Многоэлементный детектор рентгеновского излучения, редкоземельный рентгенолюминофор для него, способ формирования многоэлементного сцинтиллятора и детектора в целом - RU2420763C2

Чертежи

Описание

Область техники.

Изобретение относится к рентгенотехнике и медицинской диагностике, которые связаны с методами получения и визуализации рентгеновского излучения в широком диапазоне энергий от 5 кэВ до 200 кэВ. Конкретное использование изобретения предполагается в медицине при контроле и анализе патологических изменений в живом организме. Это область медицины - рентгенология, начала развитие с начала 20 века сразу после открытия немецким физиком К.Рентгеном проникающего излучения, названного его именем.

Изобретение может быть использовано также в скоростном коротковременном потоковом методе профилактического осмотра пациентов, где необходимо обнаружить явные патологии организма человека. Изобретение может быть использовано в дентологии, где производится с помощью рентгеновского излучения обследование состояния челюстного тракта организма человека. Существенное значение имеет изобретение для маммологии, отрасли рентгенологии, исследующей нарушения в тканях молочной железы женского организма.

Наряду с широким использованием в медицине изобретение должно найти применение в дефектоскопии, в различных системах неразрушающего контроля, например, сварных швов различных трубопроводных систем. Очень важным является использование изобретения при контроле качества снаряженных боеприпасов, где предлагаемый детектор с применением рентгеновского излучения является практически единственным вариантом контроля надежности сборки боеприпасов.

Изобретение может найти широкое использование в системах таможенного контроля габаритных грузов на железнодорожном, авиационном и морском транспорте.

Подобное широкое использование изобретения связано не только с актуальностью проблем диагностики и неразрушающего контроля, но также и необычным сочетанием в изобретении современного материаловедения сцинтиллирующих материалов с новейшими матричными полупроводниковыми системами съема информации с последующей компьютерной обработкой ее и документированием. Предлагаемое устройство, безусловно, принадлежит к области высоких технологий.

Существующее положение техники.

Первые рентгеновские аппараты появились в 20-х годах 20 века и включали источник рентгеновского излучения и приемник этого излучения. Источники рентгеновского излучения по физическому принципу их создания за это время изменились не сильно: ускоренный до высоких энергий электронный пучок в вакуумном приборе бомбардирует металлический антикатод, обычно изготавливаемый из вольфрама W или Мо, реже из меди Cu. Возникающее тормозное рентгеновское излучение фильтруется для придания ему монохроматичности и через специальные прозрачные для этого излучения материалы (например, бериллиевую фольгу) выводится вовне прибора. Образованный при этом рентгеновский пучок имеет диаметр от нескольких миллиметров до десятков сантиметров. На пути этого пучка находятся обычно непрозрачные конструкции, подлежащие контролю, или медицинские пациенты.

Длительное время единственным источником визуализации изменения плотности рентгеновских квантов в пучке являлись фотоэмульсионные слои, изготавливаемые на основе галогенидов серебра. Однако их небольшая плотность (2-3 г/см³) и низкая чувствительность галогенидов серебра к рентгеновскому излучению требовали значительных экспозиционных доз, что в медицине было крайне нежелательным.

Первыми техническими устройствами, позволившими существенно снизить дозы для облучаемых пациентов, явились усиливающие рентгеновские экраны. При этом, физически изменяя энергию кванта, воздействующего на фотоэмульсию, усиливающий экран представлял собой тонкий слой излучающего под действием рентгеновских лучей рентгенолюминофора. В комплект используемой при этом кассеты обычно входили передний (более тонкий по количеству рентгенолюминофора) и задний (практически полностью задерживающий рентгеновское излучение) экраны, а также фоточувствительная пленка.

Длительное время основным материалом для рентгенолюминофоров в усиливающих экранах служил вольфрамат кальция CaWO₄, высокая гравитационная плотность которого и средняя по значению конверсионная эффективность (6,0-8,0%) служили эталонами при выборе оптимальных составов рентгенолюминофоров. Основные требования к химическим составам рентгенолюминофоров формулировались следующим образом:

- средний атомный номер вещества N - более 40 атомных единиц,

- гравитационная плотность более 4,5 г/см³,

- энергетический выход рентгенолюминесценции >6%,

- длительность послесвечения менее 1·10^-3 с,

- положение спектрального максимума излучения λ>400 нм.

Рентгенография, основой которой стало непосредственное взаимодействие рентгеновского излучения с биологическими тканями живого организма (как в медицинской рентгенодиагностике) или с деталями сложным систем и соединений (как в рентгенодефектоскопии) позволила при этом добиться следующих параметров изображения как на фотопленке, так и на просветном экране:

- разрешающая способность 1-0,6 мм/на одну пару линий,

- контраст, отношение яркостей темных и светлых полей по отношению к фону, не выше 30%,

- различимость мелких деталей размером в 650-800 мкм,

- длительность послесвечения на уровне 1·10^-3 с.

Необходимо отметить, что лучевые нагрузки на пациента были очень велики даже для того времени (от 1,0 до 10,0 рентген при обследовании, например, желудочного тракта) [1].

Невысокие параметры рентгенодиагностики в 40-70 гг. привели к необходимости создания методов диагностики на других физических принципах, поэтому в 1965 году [2] впервые были созданы эффективные РЭОП, системы с первичным преобразованием рентгеновского излучения в свет, который затем многократно усиливался и мог трансформироваться в малокадровое телевизионное изображение [2]. В качестве первичного преобразователя в первых РЭОП использовались галогенидные люминофоры, например водорастворимый йодистый цезий, что существенно усложняло и без того непростую технологию получения этих очень необходимых приборов.

В это же время появился метод скоростной рентгеновской флюорографии, где изображение с большого просветного люминофорного экрана переносилось с помощью светосильных оптических объективов на кинопленку. Преимущество этих систем проявлялось при необходимости быстрого и массового осмотра больших количеств пациентов. С помощью флюорографии обнаруживались только очень объемные патологические очаги человеческого организма.

С середины 70-х годов начинается эра редкоземельных рентгенолюминофоров [4], первоначально из оксисульфидов Y₂O₂S:Tb, Gd₂O₂S:Tb, а затем из оксибромида LaOBr. Основные достижения и проблемы этого периода развития в области материалов и экранов для рентгенографии были приведены в обзоре [5].

Важным научным результатом материаловедческого этапа развития рентгенографии было уточнение требований к типу химической связи матрицы рентгенолюминофора, а также достижение очень высоких экспериментальных значений энергетических выходов свечения при рентгено- или гамма-возбуждении (например, 22% для Y₂O₂S:Tb), что до того считалось невозможным.

Сравнение по ряду La₂O₃-La₂O₂S-LaOBr:Tb указывало на значительную роль ковалентной составляющей химической связи в матрицах люминофоров, которые до этого имели преимущественно ионную связь. На основе исследований и обобщений [6] можно составить следующую таблицу параметров для рентгенолюминофоров.

Показательно, что этот период развития рентгенографии позволил в 3-4 раза снизить нагрузки на пациентов, особенно в детской рентгенологии. Одновременно в связи с существенно возросшим показателем поглощения рентгеновских лучей в рентгеночувствительном материале удалось перейти к использованию не традиционно крупно-, а среднедисперсных зернистых материалов в рентгеновских экранах, что одновременно позволило на 20-40% повысить разрешающую способность усиливающих экранов. Этого оказалось достаточным, чтобы на пределе чувствительности глаза различать микрокальцинатные образования в тканях груди у женщин. Наступил этап интенсивного развития маммографии в качестве профилактического направления практической рентгенографии.

В это же время специалистами "PHILIPS" была предложено использовать в экранах РЭОП, столбчатые рентгеночувствительные покрытия из CsJ:Tl, преимущество которых заключалось в полном отсутствии светового рассеяния квантов рентгенолюминесценции вследствие эффекта светопроводности в столбчатых микрокристаллах иодида цезия. По качеству изображения эти приборы не уступали последующим более дешевым серийным приборам, выпускавшимся на основе оксисульфида гадолиния. На РЭОП оказалось возможным наблюдать динамику взаимодействия мягких тканей организма с рентгеноконтрастными веществами, например, подобными сульфату бария или танталату гадолиния GdTaO₄ (фиг.1), что позволяло локализовать язвенные и другое патологии в организме пациента. Яркость экранов рентгенотехники с использованием РЭОП возросла и вышла на порог непосредственного документирования (уровень яркости в 2-3 кд/м²) с помощью оптического переноса изображения или усиливающего ЭОП также с применением ПЗС матрицы [6].

При этом удалось уменьшить энергетический предел фиксации мягкого рентгеновского излучения с энергией от Е=100-1000 эВ, что было использовано на аппаратах дальнего космоса [6].

Появление высокочувствительных ПЗС матриц с порогом менее 10^-2 люкс по свету привело к началу разработок современных цифровых рентгеночувствительных устройств [7], в которых изображение на твердом носителе формировалось одновременно за короткое время в процессе исследования пациента.

Этот новый этап рентгеноскопии в режиме реального времени продолжается и до сих пор. Этот этап включает:

- оптимизацию дисперсности наиболее эффективного материала из Gd₂O₂S:Tb [8];

- подбор композиций на основе этого люминофора [9];

- создание рентгеновских микродетекторов [10];

- усовершенствование кремниевых матриц [11];

- один из первых вариантов цифровых рентгеновских детекторов [12];

- цифровой рентгеновский детектор [13];

- использование белых отражающих покрытий из Ta₂O₅ в [14];

- использование оптически прозрачной керамики из Lu₂O₃Eu для нового рентгеновского детектора [15].

Ближайшей по времени публикацией по указанной тематике и аналогом нашего изобретения является статья корейских авторов [16], в которой впервые предложена конструкция и технология изготовления многоэлементного рентгеночувствительного слоя из Gd₂O₂S:Tb, содержащегося в полиэтиленовой прессовке, элементы которой покрыты зеркальным слоем из Cr-Al (толщиной 6000 Å). Авторы отмечают 1,5-2-кратную потерю интенсивности излучения рентгенолюминофора в сравнении со сплошным слоем люминофора. При этом, однако, функция передачи модуляции в изображении, полученном на структурированном образце рентгеночувствительного экрана, несколько возрастает и имеет несколько экстремумов на частотах, близких к геометрическому размеру элементов в экране.

Несмотря на ряд преимуществ описанного в [16] детектора, таких как уменьшение общего фона рентгеновского излучения, попадающего только на пикселированный (многоэлементный) сцинтиллятор, предложенная конструкция имела ряд существенных недостатков:

- уменьшение интенсивности излучения многоэлементного экрана из Gd₂O₂S:Tb;

- небольшая толщина слоя рентгенолюминофора, что позволяет рентгеновскому излучению попадать непосредственно на структуру из фотодиодов и служить причиной их деградации;

- сложность получения микроформатного многоэлементного детектора из-за процессов фотолитографии, поэтому на фотографии в оригинальной статье изображен только небольшой образец предлагаемого экрана размером 2*3 см;

- низкий контраст изображения на слое сцинтиллятора, для возможного увеличения которого последний дополнительно покрывается графитовой чернящей сеткой;

- небольшая толщина слоя люминофора Gd₂O₂S:Tb позволяла использовать только низкие ускоряющие напряжения на рентгеновской трубке, например 45 кэВ, что достаточно только для дентологического исследования челюстного тракта пациента.

Эти недостатки были явно учтены в публикации [17], взятой нами в качестве прототипа изобретения, авторы которой предлагают вернуться к излучателю из CsJ:Tl с толщиной каждого излучающего столбика в 4-7 мкм. Элементы из подобных структур размером до 16 мм составляли полный сцинтиллятор. Авторы утверждают, что предлагаемый ими детектор имел значение функции передачи модуляции MTF=40% при разрешающей способности 4 пары линий/мм и MTF= 10-20% при возможном увеличении разрешающей способности устройства до 8 пар линий/мм с одновременной потерей контраста изображения.

Несмотря на преимущество в виде высокой квантовой обнаружительной способности DQL=0,28, даже, по мнению авторов, использование CsJ:Tl не всегда является эффективным вследствие дефектов в микрокристаллах. При этом возникающие проблемы с увеличением дозы облучения пациентов, как утверждают авторы, только частично могут быть возмещены высокой разрешающей способностью детектора.

Несмотря на ряд неоспоримых преимуществ предлагаемого детектора-прототипа, таких как высокие квантовая обнаружительная способность, что особенно проявляется при низких энергиях рентгеновского излучения, известный прототип имеет ряд существенных недостатков. Прежде всего, небольшой диапазон энергий возбуждающего рентгеновского излучения от 35 кэВ до 60 кэВ, что недостаточно для просмотра всех известных медицинских патологий. Во-вторых, высокие дозы радиационного облучения, составляющего десятки рентген при осмотре сложных патологий, особенно с использованием рентгеноконтрастных веществ. В-третьих, в связи с небольшими размерами каждого отдельного структурного элемента детектора (16 мм) на изображение будет накладываться вуаль, образующаяся из-за неоднородности каждого отдельного структурного элемента детектора.

В-четвертых, гидрофильность и высокая температурная чувствительности йодистого цезия CsJ:Tl требуют тщательной герметизации элементов детектора и защиты их от влаги, что является сложной проблемой вследствие небольших размеров элементов детектора. В-пятых, необходимо отметить, что получение столбчатых структур из CsJ с активацией их чрезвычайно токсичным таллием Т1 является экологически сложной проблемой, решаемой только при использовании современных помещений с замкнутой очищаемой атмосферой.

Таким образом, комплекс недостатков известного рентгеновского детектора, включающих невысокий энергетический диапазон работы детектора, неравномерность его поля зрения, низкую гидролитическую и атмосферную устойчивость известной конструкции детектора, позволяет сформулировать основные цели и направления создания предлагаемого детектора рентгеновского излучения.

Цель изобретения

Основной целью изобретения является создание многоэлементного детектора рентгеновского излучения с высокой контрастностью получаемого интегрального изображения со считыванием информации при использовании матричной системы кремниевых фотодиодов. Целью предложенного изобретения является также создание широкодиапазонного по энергиям используемого рентгеновского излучения прибора, способного к работе с различными напряжениями на рентгеновском излучателе (трубке). Одной из основных целей изобретения является создание комплекта или набора многоэлементных детекторов, различающихся разрешающей способностью, но имеющих равные характеристики по контрастности и функции передачи контраста.

Важными направлениями при работе над изобретением является создание единого технологического цикла изготовления многоэлементного детектора вне зависимости от его геометрических размеров.

Еще одним направлением при отработке изобретения является выяснение возможности построения универсального многоэлементного индикатора для различных видов проникающей радиации, таких как низкоэнергетическое рентгеновское излучение (до 10-15 кэВ), гамма-излучение с энергией от 150-250 кэВ, а также пучки медленных нейтронов с энергией от Е=0,1 эВ до 1-2 эВ.

Существо предлагаемого технического решения

Для реализации описанных выше целей и направлений предлагается новая конструкция матричного детектора рентгеновского излучения, включающего плоский многоэлементный сцинтиллятор, преобразующий в видимый свет рентгеновское излучение, падающее на внешнюю поверхность сцинтиллятора, и матрицу фотоприемников, преобразующую люминесцентное излучение, выходящее с внутренней поверхности сцинтиллятора, в электрический сигнал, отличающийся тем, что указанный люминесцентный сцинтиллятор выполнен в виде дискретного набора гетерофазных люминесцирующих элементов, размещенных в ячейках сетки, выполненной из поглощающего рентгеновское излучение и отражающего свет металла, шаг, сечение и толщина перемычки которой имеют геометрические размеры каждого отдельного люминесцентного элемента и совпадают с шагом матрицы фотоприемников, при том, что тыльная поверхность указанной металлической сетки содержит зеркальный отражающий слой, тогда как на фронтальной поверхности формуется многоэлементная фоточувствительная полупроводниковая матрица, каждый элемент которой находится в оптическом контакте с элементами люминесцентного детектора, одновременно возбуждаемыми рентгеновским излучением с энергией от 30 до 140 кэВ.

Раскрытие сущности предложенного матричного детектора рентгеновского излучения

Прежде, чем дать подробное описание предлагаемой конструкции, приведем список иллюстрационного материала, используемого в описании изобретения.

На фигуре 1 представлена зависимость интенсивности рентгенолюминесценции для различных соединений, в состав которых входят ионы Gd, О, S, Та, Lu. При этом видны скачки энергии на внутренних К-орбитах электронов атомов вещества.

На фигуре 2 представлена конструктивная схема предложенного устройства, из которой следует, что в состав устройства входят многоэлементный сцинтиллятор 1, состоящий из ортогональной металлической сетки из переплетенных проволок 2, в ячейках которой 3 находятся гетерофазные элементы 4, включающие люминесцирующий под действием рентгеновского излучения материал (рентгенолюминофор). На врезке к фигуре 2 представлено строение одной сеточной металлической ячейки. Внутри ячейки сетки находится гетерофазный элемент сцинтиллятора 4, состоящий из светопрозрачного полимера 5 с распределенными в нем зернами рентгенолюминофора 6. К внутренней поверхности сцинтиллятора примыкает матрица 7 полупроводниковых фотодиодных элементов, включающая кремниевые фотодиоды 8 и систему управляющих электродов, размещенная на подложке 9. На внешней поверхности сцинтиллятора находится двухслойное зеркальное отражающее покрытие 10 толщиной до 0,6 мкм, прозрачное для рентгеновского излучения.

В качестве несущей конструкции используется покровное стекло 12, скрепляющее с помощью полимерного покрытия 11 все рабочие слои детектора.

На фигуре 3 представлены литые пленочные покрытия для рентгеновского сцинтиллятора.

На фигуре 4 представлена микрофотография зерна рентгенолюминофора.

На фигуре 5 представлена фотография с экрана предлагаемого детектора.

Кратко опишем физические особенности работы предложенного матричного детектора, содержащего в качестве основы металлическую сетку, наполненную зернами рентгенолюминофора. Как нами было обнаружено в результате тестовых оптических определений, металлическая сетка, разделяя сплошной слой люминофора на мозаичный многоэлементный, существенно в 1,5-2 раза повышает контрастность изображения на детекторе.

Указанное отличие реализуется в детекторе рентгеновского излучения, отличающемся тем, что его рентгеночувствительный слой выполнен в виде мозаики, образованной из слоя рентгенолюминофора металлической сеткой, выполненной из элементов с атомными номерами от 24 до 74.

Рассмотрим физические процессы, происходящие при работе прибора. На его фронтальную поверхность поступает широкий, размером во всю площадь детектора, пучок рентгеновского излучения. Этот пучок формируется в вакуумной рентгеновской трубке с переменным анодным напряжением от 60 кэВ до U=125 кэВ и рабочим антикатодом из Мо. Возникающее при торможении электронного пучка трубки рентгеновское излучение выходит наружу через вакуумно-плотное окно из бериллиевой фольги. Высокоэнергетическое рентгеновское излучение проходит через зеркальный отражающий слой на поверхности детектора и попадает в зерна рентгенолюминофора.

Это исходное рентгеновское излучение на своем пути в слое зерен люминофора создает первичные К-электроны, затем коллективные энергетические колебания - плазмоны, которые распадаются на электронно-дырочные пары (е+р), взаимодействующие непосредственно с ионами активаторов и сенсибилизаторов, составляющими основу зерна рентгенолюминофора. Расстояние в сцинтиллирующей мишени, которое проходит первичный рентгеновский квант, составляет от 20 до 200 мкм и определяется не только начальный энергией Е_рент, но также плотностью материала зерен применяемого рентгенолюминофора. Известно, что в люминофоре из Gd₂O₂S:Tb с плотностью ρ=6,6 г/см³ глубина проникновения кванта с Е=60 кэВ составляет ε=0,1p×d_cp=0.1×6.6×10=40 мг/см². Для начальной энергии кванта с Е=120 кэВ глубина проникновения составит около 160 мг/см².

Как будет приведено ниже, нами предложено техническое существенное решение по уменьшению полной необходимой глубины проникновения до 100 мг/см² для рабочих значений энергий рентгеновского кванта.

Возбуждаемый активный ион (активатор), находящийся в объеме материала рентгенолюминофора, обычно под действием электронно-дырочной пары ионизируется, т.е. меняет свою начальную степень окисления. Например, активный ион Eu⁺³ поглощает электрон:

Eu⁺³+e→Eu^+2*+р→Eu^+3*→Eu⁺³ (5D_J-7FJ)

с последующим излучением красных квантов с длинами волн от λ=626 нм до λ=710 нм. Возможное количество квантов, излученных материалом рентгенолюминофора, составляет N=Ep/hωpr, где Ер - начальная энергия кванта, hωpr - энергия плазмона.

Как нами было показано, более точно позволяет определить количество квантов не величина hωpr объемного плазмона, а значения hωpl линейно-кластерного плазмона. В соответствии с нашим уточнением, чем больше атомная масса элементов, составляющих кластер, тем меньшую энергию необходимо затратить на возбуждение подобного кластера. Так для рентгенолюминофора Gd₂O₂S:Tb величина hωpl=16-20 эВ, тогда как для предложенного материала (Gd,Lu)₂O(Br,N)S величина энергии линейного кластера уменьшается до hωpl=14,8 эВ, что указывает на существенный прирост энергетической эффективности предложенных в патенте новых люминесцентных материалов.

Образовавшиеся кванты светового излучения рентгенолюминофора имеют энергию hυ=2,1 эВ до hυ=1,85 эВ. Из каждого зерна рентгенолюминофора кванты распределяются во все стороны, заполняя собой 4π пространство. Для увеличения доли света, направляемого к фоточувствительным элементам детектора, в патенте предлагается формировать на внешней поверхности детектора зеркальное покрытие из пленки Al толщиной от 0,1 до 0,6 мкм, увеличивающее яркость свечения элементов детектора на 40-60%.

Указанное преимущество реализуется в многоэлементном детекторе, отличающемся тем, что тыльная сторона его покрыта двухслойной зеркальной металлической пленкой толщиной от 2000 Å до 6000 Å при том, что непосредственно на детекторе находится слой металлического серебра толщиной до 1000 Å, поверх которого формируется зеркальный слой алюминия толщиной до 5000 Å.

Как нами было показано в работе над изобретением, отражение предложенной двухслойной пленки составляет 88-92% в сравнении с 82% однослойного Al покрытия, используемого обычно в технологии электроннолучевых приборов.

Кроме того, для повышения сбора света в детекторе нами предлагается покрывать Al (вакуумным способом) или Ag (гальваническим или вакуумным способом) витки проволоки, составляющие основу сетчатой конструкции детектора. Эта операция, по нашим измерениям, позволяет дополнительно получить до 10-15% света сверх достигающего фоточувствительных элементов детектора в неструктурированном слое.

Указанное преимущество реализуется в предложенной конструкции детектора, витки сетки которого покрыты зеркальным металлическим слоем серебра толщиной до 2000 Å, формируемым на сетке гальваническим или вакуумным способом.

Параметры сетчатых полотен для рентгеновских детекторов

Ниже мы дадим основные определения важнейшим параметрам металлической сетки. Прежде всего, сеткой называется конструктивный элемент, состоящий из контактирующих между собой металлических проволок, располагающихся перпендикулярно друг другу. По технологическому способу изготовления сетки бывают тканые, такие которые производятся на ткацких станках и имеют основную нить и перпендикулярный к ней уток. Сетка имеет номер, который обычно указывает на номинальное количество проволок основы на 1 сантиметр сетки. Указывается при этом номинальный диаметр используемой проволоки, обычно в долях миллиметра. Важным параметром сетки является размер сетки "в свету", то есть то линейное пространство, которое не занято витками сетки. Если рассматривается площадь этого пространства, то подобный параметр носит наименование "живого сечения сетки в %".

В качестве примера приведем данные для тканой сетки N20. В этой сетке использована для основы и утка одна и та же проволока диаметром 0,10 мм. Размер сетки в свету для указанной проволоки составляет 0,400 мм по основе и утку. "Живое сечение" квадратной ячейки сетки будет равно по расчету 64%, что указывает на то, что через сетку будет проходить 64 процента попадающего на ее поверхность света или проникающего излучения.

Необходимо указать, и это важно с точки зрения основной идеи предложенного изобретения, что подобное высокое значение "живого сечения" является отличительной особенностью предложенной нами конструкции многоэлементного детектора. Преимущественно "живые сечения" металлических сеток составляют значения от 25% до 50%. В крайне редких случаях, например, сетка 1 из проволоки диаметром 1 мм имеет размер ячейки в свету 9 мм и "живое сечение" 81,90%. Но, как следует из дальнейшего текста патентной заявки, подобные крупноструктурные сетки трудно использовать для предлагаемого изобретения вследствие низкой разрешающей способности воспроизводимого детектора.

Сетка обычно поставляется в рулонном виде, когда ее полотно смотано в цилиндр. После разматывания сетка механически выпрямляется и из нее вырезаются рабочие полотна. Размеры этих полотен определяются тем видом рентгенологического контроля, для измерения которого предусмотрен многоэлементный детектор. Нами на основании проведенных экспериментов были выбраны в качестве тестовых сеточные элементы с размерами 64*64 элемента, 128*128 элементов, 256*256 элементов 512*512 элементов и 1024*1024 элементов в свету. Соответственно линейные размеры этих элементов составляли для указанной сетки N20 25,6*25,6 миллиметра, а общая площадь живого сечения S=25,6*25,6*0,64=419,43 мм². Таким же образом рассчитываются размеры ячеек и площади "живого сечения" для всех выбранных тестовых элементов.

Нами было показано в процессе работы над изобретением, что критериями оптимизации параметров используемой сетки являются два следующих параметра:

- максимальная площадь живого сечения, в процентах;

- оптимальное количество линий основы на 1 погонный мм длины.

При соблюдении этих требований возможно достижение высокой разрешающей способности детектора свыше 3 пар линий на миллиметр.

Это существенное преимущество предложенного детектора, отличающегося тем, что для создания ячеистой многоэлементной конструкции рентгеночувствительного слоя детектора используются металлические тканые, мотаные или гальванические сетчатые полотна, имеющие площадь "живого сечения" более 48%, преимущественно более 61% при количестве проволок на единицу длины основы свыше 3 на миллиметр.

Анализ промышленных каталогов тканых металлических сеток показывает, что предельная площадь "живого сечения" составляет 60-64%, а количество линий основы от 2 до 4. В процессе работы над изобретением нами предложена измерительная схема определения информационно-яркостных параметров многоэлементного детектора. Эта схема включает источник рентгеновского излучения, тест-объекты в виде элементов металлической сетки с проволокой различного сечения и элементы детектора с люминофором. Энергия рентгеновского излучения при тестировании составляла 45 кэВ. Количественные показатели определялись в виде матрицы выбора, включающей результаты измерения яркости свечения внутренней поверхности сцинтиллятора и линейного размера границы перехода поля изображения между черным и ярким полем.

Количественно были определены следующие закономерности предложенного сцинтиллятора:

- при одном и том же диаметре металлической проволоки яркость свечения пропорциональна "живому сечению" металлической сетки;

- при одном и том же диаметре проволоки интенсивность излучения сцинтиллятора уменьшается с количеством витков металлической сетки на 1 миллиметр;

- увеличение количества витков металлической сетки увеличивает интенсивность фоновой засветки поля индикатора.

Таким образом, для создания многоэлементного детектора нами было предложено использовать следующие виды сетки:

- тканые из различных металлов, начиная с нержавеющей стали, где основной элемент этого сплава - железо Fe имеет атомный номер 24, а также латунные, бронзовые или томпаковые сетки, в которых основной элемент - медь имеет атомный номер 29;

- гальванические, где основными элементом полотна сетки является никель Ni с атомным номером 28;

- мотаные сетки из очень тонкой вольфрамовой проволоки, где основной элемент - вольфрам W имеет атомный номер 74.

По своим механическим и оптическим параметрам все эти виды сеток сопоставлены в таблице 2.

Как нами обнаружено в процессе работы над изобретением, все предложенные металлические сетчатые полотна позволяют повысить контрастность изображения в 1,5-2 раза, а мотаные сетки из вольфрама повышают этот параметр в 2,5-3 раза.

Указанные преимущества в существенном увеличении контраста реализуются в детекторе, отличающемся тем, что в качестве металлических сетчатых полотен в них используются тканые сетки из нержавеющей стали, никеля, бронзы с "живым сечением" до 64%, а также мотаные сетки из тонкой вольфрамовой проволоки с "живым сечением" до 85%.

Рентгеночувствительные люминофоры для детектора

Для изготовления описанных в литературе детекторов обычно использовались однофазные люминофорные покрытия, такие как столбчатые экраны из CsJ:Tl, которые обычно получают методами вакуумной технологии. В соответствии с этим методом материал, обычно иодидная соль цезия CsJ, легированная до 5% иодидом таллия TlJ, термическим испарением наносилась на подложку. В этом случае светопроводность, то есть преимущественное распространение светового излучения, обеспечивала существенное различие коэффициентов преломления иодида цезия (n≈2) и среды, обычно атмосферного воздуха (n≈1). Такое двухкратное различие в показателях преломления позволяло реализовать светопроводность на элементах с геометрической высотой до 40-50 мкм. Недостатком этой столбчатой конструкции детектора являлось наличие большого количества газовых пузырьков и микровключений, возникающих в ней в процессе нанесения.

Нами предложена другая конструкция детектора, в которой отсутствие оптического взаимодействия между составляющими элементами рентгеночувствительного слоя обеспечено размещением каждого подобного элемента этого слоя в окружающую его оболочку из витков металлической сетки. В предложенном нами варианте детектора между люминесцентными зернами располагается светопрозрачный полимер, объемное количество которого составляет, как нами было определено, более 60%. Нами было обнаружено, что минимальный эффект светопроводности обеспечивается гетерофазностью слоев в предложенном детекторе, связанном, как нами было определено, с существенным различием показателей преломления зерен рентгенолюминофора и полимерного связующего. Нами было также отмечено, что отношение показателей преломления зерен люминофора и полимера должно находиться в предложенном рентгеночувствительном детекторе в интервале 1,2люминофора/n_{полимера}≤1,6.

При значении показателя преломления для зерен нового предложенного люминофора из оксисульфидов гадолиния - лютеция - европия n=2,2 верхний предел этого неравенства определяется оптическими свойствами известных полимеров, которые обычно имеют низкие показатели преломления. Так, метилметакрилат имеет n=1,45, распространенные кремнийорганические полимеры n=1,45-1,55, оптические эпоксидные смолы n=1,56. Нами было предложено использовать в изобретении радиационно стойкий поликарбонат, имеющий показатель преломления n=1,59-1,60 и оптическую прозрачность на уровне 91-92% для видимого спектра. В этом случае распространение светового излучения в гетерофазной среде из поликарбонатного полимера и рентгенолюминофора возрастает в 2,3 раза, а при оптимальных концентрациях люминофора до 2,8 раз.

Это существенное преимущество рентгеночувствительного слоя реализуется в детекторе, отличающемся тем, что его дисперсная среда, состоящая из поликарбоната с показателем преломления n=1,59-1,60, обволакивает дисперсную фазу из редкоземельного рентгенолюминофора с показателем преломления n=2,2.

Нами было в процессе работы над изобретением также обнаружено, что увеличение объемной концентрации полимера в гетерофазном материале детектора обеспечивает дополнительный эффект светопроводности или каналирования излучения люминофора, однако существенное увеличение объемной концентрации полимера в гетерофазной среде свыше 75-80% крайне нежелательно. Обусловлено это тем, что увеличение объемной концентрации полимера в гетерофазном детекторе сопровождается эффектом существенного уменьшения яркости свечения элементов детектора при их рентгеновском возбуждении. В таблице 3 приведены данные по влиянию на интенсивность свечения детектора объемной концентрации светопрозрачного полимера, из которой следует, что в качестве оптимальной концентрации для изготовления рентгеночувствительного слоя необходимо использовать соотношение от 20 до 60%.

Технология изготовления детектирующего покрытия.

В цитированной ранее литературе описано несколько вариантов изготовления многоэлементных детекторов рентгеновского излучения.

Прежде всего, это вариант с использованием метода экструдирования, в соответствии с которым на основе смеси из гранул полиэтилена низкого давления ПЭНП и зерен люминофора изготавливаются суперконцентраты, которые содержат до 20% по массе люминофора. Затем гранулы этого концентрата на специальном одношнековом экструдере трансформируются в тонкую полиэтиленовую пленку. Эта пленка затем заплавляется при температурах Т=130-160°С на гребенчатых структурах детектора с образованием необходимых углублений, создающих дискретность слоя.

Несмотря на промышленную освоенность известного метода он имеет и существенные недостатки. Они связаны с необходимостью двухкратного прогрева люминесцентного материала в нагретом расплаве полиэтилена, что обычно сопровождается окислением поверхности рентгенолюминофора с образованием на ней тонкой пленки оксисульфатов Gd₂O₂SO₄, служащих причиной безызлучательных рекомбинаций и снижающих эффективность преобразования рентгеновского излучения в свет. С целью устранения этого значительного недостатка известного способа формирования структур нами разработан литьевой способ получения детектора. Отличительными особенностями литьевого способа формирования детектора являются следующие:

- использование специальной суспензии на основе молекулярного раствора поликарбоната и зерен люминофора;

- применение распределительной фильеры для точной дозировки суспензии люминофора на сеточное полотно детектора;

- использование подвижной непрерывной ленты с предварительно закрепленным на ее поверхности выбранным сеточным полотном;

- применение метода сушки отлитого гетерофазного полимерного покрытия с помощью инфракрасного излучения, проникающего на всю глубину покрытия.

Полученное таким способом детектирующее покрытие имеет строго заданную толщину, например от 40 до 120 мкм.

Это существенное преимущество реализуется в рентгеночувствительном покрытии детектора, отличающемся тем, что при его изготовлении используют литьевой метод, заключающийся в распределении жидкой суспензии рентгенолюминофора в растворе полимерного связующего при том, что в качестве подобного полимера используется поликарбонат с молекулярной массой М=10000-15000 углеродных единиц, растворенный в органическом низкокипящем растворителе, например метиленхлориде, при содержании порошкового рентгенолюминофора в суспензии от 20 до 40% по массе к массе полимера.

Нами было предложено использовать в качестве связующего полимера специальный радиационно стойкий поликарбонат, содержащий функциональные группы (С-О-С-O) со степенью полимеризации n=150-250 и молекулярной массой М=10 000-15 000 углеродных единиц. Гранулы такого полимера растворялись в органическом хлорсодержащем растворителе типа метиленхлорида CH₂Cl₂ с температурой кипения Ткип = 40,1°С. Первичная суспензия для отливки готовилась с помощью специального смесителя, соотношение метилендихлорида к поликарбонату было выбрано 1:1, что обеспечивало раствору необходимую вязкость от 10 до 25 сантипуаз. В раствор добавляли порошковый люминофор в количестве от 20 до 65% массовых по отношению к концентрации исходного поликарбоната.

Так для получения тестовых отливок многоэлементного детектора использовались 50 грамм поликарбоната в гранулах, 50 г CH₂Cl₂ и 20 г зерен люминофора. Суспензия имела вязкость 18-20 сантипуаз и помещалась в коническую фильеру, изготовленную из нержавеющей стали. Объем фильеры составлял 150 см³. Фильера имела регулируемый микрометрическими винтами зазор, через который на металлическое полотно сетки поступала полимерная суспензия. Толщина отливаемого покрытия зависела от объема поступающей суспензии и от скорости передвижения непрерывной ленты с закрепляемым на ее поверхности полотном металлической сетки. Нами было установлено, что можно изготовить отливаемое покрытие толщиной от 20 мкм (примерно 20% от используемого диаметра проволоки сеточного полотна) до 100 мкм за один проход несущей ленты под фильерой. Если было необходимо увеличить толщину формируемого детектора, то процедура нанесения литьевого покрытия повторялась дважды. Перед вторым нанесением первичное покрытие полимеризовалось при Т=110-120°С в течение 30 минут.

Важной особенностью предложенного литьевого способа формирования детекторного люминофорного покрытия непосредственно в объем сеточного полотна является сохранение высокой гибкости всей конструкции детектора, содержащего сеточное полотно с находящимися внутри каждого сеточного проема рентгеночувствительными элементами детектора.

На фигуре 3 продемонстрированы различные тестовые элементы детекторных элементов. Нами были изготовлены детекторные покрытия на сеточных полотнах с толщиной проволоки 100 мкм, с толщиной проволоки 120 мкм, с толщиной проволоки 150 и 200 мкм.

Толщина люминофорного многоэлементного покрытия в сетчатом полотне варьировалась от δ=40 мкм до δ=120 мкм.

Полная нагрузка детекторного слоя по люминофору составляла при этом от m=20 мг/см² до m=80 мг/см², что было достаточным для поглощения первичной энергии рентгеновского излучения от Е=20 кэВ до Е=85-90 кэВ. Детекторное многоэлементное покрытие по высоте составляло от 80% толщины сеточного полотна (при полном заполнении) до 30% полной толщины, при этом внутренняя поверхность имела углубление, тогда как внешняя поверхность, контактирующая со слоем кремниевых фотодиодов, практически была ровной, без углублений.

Новый состав рентгенолюминофора для детектора

Следующим направлением построения изобретения является создание оптимального состава рентгенолюминофора. В соответствии с данными фигуры 1 по величинам К-скачков на внутренних орбиталях атомов в состав материала должны входить химические элементы, внутренние электроны на К-орбитах которых имеют энергию связи от Ек=40 кэВ до Ек=70 кэВ. В качестве таких элементов для образования матрицы (основания ) люминофора нами были опробованы элементы: гадолиний Gd с энергией К-скачка Е=56 кэВ, лютеций Lu с энергией К-скачка Е=61 кэВ. Промежуточное положение между ними занимают элементы европий Ей с энергий К-скачка, равной Е=54 кэВ, самарий Sm с К-скачком, равным Е=57 кэВ. В качестве дополнительного элемента-поглотителя в состав матрицы люминофора нами предложено введение элемента Bi с атомными номером N=83, оксид которого имеет высокую гравитационную плотность ρ=8,9 г/см³ и будет способствовать повышению максимума энергетической характеристики при высоких энергиях возбуждающего электронного пучка с Е=120 кэВ. В качестве энергетического модификатора в состав люминофора нами предлагается также введение небольших количеств оксидов рения Re₂O₇ с плотностью ρ=8,2 г/см³.

В качестве основного иона анионной подрешетки люминофора предлагается использовать кислород О с энергией К-скачка Е=12 кэВ. Нами было в процессе работы над изобретением показано, что энергетическими модификаторами (то есть добавками, способствующими повышению полного энергетического выхода) рентгенолюминофора наряду с ионами S или Se (К-скачок = 30 кэВ), могут служить также ионы фтора, хлора, брома Br (N=35, К-скачок = 37 кэВ и йода I (N=53, К-скачок = 46 кэВ).

Таким образом, нами предлагается следующий состав рентгеночувствительного люминофора по оксидам из ряда Gd₂O₃, Lu₂O₃, Eu₂O₃, Dy₂O₃, Bi₂O₃, Re₂O₇ для катионной подрешетки и ионов из ряда О^-2, S^-2, Se^-2, F, Cl, Br^-1, J^-1 для анионной подрешетки.

Наиболее близко по кристаллохимическим свойствам к предложенному составу ионов подходят многолигандные оксисульфоселениды, в состав которых дополнительно введены ионы-лиганды из группы F^-1, Cl^-1, Br^-1, J^-1, N^-3. Предлагаемый состав рентгенолюминофора обеспечивает при уменьшенной толщине энергетическую эффективность до 24% (абсолютных) для начальной энергии рентгеновского пучка 80 кэВ. Благодаря тому, что спектр излучения предложенного люминофора находится в красной области видимого спектра и оптимально согласован со спектром чувствительности кремниевых фотоэлементов, последние генерируют в 1,8-2 раза больший по току сигнал.

Это существенное преимущество реализуется в детекторе, содержащем рентгенолюминофор, отличающийся тем, что состав предлагаемого рентгенолюминофора имеет следующую стехиометрическую формулу

(ΣMe)₂O_2-x(ΣHal)_x/2N^-3_x/2, S_1+y

где ΣMe=Gd, и/или Lu и Eu, и/или Dy, и/или Bi, и/или Re

ΣHal=F^-1, Cl^-1, Br^-1 и/или J^-1,

а величины стехиометрических индексов находятся в интервале:

0,001

Среднее значение атомного номера для предлагаемого рентгенолюминофора при содержании в основе люминофора гадолиния (до 50 % атомных), лютеция (до 42 % атомных), европия (до 6 % атомных), суммы диспрозия, висмута и рения (до 2% атомных) составляет N=69 единиц, а экспериментально измеренное значение эффективной плотности составляет ρ=8,3-8,5 г/см³.

Технология получения рентгенолюминофора

Если в состав предлагаемого материала входит более 10 элементов, то необходимо предложить технологический способ изготовления подобного материала, исключающий неоднородность продукта по концентрации образующих его элементов, позволяющий за короткое время провести синтез соединения, включающего все необходимые химические элементы с обеспечением необходимой химической прочности и устойчивости соединения в целом.

Необходимо отметить, что в материалах по аналогичным изобретениям и прототипу в качестве основного способа получения люминофорного состава применяются либо метод вакуумного испарения столбчатых нитевидных кристаллов типа CsJ:Tl, либо химический одностадийный вариант расплавного получения оксисульфида гадолиния Gd₂O₂S:Tb.

Нами также в качестве наиболее близкого прототипа предлагается способ расплавного получения предлагаемого рентгенолюминофора, состоящего из редкоземельных ионов и ионов с d-оболочками (Bi, Re, Br^-1и J^-1), отличающийся тем, что процесс синтеза проводят в две стадии, из них на первой стадии формируют оксигалогениды элементов, составляющих катионную подгруппу, путем взаимодействия исходных соосажденных оксидов РЗЭ, Bi и Re с галогенидами аммония при температуре от Т=400°С до Т=700°С в течение 1-4 часов, после чего получаемый продукт подвергается повторной термической обработке в расплаве щелочных халькогенидов при молекулярном соотношении между ними от 1:1 до 1:3 при температурах от Т=800°С до Т=1200°С в течение времени от 2 до 8 часов с последующим выщелачиванием получаемого продукта водой и растворами минеральных кислот.

Таким образом, отличительной особенностью предлагаемого способа получения редкоземельного рентгенолюминофора является его временная и температурная многостадийность с использованием различных химических реагентов на каждой стадии объединенного процесса.

В качестве примеров предлагаемого рентгенолюминофора в таблице 4 проведены составы материалов, предложенные в соответствии с изобретением.

Особенностью предложенного процесса синтеза является получение объемной морфологии зерен редкоземельного рентгенолюминофора. Один из вариантов подобных зерен представлен на фигуре 4, из которой следует высокая однородность получаемых зерен, их высокая оптическая прозрачность и равноосность.

Для лучшей атмосфероустойчивости на поверхности зерен предложенного рентгенолюминофора формируется тонкое светопрозрачное покрытие на основе силиката цинка ZnO·SiO₂ толщиной от 40 нм до 100 нм. Это покрытие является сплошным и обеспечивает защиту зерен от взаимодействия с Н₂О и активными газами. Кроме того, наличие пленки силикатов цинка обеспечивает хорошую сыпучесть порошка рентгенолюминофора и отсутствие в нем агломератов из двух и более частиц.

Нами в процессе работы над изобретением была опробована специальная методика, позволяющая определять возможное количество агрегированных зерен в объеме зернистого продукта. Методика состояла в измерении объема зерен порошка люминофора определенной массы. Для большей воспроизводимости масса люминофора, размещаемая в специальном тарированном цилиндре, подвергается периодическим вибрациям с частотой до 5 Гц в течение 5 минут. Получаемый при этом объем порошкового слоя рентгенолюминофора является функцией химического состава основания, а также формы зерен материала и отсутствия в них агломератов. В соответствии с предложенной методикой величина удельного объема рентгенолюминофора состава (Gd_0,3Lu_0,55Bi_0,05Eu_0,01)_1,9O_1,9(B,J)_0,1(S,Se)₁ составила значение ρ=4,8-4,9 г/см³, что является очень существенной величиной при прогнозируемой теоретической плотности вещества рентгенолюминофора ρ=8,3-8,5 г/см³. Это преимущество, заключающееся в высокой насыпной плотности предложенного рентгенолюминофора, реализуется в детекторе, отличающемся наличием очень плотных по заполнению рентгенолюминофором гетерофазных слоев с нагрузкой от 40 до 120 мг/см².

Получаемое таким образом высокое значение насыпной плотности рентгенолюминофора позволяет также повысить значение интегральной яркости свечения многоэлементного детектора рентгеновского изображения. Измеренное нами при энергии рентгеновского пучка 80 кэВ значение интегральной яркости слоя превышало 4 кд/м².

Фотодиодная матрица

Следующим элементом конструкции предлагаемого нового устройства являются фотодиоды, соединенные в виде электрической матрицы и имеющие n строк и m столбцов. Количество "n" и "m" выбирают в зависимости от величины объекта рентгеновского обследования. Так, нами установлено так же как в более ранних исследованиях, что для локального дентологического исследования достаточно значение n=64 и m=64 в рентгеновской матрице. Полностью перекрывает все потребности дентологии матрица 256*256 элементов. Эти матрицы уже могут быть использованы в маммологии от 256*256 до 512*512 и для исследования других объектов 1024*1024 элемента. С этих же размеров подобные матрицы достаточны для большинства рентгенологических исследований в клинике детей до 10 лет. Для излучение патологий у взрослых пациентов используются наибольшие матрицы 3072*3072 (квадратная), 2048*4096 (прямоугольная). Общее поле просмотра такими широкоформатными матрицами составляет до примерно 440*440 мм, что существенно превышает поля, доступные для рентгеновских ЭОП (200*200 мм).

В обзоре к изобретению уже было упомянуто, что фоточувствительные элементы могут быть изготовлены в виде матрицы из различных химических элементов. В первых конструкциях цифровых матричных рентгенологических детекторов использовались фоточувствительные матрицы на основе элементарного селена Se. Этот материал легко поддается вакуумному испарению (Т_исп≈600°С) и позволяет изготавливать структуры при трафаретном напылении с высокой четкостью до 2000 элементов на одну сторону. Однако при всей отработанности технологии селеновых матриц они отличались существенными недостатками - интегральная фоточувствительность составляла единицы люкс на 1 см², что требует очень большого количества света, излучаемого рентгенолюминофором. В свою очередь, низкая чувствительность селенового слоя требовала значительного рабочего тока в рентгеновских трубках (излучатель) и приводила к значительному радиационному переоблучению пациентов.

Значительным новшеством при создании многоэлементных детекторов являлся переход на элементарный кремний. Первоначально, когда в конструкциях использовались системы с оптически переносом изображения, необходимо было использовать ПЗС-матрицы, чувствительность которых составляла до 10^-4 люкс на элемент. Однако подобные высокие значения чувствительности достигались только на монокристаллических кремниевых элементах, что было экономически крайне невыгодно, а технологически практически невоспроизводимо при больших площадях детектора.

С развитием техники активноматричных жидкокристаллических экранов появилась возможность использовать поликристаллические и даже аморфные пленочные покрытия из кремния. Технология их формирования и свойства получаемых покрытий различались, поэтому ниже уделено этому основное внимание.

Первоначально опишем технологию получения предлагаемого детектора кремниевой матрицы, используя в качестве прототипа данные компании Scint-x (Scintillator technology). Производственный процесс включает в себя шесть ступеней.

Первый этап - поверхностное окисление первичного поликристаллического покрытия. Окисление проводится в кислородной атмосфере при инициации этого процесса газоразрядной кислородной плазмой при давлении δ=10 мм Hg. Толщина формируемой пленки SiO₂ на поверхности поликристаллического кремния составляет от δ=250 нм до δ=1,5 мкм.

Вторым этапом является процесс фотолитографии на поверхности поликремния. Первичный слой фоторезиста наносится на поверхность методом центрифугирования. После полимеризации слоя фоторезиста ингредиенты, присутствующие в его объеме, придают ему фоточувствительность.

При нагревании слоя фоторезиста, отливаемого на пластину, удается создать его более тонким. Затем через хромированный негатив слой фоторезиста засвечивается мощным потоком интенсивного УФ и синего излучения. В местах попадания света происходит фотополимеризация резистивного покрытия и оно превращается в нерастворимое покрытие. Оставшаяся растворимой часть резиста в виде сетки удаляется с поверхности поликремневой пластины, на который остаются заполимеризованные остатки фоторезиста.

Следующим этапом является вскрытие слоя двуокиси кремния. Этот процесс обычно проводится в атмосфере HF или фторированной плазмы галогеноводородов в специальных установках.

Образующийся при травлении двуокиси кремния газообразный SiF₄ легко удаляется и в слое двуокиси кремния вскрываются каналы для последующего травления непосредственно кремния.

Далее следует этап травления кремниевого покрытия. Его проводят либо электрохимически, либо глубоким ионно-реактивными травлением (технология DRIE). Первичная сетка из двуокиси кремния служит при этом барьером, препятствующим непосредственному травлению пленки поликристаллического кремния. Протравленные каналы и объемные участки поликремния при этом образуют структуру фотоприемников сцинтилляционного детектора.

Следующей стадией является, по данным "Scint-x", нанесение пленки сцинтиллирующего вещества на образованную структуру кремниевой многоэлементной матрицы. В одном из вариантов изобретения нами предлагается слой матрицы приемников покрывать непосредственно металлическим сеточным полотном, закреплять его на матрице фотоприемников, затем на полученной конструкции формировать многоэлементый сцинтиллирующий слой методом литья. Для этого нами проведен выбор оптимального полимера, составляющего основу детектора, как описано нами ранее из радиационно стойкого поликарбоната. Этот полимер выдерживает нагревание до Т=400°С без разрушения. Очень важным преимуществом поликарбоната является его высокая радиационная устойчивость по отношению к различным видам проникающей радиации, в том числе и к рентгеновскому излучению.

Окончательной стадией формирования по Scint-x светочувствительной матрицы является ее пассивация, то есть покрытие кремния защитным прозрачным для излучения сцинтиллятора слоем.

В том случае, когда для предлагаемого прибора очень важна четкость изображения при высоком значении контраста, необходимо придерживаться последовательного технологического процесса, то есть первоначально изготовить кремниевую матричную систему съема оптического сигнала, а уже затем на ней формировать многоэлементный слой детекторов излучения. Для точного совмещения центров кремниевых фотоприемников с центрами сцинтиллирующего ретгеночувствительного детектора используются диагональная трехточечная система совмещения координат, в соответствии с которой на кремниевой матрице воспроизводится триада выступающих реперов, по центрам которых затем происходит совмещение с сеточным полотном сцинтиллирующего детектора. Внешняя сторона сеточного полотна при этом покрывается тонким слоем светопрозрачного адгезива, позволяющего зафиксировать наложение и совмещение матричного полотна светодиодов и проволочного полотна сетчатого сцинтилляционного детектора. Собранный пакет затем укладывается на подвижное полотно отливочной установки, через фильеру которой проводится заливка в ячейки проволочного полотна поликарбонатной суспензии рентгенолюминофора. Детектор имет при этом необходимые параметры по высокой рентгеночувствительности и яркости воспроизводимого изображения.

Указанные отличия реализуются в многоэлементном детекторе, отличающемся тем, что формирование рентгеночувствительного слоя проводится непосредственно на слой кремниевых фотоэлементов, поверх которых закрепляется сеточное металлическое полотно таким образом, что оптические центры фотоэлементов находятся на линиях, проходящих через центр «живого сечения» каждой ячейки сетчатого полотна.

Нами было установлено, что для высокоэнергетичных систем сцинтиллятор - детектор с полной толщиной гетерофазного слоя рентгенолюминофора процесс отливки целесообразно проводить два или три раза с промежуточными процессом полимеризации отлитого гетерофазного слоя. Выбранные при этом температуры полимеризации Т=130-140°С не нарушают целостности матрицы кремниевых фотодетекторов. Нагрузка однократно сформированного слоя составляет по рентгенолюминофору значения m=20-25 мг/см², что эквивалентно полному поглощению рентгеновского излучения с первичной энергией Е=40 кэВ. При повторном формировании отлитого гетерофазного сцинтиллирующего слоя с массовой нагрузкой m=20-25 мг/см² толщина слоя будет достаточной для поглощения первичного излучения с Е=80 кэВ. При нанесении третьего литьевого покрытия его эквивалентная толщина составит Е=120 кэВ, что является достаточным для проведения основной массы медико-диагностических рентгеновских исследований.

Полученная таким образом многослойная кремниевая и полимерно-сцинтилляторная конструкция подготавливается к тестированию. Для этого проводится подчистка коммутационной разводки матрицы светодиодов и собирание в разъемы большого количества контактных проводов. Разъемы закрепляются на периферии устройства в специальных гнездах.

Первичное тестирование устройства проводится в рентгеновской аппаратуре типа «Сименс» при значении энергии квантов рентгеновского излучение Е=80 кэВ. В качестве специального эталона используется металлический круговой трафарет, сектора которого имеют разноразмерные ячейки.

На фигуре 5 приведена фотография с экрана предложенного многоэлементного детектора с диаметром центрального круга 120 мм. Как следует из приведенной фотографии, разрешающая способность предложенной конструкции превышает значение 4 пары линии на 1 мм.

Полный контрастный диапазон устройства превышает величину 50%, а оптимизация состава люминофорного материала, его толщины и параметров тканого металлического сетчатого полотна сопровождается практически полным выравниванием и снижением яркости светящегося фона прибора. Указанное преимущество реализуется в предлагаемом многоэлементном детекторе, отличающемся тем, что контраст создаваемого им изображения превышает 50% при разрешающей способности более 4 пар линий на 1 мм. Подобные изображения без наложения нежелательного паразитного свечения не встречались нам в цитированной литературе.

Разработка и технологическое воспроизведение предложенного детектора является очень сложным производственным процессом для изделий высокого качественного уровня. Изготовление предложенных детекторов намечено в 2010 году.

Литература

1. «Формирование изображения в рентгенографии». Под редакцией В.Уэбба. Перевод с английского, Москва: изд-во «Мир», том 1, стр.346, 2000 г.

2. Tevtor A. Philips Tech. Rev. Vol.14, pp.33-43 (1976).

3. Гурвич А.М., Малова А.М, Сощин Н.П. Авт. свид. СССР №457789 (21.02.1978).

4. Tomas A. et al. J.Elektrochem.Soc. Vol.118, p.151 (1971).

5. Гурвич A.M., Сощин Н.П. Изв. АН СССР сер. Физ., т.41, с.1372-1379 (1977).

6. Zhitnik L., Tindo L. SU Pat. №1569906 (06.07.1990).

7. Well S. The Proc. of Medical Imaging Institute of Phys. Bristol. G.B. (1992).

8. West P. et al. US pat №5126573 (30.06.1992).

9. K Yokota et al. US pat №5302817 (12.04.1994).

10. Rocha J.G. et al. IEEE Trans. Vol.6, №5, p.7803 (2002).

11. Rocha J.G. 14 Europe Conf. On Solid-State Transistors, Vol.2, p.27 (2000), Dannmark.

12. Keitchie A. et all. US pat. №2006/0033030 A1 (12.07.2006).

13. Mollov N. US pat. №2005/028044 A11 (26.06.2001).

14. Horotian S.G. US. pat. №6252231 B1 (26.05.2001).

15. Nagarkar V.V. et al. Nuclear Science. IEEE Transaction Vol.50, №3, p.297 (2006).

16. Deok Jm.Jung et al. ETRI Journal, Vol.30, №5, p.747 (2008).

17. Simon M et al. Medical Phys. Vol.35, p.968-981 (2008).

18. Сетки металлические ГОСТ 6613-86 (Перечень официальных материалов и документов), 2002.

Реферат

Изобретение относится к рентгенотехнике и медицинской диагностике, возможно использование изобретения в гамма-дефектоскопии различных изделий и трубопроводных систем. Технический результат - повышение контрастности получаемого интегрального изображения. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения, состоящий из плоского многоэлементного сцинтиллятора, который выполнен в виде дискретного набора гетерофазных люминесцирующих элементов, размещенных в ячейках сетки, выполненной из поглощающего рентгеновское излучение и отражающего свет металла, шаг которой совпадает с шагом матрицы фотоприемников, металлическая сетка, образующая многоэлементный люминесцентный сцинтиллятор, выполнена из элементов с атомным номером от N=26 (железо) до N=74 (вольфрам), имеет посеребренные витки и отделяет оптически друг от друга элементы сцинтиллятора, витки сетки имеют диаметр от 0,06 мм до 0,16 мм, площадь живого сечения сетки составляет от 45% до 82%. 3 н. и 12 з.п. ф-лы, 5 ил., 4 табл.

Формула