ДЕТЕКТОР РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ С СОСТАВНЫМ СЦИНТИЛЛЯТОРОМ

Область техники, к которой относится полезная модель
Предлагаемая полезная модель относится к изготовлению устройств детектирования изображения, полученного при регистрации рентгеновского излучения, в частности, устройств для рентгеновского анализа биоматериалов и биологических объектов в целом, а также систем неразрушающего контроля.
Уровень техники
Для построения чувствительных элементов рентгеновских детекторов, применяются, в основном, два типа полупроводниковых приборов: первый из них - это т.н. линейчатый сенсор изображения, в котором группа фото- или рентгеночувствительных пикселов выстроена в одну линию, т.е. он представляет собой одну линию; второй тип - это пространственный сенсор, в котором пикселы объединены в матрицу MxN, где оба из таких размеров (М или N) сравнимы по порядку с типовыми значениями для линейчатых сенсоров. Преимуществом линейчатых сенсоров является дешевизна, а недостатком - необходимость механического сканирования объекта для того, чтобы воспроизвести его изображение в двух координатах. Таким образом, стоимость полной системы, даже оснащенной линейчатым сенсором, оказывается довольно высока.
Использование пространственного сенсора позволяет отказаться от механической развертки, но удорожает основной компонент системы - сам сенсор, который, для работы в рентгеновском диапазоне, оснащается слоем сцинтиллятора - специальным слоем, преобразующим рентгеновское радиоволновое излучение в видимый свет, который регистрируется сенсором.
Непосредственно сенсор обладает высокой чувствительностью в зоне длин волн видимого света (400-700 нм), но к рентгеновскому излучению, как правило, нечувствителен. Поэтому для конвертирования рентгеновского излучения в видимый свет, как правило, применяются т.н. сцинтилляционные экраны, которые строятся на базе люминофорных покрытий различной эффективности и рассеивающих характеристик.
Ввиду того, что сцинтиллятор должен обеспечивать ряд трудносовместимых характеристик, например, таких, как яркость, пространственное разрешение и уровень поглощения рентгеновского излучения, он оказывается весьма сложным и дорогостоящим компонентом системы. Зачастую, потребители таких систем вынуждены делать выбор
между несколькими практически одинаковыми системами, отличающимися лишь сцинтиллятором. Дело в том, что даже несмотря на значительный прогресс производителей таких материалов, получить сцинтиллятор одновременно и с высоким разрешением, и с высокой яркостью (коэффициентом преобразования) оказывается практически невозможно. Поэтому производители сцинтилляторов предлагают различный набор продуктов, отличающихся по характеристикам в ту или иную сторону, где улучшение одного параметра, например, яркости, ухудшает другой, например, разрешение. В свою очередь, компании, выпускающие системы рентгеновского контроля, используют один тип сцинтиллятора в одном типе своего продукта. Довольно же часто потребителю нужно проводить разные типы исследований: в одном случае достаточно низкое разрешение, но необходима высокая яркость; в другом - обязательно высокое разрешение, но яркость не так критична. В такой ситуации потребитель должен приобретать две подобных системы, отличающиеся лишь сцинтиллятором.
В некоторых случаях такой шаг является объективной необходимостью, но распространены типы обследований, в которых потребитель эффективно использует лишь часть полного поля детектора, например, его половину или одну треть. Типичным примером здесь служит исследование качества сварного шва металлоконструкций - когда сам шов представляет собой узкий, но длинный объект. Но приобретение «узкого» рентгеновского детектора невозможно, поскольку производители рентгеновских систем ориентированы на общие применения своих приборов, где большая площадь и малое соотношение габаритов чувствительной зоны M/N более востребованы рынком. Разработка и производство же отдельного «узкого» сенсора и специфической рентгеновской системы на его основе нерациональны ввиду ограниченного спроса и крайне дорогого процесса разработки и выпуска полупроводниковых компонентов.
Из уровня техники известны решения на т.н. «композитных» сцинтилляторах, состоящих их двух или более типов люминофоров. Так, например, работа «Combined composite scintillation detector for separate measurements of fast and thermal neutrons» (IEEE Nuclear Science Svmposuim & Medical Imaging Conference. 30 Oct. - 6 Nov. 2010) описывает сцинтиллятор, рассчитанный на применение в ядерных исследованиях и представляющий собой смесь из отличающихся материалов. Данный сцинтиллятор не подразумевает раздельного по площади применения в детекторе, и поэтому не является прямым прототипом предлагаемой полезной модели.
В качестве второго аналога выбрано решение из патента РФ №2248011, кл. G01T 1/20, опубликован 27.07.2009, описывающего построение детектора ионизирующих излучений с расширенным диапазоном регистрации. Отличием данного детектора являются
конструкция, способ снятия и обработки сигнала, размерность сигнала и область применения. Так, пространственная размерность принимаемого сигнала с данного детектора равна 1×1, т.е. одному элементу, а предлагаемая схема снятия информации с помощью светопереизлучающего волокна не может предполагать большего числа элементов в одной сборке из двух сцинтилляторов.
В качестве ближайшего аналога выбрано решение, полученное способом получения двойного сцинтиллятора, описанным в публикации «Development of the Dual Scintillator Sheet and Phoswich Detector for Simultaneous Alfa- and Beta-rays Measurement, B.K. Seo et al, материалы конференции WM'07, Tucson, 25.02-01.03.2007.
Этот детектор также имеет отличные от предлагаемой целевые применения и пространственную размерность 1x1. Кроме того, отличающиеся по характеристикам сцинтилляционные слои располагаются один над другим, в то время как предложенная нами полезная модель содержит различные сцинтилляционные слои, размещенные на одной плоскости многоэлементной фотосенсорной матрице.
Раскрытие сущности полезной модели
Задача, на решение которой направлена предлагаемая полезная модель, заключается в предоставлении возможности использования одного типа или экземпляра рентгеновского детектора для проведения различных или отличающихся по целевым требованиям исследований объектов в целом, или их частей, или образцов материалов.
Сцинтиллятор, наносимый или устанавливаемый на поверхность сенсора, имеет отличающиеся характеристики в различных зонах.
Целью дифференцированности характеристик сцинтиллятора в различных зонах является предоставление потребителю самостоятельно выбирать предпочтительный режим исследования: например, видео-режим с относительно низким разрешением, но высокой чувствительностью к рентгеновскому излучению, что необходимо для достаточной экспонированности пикселов сенсора при постоянной смене кадров; или же высокое разрешение при необходимости получения детализации определенной зоны объекта и когда время экспозиции пикселов фотосенсора не ограничено одним кадром.
Техническим результатом является обеспечение детектирования (съема) изображения с отличающимися характеристиками контрастной чувствительности и пространственного разрешения одним детектором. При этом отпадает необходимость увеличения номенклатуры оборудования, применяемой во время исследований. В некоторых случаях это может иметь существенное значение, например, при рентгеновском исследовании воздушных кабельных линий, когда поднимать к объекту съемки необходимо аппаратурные единицы, как можно меньшего число и веса.
Указанная задача решается, а технический результат достигается в результате создания детектора рентгеновского излучения, состоящего из слоя сцинтиллятора на поверхности многоэлементного фоточувствительного сенсора, расположенного на подложке, осуществляющей механическую стабильность всей конструкции, в котором слой сцинтиллятора, характеристики которого отличаются для различных пространственных зон, как по толщине, так и по пространственному расположению относительно пиксельной структуры фоточувствительного сенсора, обеспечивает неоднородную чувствительность и разрешение.
Согласно частному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет, как минимум, две пространственные зоны с разной толщиной, для обеспечения области высокой чувствительности и области высокого разрешения.
Согласно другому частному варианту выполнения, слой сцинтиллятора обеспечивает разную угловую чувствительность для рентгеновских лучей, попадающих на детектор.
Согласно еще одному частному варианту выполнения, максимум чувствительности достигается для наклонного падения рентгеновских лучей.
Согласно предпочтительному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет структурированную поверхность, обеспечивающую разную угловую чувствительность для рентгеновских лучей, попадающих на детектор.
Согласно еще одному предпочтительному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет структурированную поверхность, обеспечивающую максимум чувствительности для наклонного падения рентгеновских лучей.
Согласно еще одному предпочтительному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет, как минимум, два слоя с разной чувствительностью к рентгеновскому излучению.
Согласно еще одному частному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет плавно меняющуюся толщину по площади детектора для обеспечения плавно меняющейся чувствительности и разрешения по площади детектора.
Краткое описание чертежей
На Фиг. 1 схематически показан поперечный разрез детектора рентгеновского излучения, состоящего из собственно полупроводникового многоэлементного фоточувствительного сенсора (фотосенсора) видимого диапазона (2), закрепленного на поверхности монтажно-поддерживающей подложки (3). Специально профилированный по толщине слой сцинтиллятора (1) осуществляет конверсию рентгеновских квантов, излученных рентгеновским источником (5), в видимый свет, соответствующий чувствительности детектора 2. Область (11) сцинтиллятора (1), отмеченная выноской (I),
соответствует меньшей толщине слоя и обеспечивает более высокое разрешение, а область (12) сцинтиллятора (1), отмеченная выноской (II), соответствует большей толщине слоя и обеспечивает более высокую чувствительность.
На Фиг. 2 схематически показан поперечный разрез детектора рентгеновского излучения с детальной иллюстрацией пространственных соотношений между размером светочувствительных ячеек (21) кремниевого чипа фотосенсора (2), а, следовательно, и разрешением, и области (7) высвечивания люминофора сцинтиллятора (1) при взаимодействии с ним единичного кванта от рентгеновского источника (5) в части сцинтиллятора (1) с меньшей толщиной слоя (11) и, соответственно, области (71) в части сцинтиллятора (1) с большей толщиной слоя (12).
На Фиг. 3 схематически показан поперечный разрез детектора рентгеновского излучения с детальной иллюстрацией пространственных соотношений между размером светочувствительных ячеек (21) кремниевого чипа фотосенсора (2), а, следовательно, и разрешением, и области (7) высвечивания люминофора сцинтиллятора (1) при взаимодействии с ним единичного кванта от рентгеновского источника (5) при угле падения рентгеновского кванта на детектор, близким к нормали, в области (I) и, соответственно, области (71) при скользящем угле падения в области (II), когда эквивалентная толщина слоя сцинтиллятора (1) намного (в несколько раз) может превышать физическую толщину слоя (1).
На Фиг. 4 схематически показан поперечный разрез детектора рентгеновского излучения с детальной иллюстрацией пространственных соотношений между размером светочувствительных ячеек (21) кремниевого чипа фотосенсора (2), а, следовательно, и разрешением, и области (7) высвечивания структурированного люминофора сцинтиллятора (1) при взаимодействии с ним единичного кванта от рентгеновского источника (5) при угле падения рентгеновского кванта на детектор, близким к нормали, в области (I) и, соответственно, области (71) при скользящем угле в области (II), когда количество структурных элементов (13) сцинтиллятора (1), взаимодействующих с единичным рентгеновским квантом уменьшает пространственное разрешение в работе кремниевого чипа, но зато увеличивает коэффициент конверсии рентгеновских квантов в оптические.
На Фиг. 5 показаны этапы I-III процесса изготовления матрицы фоконов (101) для формирования структурированного слоя сцинтиллятора (1) детектора рентгеновского излучения.
I - Нанесение жидкой фотополимеризующейся композиции (4) на подложку (100).
II - Локальная полимеризация слоя жидкой фотополимеризующейся композиции (4) лазерной (8) сканирующей оптической системой (82), управляемой соответствующей
электронной подсистемой (81), в результате чего, в слое фотополимера образуются фоконы (41).
III - Промывка специальным растворителем, в результате чего на поверхности подложки (100) остается двумерная матрица фоконов (101), по пространственным характеристикам соответствующая расположению светочувствительных ячеек (21) кремниевого чипа фотосенсора (2).
На Фиг. 6 показаны следующие этапы (IV и V) процесса изготовления матрицы фоконов (101) для формирования структурированного слоя сцинтиллятора (1) детектора рентгеновского излучения.
IV - Нанесение жидкой фотополимеризующейся композиции (91) на матрицу фоконов (101), предварительно обработанную антиадгезивом (для облегчения отделения матрицы от образующейся ячеистой структуры (92)) и УФ-экспонирование (UV).
V - Образование ячеистой структуры (92), отделенной от матрицы фоконов (101) и с обратным по отношению к матрице фоконов (101) рельефом. Материал ячеистой структуры выбирается из условия ренттенопрозрачности. Ячеистая структура (92) может покрываться тонким рентгенопрозрачным слоем металла (А1), для отражения фотонов, образующихся в слое люминофора сцинтиллятора (1) под рентгеновским облучением.
На Фиг. 7 показан процесс изготовления структурированного слоя сцинтиллятора (1) в ячеистой структуре (92), для чего она заполняется жидким (с последующим отверждением) или гелеобразным сцинтиллятором (9) и совмещается (процесс А) с пиксельной структурой кремниевого чипа фотосенсора (2).
Осуществление полезной модели
Детектор состоит, по меньшей мере, из одного фоточувствительного сенсора (2) и установленного на нем или нанесенного на него слоя сцинтиллятора (1) с характеристиками, отличающимися для различных пространственных зон.
Такой слой сцинтиллятора (1) может быть составным (из, как минимум, двух слоев), когда он собирается на поверхности фотосенсора (2) из более малых фрагментов с различными характеристиками или же производится сразу анизотропным, когда его различные толщина и структура формируются в одном технологическом процессе, например, целевым диафрагмированием во время выращивания волокнистых структур люминофора.
В простейшем варианте, составной слой сцинтиллятора (1) получается механической стыковкой двух различных люминофорных листов непосредственно на поверхности фотосенсора (2). Оптический контакт в этом случае обеспечивается плотной аппликацией сцинтиллятора (1) к фотосенсору (2) или же применением оптически
прозрачных и согласованных по коэффициенту преломления клеев.
Во втором, более сложном, варианте, такие же люминофорные листы укладываются на поверхность волоконно-оптической плиты, которая, будучи в дальнейшем приклеена с применением технологии т.н. «оптического бондинга» к фотосенсору (2), обеспечивает механическую стабилизацию стека и защиту пиксельной структуры фотосенсора (2) от повреждающего влияния рентгеновских лучей.
В третьем варианте, люминофор «выращивается» (например, методами химического осаждения из газовой фазы) непосредственно на поверхности волоконно-оптической плиты, что снимает необходимость осуществления операции «оптического бондинга».
Также возможен наиболее сложный, но дающий преимущества в виде полной используемой площади фотосенсора, процесс формирования структурированного слоя сцинтиллятора (1) детектора рентгеновского излучения, показанный на Фиг. 5-7. Такой структурированный слой будет обладать избирательным соотношением чувствительность/разрешение в зависимости от устанавливаемого угла наклона детектора.