Детектор рентгеновского и гамма-излучения
Предложенное техническое решение относится к разделу медицинской техники, точнее к приборам лучевой терапии, и может быть использовано в составе устройств для внутритканевого или внутриполостного зондирования рентгеновского или гамма-излучения, которые применяются в процессе планирования лучевой терапии на рентгеновских симуляторах, а также при непосредственной подготовке рентгеновских или гамма-терапевтических аппаратов к лучевой терапии. Кроме того, детектор может быть использован в приборах для юстировки рентгеновских аппаратов.
Технический результат полезной модели выражается в увеличении чувствительности детектора за счет повышения светоотдачи сцинтиллятора. Для этого в детекторе рентгеновского и гамма-излучения, содержащем селеновый фотоэлемент шаровидной формы с защитным стеклом, сцинтиллятором и жестким рентгенопрозрачным корпусом, изготовленными в виде контактирующих полых сфер, в которых выполнены отверстия, через которые проходят провода, соединяющие фотоэлемент с электронным блоком, содержащим усилитель, аналого-цифровой преобразователь и индикатор, внешняя поверхность сцинтиллятора покрыта светоотражающим слоем с внутренней зеркальной поверхностью.
Предложенное техническое решение относится к разделу медицинской техники, точнее к приборам лучевой терапии, и может быть использовано в составе устройств для внутритканевого или внутриполостного зондирования рентгеновского или гамма-излучения, которые применяются в процессе планирования лучевой терапии на рентгеновских симуляторах, а также при непосредственной подготовке рентгеновских или гамма-терапевтических аппаратов к лучевой терапии. Кроме того, детектор может быть использован в приборах для юстировки рентгеновских аппаратов.
Известно устройство для измерения рентгеновского излучения, содержащее ионизационную камеру, соединенную с высоковольтным источником питания, усилителем и индикатором (Зеликман М.И. Цифровые системы в медицинской рентгенодиагностике, - М.: Медицина, 2007. - С.38 [1]).
Известное устройство [1] принципиально не может быть основой для создания радиационного зонда из-за опасности поражения пациента электрическим током.
Известен также сцинтилляционный детектор, содержащий жесткий корпус, внутри которого закреплен сцинтиллятор, оптически сопряженный с фотоэлектронным умножителем (ФЭУ). ФЭУ соединен с высоковольтным источником питания, усилителем и индикатором (RU 2014634 С1, 1994 [2]).
Этот аналог [2] также не может быть использован для целей внутриполостного зондирования из-за больших габаритов и опасности поражения больного электрическим током.
Наиболее близким техническим решением к заявляемому объекту является детектор рентгеновского и гамма-излучения, содержащий селеновый фотоэлемент шаровидной формы с защитным стеклом, сцинтиллятором и жестким рентгенопрозрачным корпусом, изготовленными в виде контактирующих полых сфер, в которых выполнены отверстия, через которые проходят провода, соединяющие фотоэлемент с электронным блоком, содержащим усилитель, аналого-цифровой преобразователь и индикатор (RU 2219843 С1, Мпк А61В 6/00 [3]).
Аналог [3] был выбран нами в качестве прототипа.
Недостатком прототипа [3] является его низкая чувствительность, что объясняется небольшими размерами его приемника; диаметр приемника не превышает 10 мм.
Технический результат полезной модели выражается в увеличении чувствительности детектора за счет повышения светоотдачи сцинтиллятора. Для этого внешняя поверхность сцинтиллятора покрывается светоотражающим слоем с внутренней зеркальной поверхностью.
Далее текстовая часть описания сопровождается чертежами и пояснениями их. На фиг.1 показана конструкция приемника детектора рентгеновского и гамма излучения; на фиг.2 изображен радиационный зонд с детектором рентгеновского и гамма излучения; на фиг.3 показано положение радиационного зонда в организме больного в момент подготовки дистанционного гамма-терапевтического аппарата к лучевой терапии.
Приемник 1 детектора рентгеновского и гамма-излучения имеет центральный (опорный) электрод (контакт) 2, изготовленный из стали в форме шара. Он покрыт тонким (0,5-1,0 мм) слоем 3 селена с дырочной проводимостью (p). Поверх селена нанесен тончайший (0,3-0,8) мкм слой 4 серебра, который служит вторым электродом. Атомы серебра проникают в прилежащий к нему слой селена и придают ему электронную проводимость (n). Между верхним и нижнем слоями селена образуется электронно-дырочный переход или запирающий слой, в котором возникает контактная разность потенциалов, направленная от n к p слою. Серебряный слой 4 покрыт слоем 5 просвинцованного стекла, который защищает селеновый слой 3 от жесткого излучения. На стекло 5 нанесен слой 6 сцинтиллятора. В качестве сцинтиллятора может быть использован оксисульфид гадолиния или кристаллы цезия, активированные таллием.
Внешняя поверхность сцинтиллятора 6 покрыта, например, путем вакуумного напыления, светоотражающим слоем 7, например серебряным или алюминиевым, который препятствует выходу фотонов за пределы сцинтиллятора 6 при его вспышке, отражая их обратно. При этом свечение сцинтиллятора 6 усиливается, что приводит к увеличению электрического сигнала на выходе фотодиода.
Светоотражающий слой 7 закрыт экраном 8, изготовленным из жесткого рентгенопрозрачного, светонепроницаемого нетоксичного материала, например полимера. Экран 8 является корпусом приемника 1. Экран 8, светоотражающий слой 7, сцинтиллятор 6, защитное просвинцованное стекло 5 и фотоэлемент 2+3+4 представляют собой функционально связанные полые сферы. Их геометрия и определяет сферическую форму приемника 1. В основании экрана 8 закреплен держатель 9, выполненный из того же материала, что и экран 8. Через фотоэлемент 2+3+4, защитное стекло 5, сцинтиллятор 6, светоотражающий слой 7 и экран 8 проходят два отверстия, через которые к контактам фотоэлемента подведены электрические провода. Провод 10 подключен к центральному электроду 2, а провод 11 - к внешнему серебряному электроду 4.
Когда приемник 1 попадает в зону действия рентгеновского или гамма-излучения, кванты жесткого излучения вызывают свечение сцинтиллятора 6, которое через защитное стекло 5 попадает на фотоэлемент 2+3+4. Под действием света в селене происходит фотоэффект, в результате которого образуются электроны и дырки. Электроны в верхнем слое - основные носители зарядов и через запирающий слой проходить не могут, этому препятствует контактная разность потенциалов. Дырки - неосновные носители зарядов и под действием контактной разности потенциалов проходят через запирающий слой в нижнюю часть селена. Аналогично из нижнего слоя селена в верхний проходят только электроны. В результате электроны и дырки разделяются по обе стороны от запирающего слоя и образуют электродвижущую силу фотоэлемента. Количество электронов и дырок, освобождающихся в единицу времени, а следовательно и разность потенциалов между слоями прямо пропорциональны световому потоку, идущему от сцинтиллятора 6 к фотоэлементу. Светоотражающий слой 7 препятствует выходу фотонов за пределы сцинтиллятора 6, тем самым, усиливая его свечение на 20%-30%, что приводит к увеличению сигнала на выходе фотоэлемента.
На фиг.2 показан зонд 12, предназначенный для определения интенсивности ионизированного излучения внутри организма больного при лучевой терапии. Он имеет гибкий проводник 13, выполненный из эластичного нетоксичного полимера, на дистальном конце которого закреплен приемник 1. В проксимальной части проводника 13 имеется рукоятка 14. Электрические провода 10 и 11 проходят внутри проводника 13 от приемника 1 до разъема 15, закрепленного на торце рукоятки 14. Со стороны рукоятки 14 на внешней поверхности проводника 13 нанесена метрическая шкала 16, позволяющая определить глубину введения приемника 1 в организм больного. Зонд 12 подключен электрическим шнуром 17 к электронному блоку 18, содержащему усилитель, аналого-цифровой преобразователь, цифровой индикатор и блок питания.
Зонд 12 может быть введен в организм больного самостоятельно через естественные полости, например кишечник, под контролем рентгеноскопии или, например, послеоперационному больному через дренажную трубку при подготовке его к лучевой терапии.
Возможность применения детектора радиационного излучения в клинике покажем на примере его использования в процессе подготовки дистанционного гамма-терапевтического аппарата ротационного типа к работе.
Больного 19, перенесшего операцию по поводу рака желудка, укладывают на рабочем столе 20 дистанционного гамма-терапевтического аппарата ротационного типа (фиг.3). Через дренажный катетер 21 вводят зонд 12 до определенного отсчета шкалы 16, указывающего на то, что приемник 1 достиг средней точки области 22, подлежащей терапевтическому облучению. После этого электрическим шнуром 17 подключают зонд 12 к электронному блоку 18 и включают прибор. Далее при минимальном окне диафрагмы 23 по максимальному показателю индикатора прибора 18 нацеливают излучатель 24, находящийся в точке А, на область облучения 22. Аналогичную операцию проводят при положениях излучателя 24 в точках В и С. Компьютер, входящий в состав гамма-терапевтического аппарата, по информации о направленности излучателя 24 в трех точках А, В, С, ротационной кривой, рассчитывает оптимальную рабочую траекторию движения излучателя 24. После этого зонд 12 извлекают из дренажной трубки 21, выключают прибор и включают гамма-терапевтический аппарат в рабочий режим.
Описанная методика подготовки дистанционного гамма-терапевтического аппарата к работе, осуществляемая с помощью детектора радиационного излучения, позволяет повысить эффективность лучевой терапии путем концентрации излучения в зоне поражения и ослабления воздействия гамма-квантов на здоровые органы и ткани.
Детектор рентгеновского и гамма-излучения, содержащий селеновый фотоэлемент шаровидной формы с защитным стеклом, сцинтиллятором и жестким рентгенопрозрачным корпусом, изготовленными в виде контактирующих полых сфер, в которых выполнены отверстия, через которые проходят провода, соединяющие фотоэлемент с электронным блоком, содержащим усилитель, аналого-цифровой преобразователь и индикатор, отличающийся тем, что внешняя поверхность сцинтиллятора покрыта светоотражающим слоем с внутренней зеркальной поверхностью.
