Материал: Симонов Томографические измерителные информационные системы 2011

Чтобы обеспечить заданную δ для этого вида статистических шумов, необходимо иметь в случае газовых и полупроводниковых детекторов [41]

где Е – энергия падающих рентгеновских фотонов; W – энергия образования пары электрон–ион (электрон–дырка); εс – абсолютный световой выход сцинтиллятора; Wф – средняя энергия испускаемых световых фотонов; fф – коэффициент, учитывающий потери световых фотонов при переходе сцинтиллятор–световод; fсв – коэффициент, учитывающий потери световых фотонов в световоде и при переходе в фотокатод – ФЭУ (или в фотодиод для комбинированного детектора); fфк – квантовая эффективность фотокатода ФЭУ (или фотодиода).

Еще одним источником статистических шумов являются токовые шумы детектора и шумы усилительного тракта. В этом случае должно быть выполнено условие: σi Mi < δ , где σi – среднеквад-

ратическое отклонение; Mi – математическое ожидание тока в детекторе.

для сцинтилляционных детекторов:

Mi = ge N E p εe fф fсв K при δ = δi, (3.92) Wф

где ge – заряд электрона; tиз – длительность измеряемого рентгеновского потока; K – коэффициент преобразования фотон–электрон.

В табл. 3.2 представлены значения статистических шумов рассчитанных по (3.87)–(3.92) для различных типов детекторов при δ = δi 2 = 0,0015 . При этом толщина детекторов в направлении па-

241

дающего рентгеновского излучения принималась: для газового Хедетектора (при давлении 25 атм.) – 5 см, для CsJ- и CdTeдетекторов – 0,2 см.

Таблица 3.2

Количество рентгеновских фотонов для основных видов статистических шумов, необходимое для получения заданной контрастности томограммы (δ = δi/2)

Из табл. 3.2 следует:

1) газовые Хе-детекторы способны обеспечить необходимую контрастность томограммы (точность изображения) только при увеличении интенсивности рентгеновского потока в 2–3 раза по отношению к статистическому пределу рентгеновского источника излучения (для δп = 0,003 статистический предел источника N ≥ 105);

2)полупроводниковые детекторы на основе теллурида достаточно полно удовлетворяют требованиям медицинских КТ по статистическим шумам;

3)сцинтиляционные детекторы удовлетворяют по статистическим шумам требованиям медицинских КТ, однако присущее им послесвечение – память сигнала – требует дополнительной коррекции и калибровок во времени.

242

Вопросы проектирования детекторных блоков. На основе требований к детектирующим устройствам, изложенным выше, был спроектирован детекторный блок [5], который мог использоваться для восстановления изображения. Он состоит из 239 ксеноновых камер – единичных детекторов, помещенных в алюминиевую оболочку, с передним входным окном для рентгеновского излучения толщиной 2 мм. Для разделения камер с целью устранения перекрестных помех и для самоколлимации единичного детектора используются танталовые пластины−электроды толщиной 0,381 мм. Зазор между электродами 1,5 мм, что обеспечивает высокую эффективность собирания ионов и возможность использования более низкого напряжение 300–500 В между электродами. Коллекторный электрод изготавливается из материала с низким атомным номером Z для снижения потерь сигнала в результате поглощения флуоресцентной и рассеянной радиации в этом электроде. Расположение электродов схематично показано на рис. 3.18.

Детекторный блок имеет конструктивные особенности. Высоковольтные танталовые пластины касаются металлизированного слоя на изоляторе из слюдоситала, который установлен на алюминиевом входном окне. Такая система обеспечивает:

а) создание сильного собирающего поля в передней части камеры, где ионная плотность наибольшая;

б) образование барьера, препятствующего прохождению рассеянных фотонов из одной камеры в другую;

в) позволяет поддерживать на входном окне потенциал земли, позволяющий выравнивать потенциалы высоковольтных электродов и уменьшать, и делать идентичными пути (контура) токов утечки.

Электроды имеют длину L = 7,5 см и высоту h = 2,54 см (см. рис. 3.19). Детекторный блок работает при давлении 5–7 атм. Пластины−электроды установлены на керамических изоляторах и защищены от токов утечки.

Такую конструкцию ксеноновых детекторных блоков имеют КТ СТ-Т 8800 и СТ–MAX 640 (фирмы “Дженерал электрик”, США). Все 523 (512) единичные камеры детекторы питаются от одного источника напряжения 500 В, а размещение их в общем

243

корпусе, заполненном газом ксеноном под давлением 25 атм, создает идентичные условия для всех камер.

К настоящему времени проведено значительное количество исследований, связанных с использованием ксеноновых, ионизационных камер в компьютерной томографии [45]. На их основе можно сделать рядпрактических выводов.

1. Ксеноновые детекторы могут быть спроектированы таким образом, что они будут эффективно поглощать около 60 % падающего на них рентгеновского излучения. А при принятии соответствующих мер (изоляционные свойства, чистота рабочего газа, коллимирующие свойства единичных камер, оптимальные значения давления газа и приложенного напряжения) могут иметь линей-

ность в диапазоне измерения интенсивности излучения не менее

104.

2.Хотя поглощаться может почти все падающее рентгеновское излучение, около 30 % снова излучается в виде флуоресценции. Пока не удалось найти эффективного способа поглощения этого излучения. Добавление газа криптона, что осуществляют некоторые фирмы для стабильности работы детектора, не усиливает поглощения энергии излучения. Присутствие небольших количеств

примесей Н2О(О2) до 0,01 % существенно не сказывается на работе детектора.

3.В практических конструкциях давление ксенона составит 5–40 атм. Камеры имеют длину 5–10 см, и содержат два собирающих зазора 0,8–1,5 мм шириной с каждой стороны от центрального собирающего электрода (коллектора).

4.Пластины–электроды детектора должны иметь радиальную форму и фокусироваться на рентгеновский источник. При такой конструкции рассеянное излучение объектом исследования не создает достаточно больших проблем.

5.Ксеноновые детекторы имеют высокую стабильность во времени. Однако в их конструкции должны быть предусмотрены меры для устранения микрофонного эффекта – изменение сигнала детектора за счет колебания пластин–электродов. Также необходимо учитывать, что детекторы с усилительным трактом схемотехнически составляют единое целое, и стабильность детекторного тракта

244

будет определяться в том числе и электронным блоком усиления сигналов. Это может потребовать дополнительных калибровок детекторного тракта во времени.

3.2.4. Источник питания рентгеновской трубки

Методы стабилизации высоковольтного напряжения. Тре-

бования к высоковольтному источнику питания источника излучения – рентгеновской трубке вытекает из соотношения (3.13). Из этого соотношения следует, что изменение интенсивности рентгеновского излучения зависит от изменения тока анода и от изменения высоковольтного ускоряющего напряжения. При этом изменение интенсивности от изменения напряжения более чувствительно (в два раза). Также следует, что изменение напряжения вызывает изменение спектра излучения.

И изменение интенсивности, и изменение спектра излучения вызывают погрешности в определении коэффициента линейного поглощения μ на томограмме. Учитывая, что для медицинских исследований относительное изменение Δμμ = δ(μ) не должно превышать

0,5 %, то согласно табл. 2.2 изменение интенсивности излучения δ(пх) при δ(μ) ≤ 0,5 % не должно превышать δ(пх) ≤ 0,24 %. Относитель-

военному значению относительного изменения анодного высоко-

ные погрешности или дифференциалы, соответственно, интенсивности излучения, анодного тока, высоковольтного анодного напряжения трубки).

Учитывая вышеприведенные соотношения для относительных погрешностей, требования к стабильности анодного тока Jа должны

245