RU2123710C1

RU2123710C1 - Matrix x-ray receiver

Info

Publication number: RU2123710C1
Application number: RU96101848A
Authority: RU
Inventors: А.В. Бехтерев; В.А. Лабусов; В.К. Овчар; В.И. Попов; А.Н. Путьмаков
Original assignee: Товарищество с ограниченной ответственностью "Медтех"
Priority date: 1996-01-31
Filing date: 1996-01-31
Publication date: 1998-12-20

Abstract

FIELD: X-ray equipment, in particular, for medical devices, tomographs, industrial non-destructive flaw detectors with high three-dimensional resolution. SUBSTANCE: device has coordinate-sensitive matrix of photo sensitive elements and optically coupled scintillation elements. Diode coordinate matrix is designed as multilayer structure of arrays of photo sensitive elements, which are located above one another in order to form screen of matrix X-ray receiver. Planes in which photo sensitive elements are located coincide with direction of X-rays. Each array of photo sensitive elements is made on semiconductor substrate as strips which are directed along incident X-rays. Scintillation elements are designed as uniform layers which split arrays of photo sensitive elements. EFFECT: increased sensitivity and simplified design of receiver. 10 cl, 4 dwg

Description

Изобретение относится к рентгенотехнике, в частности к рентгеновским приемникам, и предназначено для использования в медицинских рентгеновских установках, томографах, маммографах, а также в промышленных интроскопах с высоким пространственным разрешением. The invention relates to x-ray technology, in particular to x-ray receivers, and is intended for use in medical x-ray units, tomographs, mammographs, as well as in industrial introscopes with high spatial resolution.

В последнее время в медицинских исследованиях и диагностике различных патологий внутренних органов широко используются рентгеновские и 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. Так, например, характерный размер "мостиков" в кости составляет порядка 50 мкм. Recently, in medical research and diagnosis of various pathologies of internal organs, X-ray and tomography units with high spatial resolution and digital image processing methods are widely used, followed by their output to a television monitor or paper. Obtaining a high resolution x-ray image is especially important in the diagnosis of fractures in the form of cracks and analysis of bone structure. So, for example, the characteristic size of the "bridges" in the bone is about 50 microns.

Известные системы построчного ввода цифровых рентгеновских изображений, в которых перед объектом исследования устанавливается щелевая диаграмма, а за объектом - линейный приемник рентгеновского излучения, эффективно работают при разрешении не лучше 1 мм. При уменьшении размеров элемента приемника излучения до величины 50 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 0,5 м. В результате при построчном вводе изображения происходит неоправданное переоблучение объекта в 25-50 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. Кроме того, при построчном вводе рентгеновская трубка включается на продолжительное время (1-10 с), необходимое для сканирования линейки, что приводит к ускоренному выходу из строя рентгеновской трубки. The well-known line-by-line systems for inputting digital x-ray images, in which a slit diagram is placed in front of the object of study and a linear x-ray receiver is placed behind the object, work effectively with a resolution of no better than 1 mm. When reducing the size of the element of the radiation receiver to a value of 50 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 0.5 m. As a result, when the image is inputted line by line, the object is unjustifiably irradiated by 25-50 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. In addition, with line-by-line input, the x-ray tube is turned on for a long time (1-10 s), necessary for scanning the ruler, which leads to an accelerated failure of the x-ray tube.

Для устранения этих недостатков в системах построчного ввода рентгеновских изображений целесообразно использовать матричные приемники с шириной не менее 2 мм. При этом количество строк в матричном приемнике порядка 50. Это упрощает требования к юстировке при сканировании и позволяет снизить токовую нагрузку на рентгеновскую трубку до 50 раз. To eliminate these shortcomings in systems of line-by-line input of x-ray images, it is advisable to use matrix receivers with a width of at least 2 mm. The number of lines in the matrix receiver is about 50. This simplifies the alignment requirements during scanning and allows to reduce the current load on the x-ray tube by up to 50 times.

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, G 01 T 1/00, 1990). A well-known line of detectors designed to create detector arrays for detecting 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 toward 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, with each detector being 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, G 01 T 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 limiting resolution of 0.1 mm when executed in the form of a ruler and 0.5 mm when used in a matrix detector (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 drawback 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.

Наиболее близким к заявляемому устройству является 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, G 01 T 1/00, 1988). Closest to the claimed device is a matrix X-ray detector 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, G 01 T 1/00, 1988).

Использование световолоконной оптики на основе микроканальных пластин 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 optics based on microchannel plates with an element size of 20-30 microns and jumpers between them 5-10 microns allows you to achieve the ultimate resolution of about 40-60 microns.

Основным недостатком известного матричного рентгеновского приемника (МРП) является низкая чувствительность из-за потерь фотонов в светопроводящих волокнах по мере их продвижения в среде люминофора к фоточувствительным элементам матрицы. Причем чем выше энергия рентгеновского излучения, тем требуется более протяженный сцинтилляционный элемент и тем выше потери фотонов. При 120 кэВ величина потерь может достигать 70% и более, что приводит к значительному переоблучению пациента. The main disadvantage of the known matrix X-ray detector (MCI) is the low sensitivity due to the loss of photons in the light guide fibers as they move in the phosphor 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. At 120 keV, the magnitude of the loss can reach 70% or more, which leads to a significant over-exposure of the patient.

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

Целью заявляемого технического решения является устранение указанных недостатков, а именно повышение чувствительности при одновременном упрощении конструкции МРП. The aim of the proposed technical solution is to eliminate these drawbacks, namely increasing sensitivity while simplifying the design of MCI.

Это достигается тем, что в МРП, содержащем координатно-чувствительную матрицу из фоточувствительных элементов и оптически с ней связанные сцинтилляционные элементы, диодно-координатная матрица выполнена в виде многослойной структуры из линеек фоточувствительных элементов, расположенных друг над другом и образующих экран матричного рентгеновского приемника, плоскости которых совпадают с направлением рентгеновских лучей, при этом каждая линейка фоточувствительных элементов выполнена на полупроводниковой подложке в виде полосок, ориентированных вдоль направления падающего рентгеновского излучения, а сцинтилляционные элементы выполнены в виде однородных слоев, разделяющих между собой линейки фоточувствительных приемников. This is achieved by the fact that in an MCI containing a coordinate-sensitive matrix of photosensitive elements and optically coupled scintillation elements, the diode-coordinate matrix is made in the form of a multilayer structure of lines of photosensitive elements located one above the other and forming the screen of an X-ray matrix detector, a plane which coincide with the direction of the x-rays, with each line of photosensitive elements made on a semiconductor substrate in the form of strips, of oriented along the direction of the incident X-ray radiation, and scintillation elements are in the form of homogeneous layers separating line between a photosensitive receivers.

Выполнение экрана МРП в виде расположенных друг над другом линеек фоточувствительных элементов, между которыми расположены слои из сцинтилляционного материала, позволяет создать требуемый формат изображения. Величина разрешения при этом определяется шагом расположения фоточувствительных элементов по горизонтали и толщиной сцинтилляционных слоев по вертикали. В случае использования МРП с длиннофокусным рентгеновским излучением (лучи за счет расхождения не пересекают более одного фоточувствительного элемента) наилучшей формой полосок следует считать прямоугольник, длинная сторона которого совпадает с направлением падающего рентгеновского излучения, а плоскость полупроводниковой подложки совпадает с направлением рентгеновских лучей. Для более короткофокусных рентгеновских трубок во избежание случая, когда рентгеновские лучи могут пересекать несколько фоточувствительных элементов, для сохранения высокого контраста изображения полоски выполняют в форме равнобедренных трапеций, боковые стороны которых совпадают с направлениями рентгеновских лучей в плоскости фоточувствительных элементов. При этом сама линейка может быть выполнена в виде сегмента окружности с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения. The design of the MCI screen in the form of lines of photosensitive elements arranged on top of each other, between which layers of scintillation material are located, allows you to create the desired image format. The magnitude of the resolution is determined by the horizontal arrangement of the photosensitive elements and the vertical thickness of the scintillation layers. In the case of MCI with long-focus x-rays (rays do not intersect more than one photosensitive element due to divergence), the rectangle should be considered the best shape of the strips, the long side of which coincides with the direction of the incident x-ray radiation, and the plane of the semiconductor substrate coincides with the direction of the x-rays. For shorter-focus X-ray tubes, in order to avoid the case when X-rays can intersect several photosensitive elements, to maintain a high image contrast, the strips are made in the form of isosceles trapezoid, the sides of which coincide with the directions of the X-rays in the plane of the photosensitive elements. In this case, the ruler itself can be made in the form of a circle segment centered on the focus of the incident x-ray radiation.

Выполнение сцинтилляционных элементов в виде слоев, разделяющих линейки фоточувствительных элементов, позволяет получить разрешение МРП в вертикальном направлении равным толщине слоя сцинтилляционного материала. Поэтому при равенстве толщины слоя сцинтилляционного материала шагу фоточувствительных элементов линейки при построчном вводе изображения обеспечивается одинаковое пространственное разрешение как по горизонтали, так и по вертикали. The implementation of scintillation elements in the form of layers dividing the line of photosensitive elements, allows you to obtain the resolution of the MCI in the vertical direction equal to the thickness of the layer of scintillation material. Therefore, when the thickness of the layer of scintillation material is equal to the step of the photosensitive elements of the ruler, the same spatial resolution is provided both horizontally and vertically when the image is input line by line.

Для систем с покадровым вводом изображения для обеспечения одинакового пространственного разрешения как по горизонтали, так и по вертикали требуется, чтобы суммарная толщина полупроводниковой подложки и слоя сцинтиллятора была равна шагу фоточувствительных элементов на линейке. For systems with frame-by-frame image input, to ensure the same spatial resolution both horizontally and vertically, the total thickness of the semiconductor substrate and the scintillator layer should be equal to the step of the photosensitive elements on the ruler.

Для увеличения чувствительности МРП и снижения дозы облучения объекта на каждой полупроводниковой подложке с обратной стороны под основной линейкой выполнена дополнительная линейка таким образом, чтобы она являлась зеркальной копией основной. To increase the sensitivity of MCI and reduce the dose of the object on each semiconductor substrate, an additional ruler is made on the reverse side under the main ruler so that it is a mirror copy of the main one.

Для получения высокого пространственного разрешения по обеим координатам в случае использования короткофокусного рентгеновского излучения МРП может быть выполнен в виде сегмента оболочки шара с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения. При этом возможно выполнение как кремниевых подложек в виде сегментов оболочки шара и плоских сцинтилляционных слоев между ними, так и сцинтилляционных слоев в виде сегмента оболочки шара и плоских кремниевых подложек, а также их одновременного выполнения в виде сегментов оболочки шара. To obtain high spatial resolution in both coordinates in the case of using short-focus x-ray radiation, the MCI can be made in the form of a segment of the shell of a ball centered on the focus of the incident x-ray radiation. In this case, it is possible to perform both silicon substrates in the form of segments of the shell of the ball and flat scintillation layers between them, and scintillation layers in the form of a segment of the shell of the ball and flat silicon substrates, as well as their simultaneous execution in the form of segments of the shell of the ball.

Указанное выполнение МРП позволяет добиться предельно высокой эффективности преобразования рентгеновского излучения в оптическое при любом значении его энергии за счет увеличения протяженности фоточувствительных элементов в направлении падающего рентгеновского излучения. При этом геометрическое разрешение МРП не зависит от энергии падающего рентгеновского излучения, что не имеет аналогов, а значит соответствует критерию "изобретательский уровень". The specified MCI allows achieving extremely high conversion efficiency of x-ray radiation into optical at any value of its energy by increasing the length of the photosensitive elements in the direction of incident x-ray radiation. In this case, the geometric resolution of the MCI does not depend on the energy of the incident x-ray radiation, which has no analogues, which means it meets the criterion of "inventive step".

На фиг. 1 представлен заявляемый МРП, где 1 - фоточувствительные элементы; 2 - полупроводниковые подложки; 3 - сцинтилляционные слои, нанесенные поверх фоточувствительных элементов 2; 4 - направление падающего рентгеновского излучения. In FIG. 1 presents the claimed MCI, where 1 is photosensitive elements; 2 - semiconductor substrates; 3 - scintillation layers deposited on top of photosensitive elements 2; 4 - direction of incident x-ray radiation.

На фиг. 2 представлен поперечный разрез заявляемого МРП, работающего с короткофокусной трубкой, в котором используются плоскопараллельные кремниевые подложки 2 и сегментоподобные слои сцинтиллятора 3. In FIG. 2 is a cross-sectional view of the inventive MCI operating with a short-focus tube using plane-parallel silicon substrates 2 and segment-like layers of scintillator 3.

На фиг. 3 представлен поперечный разрез заявляемого МРП, работающего с короткофокусной трубкой, в котором используются сегментоподобные кремниевые подложки 2 и плоскопараллельные слои сцинтиллятора 3. In FIG. 3 shows a cross section of the inventive MCI, working with a short focus tube, which uses segment-like silicon substrates 2 and plane-parallel layers of scintillator 3.

На фиг. 4 представлен поперечный разрез заявляемого МРП, работающего с короткофокусной трубкой, в котором используются сегментоподобные кремниевые подложки 2 и сегментоподобные слои сцинтиллятора 3. In FIG. 4 shows a cross section of the inventive MCI, working with a short focus tube, which uses segment-like silicon substrates 2 and segment-like layers of scintillator 3.

Заявляемое устройство функционирует следующим образом. Падающее рентгеновское излучение 4 (см. фиг. 1), проходя через сцинтилляционные слои 3, выполненные размером не более шага фоточувствительных элементов 1, возбуждает молекулы сцинтиллятора, излучающего оптическое излучение, которое регистрируется фоточувствительными элементами путем преобразования в электрические сигналы, например, фотодиодными матрицами, ПЗС структурами, матрицами фоторезисторов и т.п. The inventive device operates as follows. The incident x-ray radiation 4 (see Fig. 1), passing through scintillation layers 3, made not larger than the step of photosensitive elements 1, excites scintillator molecules emitting optical radiation, which is detected by photosensitive elements by conversion into electrical signals, for example, photodiode arrays, CCD structures, arrays of photoresistors, etc.

При этом горизонтальное разрешение МРП определяется шагом фоточувствительных элементов 1, а вертикальное разрешение - шагом перемещения (сканирования) МРП вплоть до толщины слоя сцинтиллятора 3. Эффективность преобразования рентгеновского излучения в оптическое в МРП определяется свойствами материала слоев сцинтиллятора 3 и протяженностью фоточувствительных элементов 1 в направлении падения рентгеновского излучения 4. In this case, the horizontal resolution of the MCI is determined by the step of the photosensitive elements 1, and the vertical resolution is determined by the step of moving (scanning) the MCI up to the thickness of the scintillator layer 3. The efficiency of converting X-rays to optical into the MCI is determined by the properties of the material of the layers of the scintillator 3 and the length of the photosensitive elements 1 in the direction of incidence x-ray radiation 4.

Был изготовлен опытный образец заявляемого МРП из линеек, содержащих 1024 фоточувствительных элемента, расположенных с шагом 25 мкм и протяженностью 1000 мкм, покрытых сцинтилляционными слоями толщиной 20 мкм. Толщина полупроводниковой подложки 500 мкм. Количество линеек в МРП составляло 8 штук. При этом общий размер приемного экрана МРП составляет 25,6 х 4,16 мм. Для проверки разрешения опытного образца заявляемого МРП был использован механический сканер с величиной шага перемещения по вертикали 25 мкм. Использовался построчный способ ввода изображения. Опрос МРП линейки осуществлялся с помощью электронных коммутаторов с преобразователями заряда в напряжение с дальнейшим аналого-цифровым преобразованием видеосигнала. Облучение экрана МРП производилось рентгеновской трубкой с фокусом пятна 1 мм на расстоянии 2000 мм. A prototype of the inventive MCI was made from rulers containing 1024 photosensitive elements arranged in increments of 25 μm and a length of 1000 μm, coated with scintillation layers 20 μm thick. The thickness of the semiconductor substrate is 500 μm. The number of lines in the MCI was 8 pieces. At the same time, the total size of the MCI receiving screen is 25.6 x 4.16 mm. To verify the resolution of the prototype of the inventive MCI, a mechanical scanner was used with a vertical step size of 25 μm. The line-by-line method of image input was used. The MRI of the line was polled using electronic switches with charge-to-voltage converters with further analog-to-digital video signal conversion. The MRI screen was irradiated with an X-ray tube with a spot focus of 1 mm at a distance of 2000 mm.

Испытания проводились с использованием стандартных рентгеновских мир и тестовых объектов. Достигнуто разрешение 50 мкм по горизонтали и 50 мкм по вертикали при режиме работы рентгеновской трубки 120 кВ, 50 мА. The tests were carried out using standard X-ray world and test objects. A resolution of 50 μm horizontally and 50 μm vertically was achieved with an operating mode of an x-ray tube of 120 kV, 50 mA.

Таким образом, заявляемый МРП обладает предельно высокой эффективностью преобразования рентгеновского излучения в оптическое и высоким пространственным разрешением, не зависящим от энергии падающего рентгеновского излучения. Thus, the claimed MCI has an extremely high conversion efficiency of x-ray radiation into optical and high spatial resolution, independent of the energy of the incident x-ray radiation.

Claims

1. Матричный рентгеновский приемник, содержащий координатно-чувствительную матрицу из фоточувствительных элементов и оптически связанные с ней сцинтилляционные элементы, отличающийся тем, что диодно-координатная матрица выполнена в виде многослойной структуры из линеек фоточувствительных элементов, расположенных друг над другом и образующих экран матричного рентгеновского приемника, плоскости, на которых расположены фоточувствительные элементы, совпадают с направлением рентгеновских лучей, при этом каждая линейка фоточувствительных элементов выполнена на полупроводниковой подложке в виде полосок, ориентированных вдоль направления падающего рентгеновского излучения, а сцинтилляционные элементы выполнены в виде однородных слоев, разделяющих между собой линейки фоточувствительных приемников. 1. The matrix x-ray detector containing a coordinate-sensitive matrix of photosensitive elements and optically associated scintillation elements, characterized in that the diode-coordinate matrix is made in the form of a multilayer structure of the lines of photosensitive elements located one above the other and forming the screen of the matrix x-ray receiver , the planes on which the photosensitive elements are located coincide with the direction of the x-rays, with each photosensor line The elements were made on a semiconductor substrate in the form of strips oriented along the direction of the incident x-ray radiation, and the scintillation elements were made in the form of homogeneous layers separating the arrays of photosensitive receivers.

2. Приемник по п.1, отличающийся тем, что толщина сцинтилляционных элементов выполняется размером не более шага фоточувствительных элементов на линейке. 2. The receiver according to claim 1, characterized in that the thickness of the scintillation elements is not larger than the step of the photosensitive elements on the line.

3. Приемник по п. 1, отличающийся тем, что суммарная толщина полупроводниковой подложки и слоя сцинтиллятора равна шагу фоточувствительных элементов на линейке. 3. The receiver according to claim 1, characterized in that the total thickness of the semiconductor substrate and the scintillator layer is equal to the step of the photosensitive elements on the line.

4. Приемник по п. 1, отличающийся тем, что полоски фоточувствительных элементов выполнены в виде прямоугольников, ориентированных вдоль направления падающего рентгеновского излучения. 4. The receiver according to claim 1, characterized in that the strips of photosensitive elements are made in the form of rectangles oriented along the direction of the incident x-ray radiation.

5. Приемник по п. 1, отличающийся тем, что полоски фоточувствительных элементов выполнены в виде равнобедренных трапеций, боковые стороны которых совпадают с направлением падающего на фоточувствительный элемент рентгеновского излучения. 5. The receiver according to claim 1, characterized in that the strips of the photosensitive elements are made in the form of isosceles trapeziums, the sides of which coincide with the direction of the x-ray incident on the photosensitive element.

6. Приемник по п.1, отличающийся тем, что на каждой полупроводниковой подложке с обратной стороны под основной линейкой фоточувствительных элементов выполнена дополнительная линейка, являющаяся зеркальной копией основной. 6. The receiver according to claim 1, characterized in that on each semiconductor substrate on the back side under the main line of photosensitive elements, an additional line is made, which is a mirror copy of the main one.

7. Приемник по п.1, отличающийся тем, что каждая линейка фоточувствительных элементов представляет собой сегмент окружности с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения. 7. The receiver according to claim 1, characterized in that each line of photosensitive elements is a segment of a circle centered on the focus of the incident x-ray radiation.

8. Приемник по п.1, отличающийся тем, что экран матричного рентгеновского приемника представляет собой сегмент поверхности шара с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения. 8. The receiver according to claim 1, characterized in that the screen of the matrix x-ray receiver is a segment of the surface of the ball centered on the focus of the incident x-ray radiation.

9. Приемник по пп.1 и 8, отличающийся тем, что сцинтилляционные элементы выполнены в виде однородных слоев в форме сегментов оболочки шара с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения. 9. The receiver according to claims 1 and 8, characterized in that the scintillation elements are made in the form of homogeneous layers in the form of segments of the shell of the ball centered on the focus of the incident x-ray radiation.

10. Приемник по пп. 1 и 8, отличающийся тем, что кремниевые подложки выполнены в форме сегментов оболочки шара с центром в фокусе падающего рентгеновского излучения. 10. The receiver according to paragraphs. 1 and 8, characterized in that the silicon substrates are made in the form of segments of the shell of the ball centered on the focus of the incident x-ray radiation.