RU63945U1

RU63945U1 - X-RAY MATRIX RECEIVER

Info

Publication number: RU63945U1
Application number: RU2006145313/22U
Authority: RU
Inventors: Алексей Владимирович Бехтерев; Виктор Николаевич Ещенко; Антон Викторович Маглели; Владимир Иванович Попов
Original assignee: Общество с ограниченной ответственностью предприятие "МЕДТЕХ" (ООО предприятие "МЕДТЕХ")
Priority date: 2006-12-19
Filing date: 2006-12-19
Publication date: 2007-06-10

Abstract

Полезная модель относится к рентгенотехнике, в частности, к рентгеновским приемникам, и предназначено для использования в медицинских рентгено-диагностических аппаратах, рентгеновских компьютерных томографах, маммографах, а также в промышленных интроскопах с высоким пространственным разрешением и высокой энергией зондирующего рентгеновского излучения.The utility model relates to x-ray technology, in particular, to x-ray receivers, and is intended for use in medical x-ray diagnostic devices, x-ray computer tomographs, mammographs, as well as in industrial introscopes with high spatial resolution and high energy of probe x-ray radiation.

Заявляется приемник рентгеновский матричный, содержащий линейку расположенных на подложке фоточувствительных приемников, оптически связанных со сцинтилляционным слоем.An X-ray array detector is claimed comprising a line of photosensitive receivers disposed on a substrate optically coupled to a scintillation layer.

Новым является то, что он выполнен в виде ряда расположенных друг за другом линеек фоточувствительных приемников, образующих плоскую многострочную структуру и установленных на общей подложке, при этом сцинтилляционный слой равномерной толщины расположен непосредственно на поверхности фоточувствительных приемников, либо установлен через промежуточный оптически связывающий элемент, а поверхность сцинтилляционного слоя расположена под острым углом к направлению падения рентгеновского излучения.What is new is that it is made in the form of a series of photosensitive receivers arranged one after another, forming a flat multi-line structure and mounted on a common substrate, while a scintillation layer of uniform thickness is located directly on the surface of the photosensitive receivers, or installed through an intermediate optically connecting element, and the surface of the scintillation layer is at an acute angle to the direction of incidence of the x-ray radiation.

Полезная модель включает 7 зависимых пунктов формулы, 5 рисунков.The utility model includes 7 dependent claims, 5 figures.

Description

В последнее время в медицинских исследованиях и диагностике различных патологий внутренних органов широко используются рентгено-диагностические аппараты и рентгеновские компьютерные томографические установки с высоким пространственным разрешением и цифровыми методами обработки изображений с последующим их выводом на экран телевизионного монитора или бумажный носитель. Получение высокого разрешения рентгеновского изображения особенно актуально при диагностике переломов в виде трещин и анализа структуры кости, обнаружения кальцитов размером 50 мкм в молочной железе. Так, например, характерный размер балочной структуры в кости составляет порядка 200 мкм, поэтому минимальное требуемое пространственное разрешение составляет 5 пар линий на мм. Для маммографии требуется пространственное разрешение 25 пар линий на мм, что соответствует размеру элемента приемной ячейки 20 мкм.Recently, in medical research and diagnostics of various pathologies of internal organs, X-ray diagnostic devices and X-ray computed tomography systems with high spatial resolution and digital image processing methods with their subsequent display on a television monitor or paper carrier are widely used. Obtaining a high resolution x-ray image is especially relevant in the diagnosis of fractures in the form of cracks and analysis of bone structure, the detection of calcite with a size of 50 microns in the mammary gland. So, for example, the characteristic size of the beam structure in the bone is about 200 microns, so the minimum required spatial resolution is 5 pairs of lines per mm. For mammography, a spatial resolution of 25 pairs of lines per mm is required, which corresponds to a receiving cell element size of 20 μm.

Одним из способов получения цифровых рентгеновских изображений является метод построчного ввода информации в компьютер. Известные системы построчного ввода цифровых рентгеновских изображений, в которых перед объектом исследования устанавливается щелевая диафрагма, а за объектом линейный приемник рентгеновского излучения, эффективно работают при разрешении не лучше 1 мм. При уменьшении размеров элемента приемника излучения до величины 100 мкм невозможно пропорционально уменьшить ширину полоски падающего на объект рентгеновского излучения, т.к. фокус рентгеновской трубки составляет 1-2 мм, расстояние до объекта - 1 м, и размеры объекта около 0.1 м. В результате при построчном вводе изображения происходит неоправданное переоблучение пациента в десятки раз. В случае применения острофокусных трубок (размеры фокуса 50 мкм), например, в маммографии, имеются трудности в юстировке из-за большого соотношения длины линейки приемников и ширины рентгеновского пучка, а также реальных люфтов и вибраций механических узлов.One of the methods for obtaining digital x-ray images is the method of line-by-line input of information into a computer. Known line-by-line systems for inputting digital x-ray images, in which a slit diaphragm is installed in front of the object of study, and a linear x-ray receiver behind the object, work effectively at a resolution of no better than 1 mm. When reducing the size of the element of the radiation receiver to 100 μm, it is impossible to proportionally reduce the width of the strip incident on the object of x-ray radiation, because the focus of the x-ray tube is 1-2 mm, the distance to the object is 1 m, and the size of the object is about 0.1 m. As a result, when the line-by-line input of the image occurs, the patient is unjustifiably irradiated tens of times. In the case of using sharp-focus tubes (focus sizes 50 μm), for example, in mammography, there are difficulties in alignment due to the large ratio of the length of the receiver line and the width of the X-ray beam, as well as real backlash and vibration of the mechanical components.

Известна линейка детекторов, предназначенная для создания детекторных матриц для регистрации рентгеновского излучения, выполненная на полупроводниковой подложке толщиной 0,5-2 мм в виде "гребенки", зубцы которой направлены в сторону рентгеновского излучения и представляют собой полупроводниковые детекторы рентгеновского излучения, соединенные между собой единым основанием, пространство между которыми заполнено сцинтилляционным материалом, при этом каждый детектор электрически разделен друг от друга и соединен со своим элементом считывания заряда, расположенном на боковой поверхности зубца с выводом электрода на основание "гребенки" (см. заявка ФРГ N 4025427, G01Т 1/00, 1990).A well-known line of detectors designed to create detector arrays for recording X-ray radiation, made on a semiconductor substrate with a thickness of 0.5-2 mm in the form of a "comb", the teeth of which are directed towards the x-ray radiation and are semiconductor x-ray detectors connected together by a single a base, the space between which is filled with scintillation material, while each detector is electrically separated from each other and connected to its counting element the charge, located on the side surface of the tooth with the output of the electrode to the base of the "comb" (see application Germany No. 4025427, G01T 1/00, 1990).

Известная линейка детекторов имеет предельное разрешение 0,1 мм при исполнении в виде линейки и 0,5 мм при использовании в матричном приемнике (из-за минимальной толщины полупроводниковой подложки, в которой могут быть выполнены продольные разрезы, но при этом она сохраняла бы свою жесткость). Разрешения около 50 мкм на ней получить невозможно.The well-known line of detectors has a limit resolution of 0.1 mm when executed in the form of a ruler and 0.5 mm when used in a matrix receiver (due to the minimum thickness of the semiconductor substrate in which longitudinal cuts can be made, but at the same time it would retain its rigidity ) Permissions of about 50 microns cannot be obtained on it.

Вторым существенным недостатком известной линейки детекторов является низкая эффективность регистрации рентгеновского излучения, т.к. даже при длине зубцов более 20 мм кремний остается достаточно прозрачным материалом для рентгеновского излучения высоких энергий. Причем с повышением энергии рентгеновского излучения эта эффективность падает.The second significant disadvantage of the known line of detectors is the low efficiency of the registration of x-ray radiation, because even with a tooth length of more than 20 mm, silicon remains a sufficiently transparent material for high-energy X-rays. Moreover, with increasing x-ray energy, this efficiency decreases.

Известно устройство - матричный рентгеновский приемник, содержащий координатно-чувствительную матрицу из фоточувствительных элементов и оптически с ней связанные сцинтилляционные элементы в виде светопроводящих волокон, расположенных параллельно друг другу и образующих входной экран матричного приемника (см. ЕПВ N 0143205, G01Т 1/00, 1988).A device is known - a matrix X-ray receiver containing a coordinate-sensitive matrix of photosensitive elements and optically associated scintillation elements in the form of light-conducting fibers parallel to each other and forming the input screen of the matrix receiver (see EPO N 0143205, G01T 1/00, 1988 )

Использование световолоконной оптики с размером элемента 20-30 мкм и перемычек между ними 5-10 мкм позволяет достичь предельного разрешения около 40-60 мкм.The use of fiber optic optics with an element size of 20–30 μm and jumpers between them of 5–10 μm makes it possible to achieve an ultimate resolution of about 40–60 μm.

Основным недостатком известного матричного рентгеновского приемника является низкая чувствительность из-за потерь фотонов в светопроводящих волокнах из люминисцирующего материала, по мере их продвижения в среде сцинтиллятора к фоточувствительным элементам матрицы. Причем, чем выше энергия рентгеновского излучения, тем требуется более протяженный сцинтилляционный элемент и тем выше потери фотонов.The main disadvantage of the known matrix X-ray detector is the low sensitivity due to the loss of photons in the light guide fibers of the luminescent material, as they move in the scintillator medium to the photosensitive elements of the matrix. Moreover, the higher the X-ray energy, the more extended the scintillation element is required and the higher the loss of photons.

Кроме того, изготовление матричного световолоконного экрана из люминисцирующего материала достаточно трудоемко, требует значительных затрат и невозможно при крупносерийном или массовом производстве.In addition, the manufacture of a matrix fiber optic screen from luminescent material is quite laborious, requires significant costs and is not possible with large-scale or mass production.

Наиболее близким к заявляемому техническому решению и взятым в качестве прототипа, является рентгеновский приемник высокого разрешения, включающий линейку расположенных на подложке и протяженных вдоль направления падающего рентгеновского излучения фотоприемников, оптически связанных со слоем сцинтиллятора (см. патент США №4303860, МКИ G01T 1/20, 1981 г.).Closest to the claimed technical solution and taken as a prototype is a high-resolution X-ray detector, including a line of photodetectors located on a substrate and extended along the direction of the incident X-ray radiation, optically coupled to the scintillator layer (see US Patent No. 4,303,860, MKI G01T 1/20 , 1981).

Основным недостатком известного приемника, как и любых однострочных приемников, является низкая эффективность использования пучка падающего рентгеновского излучения. Так, например, для получения пространственного разрешения 50 мкм, при ширине рентгеновского пучка 1 мм коэффициент использования падающего на приемник рентгеновского излучения составит всего 5% при одностороннем расположении фотоприемников на слое сцинтиллятора, а при двухстороннем расположении - не более 10%.The main disadvantage of the known receiver, as well as any single-line receivers, is the low efficiency of using an incident x-ray beam. So, for example, to obtain a spatial resolution of 50 μm, with an X-ray beam width of 1 mm, the coefficient of use of the X-ray radiation incident on the receiver will be only 5% when the photodetectors are located on the scintillator layer on one side, and not more than 10% on a double-sided arrangement.

Задачей заявляемого технического решения является устранение указанных недостатков, а именно повышение коэффициента использования падающего рентгеновского излучения.The objective of the proposed technical solution is to eliminate these disadvantages, namely increasing the utilization rate of incident x-ray radiation.

Указанная задача в приемнике рентгеновском матричном (ПРМ), содержащем линейку расположенных на подложке фоточувствительных приемников, оптически связанных со сцинтилляционным слоем, решена тем, что он выполнен в виде ряда расположенных друг за другом линеек фоточувствительных приемников, образующих плоскую многострочную структуру и установленных на общей подложке, при этом сцинтилляционный слой равномерной толщины расположен непосредственно на поверхности фоточувствительных приемников, либо установлен через промежуточный оптически связывающий элемент, а поверхность сцинтилляционного слоя расположена под острым углом к предполагаемому направлению падения рентгеновского излучения.The indicated problem in an X-ray matrix (PFP) receiver containing a line of photosensitive receivers located on a substrate optically coupled to a scintillation layer is solved in that it is made in the form of a series of photosensitive receivers arranged in a row, forming a flat multi-line structure and mounted on a common substrate while a scintillation layer of uniform thickness is located directly on the surface of the photosensitive receivers, or is installed through an intermediate optical a skisky binding element, and the surface of the scintillation layer is located at an acute angle to the assumed direction of incidence of x-ray radiation.

Указанное выполнение ПРМ позволяет создать плоскую матрицу с высоким разрешением и тонким слоем сцинтиллятора, а установка ее под острым углом к падающему рентгеновскому излучению позволяет в десятки раз повысить световую отдачу сцинтиллятора.The specified implementation of the PFP allows you to create a flat matrix with high resolution and a thin layer of scintillator, and installing it at an acute angle to the incident x-ray radiation allows tens of times to increase the light output of the scintillator.

Целесообразно для ПРМ с малой степенью интеграции, его выполнить в виде гибридной интегральной схемы, в которой на жестком основании установлены линейки фоточувствительных приемников, каждая из которых выполнена в виде интегрального модуля.It is advisable for PFP with a small degree of integration, it can be implemented as a hybrid integrated circuit in which a set of photosensitive receivers are installed on a rigid base, each of which is made in the form of an integrated module.

Для ПРМ с высокой степенью интеграции выгодно выполнить его в виде одного или нескольких интегральных многострочных модулей, каждый из которых выполнен на полупроводниковой подложке.For PFP with a high degree of integration, it is advantageous to perform it in the form of one or more integrated multi-line modules, each of which is made on a semiconductor substrate.

Для уменьшения потерь светопередачи от сцинтиллятора к приемникам, связанных с отражением света от поверхности полупроводника, целесообразно промежуточный оптически связывающий элемент выполнить в виде оптически прозрачного материала, например, силиконового герметика, показатель преломления которого близок к показателю преломления материала фоточувствительных приемников.To reduce the loss of light transmission from the scintillator to the receivers associated with the reflection of light from the surface of the semiconductor, it is advisable to make the intermediate optically binding element in the form of an optically transparent material, for example, silicone sealant, the refractive index of which is close to the refractive index of the material of photosensitive receivers.

В случае использования рентгеновского излучения высоких энергий, некоторая его доля проникает сквозь слой сцинтиллятора, облучает полупроводниковую матрицу и создает опасность деградации ее со временем. Во избежание этого, между сцинтилляционным слоем и матрицей может быть размещена волоконно-оптическая пластина, передающая оптическое изображение с минимальной потерей информации. При этом полупроводниковая матрица выводится из зоны действия рентгеновского пучка.In the case of using high-energy x-rays, a certain fraction of it penetrates through the scintillator layer, irradiates the semiconductor matrix, and creates a risk of its degradation with time. To avoid this, a fiber optic plate can be placed between the scintillation layer and the matrix, transmitting an optical image with minimal loss of information. In this case, the semiconductor matrix is removed from the area of the x-ray beam.

Для обеспечения одинакового пространственного разрешения ПРМ как по вертикали, так и по горизонтали, фоточувствительные элементы матрицы следует выполнить в виде прямоугольников, ориентированных длинной стороной вдоль ортогональной проекции направления предполагаемого падения рентгеновских лучей на поверхность приемника.To ensure the same spatial resolution of the PFP both vertically and horizontally, the photosensitive elements of the matrix should be made in the form of rectangles oriented with the long side along the orthogonal projection of the direction of the expected incidence of x-rays on the surface of the receiver.

В случае использования короткофокусного рентгеновского излучения, в связи с достаточно большой глубиной ПРМ, следует учитывать расхождение лучей падающего рентгеновского излучения. При этом для сохранения высокого пространственного Разрешения фоточувствительные элементы выполняют в форме равнобоких трапеций, боковые стороны которых совпадают с ортогональной проекцией направления предполагаемого падения рентгеновских лучей на поверхность приемника.In the case of using short-focus x-ray radiation, due to the sufficiently large depth of the PFP, the divergence of the rays of the incident x-ray should be taken into account. In order to maintain high spatial resolution, the photosensitive elements are made in the form of isosceles trapezoidal, the sides of which coincide with the orthogonal projection of the direction of the alleged incidence of x-rays on the surface of the receiver.

Для повышения светоотдачи сцинтилляционного слоя, наружная поверхность его может быть покрыта светоотражающей рентгенопрозрачной пленкой, например алюминиевой фольгой. Это позволит получить больший световой сигнал при той же мощности падающего рентгеновского излучения, поскольку свет, излучаемый наружной поверхностью сцинтиллятора, отразится пленкой и значительная его доля достигнет фотоприемников.To increase the light output of the scintillation layer, its outer surface can be coated with a reflective X-ray transparent film, for example, aluminum foil. This will make it possible to obtain a larger light signal at the same incident x-ray power, since the light emitted by the outer surface of the scintillator will be reflected by the film and a significant proportion of it will reach the photodetectors.

На фиг.1 представлен заявляемый ПРМ, где 1 - направление падающего рентгеновского излучения; 2 - матрица фоточувствительных элементов; 3 - сцинтилляционный слой; 4 - фоточувствительные элементы.Figure 1 presents the inventive PFP, where 1 is the direction of the incident x-ray radiation; 2 - a matrix of photosensitive elements; 3 - scintillation layer; 4 - photosensitive elements.

На фиг.2 представлен поперечный разрез заявляемого ПРМ, где обозначены α - угол установки ПРМ к падающему рентгеновскому излучению, d - толщина слоя сцинтиллятора, L - длина пути рентгеновских квантов в сцинтилляторе.Figure 2 presents a cross section of the inventive Rx, where α is the angle of the Rx to the incident x-ray, d is the thickness of the scintillator layer, L is the path length of the x-ray quanta in the scintillator.

На фиг.3 представлен поперечный разрез заявляемого ПРМ с использованием волоконно-оптической пластины в качестве промежуточного оптически связывающего элемента, где 5 - волоконно-оптическая пластина.Figure 3 presents a cross section of the inventive PFP using a fiber optic plate as an intermediate optically connecting element, where 5 is a fiber optic plate.

На фиг.4 представлен вид сверху на матрицу заявляемого ПРМ (без слоя сцинтиллятора), предназначенную для работы с короткофокусным рентгеновским излучением и выполненную на плоской подложке с фоточувствительными элементами в виде равнобоких трапеций.Figure 4 presents a top view of the matrix of the inventive PFP (without scintillator layer), designed to work with short-focus x-ray radiation and made on a flat substrate with photosensitive elements in the form of isosceles trapezoid.

На фиг.5 представлен вариант исполнения заявляемого ПРМ для работы с короткофокусным рентгеновским излучением, с трапециевидными фотоприемными элементами, расположенными в виде кругового сегмента с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения.Figure 5 presents an embodiment of the inventive PFP for working with short-focus x-rays, with trapezoidal photodetector elements located in the form of a circular segment centered at the focus of the incident x-ray.

Заявляемое устройство функционирует следующим образом. Падающее рентгеновское излучение 1 (см. фиг.1-5), проходя через слой сцинтиллятора 3, взаимодействует с веществом сцинтиллятора, излучающим оптическое излучение, которое регистрируется фоточувствительными элементами 4 путем преобразования в электрические сигналы. Эффективность преобразования рентгеновского излучения в оптическое в ПРМ определяется свойствами материала сцинтиллятора 3 и длиной пути L рентгеновских квантов в сцинтилляторе. При этом длина пути L рентгеновских квантов в сцинтилляторе равна d/sin α, тогда как средний путь фотонов оптического излучения от места их возникновения до выхода из сцинтилляционного слоя в перпендикулярном к плоскости ПРМ направлении равен d/2 и не зависит от угла α.The inventive device operates as follows. The incident x-ray radiation 1 (see FIGS. 1-5), passing through the scintillator layer 3, interacts with the scintillator substance emitting optical radiation, which is detected by the photosensitive elements 4 by conversion into electrical signals. The efficiency of converting X-ray radiation into optical radiation in the PFP is determined by the properties of the material of the scintillator 3 and the path length L of the X-ray quanta in the scintillator. In this case, the path length L of the X-ray quanta in the scintillator is d / sin α, while the average path of the optical radiation photons from the place of their origin to the exit from the scintillation layer in the direction perpendicular to the PFP plane is d / 2 and does not depend on the angle α.

Средний путь оптического излучения определяет пространственное разрешение приемника, следовательно, толщина сцинтилляционного слоя d может быть выбрана из соображений требуемого пространственного разрешения, например, 20, 50 или 100 мкм. Выбором угла α установки приемника к падающему рентгеновскому излучению можно получить требуемую длину пути рентгеновских квантов в сцинтилляторе L=d/sin α. Например, при α=7° и толщине сцинтиллятора 50 мкм рентгеновские кванты проходят в сцинтилляторе расстояние 400 мкм, т.е. длина пути рентгеновских квантов в 8 раз превышает толщину слоя сцинтиллятора.The average path of optical radiation determines the spatial resolution of the receiver, therefore, the thickness of the scintillation layer d can be selected for reasons of the required spatial resolution, for example, 20, 50 or 100 μm. By choosing the angle α of the receiver installation to the incident x-ray radiation, one can obtain the required path length of the x-ray quanta in the scintillator L = d / sin α. For example, at α = 7 ° and a scintillator thickness of 50 μm, X-ray quanta pass a distance of 400 μm in the scintillator, i.e. the path length of x-ray quanta is 8 times the thickness of the scintillator layer.

Был изготовлен опытный образец заявляемого ПРМ из матриц, содержащих фоточувствительные элементы размерностью 100 мкм по горизонтали и 200 мкм по вертикали, расположенных в 4 строки и покрытых сцинтилляционным слоем толщиной 140 мкм. В качестве сцинтилляционного A prototype of the inventive PFP was made from matrices containing photosensitive elements with a dimension of 100 microns horizontally and 200 microns vertically, arranged in 4 rows and covered with a scintillation layer 140 microns thick. As scintillation

слоя был использован серийно выпускаемый рентгеновский люминофорный экран Kodak Lanex, производства фирмы Kodak. Данная сборка была расположена под углом 30 град к плоскости падения рентгеновских лучей. При этом общий размер приемного экрана ПРМ составлял 52×0.4 мм. Для проверки разрешения опытного образца заявляемого ПРМ был использован механический сканер с величиной шага перемещения по вертикали 100 мкм. Использовался построчный способ ввода изображения. Опрос ПРМ осуществлялся с помощью электронных коммутаторов с преобразователями заряда в напряжение с дальнейшим аналого-цифровым преобразованием видеосигнала. Облучение экрана ПРМ производилось рентгеновской трубкой с фокусом пятна 1,2 мм на расстоянии 1100 мм.layer was used commercially available x-ray phosphor screen Kodak Lanex, manufactured by Kodak. This assembly was located at an angle of 30 degrees to the plane of incidence of x-rays. In this case, the total size of the PFP receiving screen was 52 × 0.4 mm. To verify the resolution of the prototype of the proposed PFP, a mechanical scanner was used with a vertical step size of 100 μm. Used a line-by-line method of image input. The PFP was polled using electronic switches with charge-to-voltage converters with further analog-to-digital video signal conversion. The PFP screen was irradiated with an X-ray tube with a spot focus of 1.2 mm at a distance of 1100 mm.

Испытания проводились с использованием стандартных рентгеновских мир и тестовых объектов. Достигнуто разрешение 5.0 пар линий/мм по горизонтали и 5.0 пар линий/мм по вертикали при режиме работы рентгеновской трубки 60 кВ, 20 мА.The tests were carried out using standard X-ray world and test objects. A resolution of 5.0 pairs of lines / mm horizontally and 5.0 pairs of lines / mm vertically was achieved with a 60 kV, 20 mA X-ray tube operating mode.

Claims

1. An x-ray matrix receiver containing a line of photosensitive receivers located on a substrate, optically coupled to a scintillation layer, characterized in that it is made in the form of a series of photosensitive receivers arranged one after another, forming a flat multi-line structure and mounted on a common substrate, while the scintillation a layer of uniform thickness is located directly on the surface of the photosensitive receivers, or is installed through an intermediate optically binding lement and the surface of the scintillator layer disposed at an acute angle to the intended direction of X-ray incidence.

2. The receiver according to claim 1, characterized in that it is made in the form of a hybrid integrated circuit in which a line of photosensitive receivers are installed on a rigid base, each of which is made in the form of an integrated module.

3. The receiver according to claim 1, characterized in that it is made in the form of one or more integrated multi-line modules, each of which is made on a semiconductor wafer.

4. The receiver according to claim 1, characterized in that the intermediate optically bonding element is made in the form of an optically transparent material, for example, silicone sealant, the refractive index of which is close to the refractive index of the material of the photosensitive receivers.

5. The receiver according to claim 1, characterized in that the intermediate optically connecting element is made in the form of a fiber optic plate.

6. The receiver according to claim 1, characterized in that the sites of the photosensitive receivers are made in the form of rectangles oriented with the long side along the orthogonal projection of the direction of the alleged incidence of x-rays on the surface of the receiver.

7. The receiver according to claim 1, characterized in that the sites of the photosensitive receivers are made in the form of isosceles trapezoidal, oriented by the sides along the orthogonal projection of the direction of the alleged incidence of x-rays on the surface of the receiver.

8. The receiver according to claim 1, characterized in that the outer surface of the scintillation layer is covered with a reflective X-ray transparent film.