Быстродействующая рентгеносенсорная панель для цифровой маммографии

Использование: для диагностирования патологий и нарушений молочных желез у женщин. Сущность изобретения заключается в том, что устройство на основе многоэлементного рентгеночувствительного детектора сочленено с матрицей поликремниевых фотодетекторов. В качестве рентгенолюминофора впервые предложен алюмо-галло-оксид лютеция и других редкоземельных элементов, активированный церием со стехиометрической формулой (∑Ln)₃(Al_2-xGa_x)[AlO_3,9(Br⁺¹N^-3)_α]₃ и кристаллической структурой минерала граната. Рентгеночувствительный элемент состоит из двухфазного слоя на основе полимера из радиационно-стойкого полиметилметакрилата с отражающим свет рентгенопрозрачным покрытием и перфорированной пластины на основе металлического сплава ковар. Технический результат: обеспечение возможности увеличения разрешающей способности устройства до 10 пар линий/мм, а также существенное повышение контраста и скорости регистрации при рентгеновском возбуждении в диапазоне энергий от 15 до 40 кэВ. 11 з.п. ф-лы, 5 ил., 1 табл.

 

Область техники

Изобретение относится к области медицинской рентгенодиагностики, конкретно к ее области, связанной с диагностированием патологий и нарушений молочных желез у женщин.

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.

Широкое применение изобретения и использование в нем новейших материалов, сочетания сенсорных и цифровых устройств, безусловно, указывает на принадлежность изобретения к области высоких технологий.

Существующее положение техники

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.

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.

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), Gd₂O_aS:b (зеленого цвета свечения), LaOBrTb:Yb (зеленого цвета свечения).

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.

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.

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:

- длительное время послесвечения GOS:Tb, составляющее обычно 3-4 мс;

- неполное спектральное соответствие между излучением GOS:Tb (λ=543 нм) и кремниевыми датчиками с фоточувствительностью в области оранжево-красного цвета (λ>600 нм);

- невысокая разрешающая способность керамического GOS:Tb детектора;

- общая высокая стоимость элементов прозрачной керамики для детектора.

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.

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.

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.

Целью предлагаемого изобретения являются повышение разрешающей способности цифровой маммографической панели до величины не менее 10 пар линий/мм.

Второй целью предлагаемого изобретения является снижение первичного рентгеновского облучения до величины в 38-40 кэВ, что позволяет уменьшить дозу облучения пациентов на 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 пациентов

Существо предлагаемого технического решения

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.

Раскрытие сущности предложенного технического решения

Прежде всего, приведем список иллюстративного материала, используемого в описании изобретения.

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.

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.

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.

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.

На тыльной стороне поверхности многоэлементного детектора имеется двухслойное зеркальное покрытие 10 общей толщиной до 0,6 мкм, проницаемое для рентгеновского излучения.

Вся предлагаемая структура в качестве несущего элемента использует стеклянную, кремниевую или металлическую подложку 9, на которой зафиксированы все рабочие слои детектора.

На фигуре 3 представлены литые элементы двухфазного покрытия из радиационного стойкого поликарбоната и наполняющих его зерен алюмо-галло-оксидного соединения лютеция.

На фигуре 4 представлена микрофотография зерна рентгенолюминофора.

На фигуре 5 представлена ксерокопия фотографии получаемого изображения с макета 1.

Коротко опишем физические особенности работы предложенной многоэлементной панели для цифровой маммографии.

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.

Большая часть рентгеновского излучения проникает в двухфазный рентгеночувствительный слой, состоящий из зерен рентгенолюминофора и светопрозрачного полиметилметакрилата.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

Поясним этот пункт наших притязаний.

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.

Действительно, приборы для маммографии в том случае считаются эффективными, когда они способны «различать» элементы достаточно низкой плотности, подобные фосфатам кальция, составляющим основу микрокальцинатов.

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].

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.

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.

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.

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.

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.

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».

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.

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).

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:

- необходимая высокая яркость свечения;

- очень высокая разрешающая способность (10 пар линий на 1 мм).

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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.

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).

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 формулу

(∑Ln)₃(Al_2-xGa_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.

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.

В самые последние десятилетия рентгеночувствительные экраны изготавливаются из редкоземельных соединений (оксидов, оксибромидов). Приведем в таблице наши данные по используемым параметрам рентгенолюминофоров.

Практически все материалы с использованием в основе иона лютеция получены и измерены нами впервые. Указанные рентгенолюминофоры на основе соединений лютеция отличаются:

- высоким атомным номером;

- высокой гравитационной плотностью;

- высокой эффективностью преобразования рентгеновского излучения в свет.

Нами было показано, что алюмо-галло-оксиды лютеция отличаются также очень короткой длительностью послесвечения, которая практически вдвое ниже длительности послесвечения стандартного иттриевого граната, приблизительно τ_0,1≈38-40 нс, во всех случаях ниже 50,0 нс.

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.

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.

Приведенное на фигуре 5 фото с макета предложенной быстродействующей рентгеносенсорной панели указывают на ее высокое качество.

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.

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.

Литература

1. Гурвич A.M. "Рентгеновские люминофоры и экраны". Москва, Атомиздат, 1991 г.

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).

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).

5. N.P. Soschin, V.N. Ulasyuk. WO 2011/019303 (17.02.2011).

1. Быстродействующая рентгеносенсорная высокоразрешающая панель для цифровой рентгеновской маммографии, включающая плоский многоэлементный детектор рентгеновского излучения, падающего на металлизированную плоскую поверхность указанного детектора, находящегося в прямом оптическом контакте с матрицей кремниевых фотоприемников, преобразующих оптическое излучение многоэлементного детектора в электрический сигнал, отличающаяся тем, что указанный многоэлементный детектор выполнен в виде дискретного набора двухфазных люминесцирующих элементов, состоящих из зерен алюмо-галло-оксида лютеция-церия в смеси с полимером, размещающихся 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 и численно совпадают с шагом матрицы кремниевых фотоприемников при том, что тыльная поверхность детектора имеет коэффициент отражения более 80%, тогда как вся указанная структура облучается одновременно рентгеновским излучением с энергией от 20 до 60 кэВ.

2. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что перфорированная пластина выполнена из тройного сплава ковар при том, что количество ячеек составляет от 10 до 20 на 1 мм

3. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что слой рентгеночувствительного детектора выполнен в виде дискретной многоэлементной мозаики, образованной из двухфазного рентгеночувствительного слоя ячейками перфорированной пластины.

4. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что в качестве металлической перфорированной пластины в ней используется пластина из сплава ковар с «живым сечением» до 78%, имеющая интенсивное поглощение рентгеновского излучения с энергией от 10 до 50 кэВ.

5. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что ее рентгеночувствительный детектор представляет собой двухфазную среду из радиационно-стойкого полиметилметакрилата с показателем преломления n=1,48-1,49 и зерен рентгенолюминофора на основе алюмо-галло-оксида лютеция-церия с показателем преломления n=1,85-1,88.

6. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что массовая концентрация зерен рентгеночувствительного люминофора в многоэлементном детекторе составляет от 26% до 40% при том, что в качестве радиационого стойкого полимера используют полиметилметакрилат с молекулярной массой до 200000 углеродных единиц.

7. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что матрица ее фотоприемников выполнена из поликристаллического кремния методом плазменного напыления, оптической фотолитографии и химического травления.

8. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что при ее изготовлении первоначально формируют матрицу фотодетекторов, на поверхности которой крепится металлическая перфорированная пластина, в ячейках которой располагается рентгеночувствительный слой, при том, что оптические центры элементов фотоприемников находятся на оптической оси ячейки каждого элемента дискретного детектора.

9. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что образующий ее рентгеночувствительный люминофор имеет стехиометрическую формулу (∑Ln)₃(Al_2-xGa_x){AlO_3,9(Br,N)_α}₃, где ∑Ln=Lu, и Gd, и Y, и Yb, и Се, 0,1<x≤2,0, значение «альфа» менее 0,1, и кристаллическую структуру минерала граната.

10. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что образующий ее детектор рентгеночувствительный люминофор имеет длительность послесвечения менее 50,0 нс, а временная инерционность фотодетекторов составляет менее 1 мкс.

11. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что входящие в основу составляющего ее рентгенолюминофора 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.

12. Быстродействующая рентгеносенсорная панель по п.1, отличающаяся тем, что составляющие ее детектор рентгеночувствительные элементы имеют толщину от 22 до 60 мкм при массовой нагрузке от 25 до 42 мг/см².