RU2545338C1 - Method of obtaining projection x-ray pictures and apparatus therefor - Google Patents
Method of obtaining projection x-ray pictures and apparatus therefor Download PDFInfo
- Publication number
- RU2545338C1 RU2545338C1 RU2013149780/28A RU2013149780A RU2545338C1 RU 2545338 C1 RU2545338 C1 RU 2545338C1 RU 2013149780/28 A RU2013149780/28 A RU 2013149780/28A RU 2013149780 A RU2013149780 A RU 2013149780A RU 2545338 C1 RU2545338 C1 RU 2545338C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- radiation
- detector
- photons
- ray
- line
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к рентгенотехнике, в частности к детекторам рентгеновского излучения, предназначенным для медицинских рентгенографических установок, систем рентгеновского досмотра пассажиров и дефектоскопам.The invention relates to X-ray technology, in particular to X-ray detectors intended for medical X-ray systems, passenger X-ray inspection systems and flaw detectors.
В настоящий момент применяются следующие способы получения проекционных рентгеновских снимков: с использованием неподвижного двухкоординатного детектора рентгеновского излучения и сканирующий метод с использованием двигающегося относительно объекта однокоординатного детектора.Currently, the following methods are used to obtain projection x-ray images: using a fixed two-coordinate x-ray detector and a scanning method using a single-axis detector moving relative to an object.
В первом способе излучение, сформированное рентгеновской трубкой и прошедшее через объект, регистрируется с помощью двухкоординатного детектора (например, обычная экрано-пленочная система или цифровые системы с использованием запоминающего рентгеновского экрана (Photostimulable phosphor imaging plate), либо плоские панельные детекторы (flat panel detector) или сцинтилляционные детекторы (scintillate detector)).In the first method, radiation generated by an X-ray tube and transmitted through an object is detected using a two-coordinate detector (for example, a conventional film-screen system or digital systems using a Photostimulable phosphor imaging plate) or flat panel detectors or scintillate detectors).
Основным недостатком таких систем является то, что наряду с излучением, напрямую прошедшим через объект (прямым излучением), детектор добавочно регистрирует и рассеянное в объекте излучение, что приводит к ухудшению качества снимка.The main disadvantage of such systems is that, along with the radiation that directly passed through the object (direct radiation), the detector additionally detects the radiation scattered in the object, which leads to a deterioration in the quality of the image.
Во втором способе, (показанном на Фиг 1), реализованном, в частности, в малодозной цифровой рентгенографической установке (МЦРУ) «Сибирь», разработанной в Институте ядерной физики им. Г.И. Будкера (Новосибирск) объект просвечивается тонким веерообразным лучом рентгеновского излучения от рентгеновской трубки (1), сформированным имеющим узкую щель коллиматором (2), который установлен между объектом и рентгеновской трубкой (1). Излучение, прошедшее через объект (прямой пучок), регистрируется с помощью детектора (4), оборудованного входной щелевой диафрагмой (3), которая экранирует чувствительный элемент детектора от рассеянного в объекте излучения. Для получения полноформатного цифрового изображения рентгеновская трубка, коллиматор и детектор одновременно двигаются по вертикали вдоль объекта, а данные, описывающие распределение интенсивности излучения в строке, строка за строкой регистрируются детектором.In the second method (shown in Fig. 1), implemented, in particular, in the low-dose digital X-ray installation (ICRC) “Siberia”, developed at the Institute of Nuclear Physics named after G.I. Budker (Novosibirsk), the object is illuminated by a thin fan-shaped ray of x-ray radiation from the x-ray tube (1), formed by a narrow collimator (2), which is installed between the object and the x-ray tube (1). The radiation transmitted through the object (direct beam) is detected using a detector (4) equipped with an input slit diaphragm (3), which shields the sensitive element of the detector from the radiation scattered in the object. To obtain a full-format digital image, the x-ray tube, the collimator and the detector simultaneously move vertically along the object, and the data describing the distribution of the radiation intensity in line by line are recorded by the detector.
Известны также установки с вертикальным расположением детектора и сканированием пациента в горизонтальной плоскости узким вертикальным рентгеновским пучком, в частности рентгенографическая установка «Проскан-2000» (Рентгеновские диагностические аппараты. - М.: ВНИИМТ, 2001 /↓↓↓под редакцией Н.Н. Блинова, Б.И. Леонова. - Том 1, стр.197).There are also known installations with a vertical detector and scanning the patient in a horizontal plane with a narrow vertical x-ray beam, in particular the Proskan-2000 X-ray unit (X-ray diagnostic devices. - M .: VNIIMT, 2001 / ↓↓↓ edited by NN Blinov B.I. Leonova .-- Volume 1, p. 197).
В качестве детектора рентгеновских фотонов в установках сканирующего типа используются многопроволочные пропорциональные камеры (RU 1505214 C), работающие в счетном режиме и регистрирующие отдельные фотоны, а также многоканальные ионизационные камеры высокого давления (RU 2257639 C2), работающие в интегрирующем режиме. Кроме того, широко используются сцинтилляционные детекторы на основе фотодиодных линеек (EP 0275446), также работающие в интегрирующем режиме и регистрирующие общее количество света, образовавшегося в сцинтилляторе от всех зарегистрированных фотонов.As a detector of X-ray photons in scanning-type installations, multiwire proportional cameras (RU 1505214 C) operating in the counting mode and recording individual photons, as well as high-pressure multi-channel ionization cameras (RU 2257639 C2) operating in the integrating mode are used. In addition, scintillation detectors based on photodiode arrays (EP 0275446) are widely used, also operating in the integrating mode and recording the total amount of light generated in the scintillator from all the detected photons.
Существенным недостатком детектора на основе многопроволочных пропорциональных камер (МПК) являлась низкая эффективность регистрации фотонов (менее 30%), а основным недостатком интегрирующих - более низкое соотношение сигнал-шум на изображении, поскольку они не разделяют фотоны ни по энергии, ни по их числу. Для разделения фотонов по энергии приходится применять как минимум две линейки фотоприемных модулей, каждая из которых оптически сопряжена со своим люминесцентным экраном и разделенных поглотителем (спектрозональный рентгеновский сканер RU 2336550 C1, EP 2458408 Dual-energy X-ray body scanning device and image processing method, EP 0231037 X-ray scanner with dual energy imaging).A significant disadvantage of a detector based on multiwire proportional cameras (MPC) was the low photon detection efficiency (less than 30%), and the main disadvantage of integrating ones was a lower signal-to-noise ratio in the image, since they do not separate photons either in energy or in their number. To separate photons by energy, at least two lines of photodetector modules must be used, each of which is optically coupled to its luminescent screen and separated by an absorber (spectrozonal X-ray scanner RU 2336550 C1, EP 2458408 Dual-energy X-ray body scanning device and image processing method, EP 0231037 X-ray scanner with dual energy imaging).
Прогресс в микроэлектронной промышленности способствовал появлению нового типа фотоприемников - микропиксельных гейгеровских лавинных фотодиодов (МГЛФД) (или "кремниевые фотоэлектронные умножители или кремниевые микропиксельные лавинные фотодиоды") (SU 01702831 AVALANCHE OPTICAL DETECTOR), способных регистрировать отдельные световые фотоны, которые и являются основой представленного далее детектора. Одной из характеристик кремниевого фотоумножителя является число ячеек (микропикселей), определяющее максимальную величину сигнала, собственный уровень шумов (число ложных срабатываний в единицу времени) и время восстановления ячейки (способность зарегистрировать следующий световой фотон после срабатывания). Значение времени восстановления ячейки зависит от конструкции кремниевого фотоумножителя и может варьироваться в зависимости от конструкции от единиц наносекунд до микросекунд, а уровень одноэлектронных шумов достигать нескольких мегагерц. Известно применение сборок сцинтиллятор + кремниевый фотоумножитель для медицинских исследований, в частности позитронно-эмиссионной томографии (Use of single photon counting detector arrays in combined PET/MR: Characterization of LYSO-SiPM detector modules and comparison with a LSO-APD detector. V.C. Spanoudaki et all. 2007 JINST 2 P12002), поскольку они компактны, нечувствительны к магнитному полю, имеют большой коэффициент усиления при низком напряжении питания и имеют быстрый отклик.Progress in the microelectronic industry has contributed to the emergence of a new type of photodetector - micropixel Geiger avalanche photodiodes (MGLFD) (or “silicon photomultiplier tubes or silicon micropixel avalanche photodiodes”) (SU 01702831 AVALANCHE OPTICAL DETECTOR), capable of detecting individual light photons, which are then detector. One of the characteristics of a silicon photomultiplier is the number of cells (micropixels) that determines the maximum signal size, intrinsic noise level (the number of false positives per unit time), and cell recovery time (the ability to register the next light photon after being triggered). The value of cell recovery time depends on the design of the silicon photomultiplier and can vary depending on the design from a few nanoseconds to microseconds, and the level of single-electron noise can reach several megahertz. It is known to use scintillator + silicon photomultiplier assemblies for medical research, in particular positron emission tomography (Use of single photon counting detector arrays in combined PET / MR: Characterization of LYSO-SiPM detector modules and comparison with a LSO-APD detector. VC Spanoudaki et all. 2007 JINST 2 P12002) because they are compact, insensitive to magnetic field, have high gain at low supply voltage and have fast response.
В качестве прототипа предлагаемому изобретению может служить многопроволочная пропорциональная камера (RU 1505214 C), работающая в счетном режиме и регистрирующая отдельные фотоны.As a prototype of the present invention can serve as a multi-wire proportional camera (RU 1505214 C), operating in a counting mode and registering individual photons.
Задачей предлагаемого изобретения является разработка способа и создание установки прямого счета рентгеновских фотонов для сканирующей рентгенографии, использующей возможности, предоставляемые вышеописанными сборками сцинтиллятор + кремниевый микропиксельный лавинный фотодиод.The objective of the invention is to develop a method and create a direct X-ray photon counting device for scanning radiography, using the opportunities provided by the above-described scintillator + silicon micropixel avalanche photodiode assemblies.
Техническим результатом изобретения является возможность одновременного получения изображения объекта при разных энергиях излучения с раздельным счетом числа зарегистрированных фотонов в разных энергетических диапазонах, что позволяет решить задачи определения эффективного атомного номера вещества или определения элементного состава просвечиваемого объекта, а также повышения четкости изображения деталей объекта, повышения быстродействия и эффективности регистрации по сравнению с существующими аналогами.The technical result of the invention is the ability to simultaneously obtain an image of an object at different radiation energies with a separate count of the number of registered photons in different energy ranges, which allows us to solve the problem of determining the effective atomic number of a substance or determining the elemental composition of a translucent object, as well as improving the clarity of the image of object details and increasing speed and registration efficiency compared to existing peers.
Поставленная задача решена тем, что в известном способе получения проекционных рентгеновских снимков, включающем сканирование объекта узким пучком излучения и регистрацию прошедшего через объект рентгеновского излучения в счетном режиме отдельных фотонов, согласно изобретению размер и форму пучка излучения задают в зависимости от максимально допустимого уровня рассеянного излучения, регистрируемого детектором, и максимального времени облучения каждого элемента изображения, с обеспечением защиты элементов детектора от рассеянного излучения, а регистрацию прямого излучения осуществляют детектором, состоящим как минимум из одной строки (линейки), сформированной на основе сборок сцинтиллятор-кремниевый микропиксельный лавинный фотодиод, с временем формирования импульса, равным или меньшим времени высвечивания сцинтиллятора, и последующим счетом числа импульсов в каждой ячейке, амплитуда которых превысила заданный порог как минимум одним счетчиком импульсов.The problem is solved in that in the known method of obtaining projection x-ray images, including scanning an object with a narrow beam of radiation and recording the individual photons transmitted through the object in the counting mode of the x-ray radiation, according to the invention, the size and shape of the radiation beam are set depending on the maximum permissible level of scattered radiation, recorded by the detector, and the maximum exposure time of each image element, while protecting the detector elements from diffuse radiation, and registration of direct radiation is carried out by a detector consisting of at least one row (line) formed on the basis of scintillator-silicon micropixel avalanche photodiode assemblies, with a pulse formation time equal to or less than the scintillator emission time, and then counting the number of pulses in each cell whose amplitude exceeded a predetermined threshold by at least one pulse counter.
Поставленная задача решена также тем, что в известном устройстве для получения проекционных рентгеновских снимков, включающем источник излучения, коллиматор в виде продольной щели, формирующей плоский пучок излучения, диафрагму, пропускающую прямой пучок и «отсекающую» рассеянное из объекта излучение, и, по крайней мере, один детектор ионизирующих частиц, состоящий как минимум из одной строки (линейки), с возможностью синхронного перемещения (плоскопараллельного или вращательного) относительно исследуемого объекта, согласно изобретению линейка детектора состоит из отдельных элементов на основе сборок сцинтиллятор - кремниевый микропиксельный лавинный фотодиод, кроме того, каждый элемент содержит усилитель-формирователь, задающий время формирования импульса, и как минимум один дискриминатор и счетчик импульсов, амплитуда которых превысила заданный дискриминатором порог.The problem is also solved by the fact that in the known device for projection x-ray images, including a radiation source, a collimator in the form of a longitudinal slit forming a flat beam of radiation, a diaphragm that transmits a direct beam and "cuts off" the radiation scattered from the object, and at least , one detector of ionizing particles, consisting of at least one line (line), with the possibility of synchronous movement (plane-parallel or rotational) relative to the test object, according to the invention On June, the detector line consists of individual elements based on scintillator - silicon micropixel avalanche photodiode assemblies, in addition, each element contains an amplifier-driver that sets the pulse formation time, and at least one discriminator and pulse counter, the amplitude of which exceeded the threshold set by the discriminator.
В качестве сцинтилляторов могут быть использованы LGSO, LYSO, YAP и т.д. со временем высвечивания менее 100 нс.As scintillators, LGSO, LYSO, YAP, etc. can be used. with a flash time of less than 100 ns.
Описание изобретения поясняется Фиг.1, 2, и 3.The description of the invention is illustrated in figures 1, 2, and 3.
Фиг.1 поясняет принцип работы установки в целом.Figure 1 explains the principle of operation of the installation as a whole.
На фигурах:In the figures:
1 - рентгеновская трубка, 2 - коллиматор, 3 - диафрагма, 4 - детектор рентгеновского излучения.1 - X-ray tube, 2 - collimator, 3 - diaphragm, 4 - X-ray detector.
На Фиг.2 представлена ячейка детектора,Figure 2 presents the cell of the detector,
где 5 - сцинтиллятор, 6 - кремниевый микропиксельный лавинный фотодиод, 7 - усилитель-формирователь, 8 - дискриминатор, 9 - счетчик импульсов.where 5 is a scintillator, 6 is a silicon micropixel avalanche photodiode, 7 is an amplifier-shaper, 8 is a discriminator, 9 is a pulse counter.
Работа устройства и реализация способа получения снимковThe operation of the device and the implementation of the method of obtaining images
Рентгеновское излучение от источника (1) проходит через коллиматор (2), принимая форму плоского пучка, и, пройдя через исследуемый объект, и далее, проходя через диафрагму (3), попадает в детектор (4), где и поглощается в линейке сборок сцинтиллятор - микропиксельный лавинный фотодиод.X-ray radiation from the source (1) passes through the collimator (2), taking the form of a flat beam, and, passing through the object under study, and then passing through the diaphragm (3), enters the detector (4), where the scintillator is absorbed in the assembly line - micropixel avalanche photodiode.
Световые фотоны, образовавшиеся при поглощении рентгеновского кванта в сцинтилляторе (5), попадают на кремниевый микропиксельный лавинный фотодиод (6), где вызывают срабатывание его ячеек, и на его выходе формируется импульс тока, являющийся суперпозицией импульсов от отдельных ячеек, пришедших в различный момент времени, поскольку вероятность испускания световых фотонов сцинтиллятором экспоненциально спадает во времени начиная от момента регистрации рентгеновского кванта. Усилитель-формирователь (7) преобразует входной импульс тока в выходной сигнал заданной формы, который попадает на входы амплитудных дискриминаторов (8), на выходе которых формируется стандартный импульс при амплитуде сигнала на его входе, превышающей заданный на нем порог. Импульсы с выхода дискриминаторов поступают на счетчики импульсов (9), где и накапливается информация о числе событий за время накопления данных одной строки изображения. По окончании времени накопления одной строки данные со счетчиков передаются в компьютер и счетчики сбрасываются в начальное состояние. После чего цикл накопления данных новой строки начинается заново.Light photons formed during the absorption of an x-ray quantum in a scintillator (5) fall on a silicon micropixel avalanche photodiode (6), where its cells are triggered, and a current pulse is formed at its output, which is a superposition of pulses from individual cells arriving at different times since the probability of the emission of light photons by the scintillator decreases exponentially in time starting from the moment the x-ray quantum is recorded. The driver amplifier (7) converts the input current pulse into an output signal of a given shape, which falls on the inputs of the amplitude discriminators (8), at the output of which a standard pulse is formed when the signal amplitude at its input exceeds a threshold set on it. The pulses from the discriminators output go to the pulse counters (9), where information about the number of events during the accumulation of data of one image line is accumulated. At the end of the accumulation time of one line, the data from the counters is transferred to the computer and the counters are reset to the initial state. After which the cycle of accumulating data of a new line begins anew.
Сигнал, представляющий собой данные со счетчиков импульсов за время накопления строки, передается по окончании времени интегрирования в компьютер, где на основе этих данных формируется проекционное рентгеновское изображение.The signal, which is the data from the pulse counters during the accumulation of the string, is transmitted at the end of the integration time to the computer, where a projection x-ray image is formed on the basis of these data.
Поскольку изображение формируется последовательно строка за строкой, то детектор должен быть способен регистрировать фотоны от минимального потока (единицы фотонов на ячейку) до максимального (~10000 фотонов на ячейку) за времена накопления данных менее 10 мс. Для примера: при вертикальном размере строки на изображении 200 мкм и скорости сканирования 20 см/сек время накопления составляет 1 мс, что приводит к необходимости обрабатывать потоки событий на уровне ~ 10 МГц. Таким образом, метод счета фотонов реализуем только при использовании сцинтилляторов со временем высвечивания (τscint) менее 100 нс. Форма импульса тока кремниевого микропиксельного лавинного фотодиода зависит от конструкции фотодиода и еще ряда параметров, в частности температуры. Однако, при нормальных условиях, выбором параметров усилителя-формирователя форма сигнала на его выходе может быть приведена к виду, описываемому примерно следующим выражением:Since the image is formed sequentially line by line, the detector must be able to register photons from the minimum flux (units of photons per cell) to the maximum (~ 10000 photons per cell) for data accumulation times of less than 10 ms. For example: with a vertical line size in the image of 200 μm and a scanning speed of 20 cm / s, the accumulation time is 1 ms, which leads to the need to process event flows at the level of ~ 10 MHz. Thus, we can implement the photon counting method only when using scintillators with a flash time (τ scint ) of less than 100 ns. The current pulse shape of a silicon micropixel avalanche photodiode depends on the design of the photodiode and a number of parameters, in particular temperature. However, under normal conditions, by choosing the parameters of the amplifier-driver, the waveform at its output can be reduced to the form described by the following expression:
где τ1 определяет крутизну переднего фронта, а τ2 - характерное время спада. Применяя усилитель-формирователь с временем формирования импульса τ2, равным τscint, а τ1≤τ2, импульсы от отдельных световых фотонов внутри световой вспышки, вызванной регистрацией одного фотона, суммируются и соотношение сигнал-шум достигает максимального значения. При этом амплитуда сигнала определяется, в основном, числом зарегистрированных световых фотонов, а не шумовыми импульсами. Для повышения быстродействия системы возможно уменьшение времени формирования импульса τ2<τscint. На рисунке (Фиг.3) показан пример амплитудного спектра шумов кремниевого фотоумножителя и спектр сигнала от излучения изотопа Am-241, зарегистрированного сцинтиллятором с временем высвечивания ~30 нс. Видно, что возможен выбор порогового напряжения таким, что полезный сигнал полностью отделяется от шумовых импульсов фотодиода и реализуется режим счета фотонов, что, в свою очередь, позволяет улучшить качество изображения по сравнению с другими системами аналогичного назначения.where τ1 determines the steepness of the leading edge, and τ2 is the characteristic decay time. Using an amplifier-driver with a pulse formation time τ2 equal to τ scint , and τ1≤τ2, the pulses from individual light photons inside the light flash caused by the registration of one photon are added up and the signal-to-noise ratio reaches its maximum value. In this case, the signal amplitude is determined mainly by the number of detected light photons, and not by noise pulses. To increase the system speed, it is possible to decrease the pulse formation time τ2 <τ scint . The figure (Figure 3) shows an example of the noise amplitude spectrum of a silicon photomultiplier and the spectrum of the signal from the radiation of the Am-241 isotope detected by a scintillator with a luminescence time of ~ 30 ns. It is seen that the choice of the threshold voltage is such that the useful signal is completely separated from the noise pulses of the photodiode and the photon counting mode is implemented, which, in turn, can improve image quality compared to other systems of a similar purpose.
Поскольку каждый зарегистрированный в сцинтилляторе рентгеновский квант производит множество световых фотонов, общее количество которых пропорционально энергии кванта, а амплитуда импульса с микропиксельного лавинного фотодиода пропорциональна числу зарегистрированных световых фотонов, то, применив разделение импульсов по их амплитуде, становится возможным одновременное получение изображения объекта при разных энергиях излучения, путем установки в каждый канал электроники регистрации нескольких дискриминаторов с разными порогами и раздельным счетом импульсов на их выходе. Таким образом, появляется возможность решить задачи определения эффективного атомного номера вещества или определения элементного состава просвечиваемого объекта, а также повышения четкости изображения деталей объекта.Since each x-ray quantum recorded in the scintillator produces many light photons, the total number of which is proportional to the quantum energy, and the amplitude of the pulse from a micropixel avalanche photodiode is proportional to the number of registered light photons, using pulse separation by their amplitude, it becomes possible to simultaneously obtain an image of the object at different energies radiation by installing several discriminators with different thresholds in each electronics channel E and separate pulses on account of their output. Thus, it becomes possible to solve the problem of determining the effective atomic number of a substance or determining the elemental composition of a translucent object, as well as increasing the clarity of the image of the object's details.
Claims (2)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2013149780/28A RU2545338C1 (en) | 2013-11-06 | 2013-11-06 | Method of obtaining projection x-ray pictures and apparatus therefor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2013149780/28A RU2545338C1 (en) | 2013-11-06 | 2013-11-06 | Method of obtaining projection x-ray pictures and apparatus therefor |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2545338C1 true RU2545338C1 (en) | 2015-03-27 |
Family
ID=53383271
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2013149780/28A RU2545338C1 (en) | 2013-11-06 | 2013-11-06 | Method of obtaining projection x-ray pictures and apparatus therefor |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2545338C1 (en) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU171358U1 (en) * | 2016-12-28 | 2017-05-29 | Общество с ограниченной ответственностью "ИНДИКОМ" (ООО "ИНДИКОМ") | A device for recording a scintillation signal in an inspection complex |
| RU2816246C1 (en) * | 2023-09-17 | 2024-03-27 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московский государственный университет имени М.В.Ломоносова" (МГУ) | Method of obtaining high-definition x-ray images on pulsed source |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2261465C2 (en) * | 2000-08-28 | 2005-09-27 | Научно-Производственное Частное Унитарное Предприятие Адани | Method for x-ray control of body (variants) and plant for realization of said method (variants) |
| EP2132541A1 (en) * | 2007-04-02 | 2009-12-16 | Bo Cederwall | System and method for photon detection |
| RU2424535C1 (en) * | 2010-04-12 | 2011-07-20 | Общество С Ограниченной Ответственностью "Консультации По Оптимизации Инвестиций И Структур" (Ооо "Оис-Консалтинг") | Method for x-ray inspection of human body |
| RU2484554C1 (en) * | 2011-12-27 | 2013-06-10 | Сергей Григорьевич Лазарев | Method of detecting ionising radiation |
-
2013
- 2013-11-06 RU RU2013149780/28A patent/RU2545338C1/en active
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2261465C2 (en) * | 2000-08-28 | 2005-09-27 | Научно-Производственное Частное Унитарное Предприятие Адани | Method for x-ray control of body (variants) and plant for realization of said method (variants) |
| EP2132541A1 (en) * | 2007-04-02 | 2009-12-16 | Bo Cederwall | System and method for photon detection |
| RU2424535C1 (en) * | 2010-04-12 | 2011-07-20 | Общество С Ограниченной Ответственностью "Консультации По Оптимизации Инвестиций И Структур" (Ооо "Оис-Консалтинг") | Method for x-ray inspection of human body |
| RU2484554C1 (en) * | 2011-12-27 | 2013-06-10 | Сергей Григорьевич Лазарев | Method of detecting ionising radiation |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| RU 2126550C1 (Дебекс (Проприетари) Лимитед) 20.02.1999 . Z.Sadygov, F.Ahmadov and others, Development of scintillation detectors based on micro-pixel avalanche photodiodes, International Workshop on New Photon-detectors, LAL Orsay, France, June 13-15, 2012. * |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU171358U1 (en) * | 2016-12-28 | 2017-05-29 | Общество с ограниченной ответственностью "ИНДИКОМ" (ООО "ИНДИКОМ") | A device for recording a scintillation signal in an inspection complex |
| RU2816246C1 (en) * | 2023-09-17 | 2024-03-27 | Федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Московский государственный университет имени М.В.Ломоносова" (МГУ) | Method of obtaining high-definition x-ray images on pulsed source |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US10234572B2 (en) | Multiple spatial resolution scintillation detectors | |
| JP6381638B2 (en) | Semiconductor scintillation detector | |
| JP4766407B2 (en) | Radiation dosimeter and radiation dose calculation program | |
| US10031243B2 (en) | Photon counting detector | |
| CN110022770A (en) | X-ray imaging system and x-ray imaging method | |
| US20160206255A1 (en) | Hybrid passive/active multi-layer energy discriminating photon-counting detector | |
| US20210177367A1 (en) | Systems and methods for imaging the thyroid | |
| US20180052242A1 (en) | Beta and Alpha Emission Tomography for Three-Dimensional Autoradiography | |
| US8766206B2 (en) | Neutron detection based on energy spectrum characteristics | |
| WO2022037763A1 (en) | Methods and systems for coincidence detection in x-ray detectors | |
| RU2545338C1 (en) | Method of obtaining projection x-ray pictures and apparatus therefor | |
| Roccaro et al. | A background-free direction-sensitive neutron detector | |
| Michail et al. | Radiation Detectors and Sensors in Medical Imaging | |
| Shimazoe et al. | Scintillator–single-photon avalanche diode array-based energy resolving photon counting X-ray detector | |
| US20220167936A1 (en) | Methods and systems for coincidence detection in x-ray detectors | |
| JP7019286B2 (en) | Data acquisition device and X-ray CT device | |
| Uenomachi et al. | Double photon coincidence crosstalk reduction method for multi-nuclide Compton imaging | |
| JP2015031683A (en) | Radiation detector, radiation analyzer, and radiation detecting method | |
| JP2013007585A (en) | Positron emission computer tomographic imaging apparatus and x-ray ct (computed tomography) device | |
| JP2015152356A (en) | Dark countless radiation detection energy discrimination imaging system | |
| CN113841069A (en) | X-ray and gamma imaging using a single radiation detector | |
| Boo et al. | Hand-held dual-particle imager implemented with a multiplexed low sampling-rate readout of a SiPM-based pixelated stilbene array | |
| US12029601B2 (en) | Systems and methods for three-dimensional imaging | |
| Fanet | Photon-based medical imagery | |
| Nassalski et al. | Application of Hamamatsu S8550 APD array to the common PET/CT detector |