WO2015114193A1 - Microdosimetro basado en estructuras 3d de semiconductor, procedimiento de fabricación de dicho microdosimetro y uso de dicho microdosimetro - Google Patents

Microdosimetro basado en estructuras 3d de semiconductor, procedimiento de fabricación de dicho microdosimetro y uso de dicho microdosimetro Download PDF

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WO2015114193A1
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microdosimeter
cell
radiation
cylindrical
semiconductor
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PCT/ES2015/070056
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French (fr)
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Consuelo GUARDIOLA SALMERÓN
Giulio Pellegrini
Manuel Lozano Fantoba
María Celeste FLETA CORRAL
David QUIRION
Faustino GÓMEZ RODRIGUEZ
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Universidade de Santiago de Compostela
Consejo Superior de Investigaciones Cientificas CSIC
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Universidade de Santiago de Compostela
Consejo Superior de Investigaciones Cientificas CSIC
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/02—Dosimeters
    • G01T1/026—Semiconductor dose-rate meters
    • H—ELECTRICITY
    • H10—SEMICONDUCTOR DEVICES; ELECTRIC SOLID-STATE DEVICES NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • H10F—INORGANIC SEMICONDUCTOR DEVICES SENSITIVE TO INFRARED RADIATION, LIGHT, ELECTROMAGNETIC RADIATION OF SHORTER WAVELENGTH OR CORPUSCULAR RADIATION
    • H10F30/00—Individual radiation-sensitive semiconductor devices in which radiation controls the flow of current through the devices, e.g. photodetectors
    • H10F30/20—Individual radiation-sensitive semiconductor devices in which radiation controls the flow of current through the devices, e.g. photodetectors the devices having potential barriers, e.g. phototransistors
    • H10F30/29—Individual radiation-sensitive semiconductor devices in which radiation controls the flow of current through the devices, e.g. photodetectors the devices having potential barriers, e.g. phototransistors the devices being sensitive to radiation having very short wavelengths, e.g. X-rays, gamma-rays or corpuscular radiation

Definitions

  • This invention relates to a microdosimeter formed by cells that form a matrix, where inside each cell there is a radiation sensitive volume, which is manufactured on semiconductors by means of three-dimensional processes that define the components of a PN junction.
  • the microdosimeter may include a signal processing system obtained with the microdosimeter to obtain radiobiological quantities as the equivalent of H dose by an algorithm comprising geometric corrections and equivalent tissue.
  • the invention indicates manufacturing processes of different configurations that these microdosimeters may have, and their use for radiation detection in different fields including medical and aerospace applications.
  • the main application is the medical and radiological personal protection area, for example to obtain physical parameters with which to derive the dose equivalent in radiation fields such as those generated in nuclear medicine and hadron pets, aviation, aerospace exploration, nuclear facilities and accelerators of particles, among others.
  • Fluctuations in the micrometric scale energy deposit is one of the most relevant topics in radiobiology. While the energy imparted or absorbed on a macroscopic scale can be considered a continuous magnitude, the dose is deposited in practice through multiple individual interactions of the quanta of the incident radiation in the medium that they pass through. On a microscopic scale the energy imparted behaves like a random variable whose distribution of values follows a certain statistical distribution. The biological effect of radiation depends not only on the energy absorbed in a certain tissue but also on the type of incident radiation that we can call radiation quality.
  • microdosimetry The technique for measuring microscopic energy distributions is known as microdosimetry, this is the study of the ionization distribution or the deposit of energy in microscopic volumes (specific energy), especially in biological matter, as well as its relationship in physical / chemical consequences. and / or biological.
  • Such a branch of dosimetry is essential for both radiation therapy and radiation protection and requires adequate instrumentation for quantification.
  • a microdosimeter is a device or instrument capable of evaluating the dose (energy deposited per unit mass) deposited in small volumes of micrometric scale masses when placed in a radiation field. Examples of these events are, for example, those that take place on a cellular or subcellular scale (eg cell nucleus) when organisms are irradiated, either for reasons of medical treatment (eg hadron therapy) or for being involuntarily subjected to natural radiation (eg cosmic radiation ) or artificial (eg in nuclear reactors, industry, etc.).
  • the data obtained through a microdosimeter allow obtaining information on the characteristics associated with the deposit of energy dependent on the quality of the radiation. These features are usually inaccessible for conventional macroscopic detectors.
  • the microdosimeters can be used to detect radiation / particles, so phototherapy is used in radiotherapy, and in prototypes, carbon protons and ions are detected mainly, although any other charged particle can be detected.
  • the microdosimeters can be used in the medical field of application for the detection of ionizing radiation, but also in the aerospace area as high energy cosmic particle detectors.
  • the average diameter of mammalian cells is in the range of a few micrometers. For example, in the case of human cells they have a size ranging from 7 ⁇ , for red blood cells, to 150 ⁇ for ovules.
  • the radiation dose effectiveness factor and dose rate describe the biological efficacy of different types of radiation to estimate cancer risk.
  • Other factors used to assess biological efficiency are the relative biological efficiency (RBE) and the weighting factor (W r ). It is the distribution of the dose imparted - which depends on the type of particle and its energy - on structures such as the cell nucleus, which contains the DNA, which determines the level of cellular damage and consequently its survival / repair.
  • the cellular DNA will be able to repair itself or be inactivated;
  • the first thing would be as desired, while in radiotherapy / hadronbib the second is what is required (on tumor cells, but not on the surrounding healthy tissue).
  • the microdosimeters allow estimating radiation parameters in real time such as, mainly, those related to the energy deposited by the radiation, but to quantify the radiobiological damage it is necessary to derive some physical parameters from said deposited energy and perform a postprocessing with an electronics additional and specific software.
  • One of the most relevant dosimetric parameters to quantify the effectiveness of radiation is the Linear Energy Transfer (LET) since it defines the local deposit of radiation energy along the path of the charged particles associated with the exposure. to this radiation and is directly correlated with radiobiological effects on the irradiated tissue (through another radiobiological parameter: relative biological efficacy (RBE)).
  • LET Linear Energy Transfer
  • RBE relative biological efficacy
  • the LET varies when penetrating the tissue / white (understood in this context as 'white' to a compendium of mixed tissue with variable and highly heterogeneous densities, compositions and geometries, eg human tissue) and for some types of irradiation , such as those used in hadronbib, its value varies considerably throughout its incidence with the target. But it is also that when the irradiated target has a micrometric size, the energy deposit is not deterministic, but stochastic. Then, in microdosimetry it is necessary to use other stochastic variables to quantify experimentally [ICRU Report 36, Microdosimetry, The International Commission on Radiation Units and measurements, 1983], such as:
  • microdosimeter 4— [ M m]
  • V is the microscopic volume of the region of interest irradiated and S the area of such volume.
  • "and” is the magnitude analogous to the LET at micrometric scales.
  • the microdosimeter must be designed in such a way that its radiation-sensitive volume has an equivalent to the average size of the cellular structures to be studied.
  • the absorbed dose in the microdosimeter can be derived from the distribution of linear energy values ("and") within the material that forms the microdosimetric cavities where the energy of the incident radiation is deposited and the characteristics associated with the quality of the radiation.
  • Said material is the so-called "sensitive volume” and is instrumentally a particle / radiation detector, ie a device or part of it that is technologically capable of characterizing a radiation field.
  • sensitive volume detectors with sizes comparable to biological cells, ie micrometric volumes [Rossi HH, Zaider M., Microdosimetry and its Applications, Springer 1996].
  • proportional gas meters have been traditionally used, such as Tissue Equivalent Proportional Chambers (PTSD) or Rossi Chambers [Rossi HH and Rosenzweig W., Measurements of neutron dose as a function of linear energy transfer, Radiology, vol.
  • microdosimetry One of the great attractions of using silicon and other semiconductors in microdosimetry is the possibility of producing structures of micrometric dimensions. In addition, these do not require any gas supply system, operate at low voltage, are light and easily portable. Since the 1980s, several studies have proposed and developed semiconductor detectors based on microdosimetry. The semiconductor radiation sensors act as detectors that quantify the ionization produced by the radiation when it affects a radiation sensitive volume of said sensor. The semiconductor microdosimeters proposed since then can be grouped into three types and are based on PN junctions, where a PN junction is a two-component structure formed by the metallurgical junction of two crystals, such as silicon, germanium, etc., one of type P and another type N.
  • these are usually doped with impurities, eg Boron or Phosphorus respectively.
  • impurities eg Boron or Phosphorus respectively.
  • an electrical conductive part eg aluminum layer in contact with each doped zone
  • two electrodes are created, one positive and one negative, to which a potential difference can be applied ( "polarization") to create an electric field within said PN junction.
  • the Rozenfeld group shows the first silicon microdosimeters with diode series of rectangular parallelepiped structures made of Silicon-on-Insulation (what is known as "SOI" wafers) [Bradley PD. et al., Solid state microdosimetry, Nuc ⁇ . Inst. And Meth. B 2001; 184: 135-157].
  • SOI Silicon-on-Insulation
  • the proposed technology has a matrix of columnar electrodes (containing the P + or N + part) arranged at the vertices of a square in whose center there is another columnar electrode (type N + or P + respectively).
  • This arrangement causes the sensitive volume around said electrodes to have a well defined geometric delimitation (since the electric field created between said electrodes, although radial, does not confine a sensitive volume with symmetric geometry), ie does not form an equivalent to a simple and clear geometric figure and therefore cannot be used for microdosimetry (since a geometric volume similar to cellular structures or substructures, cylindrical or spherical type) is required.
  • US20100090118 presents devices for aerospace application (pilots and astronauts). These last works show different technologies, although they reproduce, by means of planar technology, externally cylindrical shapes as sensitive volumes (within the substrate N + and P + standard structures are created by diffusion or implantation and then the surrounding silicon area is recorded (removed) with a circular shaped mask, to leave a cylindrical geometric shape around the PN junction.
  • a first aspect of the invention is a microdosimeter comprising a set of cells that form a matrix characterized in that - the substrate where the cell is manufactured is a semiconductor wafer,
  • the cell has a diameter between 5 and 150 ⁇ and a depth between 1 and 300 ⁇
  • the cell comprises a radiation-sensitive volume
  • the volume-sensitive is defined by the 3D cylindrical engraving of one of the components of at least one PN junction
  • the components of the PN junction can form two asymmetric electrodes with different thickness and / or shape.
  • the substrate is a semiconductor wafer of the Semiconductor-over-Insulator (SOI) type, comprising at least one of the following materials: Si, Ge, SiC, CdTe, CdZnTe, GaAs, B 4 C; or is a standard wafer.
  • SOI Semiconductor-over-Insulator
  • the reading of the electrical signal can be of continuous and / or independent type for each of the cells.
  • the microdosimeter may comprise layers of various equivalent biological tissue materials.
  • the microdosimeter can comprise a signal processing system that obtains radiobiological quantities by means of an algorithm.
  • the microdosimeter can correlate the variable measured by the microdosimeter, the energy deposited by ionizing radiation, ⁇ , with radiobiological quantities such as the equivalent dose H by an algorithm comprising geometric corrections and equivalent tissue.
  • the algorithm can comprise the following stages: as measured by the pulse height or load collected in each cell of the microdosimeter matrix as a spectrum or pulse height distribution in each pixel of the semiconductor that acts as a substrate of the matrix that forms said microdosimeter ,
  • a second aspect of the invention is the manufacturing method of the microdosimeter of the invention comprising the following steps:
  • the procedure can have two alternative configurations.
  • step a) the central component type P + or N + is created by diffusion or implantation and in step b) a cylindrical-3D ring-shaped engraving, centered on the semiconductor pixel, is made and filled with doped polysilicon or with undoped polysilicon that is subsequently doped with a N + or P + type dopant respectively.
  • step a) a component type P + or N + is diffused or implanted or a cylindrical-3D-ring engraving is made that is filled with already doped polysilicon or with undoped polysilicon and later this will be doped type P + or N + and in step b) a cylindrical-3D column is formed in the center of the cell, whose internal walls are filled with polysilicon, which is engraved and subsequently doped type N + or P +.
  • the cylindrical etching process may comprise a reactive beam process by ion beam or a deep etching process by reactive ions (DRIE).
  • DRIE reactive ions
  • a thinning process of the substrate can be done by chemical etching or reactive ion processes.
  • a third aspect of the invention is the use of the microdosimeter of the invention for radiation detection in the field of medical application, preferably in hadron therapy.
  • the microdosimeter can be used to perform measurements at the surface level such as on the surface of the skin or at a biological interface, and / or at a certain depth such as under the skin or irradiated tissue.
  • the microdosimeter can be coupled to a tissue equivalent material that simulates specific biological tissue including water, muscle and / or bone.
  • the microdosimeter can also be used in other fields derived from other radiation environments, such as secondary neutrons generated in therapy, in mixed radiation fields, including radiation protection in personal use and area monitoring, for portable systems, and in the field of application aerospace
  • microdosimeters The design configuration of such microdosimeters is of the pixel type, such that an array of cells (205) is created, and the center of the cell (205) defines the position of the pixel itself.
  • the term "cell” (205) is understood as the simplest portion of the microdosimeter which, when repeated by translation, reproduces the entire assembly, presenting translation symmetry centered on the pixel.
  • the step (108) between two cells (205) is what we define as "piten”.
  • the interior of the cell (205) ( Figure 2) contains a "radiation sensitive volume” (208) made of a semiconductor material that is capable of detecting the energy deposit left by the eh pairs (203) created by the ionization produced by radiation (201) when passed through it.
  • the microdosimeters can be manufactured to cover from micrometric areas up to cm 2 .
  • said cell matrix (205) can be replicated on a large scale to simulate cell tissues through the ability to "large-scale integration” (VLSI), possible in the process of manufacturing MEMS devices.
  • each cell (205) of the microdosimeter acts as a microsensor on a cellular scale ( Figure 2).
  • the radiation or particles (201) pass through the cell (205) of the microdosimeter, it ionizes matter, particularly the sensitive volume (208) of the cells (205), thereby creating charges, in particular, electron-hollow pairs ( eh) (203) in that volume (208).
  • the total number of pairs eh (203) created is proportional to the energy of the radiation or particles (201) that they affect said cell (205).
  • a first object of the invention is a microdosimeter, hereinafter referred to as a microdosimeter of the invention, formed by a set of cells (205) that are part of a matrix characterized in that
  • the substrate where the cell (205) is made is a semiconductor wafer (101), - the cell (205) has a diameter between 5 and 150 ⁇ and a depth between 1 and 300 ⁇ ,
  • the cell (205) comprises a radiation sensitive volume (208),
  • the sensitive volume (208) is delimited by cylindrical-3D engraving of the components of at least one PN junction
  • the components of the PN junction can have different thicknesses and shape giving rise to two asymmetric electrodes.
  • the configuration of asymmetric electrodes by perforating the semiconductor of the substrate (101) that limit the sensitive volume (208) is a configuration that allows that there is no contact layer in the window through which the particles enter, but which at the same time allows there is more sensitive volume (208) with a charge collection close to 100% without the inner intrinsic zone of the column electrode (Example 3).
  • the substrate can be of two types: Semiconductor-over-Insulation (SOI) wafers, where the semiconductor (101) can be Si, Ge, SiC, CdTe, CdZnTe, GaAs, B 4 C, among others., Eg Figures 1A and 1 B: or standard wafers, eg Figures. 1 C and 1 D.
  • SOI Semiconductor-over-Insulation
  • the microdosimeter can be designed with cells (205) of such small areas such that the diameter of the cell (205) is comparable to the average diameter of the biological cells (204), of the order of ⁇ , and with thicknesses from 1 ⁇ , such that the sensitive volume (208) is equivalent to that which has, on average, a cell.
  • the cell (205) in turn contains a smaller volume of equivalent size to the cell nucleus, the so-called volume-sensitive (208), the only volume really sensitive to radiation within the cell (205), of which obtains the energy deposited by the pairs eh (203) of the radiation (201) that crosses the cell.
  • the sensitive volume (208) is delimited by the cylindrical-3D engraving technique.
  • This three-dimensional etching (or definition or attack or subtraction) process of semiconductor material (101) includes physical or chemical processes of ionic attack or other etching technique. With this technique, part of the substrate is removed creating a three-dimensional perforated shape inside the semiconductor (101) ( Figure 2). This perforation leaves a hollow volume in the semiconductor (101), preferably a 3D cylindrical engraving with a column (601) or perforated cylindrical ring (105).
  • the material that is between the two components mainly a semiconductor (101)
  • the sensitive volume (208) is a volume delimited by the components of the PN junction.
  • the volume-sensitive (208) is "delimited" by the internal part of the cylindrical-3D engraving (105) and the entire internal part of said cylindrical volume is volume-sensitive (208) of the semiconductor (101) to the radiation, so when a charged particle, for example proton or carbon ion (201) passes through it, it will ionize said medium leaving pairs eh (203) as a function of the initial energy with the I will interact there and these charges will be collected by the electrodes (209 and 210).
  • Figure 6 where a cylindrical-3D-columnar engraving is presented in the middle (601), the volume-sensitive (208) is also intended to be the same as in Figure 5.
  • the two components of the PN junctions are three-dimensional, and they can have one of the following two configurations.
  • the external component of the PN junction is produced by doping the inside of said ring, formed by a perforation in the semiconductor (101) in the form of a cylindrical ring (105), and on whose walls (hollow) deposit polysilicon and then its walls are doped by diffusion P + or N +, or else the polysilicon is already doped; and a central disk (104) where the other component of the PN junction is formed that is formed by diffusing / implanting, in the center of said central shape (104), a dopant to create a N + or P + type motif respectively (104) .
  • Figure 5 Figure 5).
  • the column electrode array has a cell delimitation (205) not entirely cylindrical, while in the case of this invention each cylindrical-3D engraving (105, 601) is either surrounding a P + or N + implantation (104) or surrounded by it (602), respectively. In any case, the cylindrical shape of the volume-sensitive (208) is more clearly defined.
  • the geometry of the cell (205) can be manufactured with a well-defined volume and controlled by the use of Latest generation techniques in MEMS devices and the volume can be equivalent to the average size of the cells that contain the tissue to be irradiated, object of study.
  • the sensitive volume (208) is well confined in a cylindrical region of known dimensions and controlled in the manufacturing process, this sensitive volume (208) can have a diameter (107) between 5 and 150 ⁇ and depths (109) between 1 and 300 ⁇ .
  • the pixel configuration of the detector that is to say that it forms a matrix that covers a controllable surface area (equivalent to a portion of irradiated tissue) allows the radiation traces to be independently delimited since each cell (205) is equivalent to a volume-sensitive (208) cell.
  • the 3D architecture avoids the 'field-funnelling effect' since it favors the confinement of the load of the pairs eh thanks to the design of well-defined empty volumes.
  • 3D technology is resistant to radiation because its structure is based on 3D technology for radiation detectors. This advantage makes it especially useful for use in high-rate environments, such as radio / hadron therapy.
  • the proposed technology allows to manufacture the smallest silicon radiation detectors to date (from 2 ⁇ thick with 3D electrodes), but which can be additionally emptied from the back of the wafer (etch the wafer support silicon SOI ) so that there is a "membrane" (cellular) of 2 ⁇ thick (avoiding the backscatter of the particles that could interact there).
  • one of the smallest silicon radiation detectors has been made by S. Agosteo using planar technology, although without emptying the wafer, with mechanical support and for them it also acts as a sensitive volume, about 500 ⁇ thick .
  • the reading of the unit cells (106) that collect the information from the cells (205) can be continuous or independent type ( Figures 7).
  • the central metallizations (210) are connected to metal pads (701) with a metal track (704) and the external metallizations (209) are joined with a metal track (703) that connects the cylindrical electrodes with strip 702 to polarize the PN junction.
  • each cell (205) is read independently, where individual tracks (802) connect with independent pads (801). The pads are to which the reading electronics (106) will be connected to read the obtained signal.
  • Another object of the invention is the method of processing the signal obtained with the microdosimeter in a radiation field in order to correlate the variables measured with radiobiological quantities such as the equivalent of dose H, this is done with an algorithm that contains geometric corrections and of equivalent tissue.
  • the device is capable of quantifying the energy imparted ( ⁇ ) by the incident radiation, it will be in the postprocessing / data analysis where these magnitudes must be convolved to evaluate the parameters that predict radiobiological effects. This procedure can be integrated into a single end device.
  • the microdosimeter can be coupled to analysis means, such as a Multichannel Analyzer (MCA) to acquire the spectrum in energy for its subsequent post-processing until the dose equivalent (H) is estimated.
  • MCA Multichannel Analyzer
  • the analysis means allows to implement an algorithm that includes equivalent tissue correction and geometric correction steps.
  • An example shows a possible algorithm tissue-equivalent correction:
  • the scaling factor it depends on the type of incident particle and its energy [Rossi HH, Zaider M., Microdosimetry and its Applications, Springer 1996], which assumes two conditions: (i) the deposited dose is only due to charged particles and (ii) creep does not change on the irradiated target
  • the procedure consists preferably, but not exclusively, of the following steps [Rossi HH, Zaider M., Microdosimetry and its Applications, Springer 1996]: a) measurement of the pulse height (potential difference produced by the charges of the pairs eh (203) when read in 106) in each cell (205) of the microdosimeter matrix, ie spectrum or pulse height distribution in each pixel of the semiconductor that acts as a substrate of the matrix that makes up said microdosimeter.
  • V the microscopic volume-sensitive (208) irradiated
  • S the area of such volume.
  • V and S are fixed according to the dimensions of each design, ie diameter (107) and height (109) and therefore is determined geometrically. These values are calculated during the manufacturing process of the microdosimeter
  • the device can be calibrated with radioactive sources or beams of well-known energy particles so that the dose deposited on the silicon by the incident radiation is directly derived.
  • a standard electronic reading system is coupled so that the voltage pulses induced by the passage of the radiation in the cells are deconvolved to a final equivalent dose reading (H).
  • the reading electronics (106) which contains a preamplifier that integrates the voltage pulse over time and generates a signal that is proportional to the number of e-h pairs (203) deposited by the radiation in the cell;
  • the reading electronics (106) also contain a shaping amplifier, which amplifies the signal that is then converted into a digital signal via an analog-to-digital converter (ADC); subsequently it is registered to be analyzed by a pulse height analyzer.
  • ADC analog-to-digital converter
  • Another aspect of the invention is the process for manufacturing the microdosimeter of the invention, which comprises the following steps: (a) Preparation of the semiconductor substrate (101) by microelectronic or MEMS processes. This stage is followed depending on the type of cell (205) ( Figure 5 and 6):
  • type Figure 6 either a P + or N + type component is disseminated or implanted or a cylindrical-3D-ring engraving (602) of height (605) is made, which will be filled with already doped polysilicon or with undoped polysilicon and later this will be doped type P + or N +.
  • step (c) Creation of the metallizations (209) on (105) (in cell type Figures 6) or (602) (in cell type Figures 6), and the other metallization of (210), on the central component (104) or (601) respectively and independently.
  • the union of metallizations with their corresponding P + or N + motifs constitutes the electrodes themselves of the cell.
  • the metallizations allow the connection with the reading electronics (106) of the load, pairs e-h (203), which has deposited the radiation or incident particles (201) on the cell (205).
  • the cylindrical-3D etching process is preferably performed using deep reactive attack techniques with ion beam (Deep Reactive Ion Etching or DRIE). Additionally, part of the wafer insensitive volume can be eliminated by thinning the substrate by chemical etching or reactive ion processes, avoiding possible backscattering or backscattering contributions to the signal during irradiation of the secondary particles generated in the irradiation, thus The energy resolution is improved, as it avoids contributions around the sensitive volume (208), which is the area that will eventually simulate the cell ( Figures 3 and 4).
  • DRIE deep reactive attack techniques with ion beam
  • microdosimeter configuration is especially indicated in the case of hadronbib since the thicknesses between 2 ⁇ and 10 ⁇ (lower than the thicknesses of conventional wafers) are suitable for heavy particles used in hadronbib, eg carbon ions, helium, neon, lithium, silicon, etc.
  • a low thickness of the detectors (109) would not be very suitable since the detection of the radiotherapy particles (photons) would be very low because the photon absorption is proportional to the volume of the semiconductor (101).
  • Another object of the invention is the use of the microdosimeter of the invention for detection of radiation in the field of medical application, preferably in hadronbib where it is necessary to detect protons and carbon ions mainly.
  • the microdosimeter can perform both surface level measurements, eg surface from the skin or biological interface, or at a certain depth, eg under the skin or irradiated tissue.
  • the microdosimeter of the invention can be coupled to a tissue equivalent material that simulates specific biological tissue, for example water, muscle, bone, etc., in order to that the latter generates the particles - due to the ionization of the primary beam in the tissue-equivalent - that the microdosimeter can in turn detect by means of the method of the invention, to carry out other dosimetric research studies.
  • a tissue equivalent material that simulates specific biological tissue, for example water, muscle, bone, etc.
  • the microdosimeter can in turn detect by means of the method of the invention, to carry out other dosimetric research studies.
  • the fields used in radio / hadron therapy could be parameterized, as well as other fields derived from other radiation environments, e.g. secondary neutrons generated in these therapies.
  • the microdosimeter can be used in other fields derived from other radiation environments, such as secondary neutrons generated in radio / hadron therapy.
  • mixed radiation fields can be included using a matrix of multiple microdosimeters so that each of them is more sensitive to each type of radiation (in a mixed radiation field).
  • This field includes radiation protection in personal use and area monitoring, for portable systems, hadronrick and in the field of aerospace application, such as detection of high energy charged cosmic particles.
  • FIG. 1 Equivalence of the functioning of the biological cell and microdosimeter cell of the invention.
  • A) Biological cell scheme B) Example of cell of the invention
  • FIG. 1 Cylindrical-3D-ring engraved type cell.
  • Upper scheme three-dimensional scheme.
  • Central figure cross section of said cells with diffusion or central implantation type P + surrounded by cylindrical-3D engraving type N +.
  • Lower scheme idem than superior but with doping (P + or N +) inverted.
  • Cylindrical-3D-column engraved type cell Upper scheme: three-dimensional scheme. Central and lower figure: representation of a cell with cylindrical-3D-column engraving, whose internal walls are doped type P + / N + and is surrounded by an implantation ring N + / P + respectively.
  • Figure 7 Diagram of the connection of the reading electronics of the microdosimeter with continuous reading
  • Figure 8. Diagram of the connection of the reading electronics of the microdosimeter with independent reading.
  • Figure 9. Field distribution model inside the cell limited by cylindrical ring.
  • Fig. 10a. Sketch of the arrangement of a microsensor (not to scale) of example 4. The holes of type n and of type p are connected with metal lines.
  • Fig. 10b Scheme of two microsensors of example 4 at a distance P.
  • Fig. 11 a SEM image of the top view of a microdosimeter with 9 ⁇ diameter, 100 ⁇ field and 6 ⁇ thickness, described in example 4.
  • Fig. 12 Tension characteristic curve of some track type microdosimeters in one of the wafers manufactured, described in example 4.
  • Example 1 This example shows the structure / manufacture of a SOI wafer microdosimeter
  • the base material is SOI wafers with active silicon type N, high resistivity and thickness (109) between 1 ⁇ and 100 ⁇ . After a standard cleaning (RCA or other) a thermal silicon oxide is grown to passivate the silicon surface.
  • a small circular window for example 4 ⁇ in diameter, is opened in silicon oxide by ion-reactive etching or wet etching.
  • the silicon is then implanted or diffused with boron or other P-type dopant to create a P + contact, of the PN junction.
  • the cylindrical-3D ring-shaped engraving (105) (of typical width 3 ⁇ ), and centered on the previous P + contacts, is etched on the active silicon by deep-reactive ion-reactive etching DRIE (with the Bosch process for example) up to the buried rust.
  • DRIE deep-reactive ion-reactive etching
  • Polysilicon is deposited by chemical vapor deposition techniques or other conformal deposition technique.
  • This material is doped with phosphorus or other type N dopant, during deposit or after that, to create an ohmic contact on the walls of the cylindrical-3D ring-shaped engraving.
  • the polysilicon is defined by photolithography and is recorded to form separate contacts around the ring.
  • An intermetal dielectric with a typical thickness of 1 ⁇ and composed of silicon oxide, silicon nitride or other dielectric suitable for the protection of the holes of the following processes is deposited by vapor phase chemical deposit. In this dielectric, pathways to the P + and N + contacts are recorded by ion-reactive etching or wet etching.
  • a passivation for example a silicon oxide and silicon nitride bilayer which is defined by ion-reactive etching, is deposited by chemical vapor deposition assisted by plasma.
  • the layers of non-sensitive silicon (103) or (405) on the back of the wafer are engraved to form a window whose area corresponds to the active area of the sensor.
  • the silicon on the back of the wafer is treated with ion-reactive etching or wet etching until the buried oxide is reached. In this way a thinned substrate is produced.
  • Irradiation can be performed interchangeably both on the upper face of the microdosimeter and on the lower side. Since (107) and (109) are 10 ⁇ respectively, the cell is a cylinder with a diameter equal to its height.
  • Example 3 Structure model of the PN junction manufactured with 3D cylindrical engraving and technological processes that shows its viability as a microdosimeter.
  • Figures 9A and 9B show the distribution of electric field and potential in a cell.
  • the example of this geometry in both figures refers to a cell as defined in Figure 5, with a diameter (112) of the motif (104) of 20 ⁇ and a diameter (113) of the motif (105) of 5 ⁇ and a diameter (107) of the volume-sensitive of 70 ⁇ .
  • the PN junction designed there created between (104) and (105)) through the metallizations (209) and (210) give rise to an electric field.
  • Figures 9 A and 9B it is observed how the emptying of the total sensitive volume (208) is achieved and said sensitive volume (208) has a well defined geometrically cylindrical shape that simulates the cellular structure and / or substructure.
  • Example 4 Silicon microdosimeters based on cylindrical diodes. A new microdosimeter has been developed as the base detector for microdosimetric applications. These devices are manufactured in three types of SO ⁇ wafers with a substrate of type n high resistivity and with active volumes of 6, 10 and 20 ⁇ thickness, for each type of wafer. The collector electrodes are columns recorded through silicon instead of being surface implants as in standard flat diodes, which allows for a much smaller capacity and therefore a lower electronic noise compared to a flat sensor of the same thickness. The sensors are manufactured in cleanroom facilities.
  • Figure 10 shows the schematic arrangement of these microdosimeters showing the pn electrodes and the metal strips that connect them to the contacts:
  • the p-electrode has a diameter of 4 ⁇ and is surrounded by n-ring holes of 3 ⁇ thickness with 6, 10 and 20 ⁇ depth (for each type of wafer) distributed in a square geometry.
  • a wafer contains microdosimeters with locations of 25, 50, 100 and 200 ⁇ (where P is the distance between p-columns) and with an internal diameter (D) of 9, 10, 15, 20 and 25 ⁇ , in order to include a greater number of distribution of cells and sizes.
  • the p-type electrode is circular and an ion implantation with boron (p +) has been carried out.
  • a cylindrical ring is etched using the technique of deep etching by reactive ions (DRIE), and then partially filled with phosphorus doped polysilicon (n +) to form the pn junction.
  • DRIE reactive ions
  • the top of the holes is metallized with aluminum and each electrode is connected with an aluminum line to provide electrical contact.
  • Each microdosimeter consists of 121 independent microsensors arranged in a square matrix.
  • Three main types of detector structures were developed: track detector (pixel-array detector), strip detector and pixel detector.
  • the simplest configuration is the track detector in which all the n + electrodes are connected to the n + contact on one side of the sensor, while all the p + electrodes are connected to the p + contact on the opposite side, thus collecting all the load in all unit cells or sensitive volumes.
  • the consecutive p-type electrodes are aligned, resulting in a strip of microsensors connected in a row.
  • each microsensor is routed through a metal line to a connecting pad for reading electronic microtira to make reading easier. Tapping the wafer silicon support SO! from e! back side on this side, it is expected that finer microsensors will be obtained for the three configurations mentioned above.
  • the Figure 11 shows two SEM images of a processed obiea that contains some pixel microsensors.
  • microdosimeters are connected to an appropriate electronic reading system to carry out the experimental tests.
  • the results of the electrical characterization of the first track-type prototypes are detailed below.

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Abstract

La invención comprende un microdosímetro formado por celdas que forman una matriz, donde en el interior de cada celda hay un volumen sensible a la radiación, que se fabrica sobre semiconductores mediante procesos tridimensionales que definen los componentes de una unión PN para asegurar que se delimita con precisión de pocas μιη un volumen sensible similar al volumen medio del núcleo celular, de aproximadamente igual o menor a 10 μm de diámetro, donde el sustrato donde está fabricada la celda es una oblea de semiconductor y la celda tiene un diámetro de entre 5 y 150 μm y una profundidad de entre 1 y 300 μm.. Además la invención indica procedimientos de fabricación de diferentes configuraciones que pueden presentar estos microdosímetros, y su uso para detección de radiación en diferentes campos incluyendo aplicaciones médicas y aeroespaciales.

Description

MICRODOSIMETRO BASADO EN ESTRUCTURAS 3D DE SEMICONDUCTOR.
PROCEDIMIENTO DE FABRICACIÓN DE DICHO MICRODOSIMETRO Y USO DE DICHO
MICRODOSIMETRO DESCRIPCIÓN
SECTOR DE LA TÉCNICA Y OBJETO DE LA INVENCIÓN
Esta invención se refiere a un microdosímetro formado por celdas que forman una matriz, donde en el interior de cada celda hay un volumen sensible a la radiación, que se fabrica sobre semiconductores mediante procesos tridimensionales que definen los componentes de una unión PN. El microdosímetro puede incluir un sistema de procesamiento de la señal obtenida con el microdosímetro para obtener magnitudes radiobiológicas como el equivalente de dosis H mediante un algoritmo que comprende correcciones geométricas y de tejido equivalente. Además la invención indica procedimientos de fabricación de diferentes configuraciones que pueden presentar estos microdosímetros, y su uso para detección de radiación en diferentes campos incluyendo aplicaciones médicas y aeroespaciales.
La principal aplicación es el área médica y de protección personal radiológica, por ejemplo para obtener parámetros físicos con los que derivar el equivalente de dosis en campos de radiación tales como aquellos generados en medicina nuclear y hadronterapia, aviación, exploración aeroespacial, instalaciones nucleares y aceleradores de partículas, entre otros.
ESTADO DE LA TÉCNICA
Las fluctuaciones en el depósito de energía a escala micrométrica es uno de los temas más relevantes en radiobiología. Mientras que la energía impartida o absorbida a escala macroscópica puede considerarse una magnitud continua, el depósito de la dosis se realiza en la práctica a través de múltiples interacciones individuales de los cuantos de la radiación incidente en el medio que éstos atraviesan. A escala microscópica la energía impartida se comporta como una variable aleatoria cuya distribución de valores sigue una cierta distribución estadística. El efecto biológico de la radiación no sólo depende de la energía absorbida en cierto tejido sino también del tipo de radiación incidente que podemos denominar calidad de la radiación. La técnica para medir las distribuciones de energía microscópicas es conocida como microdosimetría, esto es el estudio de la distribución de ionización o del depósito de energía en volúmenes microscópicos (energía específica), especialmente en materia biológica, así como su relación en consecuencias físico/químicas y/o biológicas. Tal rama de la dosimetría es fundamental tanto para las terapias de radiación como para protección radiológica y requiere de una instrumentación adecuada para su cuantificación.
Un microdosímetro es un dispositivo o instrumento capaz de evaluar la dosis (energía depositada por unidad de masa) depositada en pequeños volúmenes de masas de escala micrométrica cuando se ponen en un campo de radiación. Ejemplos de estos eventos son por ejemplo las que tienen lugar a escala celular o subcelular (e.g. núcleo celular) cuando los organismos son irradiados, ya sea por causas de tratamiento médico (e.g. hadronterapia) o por estar sometidos involuntariamente a radiación natural (e.g. radiación cósmica) o artificial (e.g. en reactores nucleares, industria, etc). Los datos obtenidos a través de un microdosímetro permiten obtener información de las características asociadas al depósito de la energía dependiente de la calidad de la radiación. Estas características suelen ser inaccesibles para los detectores macroscópicos convencionales. Los microdosímetros pueden ser usados para detectar radiación/partículas, así en radioterapia se usan fotones y en hadronterapia se detectan protones e iones de carbono principalmente, aunque se puede detectar cualquier otra partícula con carga. Los microdosímetros pueden utilizarse en el campo de aplicación médica para la detección de radiación ionizante, pero también en el área aeroespacial como detectores de partículas cósmicas de alta energía.
El diámetro medio de las células de los mamíferos se encuentra en el rango de unos pocos micrómetros. Por ejemplo en el caso de células humanas tienen un tamaño que abarca desde 7 μιη, para hematíes, hasta 150 μιη para óvulos. Cuando un tejido celular es irradiado, el factor de eficacia de la dosis de radiación y tasa de dosis describe la eficacia biológica de diferentes tipos de radiación para estimar el riesgo de cáncer. Otros factores utilizados para evaluar la eficiencia biológica son la eficacia biológica relativa (RBE) y el factor de ponderación (Wr). Es la distribución de la dosis impartida -que depende del tipo de partícula y su energía- sobre estructuras tales como el núcleo celular, que contiene el ADN, la que determina el nivel de daño celular y consecuentemente la supervivencia/reparación del mismo. Dependiendo de la distribución de la ionización creada por la radiación, el ADN celular será capaz de auto-repararse o será inactivado; así, por ejemplo, en casos de protección radiológica lo primero sería lo deseado, mientras que en tratamientos de radioterapia/hadronterapia lo segundo es lo requerido (sobre células tumorales, no así sobre el tejido sano colindante).
Los microdosímetros permiten estimar parámetros de la radiación en tiempo real como, principalmente, los relacionados con la energía depositada por la radiación, pero para cuantificar el daño radiobiológico es preciso derivar algunos parámetros físicos a partir de dicha energía depositada y realizar un postprocesado con una electrónica adicional y un software específico. Uno de los parámetros dosimétricos más relevantes para cuantificar la eficacia de la radiación es la Transferencia Lineal de Energía (LET) puesto que define como es el depósito local de energía de la radiación a lo largo de la trayectoria de las partículas cargadas asociadas a la exposición a esta radiación y está correlacionada directamente con efectos radiobiológicos sobre el tejido irradiado (a través de otro parámetro radiobiológico: la eficacia biológica relativa (RBE)). A escala micrométrica, el LET varía al penetrar en el tejido/blanco (entiéndase en este contexto como 'blanco' a un compendio de tejido mixto con densidades, composiciones y geometrías variables y altamente heterogéneas, e.g. tejido humano) y para algunos tipos de irradiaciones, como por ejemplo aquellas usadas en hadronterapia, su valor varía considerablemente a lo largo de su incidencia con el blanco. Pero es que además, cuando el blanco irradiado tiene un tamaño micrométrico, el depósito de energía no es determinista, sino estocástico. Entonces, en microdosimetría se precisa usar otras variables estocásticas a cuantificar experimentalmente [ICRU Report 36, Microdosimetry, The International Commission on Radiation Units and measurements, 1983], como son:
(i) 'Energía específica", z, definida como el cociente entre la energía depositada por radiación ionizante, ε, detectada en el microdosímetro, y la masa del volumen blanco que atraviesa, m: z =— [Gy]
m
(en un conjunto de eventos o para evento a evento)
(ii) Otra magnitud derivada de ε (pero para un sólo evento de depósito) es la "energ lineal",/, definido como:
ε
y = [keV/μΓΤΐ] siendo / la 'longitud de cuerda media', i.e. longitud media de cuerdas aleatoriamente orientadas en un volumen V convexo, que se calcula a su vez como [Kellerer A. and Rossi H., The theory of dual radiation action", Current topics in Radiation Research 8 (1972) 85-158]:
/ = 4— [Mm] donde V es el volumen microscópico de la región de interés irradiada y S el área de tal volumen. Así, "y" es la magnitud análoga al LET a escalas micrométricas. El microdosímetro ha de estar diseñado de forma tal que su volumen sensible a la radiación tenga un equivalente al tamaño medio de las estructuras celulares a estudiar. La dosis absorbida en el microdosímetro puede ser derivada desde la distribución de valores de energía lineal ("y") dentro del material que conforma las cavidades microdosimétricas donde se deposita la energía de la radiación incidente y las características asociadas a la calidad de la radiación. Dicho material es el denominado "volumen sensible" e instrumentalmente es un detector de partículas/radiación, i.e. un dispositivo o parte de él que tecnológicamente es capaz de caracterizar un campo de radiación. Sin embargo, merece la pena subrayar que tales estudios sólo pueden llevarse a cabo con detectores de volúmenes sensibles con tamaños comparables a células biológicas, i.e. volúmenes micrométricos [Rossi H.H., Zaider M., Microdosimetry and its Applications, Springer 1996]. Para realizar estimaciones de tales magnitudes físicas/microdosimétricas, han sido tradicionalmente utilizados contadores proporcionales de gas, como las Cámaras Proporcionales Equivalentes a Tejido (TEPC) o cámaras de Rossi [Rossi H.H. and Rosenzweig W., Measurements of neutrón dose as a function of linear energy transfer, Radiology, vol. 64, pp. 404-411 , 1955], las cuales permiten determinar la energía transferida a través de medidas de altura de pulso. Estos dispositivos presentan algunas desventajas, por ejemplo (a) son relativamente grandes (-diámetros >1 cm), (b) presentan efectos debidos a la pared que contiene el gas, (eventos creados en las paredes del TEPC); (c) limitada resolución espacial; (d) los TEPCs suelen necesitar la reposición del medio gaseoso y además sus condiciones de funcionamiento no son tan versátiles para permitir su uso en todas las condiciones de irradiación, por ejemplo para aplicaciones in-vivo en hadronterapia; (e) requieren condiciones de bajas tasas de irradiación; (f) no pueden evaluar/simular una matriz de células; (g) su medida no es fiel si la fluencia de partículas cargadas varía significativamente en una escala de longitud similar a su tamaño. Uno de los grandes atractivos de usar silicio y otros semiconductores en microdosimetría es la posibilidad de producir estructuras de dimensiones micrométricas. Además, éstas no precisan de sistema alguno de suministro de gas, funcionan a bajo voltaje, son ligeras y fácilmente portátiles. Desde la década de los 80 varios han sido los estudios que han propuesto y desarrollado detectores basados en semiconductores para microdosimetría. Los sensores de radiación de semiconductores actúan como detectores que cuantifican la ionización que produce en los mismos la radiación cuando ésta incide en un volumen sensible a la radiación de dicho sensor. Los microdosímetros de semiconductores propuestos desde entonces pueden agruparse en tres tipos y están basados en las uniones PN, donde una unión PN es una estructura de dos componentes formada por la unión metalúrgica de dos cristales, como silicio, germanio, etc, uno de tipo P y otro tipo N. Para lograr tener semiconductores de tipo P o N, éstos se suelen dopan con impurezas, e.g. Boro o Fósforo respectivamente. Si a dichos semiconductores P y N se les une una parte conductora eléctrica (e.g. capa de aluminio en contacto con cada zona dopada ), se crean dos electrodos, uno positivo y otro negativo, a los cuales se les puede aplicar una diferencia de potencial ("polarización") para crear un campo eléctrico dentro de dicha unión PN.
(I) McNulty patentó, US 5256879, un microdosímetro basado en una serie de uniones planares PN paralelas, de forma tal que cada unión PN en sí misma constituía un volumen sensible y éste es conectado a un circuito electrónico de lectura estándar (i.e. preamplificador, shaping amplifier, ADC, microprocesador, etc).
(II) El grupo de Rozenfeld muestra los primeros microdosímetros de silicio con series de diodos de estructuras rectangulares paralelepípedas fabricadas sobre Silicio-sobre-Aislante (lo que se conoce como obleas tipo "SOI") [Bradley PD. et al., Solid state microdosimetry, Nucí. Inst. and Meth. B 2001 ; 184:135-157]. Recientemente, Rozenfeld patentó, WO080074074, un microdosímetro de silicio basado en series de uniones PN planares por la técnica de microfabricación de difusión o implantación iónica, pero en una disposición en la superficie en el que aislan parcialmente dichas uniones PN por la parte externa a dichas uniones, dejando una forma saliente (exterior) de la unión PN aproximadamente cilindrica,.
(III) Otro diseño desarrollado en los últimos años por S. Agosteo se basa en el uso de un telescopio de silicio. Aunque tales dispositivos tienen un espesor sensible desde ~2 μιη, son fabricados sobre substratos gruesos, entre 300 y 500 μιη, lo cual contribuye a la señal principal debido a la retrodispersión generada por la radiación incidente en tales substratos. Estos autores han patentado recientemente un método para microdosimetría con este diseño US8183655B2.
Todos estos diseños han tratado de solventar el mismo conjunto de retos tecnológicos : (i) el volumen sensible del detector tiene que tener unas dimensiones micrométricas bien conocidas,
(ii) el ruido electrónico ha de ser el menor posible; no obstante los diseños presentados arriba -con volúmenes sensibles muy delgados- tienen altas capacidades, del orden de nanofaradios o superiores,
(iii) deben hacerse correcciones para reproducir el espectro de energía depositada en condiciones de equivalencia de tejido puesto que el silicio no es equivalente a tejido (TE),
(iv) si el volumen sensible del detector es aproximado a un paralelepípedo (uniones PN planares) o a un cilindro (uniones PN cilindricas) deben hacerse correcciones geométricas para tener equivalencia esférica, presuponiendo la forma esférica como la más aproximada al volumen celular,
(v) debe hacerse un estudio de la respuesta angular,
(vi) debe considerarse el efecto de distorsión del campo eléctrico en el volumen sensible inducido por partículas de alto LET que ocasiona colección de carga fuera de la región vaciada (field-funnelling effect) [Hsieh, C.M., Murley, PC. and O'Brien, R. R., A field- funnelling effect on the collection of the alpha-particle-generated carriers in silicon devices, IEEE Electron Device Lett. EDL-2, 103-105 (1981 )].
Aunque en algunos de los diseños anteriores estos retos han sido tratados, la complejidad de los mismos ha hecho que todavía no hayan sido totalmente superados. Sirva de ejemplo que las medidas obtenidas de los espectros de energía lineal (y) con estos detectores al ser comparados con los datos adquiridos con un TEPC (tomados como referencia) todavía constatan discrepancias; algunas de las causas son: (i) desajuste debido a la forma y las dimensiones de los volúmenes sensibles, i.e. entre el volumen sensible del detector y el celular, (ii) falta de eficiencia de colección de carga.
En 1997 Parker presentó una nueva tecnología 3D alternativa a la tecnología planar (usada hasta la fecha en sensores de radiación, donde se fabrica sobre la superficie del sustrato), para crear electrodos columnares a través del substrato del semiconductor [S.l. Parker et. al., A 3D-proposed new architecture for solid-state radiation detectors, Sensors (Peterborough, NH), 395:328-343, 1997. 126, 127] [G. Pellegrini et al, "Technology development of 3D detectors for high-energy physics and imaging", Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A 487 (2002) 19-26 ] . Esta nueva tecnología permite que los electrodos se encuentren dentro del substrato y enfrentados en paralelo dentro del mismo y no encima y debajo de éste limitando la ventana por donde entra la radiación. Trabajos como WO 2009/071587 A2 han mostrado como estructuras que están basadas en estructuras 3D de semiconductor pueden adaptarse para ser utilizadas para detección de partículas no cargadas como neutrones. En este caso, la tecnología propuesta dispone de una matriz de electrodos columnares (conteniendo la parte P+ o N+) dispuestos en los vértices de un cuadrado en cuyo centro hay otro electrodo columnar (tipo N+ o P+ respectivamente). Esta disposición hace que el volumen sensible alrededor de dichos electrodos tenga una delimitación con forma geométrica no bien definida (puesto que el campo eléctrico creado entre dichos electrodos, aunque radial, no confina un volumen sensible con geometría simétrica), i.e. no conforma un equivalente a una figura geométrica sencilla y clara y por lo tanto no puede usarse para microdosimetría (puesto que se requiere de un volumen geométrico similar a las estructuras o subestructuras celulares, tipo cilindrica o esférica).
Por otro lado en US20100090118 se presentan dispositivos para aplicación aeroespacial (pilotos y astronautas). Estos últimos trabajos muestran tecnologías diferentes, aunque reproducen, mediante tecnología planar, externamente formas cilindricas como volúmenes sensibles (dentro del sustrato se crean estructuras estándares N+ y P+ por difusión o implantación y luego se graba (quita) la zona de silicio de alrededor con una máscara con forma circular, para dejar alrededor de la unión PN una forma geométrica cilindrica.
Como se ve en esos documentos no es fácil lograr una geometría bien definida del volumen sensible a la radiación de tal forma que se asegure que se delimita con precisión de pocas μιη un volumen sensible similar al volumen medio del núcleo celular, de aproximadamente igual o menor a 10 μιη de diámetro.
Sería deseable proponer otros diseños que introduzcan mejoras en la tecnología de los microdosímetros existentes para realizar detectores que desarrollen esta tecnología y permitan adecuarla a nuevos campos como la hadronterapia.
EXPLICACIÓN DE LA INVENCIÓN Un primer aspecto de la invención es un microdosímetro que comprende un conjunto de celdas que forman una matriz caracterizado porque - el sustrato donde está fabricada la celda es una oblea de semiconductor,
- la celda tiene un diámetro de entre 5 y 150 μιη y una profundidad de entre 1 y 300 μιη,
- la celda comprende un volumen-sensible a la radiación,
- el volumen-sensible se delimita mediante el grabado cilindrico 3D de uno de los componentes de, al menos, una unión PN,
para la producción de una señal eléctrica leíble.
Los componentes de la unión PN pueden forman dos electrodos asimétricos con diferente espesor y/o forma. El substrato es una oblea de semiconductores de tipo Semiconductor-sobre-Aislante (SOI), que comprende al menos uno de los materiales siguientes: Si, Ge, SiC, CdTe, CdZnTe, GaAs, B4C; o es una oblea estándar.
La lectura de la señal eléctrica puede ser de tipo continuo y/o independiente para cada una de las celdas.
El microdosímetro puede comprender capas de diversos materiales equivalentes de tejido biológico.
El microdosímetro puede comprender un sistema de procesamiento de señal que obtiene magnitudes radiobiológicas mediante un algoritmo. El microdosímetro puede correlacionar la variable medida por el microdosímetro, la energía depositada por radiación ionizante, ε, con magnitudes radiobiológicas como la dosis equivalente H mediante un algoritmo que comprende correcciones geométricas y de tejido equivalente.
El algoritmo puede comprender las siguientes etapas: a medida de la altura de pulso o carga coleccionada en cada celda de la matriz del microdosímetro como espectro o distribución de altura de pulso en cada píxel del semiconductor que actúa como sustrato de la matriz que conforma dicho microdosímetro,
b asignación de dicha altura de pulso de la correspondiente energía depositada (ε) por la radiación en cada celda,
c cálculo de / , "longitud de cuerda media", definida como l = 4-V
s siendo V el volumen-sensible microscópico irradiado y S el área de tal volumen,
_ ε
d. cálculo de la energía lineal, y, definido como y— ~j~ e. cálculo de su distribución de energía lineal, f(y),
f. cálculo de la distribución de dosis absorbida total en el semiconductor como
Figure imgf000011_0001
siendoj la frecuencia media de la energía lineal, calculada según:
Figure imgf000011_0002
g. corrección de equivalencia de tejido vía el factor de escala usando la relación de poderes de frenado del tejido y del semiconductor:
Figure imgf000011_0003
h. cálculo del equivalente de dosis estimada convolucionando los datos desde el apartado anterior con el factor de calidad, Q(LET) o Q(y)
DT'-\Q(y) -y f(y dy
Figure imgf000011_0004
estimación de la eficacia radiobiológica relativa RBE, según:
RBE = f ∞y2f(y)Q(y)d[l0g(y)]
J— Un segundo aspecto de la invención es el procedimiento de fabricación del microdosímetro de la invención que comprende las siguientes etapas:
(a) preparación del substrato del semiconductor mediante procesos microelectrónicos o MEMS,
(b) grabado cilíndrico-3D en el semiconductor,
(c) creación de las metalizaciones sobre los motivos P+ y N+ para crear los electrodos para la lectura de la carga eléctrica.
El procedimiento puede tener dos configuraciones alternativas. En la primera , en el paso a) se crea la componente central tipo P+ o N+ por difusión o implantación y en el paso b) se realiza un grabado cilíndrico-3D con forma de anillo, centrado en el píxel del semiconductor, y se llena con polisilicio dopado o con polisilicio sin dopar que posteriormente se dopa con dopante tipo N+ o P+ respectivamente. En la segunda en en el paso a) se difunde o implanta una componente tipo P+ o N+ o se hace un grabado cilíndrico-3D-anillo que se rellena con polisilicio ya dopado o con polisilicio sin dopar y posteriormente éste será dopado tipo P+ o N+ y en el paso b) se forma una columna cilíndrica-3D en el centro de la celda, cuyas paredes internas se rellenan con polisilicio, que se graba y posteriormente se dopa tipo N+ o P+.
El proceso de grabado cilindrico puede comprender un proceso de haz reactivo por haz de iones o un proceso de grabado profundo por iones reactivos (DRIE).
Se puede hacer un proceso adelgazamiento del sustrato mediante procesos de grabado químico o ión reactivo.
Un tercer aspecto de la invención es el uso del microdosímetro de la invención para detección de radiación en el campo de la aplicación médica, preferentemente en hadronterapia. El microdosímetro puede utilizarse para la realización de medidas a nivel superficial como en la superficie de la piel o en una interfaz biológica, y/o a una cierta profundidad como debajo de la piel o el tejido irradiado.
El microdosímetro puede acoplarse a un material equivalente a tejido que simulase tejido biológico específico incluyendo agua, músculo y/o hueso. El microdosímetro también puede utilizarse en otros campos derivados de otros entornos de radiación, como neutrones secundarios generados en terapia, en campos mixtos de radiación, incluyendo protección radiológica en uso personal y monitorización de área, para sistemas portátiles, y en el campo de la aplicación aerospacial.
DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LA INVENCIÓN
En esta invención se presentan nuevos diseños de microdosímetros de estado sólido de semiconductor con una tecnología cilíndrica-3D basada en la tecnología 3D-columnar de microfabricación de sensores de radiación. Esta tecnología permite que los electrodos se procesen dentro de la oblea en vez de ser implantados en la superficie. Dicha tecnología 3D-columnar se basa en estructuras que contienen electrodos columnares perforados en el substrato del semiconductor [G. Pellegrini, et. al., Fabrication and simulation of novel ultra- thin 3D silicon detectors, NIMA 604(1-2):115— 118, June 2009]. Estas estructuras columnares son preferentemente cilindricas, pero según la tecnología empleada pueden ser cuasicilíndricas, prismáticas o cuasiesféricas.
La configuración del diseño de tales microdosímetros es de tipo píxel, de forma tal que se crea una matriz de celdas (205), y el centro de la celda (205) define la posición del píxel en sí. Entiéndase por "celda" (205) como la porción más simple del microdosímetro que al repetirse mediante traslación reproduce todo el conjunto, presentando simetría de traslación centrada en el píxel. El paso (108) entre dos celdas (205) es lo que definimos como "piten". El interior de la celda (205) (Figura 2) contiene un "volumen sensible" (208) a la radiación fabricado de un material de semiconductor que es capaz de detectar el depósito de energía que dejan los pares e-h (203) creados por la ionización que produce la radiación (201 ) al atravesarla. Los microdosímetros pueden fabricarse para cubrir desde áreas micrométricas hasta cm2. Además, dicha matriz de celdas (205) puede replicarse a gran escala para simular tejidos celulares a través de la capacidad de "integración a larga escala" (VLSI), posible en el proceso de fabricación de dispositivos MEMS.
El funcionamiento del microdosímetro de la invención se basa en que cada celda (205) del microdosímetro actúa como un microsensor a escala celular (Figura 2). Cuando la radiación o partículas (201 ) atraviesan la celda (205) del microdosímetro, ésta ioniza la materia, particularmente el volumen sensible (208) de las celdas (205), creando de este modo cargas, en concreto, pares electrón-hueco (e-h) (203) en ese volumen (208). El número total de pares e-h (203) creado es proporcional a la energía de la radiación o partículas (201 ) que inciden en dicha celda (205). Las cargas, cuando llegan a los electrodos (formados por los componentes (104) y (105) de la unión PN y un metal que hace de contacto en cada uno de ellos (209) y (210) respectivamente) dan lugar a un pulso de corriente que leída con una electrónica de lectura (106) da información de la carga generada (203), y por tanto de la energía depositada por la radiación (201 ). En concreto, como lo electrodos comprenden los componentes de una unión PN (manufacturada en la celda (205), entre (104) y (105) o entre (602) y (601 ) en otro tipo de configuración), al metalizarlas (esto es poner un material conductor encima de cada parte de la unión PN que funcione como un contacto óhmnico) y operando en el modo de polarización inversa, al aplicar una diferencia de potencial mediante la conexión (206) entre el electrodos cilindricos (209) y el electrodo central (210), los pares e-h (203) serán separados por el campo eléctrico en direcciones opuesta hasta que alcanzan los electrodos (209 y 210). Estos pares e-h (203) inducen una carga-imagen en los electrodos (209 y 210), que a su vez resulta en un pulso de corriente, que es leído en (106). Así, un primer objeto de la invención es un microdosímetro, en adelante microdosímetro de la invención, formado por un conjunto de celdas (205) que forman parte de una matriz caracterizado porque
- el sustrato donde está fabricada la celda (205) es una oblea de semiconductor (101 ), - la celda (205) tiene un diámetro de entre 5 y 150 μιη y una profundidad de entre 1 y 300 μηι,
- la celda (205) comprende un volumen sensible a la radiación (208),
- el volumen sensible (208) se delimita mediante el grabado cilíndrico-3D de los componentes de, al menos, una unión PN,
para la producción de una señal eléctrica leíble producida por la carga generada por la radiación.
Los componentes de la unión PN pueden tener diferentes espesores y forma dando lugar a dos electrodos asimétricos. La configuración de electrodos asimétricas perforando el semiconductor del sustrato (101 ) que limitan el volumen sensible (208) es una configuración que permite que no haya una capa de contacto en la ventana por la que entran las partículas, pero que a la vez permite que haya más volumen sensible (208) con una recolección de carga cercana al 100% sin la zona intrínseca interior del electrodo columna (Ejemplo 3). El sustrato puede ser de dos tipos: obleas de tipo Semiconductor-sobre-Aislante (SOI), donde el semiconductor (101 ) puede ser Si, Ge, SiC, CdTe, CdZnTe, GaAs, B4C, entre otros., e.g. Figuras 1A y 1 B: o bien obleas estándares, e.g. Figuras. 1 C y 1 D. El microdosímetro puede diseñarse con celdas (205) de áreas tan pequeñas de tal manera que el diámetro de la celda (205) sea comparable al diámetro medio de las células biológicas (204), del orden de μιη, y con espesores desde 1 μιη, de tal manera que el volumen sensible (208) es equivalente al que tiene, en promedio, una célula. Es decir, es capaz de aproximar su volumen al tamaño de una única estructura o subestructura celular (Figura 2). Sin embargo, puesto que el volumen de estudio es el núcleo celular 202 (ya que éste contiene el ADN, objeto de estudio puesto que es donde la radiación dañará o no dicho ente y ésto es lo que determina si la célula irradiada se reparará y replicará o no), la celda (205) contiene a su vez un volumen menor de tamaño equivalente al núcleo celular, el llamado volumen-sensible (208), único volumen realmente sensible a la radiación dentro de la celda (205), del que se obtiene la energía depositada por los pares e-h (203) de la radiación (201 ) que atraviesa la celda.
El volumen sensible (208) se delimita mediante la técnica de grabado cilíndrico-3D. Este proceso de grabado (o definición o ataque o sustracción) tridimensional de material semiconductor (101 ), incluye procesos físicos o químicos de ataque iónico u otra técnica de grabado. Con esta técnica se elimina parte del sustrato creando una forma perforada en tres dimensiones dentro del semiconductor (101 ) (Figura 2). Esta perforación deja un volumen hueco en el semiconductor (101 ), preferentemente queda un grabado cilindrico 3D con forma de columna (601 ) o anillo cilindrico (105) perforado. Al rellenar esa perforación (105) de un material semiconductor por ejemplo: polisilicio, que se dopa con B o P para conseguir la partes de uniones P+ y N+ respectivamente, el material que se encuentra entre las dos componentes, principalmente un semiconductor (101 ), será el volumen sensible (208) de la celda (205) (Figura 2). El volumen sensible (208) es un volumen delimitado por los componentes de la unión PN. Las dimensiones del microdosímetro se controlan mediante la resolución de los equipos de definición de estructuras microelectrónicas, incluyendo procesos litográficos y permite por lo tanto definir claramente el volumen de la celda (205) con dimensiones en el área de los micrómetros, requisito indispensable para la aplicación microdosimétrica. En la Figura 5 el volumen-sensible (208) está "delimitado" por la parte interna del grabado cilíndrico-3D (105) y toda la parte interna de dicho volumen cilindrico es volumen-sensible (208) del semiconductor (101 ) a la radiación, por lo que cuando una partícula cargada, por ejemplo protón o ión de carbono (201 ) la atraviesa, ionizará dicho medio dejando pares e-h (203) en función de la energía inicial con la que interaccionare ahí y dichas cargas serán recogidas por los electrodos (209 y 210). Por otro lado la Figura 6 donde se presenta un grabado cilíndrico-3D-columnar en medio (601 ), el volumen-sensible (208) pretende también ser igual a la de la Figura 5.
Los dos componentes de las uniones PN son tridimensionales, y, pueden presentar una de las dos configuraciones siguientes.
- grabado cilíndrico-3D o anillo cilindrico donde el volumen sensible está limitado en su límite exterior por un grabado cilindrico 3D (105) con forma de anillo cuyo diámetro (107) y altura (109) se controlan en el proceso de fabricación. En el caso de un anillo, la componente externa de la unión PN se produce dopando el interior de dicho, formada por una perforación en el semiconductor (101 ) con forma de anillo-cilindrico (105), y sobre cuyas paredes (huecas) se deposita polisilicio y entonces se dopan sus paredes por difusión P+ o N+, o bien el polisilicio es está ya dopado; y un disco central (104) donde se encuentra el otro componente de la unión PN que se forma al difundir/implantar, en el centro de dicha forma central (104), un dopante para crear un motivo tipo N+ o P+ respectivamente (104). (Figura 5).
- grabado cilíndrico-3D-columna (601 ) centrado en la celda (205), formado por una columna hueca (601 ) cuya pared interna es rellenada con polisilicio, éste se graba a su vez y entonces se dopan sus paredes tipo P+ o N+, que forma la parte central de la unión PN. Dicho grabado columnar será rodeado por un anillo o (i) grabado tipo cilíndrico-3D (como el caso anterior, pero con altura menor) o (ii) de implantación o difusión N+ o P+ (602) respectivamente. El resultado es la celda (205) de la Figura 6.
Con estas configuraciones se superan las limitaciones de anteriores trabajos cuya tecnología planar utilizada daba lugar a una matriz de formas salientes cilindricas, tipo P+ y N+ que son uniones por difusión o implantación, WO080074074. Por otro lado en WO 2009071587, la matriz de electrodos columnares tienen una delimitación de celda (205) no del todo cilindrica, mientras que en el caso de esta invención cada grabado cilíndrico-3D (105, 601 ) está o bien rodeando una P+ o N+ implantación (104) o bien rodeada por ella (602), respectivamente. En cualquier caso se define más claramente la forma cilindrica del volumen-sensible (208). La configuración obtenida con los grabados cilíndricos-3D otorga varias ventajas al microdosímetro respecto a los dispositivos citados en el estado de la técnica como las siguientes: la geometría de la celda (205) puede fabricarse con un volumen bien definido y controlado por la utilización de técnicas de última generación en dispositivos MEMS y el volumen puede ser equivalente al tamaño medio de las células que contienen el tejido a irradiar, objeto de estudio. El volumen sensible (208) está bien confinado en una región cilindrica de dimensiones conocidas y controlado en el proceso de fabricación, este volumen sensible (208) puede tener un diámetro (107) entre 5 y 150 μιη y profundidades (109) entre 1 y 300 μιη. Esto abarca un amplio espectro de tipos de células, e.g. el tamaño de las células eucariotas de interés radiobiológico -animal y humano- va de 2 a 200 μιη de diámetro medio, salvo excepciones. También, el campo eléctrico creado por dicha configuraciones facilita el vaciamiento completo de la unión PN por lo que todos los pares e-h creados por cualquier radiación serían recolectados íntegramente (ejemplo 3). La configuración píxel del detector, es decir que conforma una matriz que abarca un área de superficie controlable (equivalente a una porción de tejido irradiado) permite que las trazas de la radiación pueden ser delimitadas independientemente puesto que cada celda (205) es equivalente a un volumen-sensible (208) celular. Además la arquitectura 3D evita el 'field-funnelling effect' puesto que propicia el confinamiento de la carga de los pares e-h gracias a el diseño de volúmenes vaciados bien definidos. Por último la tecnología 3D es resistente a la radiación gracias a que su estructura está basada en la tecnología 3D para detectores de radiación. Esta ventaja lo hace especialmente útil para ser usados en entornos de altas tasas, como radio/hadron terapia. La tecnología propuesta permite fabricar los detectores de radiación de silicio más pequeños hasta la fecha (desde 2 μιη de espesor con electrodos 3D), pero que pueden adicionalmente vaciarse por la parte de detrás de la oblea (grabar el silicio de soporte de la oblea SOI) de forma que queda una "membrana" (celular) de 2 μιη de espesor (evitando la retrodispersión de las partículas que allí pudieran interaccionar). Hasta la fecha, uno de los detectores de radiación de silicio de menor espesor los ha hecho S. Agosteo utilizando tecnología planar, aunque sin vaciar la oblea, con soporte mecánico y para ellos también actúa como volumen- sensible , de unas 500 μιη de espesor.
La lectura de las celdas unidad (106) que recogen la información de las celdas (205) puede ser tipo continuo o independiente (Figuras 7). En el caso de la lectura continua, las metalizaciones centrales (210) se conectan a pads metálicos (701 ) con una pista de metal (704) y las metalizaciones exteriores (209) se unen con una pista de metal (703) que conecta los electrodos cilindricos con el strip 702 para polarizar la unión PN. En el caso de lectura independiente (Figura 8) cada celda (205) se lee independientemente, donde pistas individuales (802) conectan con pads independientes (801 ). Los pads son a los que se conectará la electrónica de lectura (106) para leer la señal obtenida. Este tipo de lectura presenta dos ventajas: por un lado se evita la conexión con la electrónica de lectura vía "bump-bonding" [Xiao H., Introducion to Semiconductor Manufacturing Technology, Prentice Hall 2001 ], lo cual podría introducir señal por activación, dispersión, i.e. contribuciones indeseadas a la señal principal, se puede propiciar la lectura independiente de cada celda (205) (Figura 8) y se evita la complejidad tecnológica de realizar el bump- bonding sobre obleas muy delgadas (lo cual podría producir la fractura de las mismas).
Es posible añadir capas exteriores adicionales en el microdosímetro (e independiente de éste) de diversos materiales que permitan diferentes equivalentes de tejido biológico y por tanto cuando la radiación atraviesa dichas capas (como en los casos realísticos de hadronterapia) pierde energía y alcanza el microdosímetro en una capa inferior (como si de distintos tejidos superpuestos se tratara).
Otro objeto de la invención es el método de procesamiento de la señal obtenida con el microdosímetro en un campo de radiación a fin de correlacionar las variables medidas con magnitudes radiobiológicas como el equivalente de dosis H, esto se realiza con un algoritmo que contiene correcciones geométricas y de tejido equivalente. Si bien el dispositivo es capaz de cuantificar la energía impartida (ε) por la radiación incidente, será en el postprocesado/análisis de datos donde dichas magnitudes deben ser convolucionadas para evaluar los parámetros que predicen los efectos radiobiológicos. Este procedimiento puede integrarse en un solo dispositivo final.
El microdosímetro puede ir acoplado a medios de análisis, como un analizador Multicanal (MCA) para adquirir el espectro en energía para su posterior post-procesado hasta la estimación del equivalente de dosis (H). Los medios de análisis permite implementar un algoritmo que comprende etapas de corrección de tejido equivalente y corrección geométrica. Como ejemplo se muestra un posible algoritmo corrección de tejido-equivalente:
Tissue Silicon
D D (relación de Bragg-Gray)
Figure imgf000019_0001
En la anterior relación D .'Silicon energía depositada en el microdosímetro de silicio, g i issueygbincon ej coc¡ente de stopping Powers, o factor de escala, y por lo tanto D "ssue es la energía que se depositaría en tejido. Nótese que el factor de escala depende del tipo de partícula incidente y de su energía [Rossi H.H., Zaider M., Microdosimetry and its Applications, Springer 1996], que asume dos condiciones: (i) la dosis depositada es sólo debida a partículas cargadas y (ii) la fluencia no cambia sobre el blanco irradiado
(b) corrección geométrica, dependerá de la forma a simular y la geometría del microdosímetro. ésta puede ser hecha estudiando las distribuciones de la "longitud de cuerda media", /, para los microdosímetros y comparándolos con un TEPC cilindrico, usando el método propuesto por Kellerer [Kellerer, A.M., Criterio for the Equivalence of Spherical and Cylindrical Proportional Counters in Microdosimetry, Radiat. Res. 86, (1981 ) 277-286]. Dicho valor queda dado una vez fijado los parámetros del diseño del microdosímetro.
Dichas correcciones pueden ser realizadas en etapa posterior o simultánea al proceso de medida en sí (con el conveniente software de procesado integrado). Más específicamente el procedimiento consta preferente, pero no exclusivamente, de los siguientes pasos [Rossi H.H., Zaider M., Microdosimetry and its Applications, Springer 1996]: a) medida de la altura de pulso (diferencia de potencial que producen las cargas de los pares e-h (203) cuando se lee en 106) en cada celda (205) de la matriz del microdosímetro, i.e. espectro o distribución de altura de pulso en cada píxel del semiconductor que actúa como sustrato de la matriz que conforma dicho microdosímetro.
b) asignación de dicha altura de pulso, previa adecuada calibración con una fuente o haz de referencia, de la correspondiente energía depositada (ε) por la radiación en cada celda.
c) cálculo de / , "longitud de cuerda media", definida como siendo V el volumen-sensible (208) microscópico irradiado y S el área de tal volumen. Los valores de V y S quedan fijados según las dimensiones de cada diseño, i.e. diámetro (107) y altura (109) y por lo tanto es determinado geométricamente. Dichos valores son calculados durante el proceso de fabricación del microdosímetro
_ ε
d) cálculo de la energía lineal, y, definido como y— ~j~ e) cálculo de su distribución de energía lineal, f(y).
f) cálculo de la distribución de dosis absorbida total en el semiconductor como
Figure imgf000020_0001
siendoj la frecuencia media de la energía lineal, calculada según:
Figure imgf000020_0002
g) corrección de equivalencia de tejido vía el factor de escala usando la relación de poderes de frenado del tejido y del semiconductor:
h) cálculo del equivalente de dosis estimada convolucionando los datos desde el apartado anterior con el factor de calidad, Q(LET) o Q(y) resumidos en tabla I [ICPR-36]:
H = J- = = DTlssue Q{y)■ d{y)■ dy
y J Tabla I. Factor de calidad Q(LET)
Figure imgf000021_0001
i) estimación de la eficacia radiobiológica relativa RBE, según:
RBE = ry 2f(y)Q(y)d[log(y)]
J— Así, con la información final obtenida del RBE, puede estimarse los efectos radiobiológicos de la irradiación a nivel celular.
El dispositivo puede ser calibrado con fuentes radiactivas o haces de partículas de energías bien conocidas de manera que se deriva directamente la dosis depositada en el silicio por la radiación incidente. Para ello se acopla un sistema electrónico de lectura estándar a fin de que los pulsos de voltaje inducidos por el paso de la radiación en las celdas sean deconvolucionados a una lectura final de dosis equivalente (H).
Como ejemplo ilustrativo, cuando una partícula o radiación (201 ) atraviesa el microdosímetro produce pares e-h (203) que generarán finalmente un pulso de corriente. Dicho pulso es enviado a la electrónica de lectura (106) que contiene un preamplificador que integra el pulso de voltaje sobre el tiempo y genera una señal que es proporcional al número de pares e-h (203) depositada por la radiación en la celda; la electrónica de lectura (106) también contiene un shaping amplifier, que amplifica la señal que es después convertida en señal digital vía un conversor analógico-digital (ADC); posteriormente se registra para ser analizada por un pulse height analyzer. Así, gracias a esta cadena de tratamiento de datos, se infiere la cantidad de energía depositada por la radiación incidente en el sensor.
Otro aspecto de la invención es el procedimiento para la fabricación del microdosímetro de la invención, que comprende las siguientes etapas: (a) Preparación del substrato del semiconductor (101 ) mediante procesos microelectrónicos o MEMS. En esta etapa se procede dependiendo del tipo de celda (205) (Figura 5 y 6):
(a.1 ) Para la celda (205) tipo Figura 5: en primer lugar se procede a crear la componente central tipo P+ o N+ (104) por difusión o implantación.
(a.2) Para la celda (205) tipo Figura 6: se procede o bien a difundir o implantar una componente tipo P+ o N+ o bien a hacer un grabado cilíndrico-3D-anillo (602) de altura (605) que será llenado con polisilicio ya dopado o bien con polisilicio sin dopar y posteriormente éste será dopado tipo P+ o N+.
(b) Grabado cilíndrico-3D en el semiconductor (101 ).
Según sea la celda (205) que usemos (Figuras 5 y 6) se aplicará: (b.1 ) Para la celda (205) tipo Figura 5: se procede a realizar el grabado cilíndrico-3D (105) con forma de anillo, centrado en el píxel correspondiente a la celda, y después se llena con polisilicio dopado o con polisilicio sin dopar que posteriormente se dopa con dopante tipo N+ o P+ respectivamente (Figura 5). (b.2) Para la celda (205) tipo Figuras 6: se forma una columna cilíndrica-3D (601 ) en el centro de la celda, cuyas paredes internas también serán llenadas con polisilicio dopado o con polisilicio sin dopar que posteriormente se dopa con dopante tipo N+ o P+ respectivamente (Figura 6). (c) Creación de las metalizaciones (209) sobre (105) (en celda tipo Figuras 6) o (602) (en celda tipo Figuras 6), y la otra metalización de (210), sobre la componente central (104) o (601 ) respectiva e independientemente. La unión de sendas metalizaciones con sus correspondientes motivos P+ o N+ constituye los electrodos en sí de la celda. En el paso (c) las metalizaciones permiten la conexión con la electrónica de lectura (106) de la carga, pares e-h (203), que ha depositado la radiación o partículas incidentes (201 ) sobre la celda (205).
El proceso de grabado cilíndrico-3D se realiza preferentemente utilizando técnicas de ataque reactivo profundo con haz de iones (Deep Reactive Ion Etching o DRIE). Adicionalmente, parte de el volumen insensible de las obleas puede ser eliminado realizando un adelgazamiento del sustrato mediante procesos de grabado químico o ion reactivo, evitándose posibles contribuciones de retrodispersión o backscattering a la señal durante la irradiación de las partículas secundarias generadas en la irradiación, así se mejora la resolución energética, pues evita contribuciones alrededor del volumen sensible (208) que es la zona que eventualmente simulará la célula (Figuras 3 y 4). Esta configuración de microdosímetro está especialmente indicado en el caso de hadronterapia ya que los espesores de entre 2 μιη y 10 μιη (inferiores a los espesores de las obleas convencionales) son adecuados para las partículas pesadas usadas en hadronterapia, e.g. Iones de carbono, helio, neón, litio, silicio, etc. En radioterapia un bajo espesor de los detectores (109) no sería muy adecuado pues la detección de las partículas de radioterapia (fotones) sería muy baja debido a que la absorción de fotones es proporcional al volumen del semiconductor (101 ). Otro objeto de la invención es el uso del microdosímetro de la invención para detección de radiación en el campo de la aplicación médica, preferentemente en hadronterapia donde es necesario detectar protones e iones de carbono principalmente El microdosímetro puede realizar tanto medidas a nivel superficial, e.g. superficie de la piel o interfaz biológica, o a una cierta profundidad, e.g. debajo de la piel o el tejido irradiado.
Además de su uso directo en aplicaciones de microdosimetría en hadronterapia ex/in-vivo, el microdosímetro de la invención puede ir acoplado a un material equivalente a tejido que simulase tejido biológico específico, por ejemplo agua, músculo, hueso, etc, a fin de que éste genere las partículas -debido a la ionización del haz primario en el tejido-equivalente- que el microdosímetro puede a su vez detectar mediante el procedimiento de la invención, para efectuar otros estudios dosimétricos de investigación. De esta forma podría parametrizarse los campos usados en radio/hadron terapia, así como otros campos derivados de otros entornos de radiación, e.g. neutrones secundarios generados en dichas terapias. El microdosímetro puede utilizarse en otros campos derivados de otros entornos de radiación, como neutrones secundarios generados en radio/hadron terapia.
Adicionalmente se pueden incluir su uso campos mixtos de radiación acoplando una matriz de múltiples microdosímetros de forma tal que cada uno de ellos sea más sensible a cada tipo de radiación (en un campo de radiación mixto). Este campo incluye protección radiológica en uso personal y monitorización de área, para sistema portátiles, hadronterapia y en el campo de la aplicación aerospacial, como por ejemplo detección de partículas cósmicas cargadas de alta energía.
DESCRIPCIÓN FIGURAS:
Figura 1. Diferentes geometrías y sustratos del microdosímetro de la invención A)
Esquema de la sección transversal de microdosímetro fabricado en oblea tipo Semiconductor-on-lnsulator (SOI) B) Esquema tridimensional de A C) Esquema de la sección transversal de microdosímetro fabricado en una oblea de silicio estándar D) Esquema tridimensional de C.
Figura 2. Equivalencia del funcionamiento de la célula biológica y celda del microdosímetro de la invención. A) Esquema de célula biológica B) Ejemplo de celda de la invención C) Esquema de la vista transversal de la celda de B.
Figura 3. Microdosímetro sobre oblea SOI con sustrato adelgazado
A) Sección transversal B) Esquema tridimensional.
Figura 4. Microdosímetro sobre oblea de silicio con sustrato adelgazado A) Sección transversal en proceso de adelgazamiento B) Sección transversal ya adelgazado.
Figura 5. Celda tipo grabado cilíndrico-3D-anillo. Esquema superior: esquema tridimensional . Figura central: sección transversal de dicha celdas con difusión o implantación central tipo P+ rodeado de grabado cilíndrico-3D tipo N+. Esquema inferior: idem que superior pero con dopajes (P+ o N+) invertidos.
Figura 6. Celda tipo grabado cilíndrico-3D-columna: Esquema superior: esquema tridimensional. Figura central e inferior : representación de una celda con grabado cilíndrico- 3D-columna, cuyas paredes interna se dopa tipo P+/N+ y está rodeado por un anillo de implantación N+/P+ respectivamente.
Figura 7. Esquema de la conexión de la electrónica de lectura del microdosímetro con lectura continua Figura 8. Esquema de la conexión de la electrónica de lectura del microdosímetro con lectura independiente . Figura 9. Modelo de distribución de campo en el interior de la celda limitada por anillo cilindrico. A) Distribución de campo eléctrico B) Distribución de potencial C) Curvas intensidad voltaje D) Curvas capacidad voltaje. Fig. 10a. Croquis de la disposición de un microsensor (no a escala) del ejemplo 4. Los agujeros de tipo n y de tipo p están conectados con líneas de metal.
Fig. 10b. Esquema de dos microsensores del ejemplo 4 a una distancia P. Fig. 11 a. Imagen SEM de la vista superior de un microdosímetro con 9 μιη de diámetro, 100 μιη de campo y 6 μιη de espesor, descrito en el ejemplo 4.
Fig. 11 . Imagen SEM de la vista superior de un microsensor fabricado igual al diseñado en la figura 11 a.
Fig. 12. Curva característica de tensión de algunos microdosímetros de tipo pista en una de las obleas fabricadas, descritos en el ejemplo 4.
MODO DE REALIZACIÓN DE LA INVENCIÓN
Ejemplo 1. En este ejemplo se muestra la estructura/fabricación de un microdosímetro sobre oblea SOI
El material de base son obleas SOI con silicio activo de tipo N, de alta resistividad y de grosor (109) entre 1 μιη y 100 μιη. Después de una limpieza estándar (RCA u otro) se crece un óxido de silicio térmico para pasivar la superficie del silicio.
En la parte superior de la oblea, se abre una pequeña ventana circular, por ejemplo de 4 μιη de diámetro, en el óxido de silicio por grabado ión-reactivo o grabado húmedo. Se implanta o difunde entonces el silicio con boro u otro dopante de tipo P para crear un contacto P+, de la unión PN. El grabado cilíndrico-3D en forma de anillo (105) (de anchura típica 3 μιη), y centrado en los contactos P+ anteriores, se graba en el silicio activo por grabado ión- reactivo profundo DRIE (con el proceso Bosch por ejemplo) hasta el óxido enterrado. Se deposita polisilicio por técnicas de depósito químico en fase vapor u otra técnica de depósito conformal. Este material se dopa con fósforo u otro dopante de tipo N, durante el depósito o después de aquel, para crear un contacto óhmico en las paredes del grabado cilíndrico-3D en forma de anillo. El polisilicio se define mediante fotolitografía y se graba para formar contactos separados alrededor del anillo. Se deposita por depósito químico de fase vapor un dieléctrico intermetal de espesor típico de 1 μηι y compuesto de óxido de silicio, nitruro de silicio u otro dieléctrico apropiado para la protección de los agujeros de los procesos siguientes. En este dieléctrico se graban vías hasta los contactos P+ y N+ por grabado ión-reactivo o grabado húmedo.
Para definir las líneas de interconexión y los pads para la conexión, que puede ser realizada mediante hilado ultrasónico (wirebonding) se deposita aluminio por depósito físico de fase vapor y se define por grabado ión-reactivo o grabado húmedo. Por último para abrir los pads de wirebonding en aluminio.se deposita por depósito químico de vapores asistido por plasma una pasivación, por ejemplo una bicapa de óxido de silicio y nitruro de silicio que se define por grabado ión-reactivo.
Hay un total de 100 celdas unidad de 80 x 80 μιη2 y el área sensible total del microdosímetro es de ~1 mm2.
Ejemplo 2. Estructura del microdosímetro adecuada para hadronterapia
Se procede como en el caso anterior pero las capas de silicio no sensible (103) o (405) en el dorso de la oblea se graban para formar una ventana cuya área corresponde al área activa del sensor. En el caso de obleas de silicio, se trata el silicio de la parte posterior de la oblea con grabado ión-reactivo o grabado húmedo hasta alcanzar el óxido enterrado. De esta manera se produce un sustrato adelgazado.
La irradiación puede realizarse indistintamente tanto por la cara superior del microdosímetro como por la inferior. Puesto que (107) y (109) son 10 μιη respectivamente, la celda es un cilindro con diámetro igual a su altura.
Ejemplo 3: Modelo de estructura de la unión PN fabricada con grabado cilindrico 3D y procesos tecnológicos que muestra su viabilidad como microdosímetro.
Modelo de funcionamiento realizado con el software de simulación eléctrica de dispositivos semiconductores "SENTAURUS" (Synopsys TCAD Sentaurus , a finite element semiconductor simulation package, referencia: Synopsys TCAD Sentaurus, http://www.svnopsvs.com/tools/tcad/Paqes/default.aspx a 12 de Diciembre de 2013 ).
Las figura 9A y 9B muestran la distribución de campo eléctrico y de potencial en una celda. El ejemplo de esta geometría en ambas figuras se refiere a una celda como la definida en la figura 5, con un diámetro (112) del motivo (104) de 20 μιη y un diámetro (113) del motivo (105) de 5 μιη y un diámetro (107) del volumen-sensible de 70 μιη. La unión PN ahí diseñada (creada entre (104) y (105)) a través de las metalizaciones (209) y (210) dan lugar a un campo eléctrico. En las figuras 9 A y 9B se observa cómo se logra el vaciado del volumen-sensible (208) total y dicho volumen sensible (208) tiene una forma cilindrica bien delimitada geométricamente que simula la estructura y/o subestructura celular. Al lograr el vaciamiento total del volumen sensible, se indica que al pasar una partícula cargada (201 ), e.g. protón o ión de carbón como los usados en hadronterapia, todos los pares electrón- hueco (e-h) (203) que genera a su paso, ionizando el medio del volumen-sensible (208), llegan a los contactos metálicos (209 y 210) y producirán la señal que es leída por la electrónica de lectura (106).
Toda los pares e-h (203) son netamente recolectados en los contactos metálicos (209 y 210) y por lo tanto la eficiencia de colección de carga (CCE) es del 100%. Es decir, que toda la energía depositada por radiación ionizante, ε, será totalmente medida por el volumen- sensible (208). Éste es un requisito indispensable para evaluar directamente la energía total de la radiación incidente, puesto que si la CCE no es del 100%, la energía lineal, ε, no es un valor fidedigno y por lo tanto las magnitudes derivadas no serían reales. Las figuras 9C y 9D representan las curvas de caracterización eléctrica derivadas de las anteriores simulaciones, las curvas intensidad-voltaje IV y capacidad-voltaje CV respectivamente. En la IV se ve que cada celda (208) así diseñada tendría todo su volumen- sensible con vaciamiento completo cuando se aplican 20 V en (206) y que la corriente inversa teórica es baja
(< 1 e"12 A ), i.e. buena para su funcionamiento posterior. En la figura 9C se ve que a 20 V la capacidad en vaciamiento completo es inferior a 10e"15 F. Estos valores muestran que, primero éste es un dispositivo de "bajo consumo", respecto a otros citados en el estado del arte, como las cámaras de ionización, que necesitan decenas de V para funcionar y segundo que el ruido intrínseco es muy bajo.
Ejemplo 4. Microdosímetros de silicio basados en diodos cilindricos. Se ha desarrollado un nuevo microdosímetro como el detector de base para las aplicaciones microdosimétricas. Estos dispositivos se fabrican en tres tipos de obleas de SOÍ con un sustrato de tipo n alta resistividad y con volúmenes activos de 6, 10 y 20 μιη de espesor, para cada tipo de oblea. Los electrodos colectores son columnas grabadas a través del silicio en lugar de ser implantes de superficie como en los diodos planos estándar, lo que permite una capacidad mucho menor y por lo tanto un ruido electrónico inferior en comparación con un sensor plano del mismo espesor. Los sensores están fabricados en instalaciones de sala blanca. La Figura 10 muestra la disposición esquemática de estos microdosímetros donde se muestran ios p-n electrodos y las tiras de metal que los conectan con ios contactos: el p-electrodo tienen un diámetro de 4 μιη y está rodeado de agujeros-n anillo de 3 μιη de espesor con 6, 10 y 20 μιη de profundidad (para cada tipo de oblea) distribuido en una geometría cuadrada. Una oblea contiene microdosímetros con emplazamientos de 25, 50, 100 y 200 μιη (siendo P la distancia entre p-columnas) y con un diámetro interno (D) de 9, 10, 15, 20 y 25 μιη, con el fin de incluir un mayor número de distribución de celdas y tamaños. El electrodo de tipo p es circular y se ha llevado a cabo una implantación iónica con boro (p+). Un anillo cilindrico se graba utilizando la técnica de grabado profundo por iones reactivos (DRIE), para después ser llenado parcialmente con polisilicio dopado con fósforo (n+) para formar la unión p-n. La parte superior de ios agujeros está metalizada con aluminio y cada electrodo está conectado con una línea de aluminio para proporcionar el contacto eléctrico.
Cada microdosímetro consta de 121 microsensores independientes dispuestos en una matriz cuadrada. Se desarrollaron tres tipos principales de estructuras de detectores: detector de pista (detector de pixel-array), detector de tira y detector de pixel. La configuración más sencilla es la de detector de pista en el que todos ios electrodos n+ están conectados al contacto n+ en un lado del sensor, mientras que todos ios electrodos p+ se conectan al contacto p+ en el lado opuesto, recogiendo de este modo toda la carga en todas las celdas de la unidad o volúmenes sensibles. En la configuración de la tira, los electrodos de tipo p consecutivos se alinean, lo que resulta en una franja de microsensores conectados en una fila. En la configuración de píxeles, aunque suela ser usual utilizar bump-bonded para la lectura del chip electrónico según la técnica fiip-chip, en este diseño cada microsensor se enruta a través de una línea de metal a una almohadilla de conexión para la lectura de microtiras electrónicas para hacer la lectura más fácil. Grabando con golpeteo el soporte de silicio de la oblea SO! desde e! lado posterior en este lado, se espera que se obtengan microsensores más finos para las tres configuraciones antes mencionadas. La Figura 11 muestra dos imágenes SEM de una obiea procesada que contiene algunos microsensores de píxeles.
Los microdosímetros están conectados a un sistema de electrónica de lectura apropiada para llevar a cabo las pruebas experimentales. Los resultados de la caracterización eléctrica de los primeros prototipos de tipo pista se desglosan a continuación.
Una prueba de funcionamiento inicial se llevó a cabo en la obiea. Las características de corriente frente a tensión inversa de los diodos fabricados se obtuvieron con una estación de sonda semiautomática y un Analizador de Parámetro Semiconductor HP4155. La Figura 12 muestra los resultados para algunos microsensores de tipo pista. Estos microdosímetros de tipo almohadilla tienen un canal de lectura, una superficie total de 2000 x 2625 im2 y sus microsensores se distribuyen en una cuadrícula de 11 x 11 píxeles. Las curvas I-V muestran un comportamiento típico del diodo. Los dispositivos son totalmente funcionales, ya que pueden estar predispuestos para revertir las tensiones superiores a agotamiento completo (<1V) y las corrientes de fuga son bajas.
En resumen, los microdosímetros innovadores descritos anteriormente basados en las estructuras 3D-cilíndricas con 8, 10 y 20 pm de espesor, y las dimensiones y campos variables, es decir, 9, 10, 15, 20 25 m de diámetro interno y con emplazamientos de 25, 50, 100 y 200 \¡ , han sido exitosamente fabricados. Estos primera generación de microdosimeters de tipo pista sobre la base de una estructura 3D cilindrica optimizada para crear microsensores muestra la viabilidad para bajar hasta el nivel del tamaño de celda promedio, y proporcionando así una medición más cercana del AE de silicio.
El uso de estos microdosímetros 3D podría mejorar la exactitud de ios cálculos RBE normalmente afectados por la incertidumbre inherente de simulaciones de Monte Cario, debido a la aproximación de la composición del material y las leyes físicas dependientes de la energía involucrada en estos cálculos.

Claims

REIVINDICACIONES
1. Microdosímetro que comprende un conjunto de celdas que forman una matriz caracterizado porque
- el sustrato donde está fabricada la celda es una oblea de semiconductor,
- la celda tiene un diámetro de entre 5 y 150 μιη y una profundidad de entre 1 y 300 μιη,
- la celda comprende un volumen-sensible a la radiación,
- el volumen-sensible se delimita mediante el grabado cilindrico 3D de uno de los componentes de, al menos, una unión PN,
-para la producción de una señal eléctrica leíble.
2. Microdosímetro según la reivindicación 1 en el que los componentes de la unión PN forman dos electrodos asimétricos con diferente espesor y/o forma.
3. Microdosímetro según cualesquiera de las reivindicaciones 1 y 2 caracterizado porque el substrato es una oblea de semiconductores de tipo Semiconductor sobre-Aislante, que comprende al menos uno de los materiales siguientes: Si, Ge, SiC, CdTe, CdZnTe, GaAs, B4C.
4. Microdosímetro según cualesquiera de las reivindicaciones 1 y 2 caracterizado porque el sustrato es una oblea estándar.
5. Microdosímetro según cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 4 donde la lectura de la señal eléctrica es de tipo continuo y/o independiente para cada una de las celdas.
6. Microdosímetro según cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 5 que comprende capas de diversos materiales equivalentes de tejido biológico.
7. Microdosímetro según cualesquiera de las reivindicaciones 1 a 6 que comprende un sistema de procesamiento de señal que obtiene magnitudes radiobiológicas mediante un algoritmo.
8. Microdosímetro según la reivindicación 7 donde el sistema de procesamiento correlaciona la variable medida por el microdosímetro, la energía depositada por radiación ionizante, ε, con magnitudes radiobiológicas como la del equivalente de dosis estimado H mediante un algoritmo que comprende correcciones geométricas y de tejido equivalente.
9. Microdosímetro según la reivindicación 8 donde el algoritmo comprende las siguientes etapas: a) medida de la altura de pulso o carga coleccionada en cada celda de la matriz del microdosímetro como espectro o distribución de altura de pulso en cada píxel del semiconductor que actúa como sustrato de la matriz que conforma dicho microdosímetro, b) asignación de dicha altura de pulso de la correspondiente energía depositada (ε) por la radiación en cada celda, c) cálculo de / , "longitud de cuerda media", definida como A-V
s siendo V el volumen-sensible microscópico irradiado y S el área de tal volumen,
_ ε
d) cálculo de la energía lineal, y, definido como y— ~j~ e) cálculo de su distribución de energía lineal, f(y),
f) cálculo de la distribución de dosis absorbida total en el semiconductor como
Figure imgf000031_0001
siendo y la frecuencia media de la energía lineal, calculada según:
Figure imgf000031_0002
g) corrección de equivalencia de tejido vía el factor de escala usando la relación de poderes de frenado del tejido y del semiconductor:
^Tissue
« Sil icón
i h) cálculo del equivalente de dosis estimada convolucionando los datos desde el apartado anterior con el factor de calidad, Q(LET) o Q(y)
■ dy
Figure imgf000032_0001
i) estimación de la eficacia radiobiológica relativa RBE, según:
Figure imgf000032_0002
10. Procedimiento de fabricación del microdosímetro definido en cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9 que comprende las siguientes etapas: preparación del substrato del semiconductor mediante procesos microelectrónicos o MEMS,
grabado cilíndrico-3D en el semiconductor,
creación de las metalizaciones sobre los motivos P+ y N+ para crear los electrodos para la lectura de la carga eléctrica.
11. Procedimiento según la reivindicación 10 donde en el paso a) se crea la componente central tipo P+ o N+ por difusión o implantación.
12. Procedimiento según la reivindicación 11 en el que el paso b) comprende un un grabado cilíndrico-3D con forma de anillo, centrado en el píxel de la celda, y se llena con polisilicio dopado o con polisilicio sin dopar que posteriormente se dopa con dopante tipo N+ o P+ respectivamente.
13. Procedimiento de fabricación según la reivindicación 10 donde en el paso a)
se difunde o implanta una componente tipo P+ o N+ o se hace un grabado cilíndrico-3D- anillo se rellena con polisilicio ya dopado o con polisilicio sin dopar y posteriormente éste es dopado tipo P+ o N+.
14. Procedimiento según la reivindicación 13 en el que en el paso b) comprende la formación de una columna cilíndrica-3D en el centro de la celda, cuyas paredes internas se rellenan con polisilicio ya dopado o con polisilicio sin dopar y posteriormente éste es dopado tipo P+ o N+
15. Procedimiento según las reivindicaciones 10 a 14 donde el proceso de grabado cilindrico comprende un proceso de haz reactivo por haz de iones o un proceso de grabado profundo por iones reactivos.
16. Procedimiento según las reivindicaciones 10 a 15 donde el proceso de grabado cilindrico comprende un proceso de adelgazamiento del sustrato mediante procesos de grabado químico o ión reactivo.
17. Uso del microdosímetro definido en las reivindicaciones 1 a 9 para detección de radiación en el campo de la aplicación médica.
18. Uso según la reivindicación 17 en hadronterapia.
19. Uso según cualesquiera de la reivindicaciones 17 a 18 para la realización de medidas a nivel de superficie de la piel y/o en una interfaz biológica, y/o a una cierta profundidad como debajo de la piel o el tejido irradiado.
20. Uso según cualesquiera de las reivindicaciones 17 a 19 del microdosímetro acoplado a un material equivalente a tejido que simulase tejido biológico específico incluyendo agua, hueso y/o músculo.
21 . Uso según cualesquiera de las reivindicaciones 17 a 20 en otros campos derivados de otros entornos de radiación, como neutrones secundarios generados en radio/hadronterapia.
22. Uso según cualesquiera de las reivindicaciones 17 a 21 en campos mixtos de radiación, incluyendo protección radiológica en uso personal y monitorización de área, para sistema portátiles, y en el campo de la aplicación aerospacial.
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