RU197875U1 - X-ray radiation detector with a composite scintillator - Google Patents
X-ray radiation detector with a composite scintillator Download PDFInfo
- Publication number
- RU197875U1 RU197875U1 RU2019109497U RU2019109497U RU197875U1 RU 197875 U1 RU197875 U1 RU 197875U1 RU 2019109497 U RU2019109497 U RU 2019109497U RU 2019109497 U RU2019109497 U RU 2019109497U RU 197875 U1 RU197875 U1 RU 197875U1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- detector
- sensitivity
- scintillator layer
- ray
- scintillator
- Prior art date
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims description 6
- 239000002131 composite material Substances 0.000 title description 5
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 claims abstract description 23
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims abstract description 6
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 abstract description 7
- 238000011160 research Methods 0.000 abstract description 5
- 238000009659 non-destructive testing Methods 0.000 abstract description 2
- 239000012472 biological sample Substances 0.000 abstract 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract 1
- OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N Phosphorus Chemical compound [P] OAICVXFJPJFONN-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 9
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 9
- 238000000034 method Methods 0.000 description 6
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 6
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 6
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 210000003850 cellular structure Anatomy 0.000 description 5
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 5
- 210000004027 cell Anatomy 0.000 description 4
- 239000007788 liquid Substances 0.000 description 4
- 239000000463 material Substances 0.000 description 4
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 4
- 230000008569 process Effects 0.000 description 4
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 3
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 3
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 3
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 238000011161 development Methods 0.000 description 2
- 238000004020 luminiscence type Methods 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 2
- 238000002441 X-ray diffraction Methods 0.000 description 1
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 1
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 1
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 1
- 239000012620 biological material Substances 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 238000005229 chemical vapour deposition Methods 0.000 description 1
- 238000000576 coating method Methods 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 230000000254 damaging effect Effects 0.000 description 1
- 238000013461 design Methods 0.000 description 1
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 1
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 1
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 1
- 239000012634 fragment Substances 0.000 description 1
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 1
- 230000005865 ionizing radiation Effects 0.000 description 1
- 238000005304 joining Methods 0.000 description 1
- 238000006116 polymerization reaction Methods 0.000 description 1
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 150000003376 silicon Chemical class 0.000 description 1
- 239000002904 solvent Substances 0.000 description 1
- 230000006641 stabilisation Effects 0.000 description 1
- 238000011105 stabilization Methods 0.000 description 1
- 230000008685 targeting Effects 0.000 description 1
- 238000005406 washing Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
-
- H—ELECTRICITY
- H01—ELECTRIC ELEMENTS
- H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
- H01L27/00—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate
- H01L27/14—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate including semiconductor components sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation
- H01L27/144—Devices controlled by radiation
- H01L27/146—Imager structures
- H01L27/14643—Photodiode arrays; MOS imagers
- H01L27/14658—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers
Abstract
Использование: для изготовления устройств рентгеновского исследования биологических образцов и объектов и систем неразрушающего контроля. Сущность полезной модели заключается в том, что детектор рентгеновского излучения состоит из слоя сцинтиллятора на поверхности многоэлементного фоточувствительного сенсора, расположенного на подложке, осуществляющей механическую стабильность всей конструкции, при этом 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. Технический результат: обеспечение возможности детектирования изображения с отличающимися характеристиками рентгеновской и контрастной чувствительности. 7 з.п. ф-лы, 7 ил.Usage: for the manufacture of devices for x-ray research of biological samples and objects and systems of non-destructive testing. The essence of the utility model is that the X-ray detector consists of a scintillator layer on the surface of a multi-element photosensitive sensor located on a substrate that provides mechanical stability to the entire structure, while the scintillator layer, the characteristics of which differ for different spatial zones both in thickness and in thickness spatial arrangement relative to the pixel structure of the photosensitive sensor, provides heterogeneous sensitivity and resolution. Effect: providing the ability to detect images with different characteristics of x-ray and contrast sensitivity. 7 c.p. f-ly, 7 ill.
Description
Область техники, к которой относится полезная модельThe technical field to which the utility model relates.
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.The proposed utility model relates to the manufacture of image detection devices obtained by registering x-ray radiation, in particular, devices for x-ray analysis of biomaterials and biological objects in general, as well as non-destructive testing systems.
Уровень техникиState of the art
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.To construct the sensitive elements of X-ray detectors, two types of semiconductor devices are used mainly: the first of them is the so-called. a ruled image sensor in which a group of photosensitive or X-ray sensitive pixels is aligned, i.e. it represents one line; the second type is a spatial sensor, in which the pixels are combined into an MxN matrix, where both of these sizes (M or N) are comparable in order to the typical values for ruled sensors. The advantage of line sensors is low cost, and the disadvantage is the need for mechanical scanning of an object in order to reproduce its image in two coordinates. Thus, the cost of a complete system, even equipped with a line sensor, is quite high.
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.The use of a spatial sensor eliminates the need for mechanical scanning, but increases the cost of the main component of the system - the sensor itself, which, for operation in the X-ray range, is equipped with a scintillator layer - a special layer that converts X-ray radio wave radiation into visible light, which is detected by the sensor.
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.The sensor itself is highly sensitive in the wavelength zone of visible light (400-700 nm), but is usually insensitive to x-rays. Therefore, for the conversion of x-rays into visible light, the so-called scintillation screens, which are built on the basis of phosphor coatings of various efficiencies and scattering characteristics.
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 выборDue to the fact that the scintillator must provide a number of hardly compatible characteristics, for example, such as brightness, spatial resolution, and level of absorption of x-ray radiation, it turns out to be a very complex and expensive component of the system. Often, consumers of such systems are forced to make choices
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.between several almost identical systems, differing only in scintillator. The fact is that even despite the significant progress of manufacturers of such materials, it is practically impossible to obtain a scintillator simultaneously with high resolution and high brightness (conversion coefficient). Therefore, manufacturers of scintillators offer a different set of products that differ in characteristics in one direction or another, where the improvement of one parameter, for example, brightness, worsens another, for example, resolution. In turn, companies producing x-ray control systems use one type of scintillator in one type of their product. Quite often, consumers need to conduct different types of research: in one case, a sufficiently low resolution, but high brightness is needed; in the other, necessarily high resolution, but brightness is not so critical. In such a situation, the consumer must acquire two such systems that differ only in the scintillator.
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.In some cases, such a step is an objective necessity, but types of examinations are common in which the consumer effectively uses only part of the detector’s full field, for example, half or one third of it. A typical example here is the study of the quality of the weld of metal structures - when the seam itself is a narrow but long object. But the acquisition of a “narrow” X-ray detector is impossible, because the manufacturers of X-ray systems are focused on the general applications of their devices, where a large area and a small ratio of the dimensions of the sensitive M / N zone are more in demand by the market. The development and production of a separate “narrow” sensor and a specific x-ray system based on it are irrational due to limited demand and the extremely expensive process of developing and manufacturing semiconductor components.
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.The prior art solutions for the so-called “Composite” scintillators consisting of two or more types of phosphors. For example, the work "Combined composite scintillation detector for separate measurements of fast and thermal neutrons" (IEEE Nuclear Science Svmposuim & Medical Imaging Conference. Oct 30 - Nov 6, 2010) describes a scintillator designed for use in nuclear research and is a mixture of different materials. This scintillator does not imply a separate application in the detector, and therefore is not a direct prototype of the proposed utility model.
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 являютсяAs the second analogue, a solution was selected from RF patent No. 2248011, class. G01T 1/20, published July 27, 2009, describing the construction of an ionizing radiation detector with an extended detection range. The difference between this detector is
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.design, method of signal acquisition and processing, signal dimension and scope. So, the spatial dimension of the received signal from this detector is 1 × 1, i.e. one element, and the proposed scheme for acquiring information using a light-emitting fiber cannot assume a larger number of elements in one assembly of two scintillators.
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.As the closest analogue, the solution obtained by the method of producing a double scintillator described in the publication “Development of the Dual Scintillator Sheet and Phoswich Detector for Simultaneous Alfa- and Beta-rays Measurement, B.K. Seo et al, proceedings of the conference WM'07, Tucson, 02.25-01.03.2007.
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.This detector also has different target applications and a spatial dimension of 1x1. In addition, scintillation layers with different characteristics are located one above the other, while the utility model we have proposed contains various scintillation layers located on the same plane as a multi-element photosensor matrix.
Раскрытие сущности полезной моделиUtility Model Disclosure
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.The problem to which the proposed utility model is directed is to provide the possibility of using one type or instance of an X-ray detector to conduct studies of objects as a whole or their parts or samples of materials that are different or differ in target requirements.
Сцинтиллятор, наносимый или устанавливаемый на поверхность сенсора, имеет отличающиеся характеристики в различных зонах.A scintillator applied or mounted on the surface of the sensor has different characteristics in different zones.
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.The goal of differentiating scintillator characteristics in different zones is to provide the consumer with the choice of the preferred research mode: for example, a video mode with a relatively low resolution but high sensitivity to x-ray radiation, which is necessary for sufficient exposure of the sensor pixels with a constant frame change; or high resolution if it is necessary to obtain detail of a certain area of the object and when the exposure time of the pixels of the photosensor is not limited to one frame.
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.The technical result is the provision of detection (removal) of an image with different characteristics of contrast sensitivity and spatial resolution by one detector. At the same time, there is no need to increase the range of equipment used during research. In some cases, this can be of significant importance, for example, in an X-ray study of aerial cable lines, when it is necessary to raise hardware units to the subject, as small as possible and weights.
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.This problem is solved, and the technical result is achieved by creating an X-ray detector, consisting of a scintillator layer on the surface of a multi-element photosensitive sensor located on a substrate that provides mechanical stability to the entire structure, in which the scintillator layer, whose characteristics differ for different spatial zones, as thickness and spatial location relative to the pixel structure of the photosensitive sensor, provides heterogeneous sensitivity and resolution.
Согласно частному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет, как минимум, две пространственные зоны с разной толщиной, для обеспечения области высокой чувствительности и области высокого разрешения.According to a particular embodiment, the scintillator layer has at least two spatial zones with different thicknesses to provide a high sensitivity region and a high resolution region.
Согласно другому частному варианту выполнения, слой сцинтиллятора обеспечивает разную угловую чувствительность для рентгеновских лучей, попадающих на детектор.According to another particular embodiment, the scintillator layer provides different angular sensitivity for the x-rays incident on the detector.
Согласно еще одному частному варианту выполнения, максимум чувствительности достигается для наклонного падения рентгеновских лучей.According to another particular embodiment, the maximum sensitivity is achieved for oblique incidence of x-rays.
Согласно предпочтительному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет структурированную поверхность, обеспечивающую разную угловую чувствительность для рентгеновских лучей, попадающих на детектор.According to a preferred embodiment, the scintillator layer has a structured surface that provides different angular sensitivity for x-rays incident on the detector.
Согласно еще одному предпочтительному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет структурированную поверхность, обеспечивающую максимум чувствительности для наклонного падения рентгеновских лучей.According to another preferred embodiment, the scintillator layer has a structured surface that provides maximum sensitivity for oblique incidence of x-rays.
Согласно еще одному предпочтительному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет, как минимум, два слоя с разной чувствительностью к рентгеновскому излучению.According to another preferred embodiment, the scintillator layer has at least two layers with different x-ray sensitivity.
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.According to another particular embodiment, the scintillator layer has a smoothly varying thickness over the area of the detector to provide a smoothly changing sensitivity and resolution over the area of the detector.
Краткое описание чертежейBrief Description of the Drawings
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),In FIG. Figure 1 schematically shows a cross-section of an X-ray detector, which consists of the semiconductor multi-element photosensitive sensor (photosensor) in the visible range (2), mounted on the surface of the mounting support substrate (3). A scintillator layer specially profiled in thickness (1) converts X-ray quanta emitted by an X-ray source (5) into visible light corresponding to the sensitivity of
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.corresponds to a smaller thickness of the layer and provides a higher resolution, and the region (12) of the scintillator (1), marked by a leader (II), corresponds to a larger thickness of the layer and provides a higher sensitivity.
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).In FIG. Figure 2 schematically shows a cross-section of an X-ray detector with a detailed illustration of the spatial relationships between the size of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2), and, consequently, the resolution and area (7) of the scintillator phosphor luminescence (1) when interacting with a single quantum from an x-ray source (5) in the part of the scintillator (1) with a smaller layer thickness (11) and, accordingly, the region (71) in the part of the scintillator (1) with a larger layer thickness (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).In FIG. Figure 3 schematically shows a cross-section of an X-ray detector with a detailed illustration of the spatial relationships between the size of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2), and, consequently, the resolution and area (7) of the scintillator phosphor luminescence (1) when interacting with a single of a quantum from an X-ray source (5) at an angle of incidence of the X-ray quantum on the detector close to the normal in region (I) and, accordingly, region (71) at a sliding angle of incidence in region (II), when the equivalent thickness of the scintillator layer (1) much (several times) can exceed the physical thickness of the layer (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.In FIG. Figure 4 schematically shows a cross-section of an X-ray detector with a detailed illustration of the spatial relationships between the size of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2), and, therefore, the resolution and area (7) of the emission of the structured phosphor of the scintillator (1) when interacting with it of a single quantum from an x-ray source (5) at an angle of incidence of the x-ray quantum on the detector close to the normal in region (I) and, accordingly, region (71) at a sliding angle in region (II), when the number of structural elements (13) of the scintillator (1) interacting with a single x-ray quantum reduces the spatial resolution in the operation of the silicon chip, but it increases the conversion coefficient of x-ray quanta into optical ones.
На Фиг. 5 показаны этапы I-III процесса изготовления матрицы фоконов (101) для формирования структурированного слоя сцинтиллятора (1) детектора рентгеновского излучения.In FIG. 5 shows steps I-III of the manufacturing process of a matrix of focons (101) for forming a structured layer of a scintillator (1) of an X-ray detector.
I - Нанесение жидкой фотополимеризующейся композиции (4) на подложку (100).I - Application of a liquid photopolymerizable composition (4) to a substrate (100).
II - Локальная полимеризация слоя жидкой фотополимеризующейся композиции (4) лазерной (8) сканирующей оптической системой (82), управляемой соответствующейII - Local polymerization of a layer of a liquid photopolymerizable composition (4) by a laser (8) scanning optical system (82) controlled by the corresponding
электронной подсистемой (81), в результате чего, в слое фотополимера образуются фоконы (41).electronic subsystem (81), as a result of which, focons are formed in the photopolymer layer (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).III - Washing with a special solvent, as a result of which on the surface of the substrate (100) there remains a two-dimensional matrix of focons (101), spatial characteristics corresponding to the location of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2).
На Фиг. 6 показаны следующие этапы (IV и V) процесса изготовления матрицы фоконов (101) для формирования структурированного слоя сцинтиллятора (1) детектора рентгеновского излучения.In FIG. 6 shows the following steps (IV and V) of the manufacturing process of the matrix of focons (101) for forming a structured layer of the scintillator (1) of the X-ray detector.
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).IV - Application of a liquid photopolymerizable composition (91) onto a matrix of focons (101) pretreated with a release agent (to facilitate separation of the matrix from the resulting cellular structure (92)) and UV exposure (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.V - Formation of a cellular structure (92), separated from the matrix of focons (101) and with a relief opposite to the matrix of focons (101). The material of the cellular structure is selected from the condition of x-ray transparency. The cellular structure (92) can be coated with a thin X-ray transparent metal layer (A1) to reflect the photons generated in the scintillator phosphor layer (1) under X-ray irradiation.
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).In FIG. Figure 7 shows the manufacturing process of a structured scintillator layer (1) in a cellular structure (92), for which it is filled with a liquid (followed by curing) or gel scintillator (9) and combined (process A) with the pixel structure of a silicon photosensor chip (2).
Осуществление полезной моделиUtility Model Implementation
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.The detector consists of at least one photosensitive sensor (2) and a scintillator layer (1) installed on it or applied to it with characteristics different for different spatial zones.
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.Such a scintillator layer (1) can be composite (of at least two layers) when it is assembled on the surface of the photosensor (2) from smaller fragments with different characteristics or is immediately anisotropic when its various thickness and structure are formed in one a technological process, for example, by targeting diaphragm during the growth of fibrous phosphor structures.
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 оптическиIn the simplest version, the composite scintillator layer (1) is obtained by mechanical joining of two different phosphor sheets directly on the surface of the photosensor (2). In this case, the optical contact is ensured by the dense application of the scintillator (1) to the photosensor (2) or optically
прозрачных и согласованных по коэффициенту преломления клеев.transparent and refractory adhesives.
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.In the second, more complex version, the same phosphor sheets are laid on the surface of the fiber optic plate, which, being subsequently glued using the technology of so-called “Optical bonding” to the photosensor (2), provides mechanical stabilization of the stack and protects the pixel structure of the photosensor (2) from the damaging effects of x-rays.
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».In the third embodiment, the phosphor is "grown" (for example, by chemical vapor deposition) directly on the surface of the fiber optic plate, which eliminates the need for the operation of "optical bonding".
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.The most complex, but giving advantages in the form of the total usable area of the photosensor, process of forming a structured layer of the scintillator (1) of the X-ray detector, shown in FIG. 5-7. Such a structured layer will have a selective sensitivity / resolution ratio depending on the detector tilt angle to be set.
Claims (8)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2019109497U RU197875U1 (en) | 2019-04-01 | 2019-04-01 | X-ray radiation detector with a composite scintillator |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2019109497U RU197875U1 (en) | 2019-04-01 | 2019-04-01 | X-ray radiation detector with a composite scintillator |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU197875U1 true RU197875U1 (en) | 2020-06-03 |
Family
ID=71066972
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2019109497U RU197875U1 (en) | 2019-04-01 | 2019-04-01 | X-ray radiation detector with a composite scintillator |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU197875U1 (en) |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002139568A (en) * | 2000-10-31 | 2002-05-17 | Canon Inc | Radiation detecting device, its manufacturing method, and radiation image pickup system |
| US20120225767A1 (en) * | 2011-03-04 | 2012-09-06 | Imholt Jiyun C | Method of fabricating optical ceramics containing compositionally tailored regions in three dimension |
| RU2532645C1 (en) * | 2013-04-29 | 2014-11-10 | Общество с ограниченной ответственностью "Научно-технический центр "МТ" (ООО "НТЦ-МТ") | Method of forming patterned scintillator on surface of pixelated photodetector (versions) and scintillation detector made using said method (versions) |
| US20150378033A1 (en) * | 2013-02-04 | 2015-12-31 | "Stc-Mt" Llc | Scintillation Detector |
-
2019
- 2019-04-01 RU RU2019109497U patent/RU197875U1/en active
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002139568A (en) * | 2000-10-31 | 2002-05-17 | Canon Inc | Radiation detecting device, its manufacturing method, and radiation image pickup system |
| US20120225767A1 (en) * | 2011-03-04 | 2012-09-06 | Imholt Jiyun C | Method of fabricating optical ceramics containing compositionally tailored regions in three dimension |
| US20150378033A1 (en) * | 2013-02-04 | 2015-12-31 | "Stc-Mt" Llc | Scintillation Detector |
| RU2532645C1 (en) * | 2013-04-29 | 2014-11-10 | Общество с ограниченной ответственностью "Научно-технический центр "МТ" (ООО "НТЦ-МТ") | Method of forming patterned scintillator on surface of pixelated photodetector (versions) and scintillation detector made using said method (versions) |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2488141C2 (en) | Scintillator for imaging device, scintillator module, imaging device with said scintillator and method of manufacturing scintillator | |
| US6867418B2 (en) | Radiation image sensor and scintillator panel | |
| US10288748B2 (en) | Double-sided organic photodetector on flexible substrate | |
| Kataoka et al. | Recent progress of MPPC-based scintillation detectors in high precision X-ray and gamma-ray imaging | |
| US11460590B2 (en) | Dual-screen digital radiography with asymmetric reflective screens | |
| US8399841B2 (en) | Digital radiographic detector with bonded phosphor layer | |
| JP2008510131A (en) | Arrangement of scintillator and anti-scatter grid | |
| JP2001066369A (en) | Detector of electromagnetic radiation | |
| US20080272309A1 (en) | X-Ray Detector With Correction for Scattered Radiation | |
| US20190079201A1 (en) | Monolithic digital x-ray detector stack with energy resolution | |
| CN112713163A (en) | Dual-energy radiation flat panel detector, preparation method and detection system | |
| WO2017169049A1 (en) | Radiation detector and scintillator panel | |
| US20160170042A1 (en) | Radiation detection apparatus and radiation detection sheet | |
| US11802979B2 (en) | Flat panel x-ray imager with scintillating glass substrate | |
| RU197875U1 (en) | X-ray radiation detector with a composite scintillator | |
| US20090242774A1 (en) | Radiation detector | |
| WO2020204747A1 (en) | X-radiation detector with composite scintillator | |
| US11209556B2 (en) | Multilayer pixelated scintillator with enlarged fill factor | |
| Vavrik et al. | Modular pixelated detector system with the spectroscopic capability and fast parallel read-out | |
| JP2851319B2 (en) | Radiation detector of radiation measurement device | |
| JPH07311270A (en) | Radioactive ray detector | |
| KR20150046624A (en) | X-ray detector | |
| EP3428691A1 (en) | X-ray detector and method of manufacturing such a detector | |
| JPS58118977A (en) | Detector of radiant ray | |
| CN114371497A (en) | Radiation imaging detector and manufacturing method thereof |