquire high brittleness. In this case, it is difficult to compose the proposed device with them. If the mass concentration of grains of the X-ray phosphor in the polymer dispersed medium is less than 26%, then in this case the luminescence intensity of the cast multi-element detector decreases when it is controlled by X-ray radiation. The reason for this established fact is the low concentration of grains of the X-ray phosphor in the cast polymer film. It was established during the work on the invention that the optimal mass concentration of grains of X-ray phosphor is 32-36%. With this concentration, two main parameters of the proposed device are achieved:
- необходимая высокая яркость свечения;- the necessary high brightness;
- очень высокая разрешающая способность (10 пар линий на 1 мм).- very high resolution (10 pairs of lines per 1 mm).
В подобном экране сохраняется также очень короткая длительность затухания, что связано с химическим составом материала. При работе над изобретением было также установлено, что при создании многоэлементного детектора необходимо использовать полиметилметакрилат марки «радиационно-стойкий», имеющий молекулярную массу основной полимерной цепи не более 200000 углеродных единиц. Если использовать полимерные молекулы полиметилметакрилата с большей массой, чем 200000 углеродных единиц, то подобные полимеры отличаются большой гибкостью и могут слипаться при изготовлении изделия. С другой стороны, полиметилметакрилат с длиной полимерной цепи в 100000 углеродных единиц становится очень хрупким, поэтому не выдерживает технологической сборки.A very short attenuation time is also saved in such a screen, which is associated with the chemical composition of the material. When working on the invention, it was also found that when creating a multi-element detector, it is necessary to use polymethyl methacrylate of the "radiation-resistant" brand, having a molecular weight of the main polymer chain of not more than 200,000 carbon units. If you use polymer molecules of polymethylmethacrylate with a greater mass than 200,000 carbon units, then such polymers are very flexible and can stick together in the manufacture of the product. On the other hand, polymethylmethacrylate with a polymer chain length of 100,000 carbon units becomes very fragile, therefore, does not withstand the technological assembly.
Для создания предложенного устройства оптимальным является полиметилметакрилат с молекулярной массой от 100000 до 150000 углеродных единиц, что обеспечивает качественную сборку прибора и его высокую долговечность.To create the proposed device, polymethyl methacrylate with a molecular weight of from 100,000 to 150,000 carbon units is optimal, which ensures high-quality assembly of the device and its high durability.
Эти преимущества заложены в быстродействующей рентгеносенсорной панели по п.1, отличающейся тем, что матрица из кремниевых фотоприемников, контактирующих с многоэлементным детектором рентгеновского излучения, выполнена из поликристаллического кремния методами плазменного напыления, оптической фотолитографии и химического травления.These advantages are embodied in the high-speed x-ray panel according to
При создании матрицы для предлагаемого устройства исходим из конструкции, описанной нами ранее в патенте [4]. Матрица фотоприемников имеет m-строк и n-столбцов. По известной спецификации устройства для маммографии имеют m=n, но это не всегда соблюдается. Для маммографии используются матрицы фотодетекторов от 512×512 до 3072×3072 элементов, указанные размеры экранов и матриц для них используются также в детской рентгенодиагностике.When creating the matrix for the proposed device, we proceed from the design described by us earlier in the patent [4]. The photodetector array has m-rows and n-columns. According to a well-known specification, mammography devices have m = n, but this is not always observed. For mammography, photodetector arrays from 512 × 512 to 3072 × 3072 elements are used, the indicated sizes of screens and matrices for them are also used in pediatric X-ray diagnostics.
В предложенном изобретении используется в качестве материала фотодетекторов поликристаллический кремний, обеспечивающий высокую чувствительность элементов и относительно дешевый в технологическом исполнении. В качества основы подобной технологии мировая практика исходит из широко известной технологии компании «Scintillator Techlolgy». Процесс изготовления при этом включает шесть стадий.In the proposed invention, polycrystalline silicon is used as the material of photodetectors, providing high sensitivity of the elements and relatively cheap in technological design. As a basis for such a technology, world practice is based on the well-known technology of Scintillator Techlolgy. The manufacturing process includes six stages.
Вначале формируется поликремниевое покрытие в плазме из кремнийсодержащих реагентов, например SiH2Cl (хлорсилан). Сформированное покрытие толщиной до 2 мкм отжигается в плазме инертного газа (аргон) при температуре до 480°С.First, a polysilicon coating is formed in the plasma from silicon-containing reagents, for example SiH 2 Cl (chlorosilane). The formed coating with a thickness of up to 2 μm is annealed in an inert gas plasma (argon) at temperatures up to 480 ° C.
Затем следует процесс формирования на поверхности поликремния оксидного покрытия из двуокиси кремния SiO2. Окисление проводится в газоразрядной плазме при остаточном вакууме ρ≈1-10 мм ртутного столба. Толщина пленки SiO2 составляет 0,8-1 мкм.This is followed by the process of forming an oxide coating of silicon dioxide SiO 2 on the polysilicon surface. Oxidation is carried out in a gas-discharge plasma with a residual vacuum of ρ≈1-10 mmHg. The thickness of the SiO 2 film is 0.8-1 μm.
Следующим является этап фотолитографии, состоящий из формирования слоя фоторезиста (методом центрифугирования), засвечивание его через фотошаблон мощным ультрафиолетовым источником света. Незасвеченная часть фоторезиста предохраняет лежащий под ней слой SiO2 от плазменного травления в атмосфере галогенидсодержащих газов.The next is the stage of photolithography, consisting of the formation of a photoresist layer (by centrifugation), its exposure through a photomask with a powerful ultraviolet light source. The unlit portion of the photoresist protects the SiO 2 layer below it from plasma etching in the atmosphere of halide-containing gases.
Следующим является этап вскрытия слоя SiO2 в плазменной атмосфере, содержащей ионы фтора. С удалением частей слоя SiO2 вскрываются каналы для травления лежащего под ним слоя кремния.The next is the stage of opening the SiO 2 layer in a plasma atmosphere containing fluorine ions. With the removal of parts of the SiO 2 layer, channels are opened for etching the underlying silicon layer.
Следующим по порядку идет этап травления кремниевого покрытия, производимый глубоким ионно-реактивным травлением (технология DRIE). Протравленные каналы и объемные участки поликремния образуют при этом многоэлементную структуру матрицы фотоприемников. Соединительные электроды этой матрицы сформированы из пленок металлов на поверхности подложки для кремниевых фотопремников.The next in order is the etching of the silicon coating, produced by deep ion-reactive etching (DRIE technology). Etched channels and bulky polysilicon regions form a multi-element matrix structure of photodetectors. The connecting electrodes of this matrix are formed of metal films on the surface of the substrate for silicon photo-receivers.
Изготовленная по приведенной технологии матрица поликремниевых фотодетекторов имеет чувствительность по освещенности лучше чем 10 лк на элемент. Эта чувствительность является очень высокой для изделий предлагаемого класса.The matrix of polysilicon photodetectors made using the above technology has an illumination sensitivity better than 10 lux per element. This sensitivity is very high for products of the proposed class.
Подобное отличие сохраняется в быстродействующей рентгеносенсорной панели по п.1, отличающейся тем, что ее формирование проводят первоначально с закреплением на поверхности изготовленной матрицы фотодекторов металлического перфорированного полотна, в квадратных ячейках которого формируют методом полива двухфазный рентгеночувствительный слой при том, что оптические центры элементов фотоприемников находятся на оптической оси каждой ячейки многоэлементной матрицы фотодекторов.A similar difference is preserved in the high-speed x-ray sensor panel according to
Этот пункт притязаний полностью иллюстрируется фигурами 2 и 3, из которых следует наличие единой оптической оси у каждого элемента фотодекторов и элементов, расположенных в перфорированной пластине рентгеночувствительного детектора. Только при полном совпадении осей этих основных конструктивных элементов устройство сохраняет свою высокую разрешающую способность.This claim is fully illustrated by figures 2 and 3, from which it follows that there is a single optical axis for each element of the photodetectors and elements located in the perforated plate of the x-ray detector. Only with the complete coincidence of the axes of these basic structural elements does the device retain its high resolution.
Нами установлено, что расхождение между положениями оптических осей матрицы фотодетекторов и многоэлементного рентгеночувствительного детектора составляет не более ±2 микрон. При этом условии предлагаемое устройство сохраняет свою высокую разрешающую способность (10 пар линий/мм).We found that the difference between the positions of the optical axes of the photodetector array and the multi-element x-ray detector is not more than ± 2 microns. Under this condition, the proposed device retains its high resolution (10 pairs of lines / mm).
Для достижения необходимой соосности элементов матрица фотодетекторов и перфорированная пластина детектора снабжены специальной системой визиров, наблюдаемых в оптическом микроскопе. Визирование позволяет сохранить высокую разрешающую способность предлагаемого устройства (10 пар линий/мм). Этот высокий параметр быстрозатухающего экрана по п.1 отличается тем, что образующий его (входящий в его состав) рентгеночувствительный люминофор имеет состав алюмо-галло-оксида лютеция и стехиометрическую формулуTo achieve the necessary alignment of the elements, the photodetector matrix and the perforated detector plate are equipped with a special system of sights observed in an optical microscope. Sighting allows you to maintain high resolution of the proposed device (10 pairs of lines / mm). This high parameter of the fast-extinguishing screen according to
(∑Ln)3(Al2-xGax)[AlO3,9(Br+1,N-3)α]3, (∑ Ln) 3 (Al 2-x Ga x ) [AlO 3.9 (Br +1 , N -3 ) α ] 3,
где ∑Ln=Lu, и Gd, и Y, и Yb, и Се, при 0,1<x≤2,0, значение α менее 0,1, и кубическую кристаллическую структуру минерала граната.where ∑Ln = Lu, and Gd, and Y, and Yb, and Се, at 0.1 <x≤2.0, the value of α is less than 0.1, and the cubic crystal structure of the garnet mineral.
Как нами уже указывалось ранее, в разные периоды развития техники рентгеновского контроля и диагностики использовались различные классы рентгеночувствительных материалов. Первоначально это были сульфо-селениды цинка-кадмия, затем их заменили на соединение с более тяжелыми элементами, такими как вольфрамат кальция. В последующих конструкциях преобразующих экранов использовали светопроводящие нити из йодида цезия с таллием.As we have already indicated earlier, in different periods of development of the technique of x-ray monitoring and diagnostics, various classes of x-ray sensitive materials were used. Initially, these were zinc-cadmium sulfo-selenides, then they were replaced with compounds with heavier elements, such as calcium tungstate. In subsequent designs of the conversion screens, light-conducting filaments of cesium iodide with thallium were used.
В самые последние десятилетия рентгеночувствительные экраны изготавливаются из редкоземельных соединений (оксидов, оксибромидов). Приведем в таблице наши данные по используемым параметрам рентгенолюминофоров.In the most recent decades, X-ray screens are made from rare earth compounds (oxides, oxybromides). Let us present in the table our data on the used parameters of X-ray phosphors.
Практически все материалы с использованием в основе иона лютеция получены и измерены нами впервые. Указанные рентгенолюминофоры на основе соединений лютеция отличаются:Almost all materials using lutetium ion as the basis were obtained and measured by us for the first time. These X-ray phosphors based on lutetium compounds differ:
- высоким атомным номером;- high atomic number;
- высокой гравитационной плотностью;- high gravitational density;
- высокой эффективностью преобразования рентгеновского излучения в свет. - high efficiency conversion of x-rays into light.
Нами было показано, что алюмо-галло-оксиды лютеция отличаются также очень короткой длительностью послесвечения, которая практически вдвое ниже длительности послесвечения стандартного иттриевого граната, приблизительно τ0,1≈38-40 нс, во всех случаях ниже 50,0 нс.We have shown that alumino-gallo-oxides of lutetium are also distinguished by a very short afterglow, which is almost half the duration of the afterglow of standard yttrium garnet, approximately τ 0.1 ≈38-40 ns, in all cases below 50.0 ns.
В процессе работы над изобретением нами были установлены также толщины слоя рентгеночувствительного детектора, при которых достигается максимально высокое значение яркости свечения. Оказалось, что эти толщины слоев существенно ниже, чем для всех известных рентгеночувствительных материалов и составляют 38-48 микрон.In the process of working on the invention, we also established the thickness of the layer of the X-ray detector, at which the maximum brightness of the glow is achieved. It turned out that these layer thicknesses are significantly lower than for all known x-ray sensitive materials and comprise 38-48 microns.
Входящие в основу рентгенолюминофора панели редкоземельные химические элементы находятся в концентрации 0,3<[Lu]≤0,34, 0,40<[Gd]≤0,44, [Y]=0,15, [Ce]=0,05, [Yb]≤0,01 атомных долей.The rare-earth chemical elements that make up the X-ray phosphor panel are at a concentration of 0.3 <[Lu] ≤0.34, 0.40 <[Gd] ≤0.44, [Y] = 0.15, [Ce] = 0.05 , [Yb] ≤ 0.01 atomic fractions.
Приведенное на фигуре 5 фото с макета предложенной быстродействующей рентгеносенсорной панели указывают на ее высокое качество.Shown in figure 5 photos from the layout of the proposed high-speed x-ray panel indicate its high quality.
Необходимо указать, что приведенные значения эффективной геометрической толщины слоя рентгеночувствительного многоэлементного детектора очень малы. Приемлемые толщины лежат в диапазоне от 22 до 60 мкм при массовой нагрузке от 25 до 42 мг/см2. Подобные толщины активных слоев ранее в рентгенотехнике не использовались. Малая толщина и высокая концентрация зерен люминофора в рентгеночувствительном слое позволяют существенно повысить разрешающую способность предлагаемого устройства до 10 пар линий на миллиметр.It is necessary to indicate that the given values of the effective geometric thickness of the layer of the X-ray sensitive multi-element detector are very small. Acceptable thicknesses range from 22 to 60 microns with a mass load of 25 to 42 mg / cm 2 . Similar thicknesses of the active layers were not previously used in X-ray technology. The small thickness and high concentration of phosphor grains in the x-ray sensitive layer can significantly increase the resolution of the proposed device to 10 pairs of lines per millimeter.
Таким образом, основная цель изобретения достигнута. Эксперименты с применением нового маммографического экрана позволили снизить рабочее напряжение на источнике рентгеновского излучения и существенно уменьшить дозы облучения, меньше рекомендуемых в настоящее время. Благодаря используемым новым материалам в виде коваровых перфорированных полотен и ярко излучающего нового рентгенолюминофора из алюмо-галло-оксида лютеция удалось повысить контрастность изображения на экране предлагаемого устройства. Новым является также крайне короткое послесвечение устройства, что позволяет использовать его для динамической диагностики. Клинические испытания устройства должны пройти в 2013 году. Выпуск прибора намечен на 2013-2014 гг.Thus, the main objective of the invention is achieved. Experiments with the use of a new mammography screen allowed us to reduce the operating voltage at the source of x-ray radiation and significantly reduce radiation doses that are less than currently recommended. Thanks to the new materials used in the form of insidious perforated canvases and a brightly radiating new X-ray phosphor from aluminum-gallo-oxide of lutetium, it was possible to increase the contrast of the image on the screen of the proposed device. The extremely short afterglow of the device is also new, which makes it possible to use it for dynamic diagnostics. Clinical trials of the device should pass in 2013. The release of the device is scheduled for 2013-2014.
ЛитератураLiterature
1. Гурвич A.M. "Рентгеновские люминофоры и экраны". Москва, Атомиздат, 1991 г.1. Gurvich A.M. "X-ray phosphors and screens." Moscow, Atomizdat, 1991
2. W. Kntipfer, E. Hell and D. Mattem. «Novel Y-Ray Detectors for medical Imaging». Nuclear Physics В (Proc. Suppl.) 78, pp.610-615 (1999).2. W. Kntipfer, E. Hell and D. Mattem. "Novel Y-Ray Detectors for medical Imaging." Nuclear Physics B (Proc. Suppl.) 78, pp. 610-615 (1999).
3. DE Patent N19516450 C1 (1996).3. DE Patent N19516450 C1 (1996).
4. Stratos L. David et al. «Luminescence Efficiency of fast Yttrium Aluminum Garnet Phosphor Screens for use in Digital Breast Tomosynthesis». e-Journal of Science & Technology, (2), 5, pp.63-73 (2010).4. Stratos L. David et al. "Luminescence Efficiency of fast Yttrium Aluminum Garnet Phosphor Screens for use in Digital Breast Tomosynthesis." e-Journal of Science & Technology, (2), 5, pp. 63-73 (2010).
5. N.P. Soschin, V.N. Ulasyuk. WO 2011/019303 (17.02.2011).5. N.P. Soschin, V.N. Ulasyuk. WO 2011/019303 (02.17.2011).
Claims (12)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2012131472/28A RU2524449C2 (en) | 2012-07-24 | 2012-07-24 | Fast-acting x-ray-sensitive pad for digital mammography |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2012131472/28A RU2524449C2 (en) | 2012-07-24 | 2012-07-24 | Fast-acting x-ray-sensitive pad for digital mammography |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2012131472A RU2012131472A (en) | 2014-01-27 |
| RU2524449C2 true RU2524449C2 (en) | 2014-07-27 |
Family
ID=49957016
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2012131472/28A RU2524449C2 (en) | 2012-07-24 | 2012-07-24 | Fast-acting x-ray-sensitive pad for digital mammography |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2524449C2 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU174187U1 (en) * | 2016-12-29 | 2017-10-06 | Общество с ограниченной ответственностью "Научно-технический центр "МТ" (ООО "НТЦ-МТ") | COMPOSITE PHOTO CALCULATOR WITH COMPOSITE REMOTE CONTROLLERS FOR X-RAY SENSITIVE PANELS |
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6534772B1 (en) * | 1997-11-28 | 2003-03-18 | Nanocrystal Imaging Corp. | High resolution high output microchannel based radiation sensor |
| RU2252411C1 (en) * | 2004-04-09 | 2005-05-20 | Общество с ограниченной ответственностью "Институт рентгеновской оптики" | Fluorescent sensor on basis of multichannel structures |
| EP1847582A1 (en) * | 2006-04-20 | 2007-10-24 | Agfa-Gevaert | Radiation image phosphor or scintillator panel. |
| US20080245968A1 (en) * | 2006-07-14 | 2008-10-09 | Timothy John Tredwell | Dual-screen digital radiographic imaging detector array |
| RU84137U1 (en) * | 2008-12-08 | 2009-06-27 | Федеральное государственное унитарное предприятие "Всероссийский научно-исследовательский институт автоматики им. Н.Л. Духова" | MATRIX SCREEN CONVERTER |
| RU2420763C2 (en) * | 2009-08-13 | 2011-06-10 | Закрытое Акционерное Общество "Научно-Производственная Коммерческая Фирма "Элтан Лтд" | Multi-element x-ray detector, rare-earth x-ray phosphor for said detector, method of making multi-element scintillator and detector altogether |
-
2012
- 2012-07-24 RU RU2012131472/28A patent/RU2524449C2/en not_active IP Right Cessation
Patent Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6534772B1 (en) * | 1997-11-28 | 2003-03-18 | Nanocrystal Imaging Corp. | High resolution high output microchannel based radiation sensor |
| RU2252411C1 (en) * | 2004-04-09 | 2005-05-20 | Общество с ограниченной ответственностью "Институт рентгеновской оптики" | Fluorescent sensor on basis of multichannel structures |
| EP1847582A1 (en) * | 2006-04-20 | 2007-10-24 | Agfa-Gevaert | Radiation image phosphor or scintillator panel. |
| US20080245968A1 (en) * | 2006-07-14 | 2008-10-09 | Timothy John Tredwell | Dual-screen digital radiographic imaging detector array |
| RU84137U1 (en) * | 2008-12-08 | 2009-06-27 | Федеральное государственное унитарное предприятие "Всероссийский научно-исследовательский институт автоматики им. Н.Л. Духова" | MATRIX SCREEN CONVERTER |
| RU2420763C2 (en) * | 2009-08-13 | 2011-06-10 | Закрытое Акционерное Общество "Научно-Производственная Коммерческая Фирма "Элтан Лтд" | Multi-element x-ray detector, rare-earth x-ray phosphor for said detector, method of making multi-element scintillator and detector altogether |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU174187U1 (en) * | 2016-12-29 | 2017-10-06 | Общество с ограниченной ответственностью "Научно-технический центр "МТ" (ООО "НТЦ-МТ") | COMPOSITE PHOTO CALCULATOR WITH COMPOSITE REMOTE CONTROLLERS FOR X-RAY SENSITIVE PANELS |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| RU2012131472A (en) | 2014-01-27 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5952665A (en) | Composite nanophosphor screen for detecting radiation | |
| RU2420763C2 (en) | Multi-element x-ray detector, rare-earth x-ray phosphor for said detector, method of making multi-element scintillator and detector altogether | |
| EP1705478B1 (en) | Imaging assembly and inspection method | |
| US7161160B2 (en) | Needle-shaped cylindrical storage phosphor crystals | |
| JPS58136687A (en) | Manufacture of scintillator main frame of fluorescent dispersive structure | |
| KR20090031728A (en) | Apparatus for asymmetric dual-screen digital radiography | |
| WO2003083513A1 (en) | X-ray detector | |
| WO2003067282A1 (en) | X-ray detector and method for producing x-ray detector | |
| JP2019023579A (en) | Scintillator | |
| JPWO2004029657A1 (en) | Phosphor sheet for radiation detector, and radiation detector and radiation inspection apparatus using the same | |
| JPWO2017047094A1 (en) | Scintillator array | |
| JP2000505886A (en) | Photostimulable phosphor screen suitable for dual energy recording | |
| JP4764039B2 (en) | Phosphor sheet for radiation detector and radiation detector using the same | |
| US7378676B2 (en) | Stimulable phosphor screens or panels and manufacturing control thereof | |
| JP2018179795A (en) | X-ray phase contrast imaging device | |
| JP2004317300A (en) | Plane radiation detector and its manufacturing method | |
| US20050002490A1 (en) | Rare earth activated lutetium oxyorthosilicate phosphor for direct X-ray detection | |
| RU2524449C2 (en) | Fast-acting x-ray-sensitive pad for digital mammography | |
| JPWO2007060814A1 (en) | Radiation scintillator plate | |
| EP1359204A1 (en) | Needle-shaped cylindrical storage phosphor crystals | |
| JP2002082171A (en) | Radiation detector and x-ray diagnostic equipment using the same | |
| JP3330895B2 (en) | Stimulable phosphor sheet and radiation image recording / reproducing method | |
| JP2016531976A (en) | Ce3 + activated luminescent composition for application in imaging systems | |
| US20040262536A1 (en) | Rare earth activated rare earth oxysulfide phosphor for direct X-ray detection | |
| CN106471097B (en) | The bromine caesium iodide scintillator for being doped with europium and its detector with improved transfer efficiency |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20150725 |