WO2011019303A1 - Многоэлементный детектор рентгеновского излучения, редкоземельный рентгенолюминофор для него, способ формирования многоэлементного сцинтиллятора и детектора в целом - Google Patents

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

Info

Publication number
WO2011019303A1
WO2011019303A1 PCT/RU2010/000449 RU2010000449W WO2011019303A1 WO 2011019303 A1 WO2011019303 A1 WO 2011019303A1 RU 2010000449 W RU2010000449 W RU 2010000449W WO 2011019303 A1 WO2011019303 A1 WO 2011019303A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
ray
phosphor
elements
detector
scintillator
Prior art date
Application number
PCT/RU2010/000449
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
WO2011019303A4 (ru
Inventor
Наум Петрови СОЩИН
Владимир Николаевич УЛАСЮК
Original Assignee
Закрытое Акционерное Общество "Hayчнo-Пpoизвoдcтвeннaя Коммерческая Фирма "Элtah Лtд"
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Закрытое Акционерное Общество "Hayчнo-Пpoизвoдcтвeннaя Коммерческая Фирма "Элtah Лtд" filed Critical Закрытое Акционерное Общество "Hayчнo-Пpoизвoдcтвeннaя Коммерческая Фирма "Элtah Лtд"
Priority to CA2771063A priority Critical patent/CA2771063A1/en
Priority to JP2012524673A priority patent/JP5896904B2/ja
Priority to EP10808420.3A priority patent/EP2466336A4/de
Priority to US13/390,323 priority patent/US8445856B2/en
Priority to IN1934DEN2012 priority patent/IN2012DN01934A/en
Priority to CN201080046176.0A priority patent/CN102763004B/zh
Publication of WO2011019303A1 publication Critical patent/WO2011019303A1/ru
Publication of WO2011019303A4 publication Critical patent/WO2011019303A4/ru

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20187—Position of the scintillator with respect to the photodiode, e.g. photodiode surrounding the crystal, the crystal surrounding the photodiode, shape or size of the scintillator
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09K—MATERIALS FOR MISCELLANEOUS APPLICATIONS, NOT PROVIDED FOR ELSEWHERE
    • C09K11/00—Luminescent, e.g. electroluminescent, chemiluminescent materials
    • C09K11/04—Luminescent, e.g. electroluminescent, chemiluminescent materials containing natural or artificial radioactive elements or unspecified radioactive elements
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C09—DYES; PAINTS; POLISHES; NATURAL RESINS; ADHESIVES; COMPOSITIONS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; APPLICATIONS OF MATERIALS NOT OTHERWISE PROVIDED FOR
    • C09K—MATERIALS FOR MISCELLANEOUS APPLICATIONS, NOT PROVIDED FOR ELSEWHERE
    • C09K11/00—Luminescent, e.g. electroluminescent, chemiluminescent materials
    • C09K11/08—Luminescent, e.g. electroluminescent, chemiluminescent materials containing inorganic luminescent materials
    • C09K11/77—Luminescent, e.g. electroluminescent, chemiluminescent materials containing inorganic luminescent materials containing rare earth metals
    • C09K11/7783—Luminescent, e.g. electroluminescent, chemiluminescent materials containing inorganic luminescent materials containing rare earth metals containing two or more rare earth metals one of which being europium
    • C09K11/7784—Chalcogenides
    • C09K11/7787—Oxides
    • C09K11/7789—Oxysulfides

Definitions

  • the invention relates to x-ray technology and medical diagnostics, which are associated with methods for producing and visualizing x-ray radiation in a wide energy range from 5 keV to 200 keV.
  • a specific use of the invention is contemplated in medicine in the control and analysis of pathological changes in a living organism. This is the field of medicine - radiology, which began development from the beginning of the 20th century immediately after the discovery by the German physicist K. Roentgen of the penetrating radiation named after him.
  • the invention can also be used in a high-speed short-time streaming method of prophylactic examination of patients, where it is necessary to detect obvious pathologies of the human body.
  • the invention can be used in dentology, where the condition of the jaw tract of the human body is examined using x-ray radiation.
  • the invention is of great importance for mammology, the branch of radiology that examines abnormalities in the tissues of the mammary gland of the female body.
  • the invention should find application in flaw detection, in various non-destructive testing systems, for example, welds of various pipeline systems. It is very important to use the invention in the quality control of equipped ammunition, where the proposed detector using x-ray radiation is the practical only option for controlling the reliability of the assembly of ammunition.
  • the invention may find widespread use in customs control systems of oversized cargo in rail, air and sea transport.
  • the current state of the art The first x-ray machines appeared in the 20s of the 20th century and included an x-ray source and a receiver of this radiation.
  • X-ray sources according to the physical principle of their creation for this time did not change much: an electron beam accelerated to high energies in a vacuum device bombards a metal anticathode, usually made of tungsten W or Mo, less often copper Cu.
  • the resulting inhibitory X-ray radiation is filtered to give it monochromaticity and, through special materials transparent to this radiation (for example, beryllium foil), is removed outside the device.
  • the x-ray beam formed in this case has a diameter from several millimeters to tens of centimeters. In the path of this beam are usually opaque structures to be monitored, or medical patients.
  • the emulsion layers made on the basis of silver halides were the only source of visualizing changes in the density of X-ray quanta in the beam.
  • their low density (2-3 g / cm 3 ) and low sensitivity of silver halides to x-ray radiation required significant exposure doses, which was extremely undesirable in medicine.
  • the first technical devices to significantly reduce the dose for irradiated patients were reinforcing x-ray screens.
  • the amplifying screen was a thin layer of an X-ray phosphor emitting under the action of X-rays.
  • the cassette used for this usually included the front one (thinner in the number of X-ray phosphors) and rear (almost completely X-ray-trapping) screens, as well as a photosensitive film.
  • the main material for X-ray phosphors in the reinforcing screens was calcium tungstate CaWO 4 whose high gravitational density and average conversion efficiency (6.0-8.0%) served as standards in choosing the optimal compositions of X-ray phosphors.
  • the basic requirements for the chemical compositions of X-ray phosphors were formulated as follows:
  • X-ray diffraction the basis of which was the direct interaction of X-ray radiation with biological tissues of a living organism (as in medical X-ray diagnostics) or with details of complex systems and compounds (as in X-ray defects), made it possible to achieve the following image parameters both on photographic film and on the transparent screen:
  • This new phase of fluoroscopy in real time continues to this day. This phase includes:
  • the small thickness of the phosphor layer Gd 2 O 2 SiTb allowed using only low accelerating stresses on the x-ray tube, for example, 45 keV, which is sufficient only for dental examination of the jaw tract of the patient.
  • the known prototype detector has a number of significant disadvantages.
  • a small range of energies of exciting x-ray radiation from 35 keV to 60 keV, which is not enough to view all known medical pathologies.
  • high doses of radiation exposure amounting to dozens of X-rays when examining complex pathologies, especially with the use of radiopaque substances.
  • a veil will be superimposed on the image due to the heterogeneity of each individual detector structural element.
  • the complex of disadvantages of the known X-ray detector including the low energy range of the detector, the unevenness of its field of view, low hydrolytic and atmospheric stability of the known detector design allow us to formulate the main goals and directions for creating the proposed X-ray detector.
  • the main objective of the invention is to provide a multi-element x-ray detector with high contrast for the resulting integrated image with information reading using a matrix system of silicon photodiodes.
  • the aim of the proposed invention is also the creation of a wide-range energy used x-ray device capable of operating with different voltages on the x-ray emitter (tube).
  • One of the main objectives of the invention is to create a kit or set of multi-element detectors, differing in resolution, but having equal characteristics in contrast and contrast transfer function.
  • an X-ray matrix detector including a flat multi-element scintillator that converts X-ray radiation into visible light incident on the outer surface of the scintillator, and a photodetector array that converts luminescent radiation emerging from the inner surface of the scintillator into an electrical signal characterized in that the luminescent scintillator is made in the form of a discrete set of heterophase lumin of natural elements placed in cells of a grid made of an X-ray absorbing metal that reflects light, the step, cross-section, and thickness of the bridge of which have the geometric dimensions of each individual luminescent element and coincide with the step of the photodetector array, while the back surface of the indicated metal grid contains a mirror a reflective layer, while a multi-element photosensitive semiconductor matrix is formed on the front surface, each element of which is located in -static contact with luminescent detector elements simultaneously excited X-ray energy from 30 to 140 keV.
  • the figure 1 presents the dependence of the intensity of x-ray luminescence for various compounds, which include ions Gd, O, S, Ta, Lu. In this case, energy jumps are visible on the internal K-orbits of the electrons of the atoms of the substance.
  • the figure 2 presents a structural diagram of the proposed device, from which it follows that the device includes a multi-element scintillator 1, consisting of an orthogonal metal mesh of interwoven wires 2, in the cells of which 3 are heterophase elements 4, including material luminescent under the action of x-ray radiation (X-ray phosphor )
  • the inset to figure 2 shows the structure of one mesh metal cell.
  • a heterophase scintillator element 4 consisting of a translucent polymer 5 with X-ray phosphor grains distributed in it 6.
  • a matrix 7 of semiconductor photodiode elements adjoins the scintillator surface 7, including silicon photodiodes 8 and a control electrode system placed on the substrate 9.
  • On the external scintillator surface is a two-layer mirror reflective coating 10 with a thickness of up to 0.6 ⁇ m, transparent to x-ray radiation.
  • a cover glass 12 is used, fastening all the working layers of the detector with a polymer coating 11.
  • 3 shows cast film coatings for an X-ray scintillator.
  • Figure 4 is a micrograph of an X-ray phosphor grain.
  • the figure 5 presents a photograph from the screen of the proposed detector.
  • a metal grid dividing a continuous layer of a phosphor into a mosaic multielement element, significantly increases the image contrast at the detector by a factor of 1.5–2.
  • the X-ray detector characterized in that its X-ray sensitive layer is made in the form of a mosaic formed from a layer of X-ray phosphor with a metal grid made of elements with atomic numbers from 24 to 74.
  • the x-ray radiation that occurs when the electron beam of the tube is braked comes out through a vacuum-tight window made of beryllium foil.
  • High-energy x-ray radiation passes through a specular reflecting layer on the surface of the detector and enters the grains of x-ray phosphor.
  • This initial x-ray radiation in its path in the layer of phosphor grains creates primary K-electrons, then collective energy vibrations - plasmons, which decay into electron-hole pairs (e + p), interacting directly with the ions of activators and sensitizers, which form the basis of the grain of the phosphor.
  • the distance in the scintillating target, which passes the primary X-ray quantum is from 20 to 200 ⁇ m and is determined not only by the initial energy E peHt5 but also by the density of the grain material of the applied X-ray phosphor .
  • the excited active ion (activator) located in the bulk of the X-ray phosphor material is usually ionized under the influence of an electron-hole pair, i.e. changes its initial oxidation state.
  • the active ion Eu +3 absorbs an electron:
  • N Ep / ⁇ pr, where Ep is the initial energy of the quantum and ⁇ modifierr is the plasmon energy.
  • This advantage is realized in a multi-element detector, characterized in that its back side is covered with a two-layer mirror metal film with a thickness of 2000 A to 6000 A, while there is a layer of metallic silver directly up to 1000 A thick on top of which a mirror layer of aluminum with a thickness of up to 5000 A.
  • the reflection of the proposed two-layer film is 88-92% in comparison with 82% of a single-layer Al coating, which is usually used in the technology of electron beam devices.
  • the indicated advantage is realized in the proposed detector design, the turns of the grid of which are coated with a mirror metallic silver layer up to 2000 A thick, formed on the grid by a galvanic or vacuum method.
  • a grid is a structural element consisting of metal wires in contact with each other, located perpendicular to each other. According to the technological method of manufacturing the mesh are woven, those that are produced on looms and have the main thread and wefts perpendicular to it.
  • the grid has a number that usually indicates the nominal number of warp wires per 1 centimeter of mesh. The nominal diameter of the wire used, usually in fractions of a millimeter, is indicated.
  • An important parameter of the grid is the mesh size "in the light", that is, that linear space that is not occupied by the turns of the grid. If the area of this space is considered, then such a parameter is called the "living section of the grid in%".
  • this grid the same wire with a diameter of 0.10 mm was used for the warp and weft.
  • the mesh size in the light for the specified wire is 0.400 mm base and weft.
  • the "live section" of the square grid cell will be equal to 64%, which indicates that 64 percent of the light or penetrating radiation entering the surface will pass through the grid.
  • live section is a distinctive feature of our design of a multi-element detector.
  • “live sections” of metal grids range from 25% to 50%.
  • mesh 1 of wire with a diameter of l mm has a mesh size in the light of 9 mm and a “live section” of 81.90%.
  • such coarse-grained grids are difficult to use for the present invention due to the low resolution of the reproducible detector.
  • the net is usually delivered in roll form when its web is wound into a cylinder. After unwinding, the mesh is mechanically straightened, and working canvases are cut from it.
  • the brightness of the glow is proportional to the "live section" of the metal mesh
  • the scintillator radiation intensity decreases with the number of turns of the metal mesh by 1 millimeter
  • the proposed metal mesh cloths can increase the contrast of the image by 1.5-2 times, and woven mesh made of tungsten increase this parameter by 2.5-3 times.
  • a significant increase in the volumetric concentration of the polymer in the heterophase medium over 75-80% is highly undesirable.
  • the detection coating obtained in this way has a strictly specified thickness, for example, from 40 to 120 ⁇ m.
  • the injection method is used in its manufacture, which consists in distributing a liquid suspension of X-ray phosphor in a polymer binder solution, while polycarbonate with a molecular weight is used as such a polymer
  • M I 0000-15000 carbon units dissolved in an organic low-boiling solvent, for example, methylene chloride, with a content of X-ray phosphor in suspension from 20 to 40% by weight of the polymer.
  • organic low-boiling solvent for example, methylene chloride
  • An important feature of the proposed injection method for forming a detector phosphor coating directly into the volume of the mesh web is the preservation of high flexibility throughout the design of the detector, containing a mesh cloth with X-ray sensitive elements of the detector inside each mesh aperture.
  • Figure 3 shows various test elements of detector elements. We have made detector coatings on mesh webs with a wire thickness of 100 microns, with a wire thickness of 120 microns, and wire thicknesses of 150 and 200 microns.
  • the detector multi-element coating in height ranged from 80% of the thickness of the grid fabric (when fully filled) to 30% of the total thickness, while the inner surface had a recess, while the outer surface in contact with the layer of silicon photodiodes was almost flat, without recesses.
  • the closest in crystal chemical properties to the proposed ion composition are multi-ligand oxysulfoselenides, the composition of which is additionally introduced ligand ions from the group F "1 , SG 1 , Br “ 1 , J “1 , N “ 3 .
  • the proposed composition of the X-ray phosphor provides, with a reduced thickness, an energy efficiency of up to 24% (absolute) for an initial X-ray beam energy of 80 keV. Due to the fact that the radiation spectrum of the proposed phosphor is in the red region of the visible spectrum and is optimally matched with the sensitivity spectrum of silicon photocells, the latter generate a 1.8-2 times higher current signal.
  • EHaI F "1 and / or SG 1 and / or Br " 1 and / or J "1 ,
  • composition of the proposed material includes more than 10 elements, then it is necessary to propose a technological method of manufacturing such a material, eliminating the product heterogeneity by the concentration of its constituent elements, allowing for a short time to synthesize a compound including all the necessary chemical elements with the necessary chemical strength and stability whole.
  • a distinctive feature of the proposed method for producing rare-earth retgenoluminophore is its temporary and temperature multi-stage using various chemicals at each stage of the combined process.
  • a feature of the proposed synthesis process is the production of volumetric morphology of rare-earth X-ray phosphors.
  • One of the variants of such grains is presented in figure 4, from which follows a high uniformity of the obtained grains, their high optical transparency and equiaxiality.
  • a thin translucent coating based on zinc silicate ZnO-SiO 2 with a thickness of 40 nm to 100 nm is formed on the grain surface of the proposed X-ray phosphor.
  • This coating is continuous and provides protection of grains from interaction with H 2 O and active gases.
  • the presence of a film of zinc silicates ensures good flowability of the powder of the X-ray phosphor and the absence of agglomerates of two or more particles in it.
  • the thus obtained high values of the bulk density of the X-ray phosphor also make it possible to increase the integral brightness value of the glow of the multi-element X-ray image detector.
  • the value of the integrated brightness of the layer measured by us at an X-ray beam energy of 80 keV, exceeded 4 cd / m.
  • the next structural element of the proposed new device are photodiodes connected in the form of an electric matrix and having p-rows and m-columns.
  • the matrix of 256 * 256 elements completely covers all the needs of dentology. These matrices can already be used in mammology from 256 * 256 to 512 * 512 and for research other objects 1024 * 1024 elements. From the same sizes, such matrices are sufficient for most radiological studies in the clinic of children under 10 years old.
  • the largest matrices are 3072 * 3072 (square), 2048 * 4096 (rectangular).
  • the total viewing field of such wide-format matrices is up to about 440 * 440 mm, which significantly exceeds the fields available for x-ray image intensifier tubes (200 * 200 mm)
  • the photosensitive elements can be made in the form of a matrix of various chemical elements.
  • photosensitive matrices based on elemental Se selenium were used. This material is easily amenable to vacuum evaporation ( Tsp ⁇ 600 0 C) and allows fabrication of structures for screen spraying with high definition up to 2000 elements on one side.
  • the integrated photosensitivity was units of lux per 1 cm 2 , which requires a very large amount of light emitted by an X-ray phosphor.
  • the low sensitivity of the selenium layer required a significant operating current in the x-ray tubes (emitter) and led to a significant radiation re-exposure of patients.
  • the second stage is the process of photolithography on the surface of polysilicon.
  • the primary layer of photoresist is applied to the surface by centrifugation. After polymerization of the photoresist layer, the ingredients present in its volume give it photosensitivity
  • the next step is the opening of a layer of silicon dioxide. This process is usually carried out in an atmosphere of EDF or fluorinated plasma of hydrogen halides in special installations.
  • Gaseous SiF 4 formed during etching of silicon dioxide is easily removed and channels are opened in the silicon dioxide layer, for subsequent etching directly of silicon.
  • the next step is the etching of the silicon coating. It is carried out either electrochemically or by deep ion-reactive etching (DRIE technology).
  • DRIE deep ion-reactive etching
  • the primary network of silicon dioxide serves as a barrier to the direct etching of the film polycrystalline silicon.
  • the etched channels and bulk polysilicon regions in this case form the structure of the photodetectors of the scintillation detector.
  • the next stage is, according to "Stageipt-x", the deposition of a film of scintillating substance on the formed structure of a silicon multi-element matrix.
  • we made the choice of the optimal polymer that forms the basis of the detector, as described previously from radiation-resistant polycarbonate. This polymer withstands heating to T 400 0 C without destruction.
  • a very important advantage of polycarbonate is its high radiation resistance with respect to various types of penetrating radiation, including x-ray radiation.
  • the final stage of formation of the photosensitive matrix according to S redesignipt is its passivation, that is, silicon coating with a protective layer transparent for scintillator radiation.
  • the outer side of the grid fabric is covered with a thin layer of translucent adhesive, which allows to fix the overlap and alignment of the matrix fabric of the LEDs and the wire fabric of the mesh scintillation detector.
  • the assembled bag is then stacked on a movable web of the casting unit, through which a polycarbonate suspension of an X-ray phosphor is poured into the cells of the wire web through a die.
  • the detector has the necessary parameters for high x-ray sensitivity and brightness of the reproduced image.
  • a multi-element detector characterized in that the formation of the X-ray sensitive layer is carried out directly on the silicon photocell layer, on top of which a grid metal web is fixed in such a way that the optical centers of the photocells are located on the lines passing through the center of live cross-section of each grid cell.
  • the multilayer silicon and polymer scintillator structure thus obtained is prepared for testing.
  • the switching wiring of the LED matrix is cleaned up and a large number of contact wires are collected in the connectors.
  • the connectors are fixed on the periphery of the device in special sockets.
  • a metal circular stencil is used, the sectors of which have different dimensional cells.
  • the figure 5 shows a photograph from the screen of the proposed multi-element detector with a diameter of the Central circle of 120 mm As follows from the photograph, the resolution of the proposed design exceeds the value of 4 line pairs per 1 mm.
  • the full contrast range of the device exceeds 50%, and the optimization of the composition of the phosphor material, its thickness and the parameters of the woven metal mesh fabric is accompanied by almost complete alignment and a decrease in the brightness of the luminous background of the device.
  • This advantage is realized in the proposed multi-element detector, characterized in that the contrast of the image created by it exceeds 50% with a resolution of more than 4 pairs of lines per 1 mm. Similar images without imposing an unwanted spurious glow were not found in the cited literature.
  • the development and technological reproduction of the proposed detector is a very complex manufacturing process for products of high quality level.
  • the manufacture of the proposed detectors is scheduled for 2010.

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Inorganic Chemistry (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Luminescent Compositions (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Organic Low-Molecular-Weight Compounds And Preparation Thereof (AREA)

Abstract

Изобретение относится к рентгенотехнике и медицинской диагностике, в гамма- дефектоскопии различных изделий и трубопроводных систем. Технический результат - повышение контрастности получаемого интегрального изображения. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения состоит из плоского многоэлементного сцинтиллятора, который выполнен в виде дискретного набора гетерофазных люминесцирующих элементов, размещенных в ячейках сетки, выполненной из поглощающего рентгеновское излучение и отражающего свет металла, шаг которой совпадает с шагом матрицы фотоприемников. Металлическая сетка, образующая многоэлементный люминесцентной сцинтиллятор, выполнена из элементов с атомным номером от N=26 (железо) до N=74 (вольфрам), имеет посеребренные витки и отделяет оптически друг от друга элементы сцинтиллятора. Витки сетки имеют диаметр от 0,06 мм до 0,16 мм, площадь живого сечения сетки составляет от 45% до 82%. Сцинтиллятор состоит из рентгенолюминофора на основе многолигандного оксисульфида rадолиния-лютеция-европия с введенными в состав висмутом и рением, а также фтором, хлором, бромом и йодом. Процесс синтеза проводят в две стадии. На первой стадии формируют оксигалоrениды элементов, составляющих катионную подгруппу путем взаимодействия исходных соосажденных оксидов РЗЭ, Bi и Re с галогенидами аммония. После чего получаемый продукт подвергается повторной термической обработке в расплаве щелочных халькогенидов.

Description

Многоэлементный детектор рентгеновского излучения, редкоземельный рентгенолюминофор для него, способ формирования многоэлементного сцинтиллятора и детектора
в целом
(Мultiеlеmепt dеtесtоr оf х-rау rаdiаtiоп, гаге еаrths х-rау рhоsрhоr fоr it, а wау оf fоrmаtiоп multiеlеmепt sсiпtillаtоr апd thе dеtесtоr аs а whоlе) Область техники. Изобретение относится к рентгенотехнике и медицинской диагностике, которые связаны с методами получения и визуализации рентгеновского излучения в широком диапазоне энергий от 5 кэВ до 200 кэВ. Конкретное использование изобретения предполагается в медицине при контроле и анализе патологических изменений в живом организме. Это область медицины - рентгенология, начала развитие с начала 20 века сразу после открытия немецким физиком К.Рентгеном проникающего излучения, названного его именем.
Изобретение может быть использовано также в скоростном коротко- временном потоковом методе профилактического осмотра пациентов, где необходимо обнаружить явные патологии организма человека. Изобретение может быть использовано в дентологии, где производится с помощью рентгеновского излучения обследование состояние челюстного тракта организма человека. Существенное значения имеет изобретение для маммологии, отрасли рентгенологии, исследующей нарушения в тканях молочной железы женского организма. Наряду с широким использованием в медицине изобретение должно найти применении в дефектоскопии, в различных системах неразрушающего контроля, например, сварных швов различных трубопроводных систем. Очень важным является использование изобретения при контроле качества снаряженных боеприпасов, где предлагаемый детектор с применением рентгеновского излучения является практический единственным вариантом контроля надежности сборки боеприпасов.
Изобретение может найти широкое использование в системах таможенного контроля габаритных грузов на железнодорожном, авиационном и морском транспорте.
Подобное широкое использование изобретения связано не только с актуальностью проблем диагностики и неразрушающего контроля, но также и необычным сочетанием в изобретении современного материаловедения сцинтиллирующих материалов с новейшими матричными полупроводниковыми системами съема информации с последующей компьютерной обработкой ее и документированием. Предлагаемое устройство, безусловно, принадлежит к области высоких технологий.
Существующее положение техники. Первые рентгеновские аппараты появились в 20-х годах 20 века и включали источник рентгеновского излучения и приемник этого излучения. Источники рентгеновского излучения по физическому принципу их создания за это время изменились не сильно: ускоренный до высоких энергий электронный пучок в вакуумном приборе бомбардирует металлический антикатод, обычно изготавливаемый из вольфрама W или Mo, реже из меди Cu. Возникающее тормозное рентгеновское излучения фильтруется для придания ему монохроматичности и через специальные прозрачные для этого излучения материалы (например, бериллиевую фольгу) выводится вовне прибора. Образованный при этом рентгеновский пучок имеет диаметр от нескольких миллиметров до десятков сантиметров. На пути этого пучка находятся обычно непрозрачные конструкции, подлежащие контролю, или медицинские пациенты.
Длительное время единственным источником визуализации изменения плотности рентгеновских квантов в пучке являлись фотоэмульсионные слои, изготавливаемые на основе галогенидов серебра. Однако их небольшая плотность (2-3 г/см3) и низкая чувствительность галогенидов серебра к рентгеновскому излучению требовали значительных экспозиционных доз, что в медицине было крайне нежелательным.
Первыми техническими устройствами, позволившими существенно снизить дозы для облучаемых пациентов, явились усиливающие рентгеновские экраны. При этом, физически изменяя энергию кванта, воздействующего на фотоэмульсию, усиливающий экран представлял собой тонкий слой излучающего под действием рентгеновских лучей рентгенолюминофора. В комплект используемой при этом кассеты обычно входили передний (более тонкий по количеству рентгенолюминофора) и задний (практический полностью задерживающий рентгеновское излучение) экраны, а также фоточувствительная пленка.
Длительное время основным материалом для рентгенолюминофоров в усиливающих экранах служил вольфрамат кальция CaWO4 высокая гравитационная плотность которого и средняя по значению конверсионная эффективность (6,0-8,0%) служили эталонами при выборе оптимальных составов рентгенолюминофоров. Основные требования к химическим составам ренгенолюминофоров формулировались следующим образом:
- средний атомный номер вещества N - более 40 атомных единиц,
- гравитационная плотность более 4,5 г/см3
- энергетический выход рентгенолюминесценции > 6%
- длительность послесвечения менее 1* 10"3 сек.
- положение спектрального максимума излучения λ > 400 нм.
Рентгенография, основой которой стало непосредственное взаимодействие рентгеновского излучения с биологическими тканями живого организма (как в медицинской рентгенодиагностике) или с деталями сложным систем и соединений (как в peнтгeнoдeфeктocкoпии)пoзвoлилa при этом добиться следующих параметров изображения как на фотопленке, так и на просветном экране:
- разрешающая способность 1-0,6 мм/на одну пару линий;
- контраст, отношение яркостей темных и светлых полей по отношению к фону, не выше 30%;
- различимость мелких деталей размером в 650-800 мкм; - длительность послесвечения на уровне 1-Ю"3 с.
Необходимо отметить, что лучевые нагрузки на пациента были очень велики даже для того времени (от 1,0 до 10,0 рентген при обследовании, например, желудочного тракта) [1].
Невысокие параметры рентгенодиагностики в 40-70 гг. привели к необходимости создания методов диагностики на других физических принципах, поэтому в 1965 году [2] впервые были созданы эффективные РЭОП, системы с первичными преобразованием рентгеновского излучения в свет, который затем многократно усиливался и мог трансформироваться в малокадровое телевизионное изображение [2]. В качестве первичного преобразователя в первых РЭОП, использовались галогенидные люминофоры, например, водорастворимый йодистый цезий, что существенно усложняло и без того непростую технологию получения этих очень необходимых приборов.
В это же время появился метод скоростной рентгеновской флюорографии, где изображение с большого просветного люминофорного экрана переносилось с помощью светосильных оптических объективов на кинопленку. Преимущество этих систем проявлялось при необходимости быстрого и массового осмотра больших количеств пациентов. С помощью флюорографии обнаруживались только очень объемные патологические очаги человеческого организма.
С середины 70 годов начинается эра редкоземельных рентгенолюминофоров [4], первоначально из оксисульфидов Y2O2SiTb, Gd2O2SiTb, а затем из оксибромида LaOBr. Основные достижения и проблемы этого периода развития в области материалов и экранов для рентгенографии были приведены в обзоре [5].
Важным научным результатом материаловедческого этапа развития рентгенографии было уточнение требований к типу химической связи матрицы рентгенолюминофора, а также достижение очень высоких экспериментальных значений энергетических выходов свечения при рентгено- или гамма-возбуждении (например, 22% для Y2O2SiTb), что до того считалось невозможным.
Сравнение по ряду La2O3-La2O2S-LaOBnTb указывало на значительную роль ковалентной составляющей химической связи в матрицах люминофоров, которые до этого имели преимущественно ионную связь. На основе исследований и обобщений [6] можно составить следующую таблицу параметров для рентгенолюминофоров.
Таблица 1
Figure imgf000008_0001
Показательно, что этот период развития рентгенографии позволил в 3-4 раза снизить нагрузки на пациентов, особенно, в детской рентгенологии. Одновременно в связи с существенно возросшим показателем поглощения рентгеновских лучей в рентгеночувствительном материале удалось перейти к использованию не традиционно крупно-, а среднедисперсных зернистых материалов в рентгеновских экранах, что одновременно позволило на 20-40% повысить разрешающую способность усиливающих экранов. Этого оказалось достаточным, чтобы на пределе чувствительности глаза различать микро-кальцинатные образования в тканях груди у женщин. Наступил этап интенсивного развития маммографии в качестве профилактического направления практической рентгенографии.
В это же время специалистами "PHILIPS" была предложено использовать в экранах РЭОП, столбчатые рентгеночувствительные покрытия из CsJ:Tl, преимущество которых заключалось в полном отсутствии светового рассеяния квантов рентгенолюминесценции вследствие эффекта светопроводности в столбчатых микрокристаллах иодида цезия. По качеству изображения эти приборы не уступали последующим более дешевым серийным приборам, выпускавшимся на основе оксисульфида гадолиния. На РЭОП оказалось возможным наблюдать динамику взаимодействия мягких тканей организма с рентгеноконтрастными веществами, например, подобным сульфату бария или танталату гадолиния GdTaO4 (фигура 1), что позволяло локализовать язвенные и другое патологии в организме пациента. Яркость экранов рентгенотехники с использованием РЭОП возросла и вышла на порог непосредственного документирования (уровень яркости в 2-3 кд/м ) с помощью оптического переноса изображения или усиливающего ЭОП также с применением ПЗС матрицы [6].
При этом удалось уменьшить энергетический предел фиксации мягкого рентгеновского излучения с энергией от E=IOO-IOOO эВ, что было использовано на аппаратах дальнего космоса [6].
Появление высокочувствительных ПЗС матриц с порогом менее 10"2 люкс по свету привело к началу разработок современных цифровых рентгеночувствительных устройств [7], в которых изображение на твердом носителе формировалось одновременно за короткое время в процессе исследования пациента.
Этот новый этап рентгеноскопии в режиме реального времени продолжается и до сих пор. Этот этап включает:
- оптимизацию дисперсности наиболее эффективного материала из
Figure imgf000010_0001
- подбор композиций на основе этого люминофора [9];
- создание рентгеновских микродетекторов [10];
- усовершенствование кремниевых матриц [11];
- один из первых вариантов цифровых рентгеновских детекторов [12];
- цифровой рентгеновский детектор [13];
- использование белых отражающих покрытий из Ta2O5 в [14];
- использование оптически прозрачной керамики из Lu2O3Eu для нового рентгеновского детектора [15].
Ближайшей по времени публикацией по указанной тематике и аналогом нашего изобретения является статья корейских авторов [16], в которой впервые предложена конструкция и технология изготовления многоэлементного рентгеночувствительного слоя из Gd2O2SiTb5 содержащегося в полиэтиленовой прессовке, элементы которой покрыты зеркальным слоем из Cr-Al (толщиной 6000 А). Авторы отмечают 1,5-2 кратную потерю интенсивности излучения рентгенолюминофора в сравнении со сплошным слоем люминофора. При этом, однако, функция передачи модуляции в изображении, полученном на структурированном образце рентгеночувствительного экрана, несколько возрастает и имеет несколько экстремумов на частотах, близких к геометрическому размеру элементов в экране.
Несмотря на ряд преимуществ описанного в [16] детектора, таких как уменьшение общего фона рентгеновского излучения, попадающего только на пикселированный (многоэлементный) сцинтиллятор, предложенная конструкция имела ряд существенных недостатков:
- уменьшение интенсивности излучения многоэлементного экрана из Gd2O2S :Tb;
- небольшая толщина слоя рентгенолюминофора, что позволяет рентгеновскому излучению попадать непосредственно на структуру из фотодиодов и служить причиной их деградации;
- сложность получения микроформатного многоэлементного детектора из-за процессов фотолитографии, поэтому на фотографии в оригинальной статье изображен только небольшой образец предлагаемого экрана размером 2*3 см;
- низкий контраст изображения на слое сцинтиллятора, для возможного увеличения которого последний дополнительного покрывается графитовой чернящей сеткой;
- небольшая толщина слоя люминофора Gd2O2SiTb позволяла использовать только низкие ускоряющие напряжения на рентгеновской трубке, например, 45 кэВ, что достаточно только для дентологического исследования челюстного тракта пациента.
Эти недостатки были явно учтены в публикации [17], взятой нами в качестве прототипа изобретения, авторы которой предлагают вернуться к излучателю из CsJiTl с толщиной каждого излучающего столбика в 4-7 мкм. Элементы из подобных структур размером до 16 мм составляли полный сцинтиллятор. Авторы утверждают, что предлагаемый ими детектор имел значение функции передачи модуляции MTF=40% при разрешающей способности 4 пары линий/мм и MTF= 10-20% при возможном увеличении разрешающей способности устройства до 8 пар линий/мм с одновременной потерей контраста изображения.
Несмотря на преимущество в виде высокой квантовой обнаружительной способности DQL=0,28, даже, по мнению авторов, использование CsJ:Tl не всегда является эффективным вследствие дефектов в микрокристаллах. При этом возникающие проблемы с увеличением дозы облучения пациентов, как утверждают авторы, только частично могут быть возмещены высокой разрешающей способностью детектора.
Несмотря на ряд неоспоримых преимуществ предлагаемого детектора-прототипа, таких, как высокие квантовая обнаружительная способность, что особенно проявляется при низких энергиях рентгеновского излучения, известный прототип имеет ряд существенных недостатков. Прежде всего, небольшой диапазон энергий возбуждающего рентгеновского излучения от 35 кэВ до 60 кэВ, что недостаточно для просмотра всех известных медицинских патологий. Во-вторых, высокие дозы радиационного облучения, составляющие десятки рентген при осмотре сложных патологий, особенно с использованием рентгеноконтрастных веществ. В-третьих, в связи с небольшими размерами каждого отдельного структурного элемента детектора (16 мм) на изображение будет накладываться вуаль, образующаяся из-за неоднородности каждого отдельного структурного элемента детектора.
В-четвертых, гидрофильно сть и высокая температурная чувствительности йодистого цезия CsJ:Tl требуют тщательной герметизации элементов детектора и защиты их от влаги, что является сложной проблемой вследствие небольших размеров элементов детектора. В-пятых, необходимо отметить, что получение столбчатых структур из CsJ с активацией их чрезвычайно токсичным таллием Tl является экологически сложной проблемой, решаемой только при использовании современных помещений с замкнутой очищаемой атмосферой.
Таким образом, комплекс недостатков известного рентгеновского детектора, включающих невысокий энергетический диапазон работы детектора, неравномерность его поля зрения, низкую гидролитическую и атмосферную устойчивость известной конструкции детектора позволяют сформулировать основные цели и направления создания предлагаемого детектора рентгеновского излучения.
Цель изобретения Основной целью изобретения является создания многоэлементного детектора рентгеновского излучения с высокой контрастностью получаемого интегрального изображения со считыванием информации при использовании матричной системы кремниевых фотодиодов. Целью предложенного изобретения является также создание широкодиапазонного по энергиям используемого рентгеновского излучения прибора, способного к работе с различными напряжениями на рентгеновском излучателе (трубке). Одной из основных целей изобретения является создания комплекта или набора многоэлементных детекторов, различающихся разрешающей способностью, но имеющих равные характеристики по контрастности и функции передачи контраста.
Важными направлениями при работе над изобретением является создание единого технологического цикла изготовления многоэлементного детектора вне зависимости от его геометрических размеров.
Еще одним направлением при отработке изобретения является выяснение возможности построения универсального многоэлементного индикатора для различных видов проникающей радиации, таких как низкоэнергетическое рентгеновское излучение (до 10-15 кэВ), гамма-излучение с энергией от 150-250 кэВ, а также пучки медленных нейтронов с энергией от E=O5I эВ до 1-2 эВ.
Существо предлагаемого технического решения
Для реализации описанных выше целей и направлений предлагается новая конструкция матричного детектора рентгеновского излучения, включающего плоский многоэлементный сцинтиллятор, преобразующий в видимый свет рентгеновское излучение, падающее на внешнюю поверхность сцинтиллятора, и матрицу фотоприемников, преобразующую люминесцентное излучение, выходящее с внутренней поверхности сцинтиллятора, в электрический сигнал, отличающийся тем, что указанный люминесцентный сцинтиллятор выполнен в виде дискретного набора гетерофазных люминесцирующих элементов, размещенных в ячейках сетки, выполненной из поглощающего рентгеновское излучение и отражающего свет металла, шаг, сечение и толщина перемычки которой имеют геометрические размеры каждого отдельного люминесцентного элемента и совпадают с шагом матрицы фотоприемников, при том, что тыльная поверхность указанной металлической сетки содержит зеркальный отражающий слой, тогда как на фронтальной поверхности формуется многоэлементная фоточувствительная полупроводниковая матрица, каждый элемент которой находится в оптическом контакте с элементами люминесцентного детектора, одновременно возбуждаемыми рентгеновским излучением с энергией от 30 до 140 кэВ.
Раскрытие сущности предложенного матричного детектора рентгеновского излучения. Прежде чем дать подробное описание предлагаемой конструкции, приведем список иллюстрационного материала, используемого в описании изобретения.
На фигуре 1 представлена зависимость интенсивности рентгенолюминесценции для различных соединений, в состав которых входят ионы Gd, О, S, Та, Lu. При этом видны скачки энергии на внутренних К-орбитах электронов атомов вещества.
На фигуре 2 представлена конструктивная схема предложенного устройства, из которой следует, что в состав устройства входят многоэлементный сцинтиллятор 1, состоящий из ортогональной металлической сетки из переплетенных проволок 2, в ячейках которой 3 находятся гетерофазные элементы 4, включающие люминесцирующий под действием рентгеновского излучения материал (рентгенолюминофор). На врезке к фигуре 2 представлено строение одной сеточной металлической ячейки. Внутри ячейки сетки находится гетерофазный элемент сцинтиллятора 4, состоящий из светопрозрачного полимера 5 с распределенными в нем зернами рентгенолюминофора 6. К внутренней поверхности сцинтиллятора примыкает матрица 7 полупроводниковых фотодиодных элементов, включающая кремниевые фотодиоды 8 и систему управляющих электродов, размещенная на подложке 9. На внешней поверхности сцинтиллятора находится двухслойное зеркальное отражающее покрытие 10 толщиной до 0,6 мкм, прозрачное для рентгеновского излучения.
В качестве несущей конструкции используется покровное стекло 12, скрепляющее с помощью полимерного покрытия 11 все рабочие слои детектора.
На фигуре 3 представлены литые пленочные покрытия для рентгеновского сцинтиллятора.
На фигуре 4 представлена микрофотография зерна рентгено- люминофора.
На фигуре 5 представлена фотография с экрана предлагаемого детектора.
Кратко опишем физические особенности работы предложенного матричного детектора, содержащего в качестве основы металлическую сетку, наполненную зернами рентгенолюминофора. Как нами было обнаружено в результате тестовых оптических определений, металлическая сетка, разделяя сплошной слой люминофора на мозаичный многоэлементный, существенно в 1,5-2 раза повышает контрастность изображения на детекторе.
Указанное отличие реализуется в детекторе рентгеновского излучения отличающемся тем, что его рентгеночувствительный слой выполнен в виде мозаики, образованной из слоя рентгенолюминофора металлической сеткой, выполненной из элементов с атомными номерами от 24 дo74. Рассмотрим физические процессы, происходящие при работе прибора. На его фронтальную поверхность поступает широкий, размером во всю площадь детектора пучок рентгеновского излучения. Этот пучок формируется в вакуумной рентгеновской трубке с переменным анодным напряжением от 60 кэВ до U=I 25 кэВ и рабочим антикатодом из Mo. Возникающее при торможении электронного пучка трубки рентгеновское излучение выходит наружу через вакуумно-плотное окно из бериллиевой фольги. Высокоэнергетическое рентгеновского излучение проходит через зеркальный отражающий слой на поверхности детектора и попадает в зерна рентгенолюминофора.
Это исходное рентгеновское излучение на своем пути в слое зерен люминофора создает первичные К-электроны, затем коллективные энергетические колебания - плазмоны, которые распадаются на электронно-дырочные пары (е+р), взаимодействующие непосредственно с ионами активаторов и сенсибилизаторов, составляющими основу зерна рентгенолюминофора. Расстояние в сцинтиллирующей мишени, которое проходит первичный рентгеновский квант, составляет от 20 до 200мкм и определяется не только начальный энергией EpeHт5 но также плотностью материала зерен применяемого рентгенолюминофора. Известно, что в люминофоре из Gd2O2S :Tb с плотностью p=6,6 г/см3 глубина проникновения кванта с E=60 кэВ составляет ε=0, lpxdcp=O.1 x6.6x 10=40 мг/см2. Для начальной энергии кванта с E=I 20 кэВ глубина проникновения составит около 160 мг/см2. Как будет приведено ниже, нами предложено техническое существенное решение по уменьшению полной необходимой глубины проникновения до 100 мг/см2 для рабочих значений энергий рентгеновского кванта.
Возбуждаемый активный ион (активатор), находящийся в объеме материала рентгенолюминофора, обычно под действием электронно-дырочной пары ионизируется, т.е. меняет свою начальную степень окисления. Например, активный ион Eu+3 поглощает электрон:
Eu+3+e→Eu+2*+p→Eu+3*→Eu+3 ( 5D1.7FJ )
с последующим излучением красных квантов с длинами волн от λ=626 нм до λ=710 нм. Возможное количество квантов, излученных материалом рентгенолюминофора, составляет N=Ep/hωpr, где Ер-начальная энергия кванта, hωрr-энергия плазмона.
Как нами было показано, более точно позволяет определить количество квантов не величина hωрr объемного плазмона, а значения hωрl линейно-кластерного плазмона. В соответствии с нашим уточнением, чем больше атомная масса элементов, составляющих кластер, тем меньшую энергию необходимо затратить на возбуждение подобного кластера. Так для рентгенолюминофора Gd2O2SiTb величина hωpr=16-20 эВ, тогда как для предложенного материала (Gd5Lu)2O(Br5N)S величина энергии линейного кластера уменьшается до hωpl=14,8 эВ, что указывает на существенный прирост энергетической эффективности предложенных в патенте новых люминесцентных материалов. Образовавшиеся кванты светового излучения ренгтгенолюминофора имеют энергию hυ=2,l эВ до hυ=l,85 эВ. Из каждого зерна рентгенолюминофора кванты распределяются во все стороны, заполняя собой 4π пространство, Для увеличения доли света, направляемого к фоточувствительным элементам детектора в патенте предлагается формировать на внешней поверхности детектора зеркальное покрытие из пленки Al толщиной от ОД до 0,6 мкм, увеличивающее яркость свечения элементов детектора на 40-60%.
Указанное преимущество реализуется в многоэлементном детекторе, отличающемся тем, что тыльная сторона его покрыта двухслойной зеркальной металлической пленкой толщиной от 2000 А до 6000 А при том, что непосредственно на детекторе находится слой металлического серебра толщиной до 1000 А, поверх которого формируется зеркальный слой алюминия толщиной до 5000 А.
Как нами было показано в работе над изобретением, отражение предложенной двухслойной пленки составляет 88-92% в сравнении с 82% однослойного Al покрытия, используемого обычно в технологии электроннолучевых приборов.
Кроме того, для повышения сбора света в детекторе нами предлагается покрывать Al (вакуумным способом) или Ag (гальваническим или вакуумным способом) витки проволоки, составляющие основу сетчатой конструкции детектора. Эта операция, по нашим измерениям, позволяет дополнительно получить до 10-15% света сверх достигающего фоточувствительных элементов детектора в неструктурированном слое.
Указанное преимущество реализуется в предложенной конструкции детектора, витки сетки которого покрыты зеркальным металлическим слоем серебра толщиной до 2000 А, формируемым на сетке гальваническим или вакуумным способом.
Параметры сетчатых полотен для рентгеновских детекторов
Ниже мы дадим основные определения важнейшим параметрам металлической сетки. Прежде всего, сеткой называется конструктивный элемент, состоящий из контактирующих между собой металлических проволок, располагающихся перпендикулярно друг другу. По технологическому способу изготовления сетки бывают тканые, такие которые производятся на ткацких станках и имеют основную нить и перпендикулярный к ней уток. Сетка имеет номер, который обычно указывает на номинальное количество проволок основы на 1 сантиметр сетки. Указывается при этом номинальный диаметр используемой проволоки, обычно в долях миллиметра. Важным параметром сетки является размер сетки "в свету", то есть то линейное пространство, которое не занято витками сетки. Если рассматривается площадь этого пространства, то подобный параметр носит наименование "живого сечения сетки в %".
В качестве примера приведем данные для тканой сетки N20. В этой сетке использована для основы и утка одна и так же проволока диаметром 0,10 мм. Размер сетки в свету для указанной проволоки составляет 0,400мм по основе и утку. "Живое сечение" квадратной ячейки сетки будет равно по расчету 64%, что указывает на то, что через сетку будет проходить 64 процента попадающего на ее поверхность света или проникающего излучения.
Необходимо указать, и это важно с точки зрения основной идеи предложенного изобретения, что подобное высокое значение "живого сечения" является отличительной особенностью предложенной нами конструкции многоэлементного детектора. Преимущественно "живые сечения" металлических сеток составляют значения от 25% до 50%. В крайне редких случаях, например, сетка 1 из проволоки диаметром lмм имеет размер ячейки в свету 9 мм и "живое сечение" 81,90%. Но, как следует из дальнейшего текста патентной заявки, подобные крупно-структурные сетки трудно использовать для предлагаемого изобретения вследствие низкой разрешающей способности воспроизводимого детектора.
Сетка обычно поставляется в рулонном виде, когда ее полотно смотано в цилиндр. После разматывания сетка механически выпрямляется, и из нее вырезаются рабочие полотна. Размеры этих полотен определяются тем видом рентгенологического контроля, для измерения которого предусмотрен многоэлементный детектор. Нами на основании проведенных экспериментов были выбраны в качестве тестовых сеточные элементы с размерами 64*64 элемента, 128* 128 элементов, 256*256 элементов 512*512 элементов и 1024*1024элeмeнтoв в свету. Соответственно, линейные размеры этих элементов составляли для указанной сетки N20 25,6*25,6 миллиметра, а общая площадь живого сечения 8=25,6*25,6*0,64=419,43 мм2. Таким же образом рассчитываются размеры ячеек и площади "живого сечения" для всех выбранных тестовых элементов.
Нами было показано в процессе работы над изобретением, что критериями оптимизации параметров используемой сетки являются два следующих параметра:
- максимальная площадь живого сечения, в процентах;
- оптимальное количество линий основы на 1 погонный мм длины.
При соблюдении этих требований возможно достижение высокой разрешающей способности детектора свыше 3 пар линий на миллиметр.
Это существенное преимущество предложенного детектора, отличающегося тем, что для создания ячеистой многоэлементной конструкции рентгеночувствительного слоя детектора используются металлические тканые, мотаные или гальванические сетчатые полотна, имеющие площадь "живого сечения" более 48%, преимущественно более 61% при количестве проволок на единицу длины основы свыше 3 на миллиметр.
Анализ промышленных каталогов тканых металлических сеток показывает, что предельная площадь "живого сечения" составляет 60-64%, а количество линий основы от 2 до 4. В процессе работы над изобретением нами предложена измерительная схема определения информационно-яркостных параметров многоэлементного детектора. Эта схема включает источник рентгеновского излучения, тест-объекты в виде элементов металлической сетки с проволокой различного сечения и элементы детектора с люминофором. Энергия рентгеновского излучения при тестировании составляла 45 кэВ. Количественные показатели определялись в виде матрицы выбора, включающей результаты измерения яркости свечения внутренней поверхности сцинтиллятора и линейного размера границы перехода поля изображения между черным и ярким полем.
Количественно были определены следующие закономерности предложенного сцинтиллятора:
- при одном и том же диаметре металлический проволоки яркость свечения пропорциональна "живому сечению" металлической сетки;
- при одном и том же диаметре проволоки интенсивность излучения сцинтиллятора уменьшается с количеством витков металлической сетки на 1 миллиметр;
- увеличение количества витков металлической сетки увеличивает интенсивность фоновой засветки поля индикатора.
Таким образом, для создания многоэлементного детектора нами было предложено использовать следующие виды сетки:
- тканые из различных металлов, начиная с нержавеющей стали, где основной элемент этого сплава - железо Fe имеет атомный номер 24, а также латунные, бронзовые или томпаковые сетки, в которых основной элемент - медь имеет атомный номер 29;
- гальванические, где основными элементом полотна сетки является никель Ni с атомным номером 28;
- мотаные сетки из очень тонкой вольфрамовой проволоки, где основной элемент - вольфрам W имеет атомный номер 74.
По своим механическим и оптическим параметрам все эти виды сеток сопоставлены в таблице 2. Таблица 2.
Как нами обнаружено в процессе работы над изобретением все
Figure imgf000025_0001
предложенные металлические сетчатые полотна позволяют повысить контрастность изображения в 1,5-2 раза, а мотаные сетки из вольфрама повышают этот параметр в 2,5-3 раза.
Указанные преимущества в существенном увеличении контраста реализуются в детекторе, отличающимся тем, что в качестве металлических сетчатых полотен в них используются тканые сетки из нержавеющей стали, никеля, бронзы с "живым сечением" до 64%, а также мотаные сетки из тонкой вольфрамовой проволоки с "живым сечением" до 85%.
Рентгеночувствительные люминофоры для детектора.
Для изготовления описанных в литературе детекторов обычно использовались однофазные люминофорных покрытия, такие как столбчатые экраны из CsJ:Tl, которые обычно получают методами вакуумной технологии. В соответствии с этим методом материал, обычно иодидная соль цезия CsJ, легированная до 5% иодидом таллия TlJ, термическим испарением наносилась на подложку. В этом случае светопроводность, то есть преимущественное распространение светового излучения обеспечивало существенное различие коэффициентов преломления иодида цезия (n~2) и среды, обычно атмосферного воздуха (n~l). Такое двухкратное различие в показателях преломления позволяло реализовать светопроводность на элементах с геометрической высотой до 40-50 мкм. Недостатком этой столбчатой конструкции детектора являлось наличие большого количества газовых пузырьков и микровключений, возникающих в ней в процессе нанесения.
Нами предложена другая конструкция детектора, в которой отсутствие оптического взаимодействия между составляющими элементами рентгеночувствительного слоя обеспечено размещением каждого подобного элемента этого слоя в окружающую его оболочку из витков металлической сетки. В предложенном нами варианте детектора между люминесцентными зернами располагается светопрозрачный полимер, объемное количество которого составляет, как нами было определено, более 60%. Нами было обнаружено, что минимальный эффект светопроводности обеспечивается гетерофазностью слоев в предложенном детекторе, связанном, как нами было определено, с существенным различием показателей преломления зерен рентгенолюминофора и полимерного связующего. Нами было также отмечено, что отношение показателей преломления зерен люминофора и полимера должно находиться в предложенном рентгеночувствительном детекторе в
Интервале l ,2<ПЛЮMИHoфopa/ ППOлимepa≤IД
При значении показателя преломления для зерен нового предложенного люминофора из оксисульфидов гадолиния - лютеция - европия n=2,2 верхний предел этого неравенства определяется оптическими свойствами известных полимеров, которые обычно имеют низкие показатели преломления. Так, метилметакрилат имеет n=l,45, распространенные кремнийорганические полимеры n= 1,45 -1,55, оптические эпоксидные смолы n=l ,56. Нами было предложению использовать в изобретении радиационностойкий поликарбонат, имеющий показатель преломления n=l,59-l,60 и оптическую прозрачность на уровне 91-92% для видимого спектра. В этом случае распространение светового излучения в гетерофазной среде из поликарбонатного полимера и рентгенолюминофора возрастает в 2,3 раза, а при оптимальных концентрациях люминофора до 2,8 раз.
Это существенное преимущество рентгеночувствительного слоя реализуется в детекторе, отличающемся тем, что его дисперсная среда, состоящая из поликарбоната с показателем преломления n=l ,59-1,60, обволакивает дисперсную фазу из редкоземельного рентгенолюминофора с показателем преломления n=2.2. Нами было в процессе работы над изобретением также обнаружено, что увеличение объемной концентрации полимера в гетерофазном материале детектора обеспечивает дополнительный эффект светопроводности или каналирования излучения люминофора, однако, существенное увеличение объемной концентрации полимера в гетерофазной среде свыше 75-80% крайне нежелательно. Обусловлено это тем, что увеличение объемной концентрации полимера в гетерофазном детекторе сопровождается эффектом существенного уменьшения яркости свечения элементов детектора при их рентгеновском возбуждении. В таблице 3 приведены данные по влиянию на интенсивность свечения детектора объемной концентрации светопрозрачного полимера, из которой следует, что в качестве оптимальной концентрации для изготовления рентгеночувствительного слоя необходимо использовать соотношение от
20 до 60%
Таблица 3
Figure imgf000028_0001
Технология изготовления детектирующего покрытия.
В цитированной ранее литературе описано несколько вариантов изготовления многоэлементных детекторов рентгеновского излучения.
Прежде всего, это вариант с использованием метода экструдирования, в соответствии с которым на основе смеси из гранул полиэтилена низкого давления ПЭНП и зерен люминофора изготавливаются суперконцентраты, которые содержит до 20% по массе люминофора. Затем гранулы этого концентрата на специальном одношнековом экструдере трансформируются в тонкую полиэтиленовую пленку. Эта пленка затем заплавляется при температурах T= 130- 160 0C на гребенчатых структурах детектора с образованием необходимых углублений, создающих дискретность слоя.
Несмотря на промышленную освоенность известного метода, он имеет и существенные недостатки. Они связаны с необходимостью двухкратного прогрева люминесцентного материала в нагретом расплаве полиэтилена, что обычно сопровождается окислением поверхности рентгенолюминофра с образованием на ней тонкой пленки оксисульфатов Gd2O2SO4, служащих причиной безизлучательных рекомбинаций и снижающих эффективность преобразования рентгеновского излучения в свет. С целью устранения этого значительного недостатка известного способа формирования структур нами разработан литьевой способ получение детектора. Отличительными особенностями литьевого способа формирования детектора являются следующие:
- использование специальной суспензии на основе молекулярного раствора поликарбоната и зерен люминофора;
- применение распределительной фильеры для точной дозировки суспензии люминофора на сеточное полотно детектора;
- использование подвижной непрерывной ленты с предварительно закрепленным на ее поверхности выбранным сеточным полотном; - применение метода сушки отлитого гетерофазного полимерного покрытия с помощью инфракрасного излучения, проникающего на всю глубину покрытия.
Полученное таким способом детектирующее покрытие имеет строго заданную толщину, например, от 40 до 120 мкм.
Это существенное преимущество реализуется в рентгеночувствительном покрытии детектора, отличающемся тем, что при его изготовлении используют литьевой метод, заключающийся в распределении жидкой суспензии рентгенолюминофора в растворе полимерного связующего при том, что в качестве подобного полимера используется поликарбонат с молекулярной массой
M=I 0000- 15000 углеродных единиц, растворенный в органическом низкокипящем растворителе, например, метиленхлориде, при содержании порошкового рентгенолюминофора в суспензии от 20 до 40% по массе к массе полимера.
Нами было предложено использовать в качестве связующего полимера специальный радиационностойкий поликарбонат, содержащий функциональные группы (C-O-C-O) со степенью полимеризации n= 150-250 и молекулярной массовой M=IO 000-15 000 углеродных единиц. Гранулы такого полимера растворялись в органическом хлорсодержащем растворителе типа метиленхлорида CH2Cl2 с температурой кипения Tкип=40Д°C. Первичная суспензия для отливки готовилась с помощью специального смесителя, соотношение метилендихлорида к поликарбонату было выбрано 1 :1, что обеспечивало раствору необходимую вязкость от 10 до 25 сантипуаз. В раствор добавляли порошковый люминофор в количестве от 20 до 65% массовых по отношению к концентрации исходного поликарбоната.
Так для получения тестовых отливок многоэлементного детектора использовались 50 грамм поликарбоната в гранулах, 50 г CH2Cl2 и 20 г зерен люминофора. Суспензия имела вязкость 18-20 сантипуаз и помещалась в коническую фильеру, изготовленную из нержавеющей стали. Объем фильеры составлял 150 см3. Фильера имела регулируемый микрометрическими винтами зазор, через который на металлическое полотно сетки поступала полимерная суспензия. Толщина отливаемого покрытия зависела от объема поступающей суспензии и от скорости передвижения непрерывной ленты с закрепляемым на ее поверхности полотном металлической сетки. Нами было установлено, что можно изготовить отливаемое покрытие толщиной от 20 мкм (примерно 20% от используемого диаметра проволоки сеточного полотна) до 100 мкм за один проход несущей ленты под фильерой. Если было необходимо увеличить толщину формируемого детектора, то процедура нанесения литьевого покрытия повторялась дважды. Перед вторым нанесением первичное покрытие полимеризовалось при T=I 10- 120 0C в течение 30 минут.
Важной особенностью предложенного литьевого способа формирования детекторного люминофорного покрытия непосредственно в объем сеточного полотна является сохранение высокой гибкости всей конструкции детектора, содержащего сеточное полотно с находящимися внутри каждого сеточного проема рентгеночувствительными элементами детектора.
На фигуре 3 продемонстрированы различные тестовые элементы детекторных элементов. Нами были изготовлены детекторные покрытия на сеточных полотнах с толщиной проволоки 100 мкм, с толщиной проволоки 120 мкм, с толщиной проволоки 150 и 200 мкм.
Толщина люминофорного многоэлементного покрытия в сетчатом полотне варьировалась от δ=40 мкм до δ=120 мкм.
Полная нагрузка детекторного слоя по люминофору составляла при этом от nт=20 мг/см до nт=80 мг/см , что было достаточным для поглощения первичной энергии рентгеновского излучения от E=20 кэВ до E=85-90 кэВ. Детекторное многоэлементное покрытие по высоте составляло от 80% толщины сеточного полотна (при полном заполнении) до 30% полной толщины, при этом внутренняя поверхность имела углубление, тогда как внешняя поверхность, контактирующая со слоем кремниевых фотодиодов, практически была ровной, без углублений.
Новый состав рентгенолюминофора для детектора.
Следующим направлением построения изобретения является создание оптимального состава рентгенолюминофора. В соответствии с данными фигуры 1 по величинам К-скачков на внутренних орбиталях атомов в состав материала должны входить химические элементы, внутренние электроны на К-орбитах которых имеют энергию связи от Eк=40 кэВ до Eк=70 кэВ. В качестве таких элементов для образования матрицы (основания ) люминофора нами были опробованы элементы: гадолиний Gd с энергией К-скачка E=56 кэВ, лютеций Lu с энергией К-скачка E=61 кэВ. Промежуточное положение между ними занимают элементы европий Eu с энергий К-скачка, равной E=54 кэВ, самарий Sm с К-скачком, равным E=57 кэВ. В качестве дополнительного элемента-поглотителя в состав матрицы люминофора нами предложено введение элемента Bi с атомными номером N=83, оксид которого имеет высокую гравитационную плотность p=8,9 г/см3 и будет способствовать повышению максимума энергетической характеристики при высоких энергиях возбуждающего электронного пучка с E=120 кэВ. В качестве энергетического модификатора в состав люминофора нами предлагается также введение небольших количеств. оксидов рения Re2O7 с плотностью p=8,2 г/см3.
В качестве основного иона анионной подрешетки люминофора предлагается использовать кислород О с энергией К-скачка E= 12 кэВ. Нами было в процессе работы над изобретением показано, что энергетическими модификаторами (то есть добавками, способствующими повышению полного энергетического выхода) ренгенолюминофора наряду с ионами S или Se (К-скачок =30 кэВ), могут служить также ионы фтора, хлора, брома Br (N=35, К-скачок = 37 кэВ и йода I (N=53, К-скачок = 46 кэВ).
Таким образом, нами предлагается следующий состав рентгеночувствительного люминофора по оксидам из ряда Gd2O3, LU2O3, Eu2O3, Dy2O3, Bi2O3, Re2O7 для катионной подрешетки и ионов из ряда О" ,
1 0 1 1
S" , Se" , F, Cl, Br" , J" для анионной подрешетки.
Наиболее близко по кристаллохимическими свойствам к предложенному составу ионов подходят многолигандные оксисульфоселениды, в состав которых дополнительно введены ионы-лиганды из группы F"1, СГ1, Br"1, J"1, N"3. Предлагаемый состав рентгенолюминофора обеспечивает при уменьшенной толщине энергетическую эффективность до 24% (абсолютных) для начальной энергии рентгеновского пучка 80 кэВ. Благодаря тому, что спектр излучения предложенного люминофора находится в красной области видимого спектра и оптимально согласован со спектром чувствительности кремниевых фотоэлементов, последние генерируют в 1,8-2 раза больший по току сигнал.
Это существенное преимущество реализуется в детекторе, содержащем рентгенолюминофор, отличающийся тем, что состав предлагаемого рентгенолюминофора имеет следующую стехиометрическую формулу
(ΣMe)2O2.x(ΣHal)x/2N-3 x/2, S1+y
где EMe=Gd и/или Lu и/или Eu и/или Dy и/или Bi и/или Re
EHaI=F"1 и/или СГ1 и/или Br"1 и/или J"1,
а величины стехиометрических индексов находятся в интервале:
0,001<x<0,08, 0,001<y<0,01.
Среднее значение атомного номера для предлагаемого рентгенолюминофора при содержании в основе люминофора гадолиния (до 50% атомных), лютеция (до 42% атомных), европия (до 6% атомных), суммы диспрозия, висмута и рения (до 2% атомных) составляет N=69 единиц, а экспериментально измеренное значение эффективной плотности составляет p=8,3-8,5 г/см3.
Технология получения рентгенолюминофора.
Если в состав предлагаемого материала входит более 10 элементов, то необходимо предложить технологический способ изготовления подобного материала, исключающий неоднородность продукта по концентрации образующих его элементов, позволяющий за короткое время провести синтез соединения, включающего все необходимые химические элементы с обеспечением необходимой химической прочности и устойчивости соединение в целом.
Необходимо отметить, что в материалах по аналогичным изобретениям и прототипу в качестве основного способа получения люминофорного состава применяются либо метод вакуумного испарения столбчатых нитевидных кристаллов типа CsJrTl, либо химический одностадийный вариант расплавного получения оксисульфида гадолиния
Figure imgf000035_0001
Нами также в качестве наиболее близкого прототипа предлагается способ расплавного получения предлагаемого рентгенолюминофора, состоящего из редкоземельных ионов и ионов с d-оболочками (Bi5 Re, Br"1 и J"1), отличающийся тем, что процесс синтеза проводят в две стадии, из них на первой стадии формируют оксигалогениды элементов, составляющих катионную подгруппу, путем взаимодействия исходных соосажденных оксидов РЗЭ, Bi и Re с галогенидами аммония при температуре от T=400 0C до T=VOO 0C в течение 1-4 часов, после чего получаемый продукт подвергается повторной термической обработке в расплаве щелочных халькогенидов при молекулярном соотношении между ними от 1 :1 до 1 :3 при температурах от T=800 0C до T=1200 0C в течение времени от 2 до 8 часов с последующим выщелачиванием получаемого продукта водой и растворами минеральных кислот.
Таким образом, отличительной особенностью предлагаемого способа получения редкоземельного ретгенолюминофора является его временная и температурная многостадийность с использования различных химических реагентов на каждой стадии объединенного процесса.
В качестве примеров предлагаемого рентгенолюминофора в таблице 4 проведены составы материалов, предложенные в соответствии с изобретением. Таблица 4
Figure imgf000036_0001
Особенностью предложенного процесса синтеза является получение объемной морфологии зерен редкоземельного рентгенолюминофора. Один из вариантов подобных зерен представлен на фигуре 4, из которой следует высокая однородность получаемых зерен, их высокая оптическая прозрачность и равноосность.
Для лучшей атмосфероустойчивости на поверхности зерен предложенного рентгенолюминофора формируется тонкое светопрозрачное покрытие на основе силиката цинка ZnO-SiO2 толщиной от 40 нм до 100 нм. Это покрытие является сплошным и обеспечивает защиту зерен от взаимодействия с H2O и активными газами. Кроме того, наличие пленки силикатов цинка обеспечивает хорошую сыпучесть порошка рентгенолюминофора и отсутствие в нем агломератов из двух и более частиц.
Нами в процессе работы над изобретением была опробована специальная методика, позволяющая определять возможное количество агрегированных зерен в объеме зернистого продукта. Методика состояла в измерении объема зерен порошка люминофора определенной массы. Для большей воспроизводимости масса люминофора, размещаемая в специальном тарированном цилиндре, подвергается периодическим вибрациям с частотой до 5 Гц в течение 5 минут. Получаемый при этом объем порошкового слоя рентгенолюминофора является функцией химического состава основания, а также формы зерен материала и отсутствия в них агломератов. В соответствии с предложенной методикой величина удельного объема рентгенолюминофора состава (GdoJзLu0j55Bio,o5Euo>oi)i,9θi,9(B, J)Ci(S9Se)1 составила значение ρ=4,8-4,9 г/см3, что является очень существенной величиной при прогнозируемой теоретической плотности вещества рентгенолюминофора p=8,3-8,5 г/см . Это преимущество, заключающееся в высокой насыпной плотности предложенного рентгенолюминофа, реализуется в детекторе, отличающемся наличием очень плотных по заполнению ренгенолюминором гетерофазных слоев с нагрузкой от 40 до 120 мг/см .
Получаемые таким образом высокие значения насыпной плотности рентгенолюминофора позволяют также повысить значение интегральной яркости свечения многоэлементного детектора рентгеновского изображения. Измеренное нами при энергии рентгеновского пучка 80 кэВ значение интегральной яркости слоя превышало 4 кд/м .
Фотодиодная матрица
Следующим элементом конструкции предлагаемого нового устройства являются фотодиоды, соединенные в виде электрической матрицы и имеющие п-строк и m-столбцов. Количество "п" и "m" выбирают в зависимости от величины объекта рентгеновского обследования. Так, нами установлено так же, как в более ранних исследованиях, что для локального дентологического исследования достаточно значение n=64 и m=64 в рентгеновской матрице. Полностью перекрывает все потребности дентологии матрица 256*256 элементов. Эти матрицы уже могут быть использованы в маммологии от 256*256 до 512*512 и для исследования других объектов 1024*1024 элемента. С этих же размеров подобные матрицы достаточны для большинства рентгенологических исследований в клинике детей до 10 лет. Для излучение патологий у взрослых пациентов используются наибольшие матрицы 3072*3072 (квадратная), 2048*4096 (прямоугольная). Общее поле просмотра такими широкоформатными матрицами составляет до примерно 440*440 мм, что существенно превышает поля доступные для рентгеновских ЭОП (200*200 мм)
В обзоре к изобретению уже было упомянуто, что фоточувствительные элементы могут быть изготовлены в виде матрицы из различных химических элементов. В первых конструкциях цифровых матричных рентгенологических детекторов использовались фоточувствительные матрицы на основе элементарного селена Se. Этот материал легко поддается вакуумному испарению (Tиcп ~ 600 0C) и позволяет изготавливать структуры при трафаретном напылении с высокой четкостью до 2000 элементов на одну сторону. Однако при всей отработанности технологии селеновых матриц они отличались существенными недостатками - интегральная фоточувствительность составляла единицы люкс на 1 см2, что требует очень большого количества света, излучаемого рентгенолюминофором. В свою очередь, низкая чувствительность селенового слоя требовала значительного рабочего тока в рентгеновских трубках (излучатель) и приводила к значительному радиационному переоблучению пациентов.
Значительным новшеством при создании многоэлементных детекторов являлся переход на элементарный кремний. Первоначально, когда в конструкциях использовались системы с оптически переносом изображения, необходимо было использовать ПЗС-матрицы, чувствительность которых составляла до 10~4 люкс на элемент. Однако подобные высокие значения чувствительности достигались только на монокристаллических кремниевых элементах, что было экономически крайне невыгодно, а технологически практически невоспроизводимо при больших площадях детектора.
С развитием техники активноматричных жидкокристаллических экранов появилась возможность использовать поликристаллические и даже аморфные пленочные покрытия из кремния. Технология их формирования и свойства получаемых покрытий различались, поэтому ниже уделено этому основное внимание.
Первоначально опишем технологию получения предлагаемого детектора кремниевой матрицы, используя в качестве прототипа данные компании Sсiпt-х (Sсiпtillаtоr tесhпоlоgу). Производственный процесс включает в себя шесть ступеней:
Первый этап - поверхностное окисление первичного поликристаллического покрытия. Окисление проводится в кислородной атмосфере при инициации этого процесса газоразрядной кислородной плазмой при давлении p=10 мм Hg. Толщина формируемой пленки SiO2 на поверхности поликристаллического кремния составляет от δ=250 нм до δ=l,5 мкм. Вторым этапом является процесс фотолитографии на поверхности поликремния. Первичный слой фоторезиста наносится на поверхность методом центрифугирования. После полимеризации слоя фоторезиста ингредиенты, присутствующие в его объеме, придают ему фоточувствительность
При нагревании слоя фоторезиста, отливаемого на пластину, удается создать его более тонким. Затем через хромированный негатив слой фоторезиста засвечивается мощным потоком интенсивного УФ и синего излучения. В местах попадания света происходит фотополимеризация резистивного покрытия и оно превращается в нерастворимое покрытие. Оставшаяся растворимой часть резиста в виде сетки удаляется с поверхности поликремневой пластины, на которой остаются заполимеризованные остатки фоторезиста.
Следующим этапом является вскрытие слоя двуокиси кремния. Этот процесс обычно проводится в атмосфере EDF или фторированной плазмы галогеноводородов в специальных установках.
Образующийся при травлении двуокиси кремния газообразный SiF4 легко удаляется и в слое двуокиси кремния вскрываются каналы, для последующего травления непосредственно кремния.
Далее следует этап травления кремниевого покрытия. Его проводят либо электрохимически, либо глубоким ионно-реактивными травлением (технология DRIE). Первичная сетка из двуокси кремния служит при этом барьером, препятствующим непосредственному травлению пленки поликристаллического кремния. Протравленные каналы и объемные участки поликремния при этом образуют структуру фотоприемников сцинтилляционного детектора.
Следующей стадией является, по данным "Sсiпt-х", нанесение пленки сцинтиллирующего вещества на образованную структуру кремниевой многоэлементной матрицы. В одном из вариантов изобретения нами предлагается слой матрицы приемников покрывать непосредственно металлическим сеточным полотном, закреплять его на матрице фотоприемников, затем на полученной конструкции формировать многоэлементый сцинтиллирующий слой методом литья. Для этого нами проведен выбор оптимального полимера, составляющего основу детектора, как описано нами ранее из радиационно стойкого поликарбоната. Этот полимер выдерживает нагревание до T=400 0C без разрушения. Очень важным преимуществом поликарбоната является его высокая радиационная устойчивость по отношению к различным видам проникающей радиации, в том числе и к рентгеновскому излучению.
Окончательной стадией формирования по Sсiпt-х светочувствительной матрицы является ее пассивация, то есть покрытие кремния защитным прозрачным для излучения сцинтиллятора слоем.
В том случая, когда для предлагаемого прибора очень важна четкость изображения при высоком значении контраста, необходимо придерживаться последовательного технологического процесса, то есть первоначально изготовить кремниевую матричную систему съема оптического сигнала, а уже затем на ней формировать многоэлементный слой детекторов излучения. Для точного совмещения центров кремниевых фотоприемников с центрами сцинтиллирующего ретгеночувствительного детектора используются диагональная трехточечная система совмещения координат, в соответствии с которой на кремниевой матрице воспроизводится триада выступающих реперов, по центрам которых затем происходит совмещение с сеточным полотном сцинтиллирующего детектора. Внешняя сторона сеточного полотна при этом покрывается тонким слоем светопрозрачного адгезива, позволяющего зафиксировать наложение и совмещение матричного полотна светодиодов и проволочного полотна сетчатого сцинтилляционного детектора. Собранный пакет затем укладывается на подвижное полотно отливочной установки, через фильеру которой проводится заливка в ячейки проволочного полотна поликарбонатной суспензии рентгенолюминофора. Детектор имет при этом необходимые параметры по высокой рентгеночувствительности и яркости воспроизводимого изображения.
Указанные отличия реализуются в многоэлементном детекторе, отличающемся тем, что формирование рентгеночувствительного слоя проводится непосредственно на слой кремниевых фотоэлементов, поверх которых закрепляется сеточное металлическое полотно таким образом, что оптические центры фотоэлементов находятся на линиях, проходящих через центр «живoгo ceчeния» каждой ячейки сетчатого полотна.
Нами было установлено, что для высокоэнергетичных систем сцинтилляτор - детектор с полной толщиной гетерофазного слоя рентгенолюминофора процесс отливки целесообразно проводить два или три раза с промежуточными процессом полимеризации отлитого гетерофазного слоя. Выбранные при этом температуры полимеризации T= 130- 140 0C не нарушают целостности матрицы кремниевых фотодетекторов. Нагрузка однократно сформированного слоя составляет по рентгенолюминофору значения m=20-25 мг/см , что эквивалентно полному поглощению рентгеновского излучения с первичной энергией E=40 кэВ. При повторном формировании отлитого гетерофазного сцинтиллирующего слоя с массовой нагрузкой m=20-25 мг/см" толщина слоя будет достаточной для поглощения первичного излучения с E=80 кэВ. При нанесении третьего литьевого покрытия его эквивалентная толщина обеспечит E= 120 кэВ, что является достаточными для проведения основной массы медико-диагностических рентгеновских исследований.
Полученная таким образом многослойная кремниевая и полимерно- сцинтилляторная конструкция подготавливается к тестированию. Для этого проводится подчистка коммутационной разводки матрицы светодиодов и собирание в разъемы большого количества контактных проводов. Разьемы закрепляются на периферии устройства в специальных гнездах.
Первичное тестирование устройства проводится в рентгеновской аппаратуре типа «Cимeнc» при значении энергии квантов рентгеновского излучение E=80 кэВ. В качестве специального эталона используется металлический круговой трафарет, сектора которого имеют разно- размерные ячейки.
На фигуре 5 приведена фотография с экрана предложенного многоэлементного детектора с диаметром центрального круга 120 мм. Как следует из приведенной фотографии, разрешающая способность предложенной конструкции превышает значение 4 пары линии на 1 мм.
Полный контрастный диапазон устройства превышает величину 50%, а оптимизация состава люминофорного материала, его толщины и параметров тканого металлического сетчатого полотна сопровождается практически полным выравниванием и снижением яркости светящегося фона прибора Указанное преимущество реализуется в предлагаемом многоэлементном детекторе, отличающемся тем, что контраст создаваемого им изображения превышает 50% при разрешающей способности более 4 пар линий на 1 мм. Подобные изображения без наложения нежелательного паразитного свечения не встречались нам в цитированной литературе.
Разработка и технологическое воспроизведение предложенного детектора является очень сложным производственным процессом для изделий высокого качественного уровня. Изготовление предложенных детекторов намечено в 2010 году.
Литература
1. «Фopмиpoвaниe изображения в рентгенографии)). Под редакцией В.Уэбба. Перевод с английского, Москва, изд-во «Mиp», том 1, стр.346 2000 г. 2. Теvtоr А. Рhiliрs Тесh. Rеv., VoI.14, pp.33-43 (1976).
3. Гурвич А.М, Малова А.М, Сощин Н.П. Авт. свид. СССР M> 457789 (21.02.1978)
4. Тоmаs А. еt аll. J.Еlекtгосhеm.Sос, Vol.118, ρ.151 (1971).
5. Гурвич A.M., Сощин Н.П. Изв. АН СССР сер. Физ., т.41, c.1372-1379 (1977).
6. ZЫtпik L., Tindo L. SU Раt. JЧs 1569906 (06.07.1990)
7. WeIl S. Тhе Рrос. оf Меdiсаl Imаgiпg Iпstitutе оf Рhуs. Вristоl. GB. (1992).
8. Wеst P. еt аll. US раt M. 5126573 (30.06.1992)
9. К Yоkоtа еt аll. US раt Ns 5302817 (12.04.1994).
10. Rосhа J.G еt аll. IEEE Тrапs., Vol.6, Ш 5, p.78OЗ (2002).
11. Rосhа J.G. 14 Еurоре Сопf. On Sоlid-Stаtе Тrапsistоrs, Vol.2, p.27 (2000), Dаппmаrk.
12. Кеitсhiе А. еt аll. US раt. M> 2006/0033030A1 (12.07.2006)
13. Моllоv N. US раt. JN° 2005/028044A11 (26.06.2001)
14. Ноrоtiап S.G US .раt. ÷Nb 625223 IBl (26.05.2001).
15. Nаgаrkаr V.V. еt аll. Nuсlеаr Sсiепсе. IEEE Тrапsасtiоп, VЫ.50, JЧ° 3, p.297 (2006).
16. Dеоk Jm.Jιmg еt аll. ETRI Jоumаl, VoI. 30, Хз 5, p.747 (2008).
17. Simon M еt аll. Меdiсаl Рhуs., Vol.35, p.968-981 (2008).
18. Сетки металлические ГОСТ 6613-86 (Перечень официальных материалов и документов), 2002.

Claims

Многоэлементный детектор рентгеновского излучения, редкоземельный рентгенолюминофор для него, способ формирования многоэлементного сцинтиллятора и детектора в целом Формула изобретения
1. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения, включающий плоский многоэлементный сцинтиллятор, преобразующей в видимый свет рентгеновское излучение, падающее на внешнюю поверхность сцинтиллятора, и матрицу фотоприемников, оптически контактирующую с выходной поверхностью сцинтиллятора и преобразующую оптическое излучение, выходящее с внутренней поверхности сцинтиллятора, в электрический сигнал, отличающийся тем, что указанный многоэлементный сцинтиллятор детектора выполнен в виде дискретного набора гетерофазных люминесцирующих элементов, размещенных в ячейках сетки, выполненной из поглощающего рентгеновское излучение и отражающего свет металла, шаг, сечение и толщина перемычки которой имеют геометрические размеры каждого отдельного люминесцентного элемента и совпадают с шагом матрицы фотоприемников, при том, что тыльная поверхность указанной металлической сетки содержит зеркальный отражающий слой, тогда как на фронтальной поверхности формируется многоэлементная полупроводниковая матрица, каждый элемент которой находится в контакте с элементами люминесцентного детектора, одновременно возбуждаемыми рентгеновским излучением с энергией от 30 до 140 кэВ.
2. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п. 1, отличающийся тем, что металлическая сетка выполнена из элементов с атомными номерами от N=24 до N=74, при том, что размер сетки составляет от 2 до 60 витков на 1 мм.
3. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п. 1, отличающийся тем, что его рентгеночувствительный слой выполнен в виде многоэлементной мозаики, образованной из слоя рентгенолюминофора ячейками металлической сетки, выполненной из элементов с атомными номерами от 24 до 74.
4. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п. 1, отличающийся тем, что тыльная сторона его покрыта двухслойной зеркальной металлической пленкой толщиной от 2000 А до 6000 А при том, что непосредственно на детекторе находится слой металлического серебра толщиной до 1000 А, поверх которого формируется зеркальный слой алюминия толщиной до 5000 А.
5. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п. 1, витки сетки которого покрыты зеркальным металлическим слоем серебра толщиной до 2000 А, формируемым гальваническим методом.
6. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п. 1, отличающийся тем, что при создании ячеистой, многоэлементной конструкции рентгеночувствительного слоя детектора используются металлические тканые, мотанные или гальванические сетчатые полотна, имеющие площадь "живого сечения" более 48%, преимущественно более 61% при количестве проволок на единицу длины основы свыше 3 на миллиметр.
7. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п. 1, отличающийся тем, что в качестве металлических сетчатых полотен в них используются тканые сетки из нержавеющей стали, никеля, бронзы с "живым сечением" до 64,5%, а также мотаные сетки из тонкой вольфрамовой проволоки с "живым сечением" до 85%.
8. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п. I3 отличающийся тем, что его рентгеночувствительный слой представляет собой дисперсную среду, состоящую из поликарбоната с показателем преломления n=l,59-l,60, при том, что полимер обволакивает дисперсную фазу из зерен редкоземельного рентгенолюминофора с показателем преломления n=2,2.
9. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п. 1, отличающийся тем, что при его изготовлении используют литьевой метод, заключающийся в распределении жидкой суспензии рентгенолюминофора в растворе полимерного связующего по поверхности матрицы фотоприемников, при том, что в качестве подобного полимера используется поликарбонат с молекулярной массой M=IOOOO-15000 углеродных единиц, растворенный в органическом низкокипящем растворителе, например, метиленхлориде, при содержании порошкового рентгенолюминофора в суспензии от 20 до 65% по массе к массе полимера.
10. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п.l, отличающийся тем, что его матрица фотоприемников выполнена из слоев аморфного или поликристаллического кремния методами оптической фотолитографии и химического травления.
11. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п. 1 отличающийся тем, что формирование его рентгеночувствительного слоя проводится непосредственно на матрицу фотоприемников, поверх которой закрепляется сеточное металлическое полотно таким образом, что оптические центры фотоприемников находятся на линии, проходящей через центры "живого сечения" каждой ячейки сетчатого полотна.
12. Многоэлементный детектор рентгеновского излучения по п.l, отличающийся тем, что рентгеночувствительного слой сформирован на отдельной пластине, выполненной из прозрачного для рентгеновского излучения материала, поверх которой закреплено сеточное металлическое полотно, и которая в свою очередь прикреплена вплотную к матрице фотоприемников стороной, содержащей сетку с ячейками, заполненными рентгенолюминофором, таким образом, что оптические центры фотоприемников находятся на линии, проходящей через центры "живого сечения" каждой ячейки сетчатого полотна.
13. Многоэлементный детектор рентгеновский излучения по п. l, отличающийся тем, что его контраст изображения превышает 50% при разрешающей способности более 4 пар линий на 1 миллиметр.
14. Редкоземельный рентгенолюминофор, включающий активированные соединения редких элементов, отличающийся тем, что гетерофазные дискретные люминесцентные элементы его содержат монокристаллические микрозерна редкоземельного люминофора на основе мультилигандных оксисульфидов элементов из группы гадолиний, лютеций, европий, диспрозий, висмут и рений, при том, что в основе кислород частично заменен галогеном, а сера - азотом, и имеющих стехиометрическую формулу
(EMe)2O2^(EHaI)x,, N"3 x/2S1+y
где ΣМе = Gd и/или Lu и/или Dy и/или Eu и/или Bi и/или Re,
HaI=F"1 и/или Cl"1 и/или Br"1 и/или J"1,
0,01 < x<0,08, 0,001<y<0,01,
при том, что зерна указанного люминофора выполнены в виде объемных многогранников, окруженных дисперсной фазой полимерного связующего при массовом соотношении между ними от 20 до 65%.
15. Способ получения рентгенолюминофора методом соосаждения редкоземельных соединений с последующей термообработкой в расплаве, состоящем из редкоземельных ионов и ионов с d-оболочками (Bi, Re, Br" , Cl"1 и J"1), отличающийся тем, что процесс синтеза проводят в две стадии, из них на первой стадии формируют оксигалогениды элементов, составляющих катионную подгруппу путем взаимодействия исходных соосажденных оксидов РЗЭ, Bi и Re с галогенидами аммония при температуре от T=400 0C до T=700 0C в течение 1-4 часов, после чего получаемый продукт подвергается повторной термической обработке в расплаве щелочных халькогенидов при молекулярном соотношении между ними от 1:1 до 1 :3 при температурах от T=800 0C до T=I 200 0C в течение времени от 2 до 8 часов с последующим выщелачиванием получаемого продукта водой и растворами минеральных кислот.
PCT/RU2010/000449 2009-08-13 2010-08-13 Многоэлементный детектор рентгеновского излучения, редкоземельный рентгенолюминофор для него, способ формирования многоэлементного сцинтиллятора и детектора в целом WO2011019303A1 (ru)

Priority Applications (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CA2771063A CA2771063A1 (en) 2009-08-13 2010-08-13 Multi-element x-ray detector, its rear-earth luminescent materials, production of multi-element scintillator and detector in general
JP2012524673A JP5896904B2 (ja) 2009-08-13 2010-08-13 多素子ｘ線検出器およびその製造方法
EP10808420.3A EP2466336A4 (de) 2009-08-13 2010-08-13 Mehrteiliger röntgenstrahlendetektor, seltenerd-röntgenleuchtstoff dafür sowie verfahren zur formung eines mehrteiligen szintillators und des kompletten detektors
US13/390,323 US8445856B2 (en) 2009-08-13 2010-08-13 Multi-element X-ray detector, its rear-earth luminescent materials, production of multi-element scintillator and detector in general
IN1934DEN2012 IN2012DN01934A (ru) 2009-08-13 2010-08-13
CN201080046176.0A CN102763004B (zh) 2009-08-13 2010-08-13 多元件x射线辐射探测器、用于其的稀土x射线发光体和用于将多元件闪烁器和探测器形成为整体的方法

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
RU2009130870/28A RU2420763C2 (ru) 2009-08-13 2009-08-13 Многоэлементный детектор рентгеновского излучения, редкоземельный рентгенолюминофор для него, способ формирования многоэлементного сцинтиллятора и детектора в целом
RU2009130870 2009-08-13

Publications (2)

Publication Number Publication Date
WO2011019303A1 true WO2011019303A1 (ru) 2011-02-17
WO2011019303A4 WO2011019303A4 (ru) 2011-04-14

Family

ID=43586305

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/RU2010/000449 WO2011019303A1 (ru) 2009-08-13 2010-08-13 Многоэлементный детектор рентгеновского излучения, редкоземельный рентгенолюминофор для него, способ формирования многоэлементного сцинтиллятора и детектора в целом

Country Status (10)

Country Link
US (1) US8445856B2 (ru)
EP (1) EP2466336A4 (ru)
JP (1) JP5896904B2 (ru)
KR (1) KR20120106715A (ru)
CN (1) CN102763004B (ru)
CA (1) CA2771063A1 (ru)
DE (1) DE202010018431U1 (ru)
IN (1) IN2012DN01934A (ru)
RU (1) RU2420763C2 (ru)
WO (1) WO2011019303A1 (ru)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109471147A (zh) * 2018-09-25 2019-03-15 中国辐射防护研究院 一种基于变权重离散的γ剂量率计算方法及***
CN112285758A (zh) * 2020-10-20 2021-01-29 南华大学 一种核辐射场探头、探测器和探测***

Families Citing this family (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2461022C1 (ru) * 2011-04-15 2012-09-10 Закрытое Акционерное Общество "Импульс" Плоскопанельный приемник рентгеновского излучения и способ его изготовления
JP5965665B2 (ja) 2012-02-23 2016-08-10 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 検出器モジュール、遮光部材および放射線検出装置並びに放射線断層撮影装置
RU2524449C2 (ru) * 2012-07-24 2014-07-27 Закрытое Акционерное Общество "Научно-Производственная Коммерческая Фирма "Элтан Лтд" Быстродействующая рентгеносенсорная панель для цифровой маммографии
RU2577841C2 (ru) * 2013-04-29 2016-03-20 Закрытое акционерное общество "Научно-производственная коммерческая фирма "ЭТЛАН ЛТД" Рентгенолюминофор с переменным послесвечением из оксисульфида гадолиния-тербия и пикселированный экран на его основе
RU2549565C1 (ru) * 2013-12-02 2015-04-27 Закрытое акционерное общество "Научно-исследовательская производственная компания "Электрон" (ЗАО НИПК "Электрон") Способ изготовления матрицы фоточувствительных элементов плоскопанельного детектора рентгеновского изображения
RU2562986C1 (ru) * 2014-02-07 2015-09-10 Российская Федерация, от имени которой выступает Государственная корпорация по атомной энергии "Росатом" Способ изготовления тонкостенной ячеистой структуры с плоскими поверхностями из углеродной ткани
CZ305254B6 (cs) * 2014-05-07 2015-07-01 Fyzikální Ústav Av Čr, V. V. I. Luminofory (LicNadKeRbfCsg)(LahGdiLujYk)1-aEuaS2-b pro pevnovlátkové světelné zdroje
CN104158529A (zh) * 2014-08-08 2014-11-19 孙宗远 一种通过感应x光进而控制电路工作状态的装置及其控制方法
JP6773683B2 (ja) * 2015-12-25 2020-10-21 株式会社東芝 セラミックシンチレータアレイ、ｘ線検出器、およびｘ線検査装置
RU2647223C1 (ru) * 2016-12-29 2018-03-14 Общество с ограниченной ответственностью "Научно-технический центр "МТ" (ООО "НТЦ-МТ") Способ монтажа многоэлементного матричного фотодетектора
RU174980U1 (ru) * 2017-05-11 2017-11-14 Общество с ограниченной ответственностью Совместное русско-французское предприятие "СпектрАп" Детектор рентгеновского излучения
RU2645809C1 (ru) * 2017-06-28 2018-02-28 Сергей Сергеевич Гижа Детектирующая матрица
RU2672039C1 (ru) * 2017-12-27 2018-11-08 Объединенный Институт Ядерных Исследований (Оияи) Планарный полупроводниковый детектор
RU180978U1 (ru) * 2018-03-14 2018-07-03 Федеральное государственное бюджетное учреждение "Национальный исследовательский центр "Курчатовский институт" Преобразователь ионов
CN112963617B (zh) * 2021-02-18 2022-10-25 呼和浩特中燃城市燃气发展有限公司 燃气管网升级方法

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SU926105A1 (ru) * 1980-07-01 1982-05-07 Всесоюзный научно-исследовательский институт текстильно-галантерейной промышленности Ткана координатна сетка дл рентгенологических исследований
SU1569906A1 (ru) 1988-06-20 1990-06-07 Физический институт им.П.Н.Лебедева Люминесцентный экран
US5126573A (en) 1990-03-09 1992-06-30 Siemens Aktiengesellschaft Output luminescent screen for an x-ray image intensifier having a terbiumactivated gadolinium oxysulfide base
US5302817A (en) 1991-06-21 1994-04-12 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray detector and X-ray examination system utilizing fluorescent material
US6252231B1 (en) 1999-01-25 2001-06-26 Analogic Corporation X-ray absorbing, light reflective medium for x-ray detector array
RU2245588C2 (ru) * 2003-02-14 2005-01-27 Белугин Владимир Михайлович Источник проникающего излучения
US20050028044A1 (en) 2003-07-31 2005-02-03 Erik Paulsen Method and apparatus for controlling SAS/Fibre target behavior from a host
US20060033030A1 (en) 2002-03-28 2006-02-16 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray detector
US7265357B2 (en) * 2004-11-25 2007-09-04 Siemens Aktiengesellschaft Process for producing a scintillator layer for an x-ray detector, and scintillator layer

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10282244A (ja) * 1997-04-04 1998-10-23 Hamamatsu Photonics Kk シンチレータアレイ
US6534773B1 (en) * 1998-11-09 2003-03-18 Photon Imaging, Inc. Radiation imaging detector and method of fabrication
DE10058810A1 (de) * 2000-11-27 2002-06-06 Philips Corp Intellectual Pty Röntgendetektormodul
JP2004151007A (ja) * 2002-10-31 2004-05-27 Toshiba Corp 放射線検出器
US7019297B2 (en) * 2003-05-20 2006-03-28 Cti Pet Systems, Inc. Detector array using internalized light sharing and air coupling

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SU926105A1 (ru) * 1980-07-01 1982-05-07 Всесоюзный научно-исследовательский институт текстильно-галантерейной промышленности Ткана координатна сетка дл рентгенологических исследований
SU1569906A1 (ru) 1988-06-20 1990-06-07 Физический институт им.П.Н.Лебедева Люминесцентный экран
US5126573A (en) 1990-03-09 1992-06-30 Siemens Aktiengesellschaft Output luminescent screen for an x-ray image intensifier having a terbiumactivated gadolinium oxysulfide base
US5302817A (en) 1991-06-21 1994-04-12 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray detector and X-ray examination system utilizing fluorescent material
US6252231B1 (en) 1999-01-25 2001-06-26 Analogic Corporation X-ray absorbing, light reflective medium for x-ray detector array
US20060033030A1 (en) 2002-03-28 2006-02-16 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray detector
RU2245588C2 (ru) * 2003-02-14 2005-01-27 Белугин Владимир Михайлович Источник проникающего излучения
US20050028044A1 (en) 2003-07-31 2005-02-03 Erik Paulsen Method and apparatus for controlling SAS/Fibre target behavior from a host
US7265357B2 (en) * 2004-11-25 2007-09-04 Siemens Aktiengesellschaft Process for producing a scintillator layer for an x-ray detector, and scintillator layer

Non-Patent Citations (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
"Image forming in roentgenography. Herausgegeben von B.Webb", MOSKAU, MIR, vol. B.1, 2000, pages 346
DEOK JM.JUNG, ETRI JOURNAL, vol. 30, no. 5, 2008, pages 747
GURVICH A.M.; MALOVA A.M.; SOSCHIN N.P., UDSSR ERFINDERZERTIFIKAT 457789, 21 February 1978 (1978-02-21)
GURVICH A.M.; SOSCHIN N.P.: "Izvestiya Acad. of Sciences of USSR", PHYS., B., vol. 41, 1977, pages 1372 - 1379
METALLGITTER., GOST, 2002, pages 6613 - 86
NAGARKAR V.V., NUCLEAR SCIENCE. IEEE TRANSACTION, vol. 50, 2006, pages 297
ROCHA J.G ET AL., IEEE TRANS., vol. 6, 2002, pages 7803
ROCHA J.G., 14 EUROPEAN CONF. ON SOLID-STATE TRANSISTORS, vol. 2, 2000, pages 27
See also references of EP2466336A4
SIMON M., MEDICAL PHYS., B., vol. 35, 2008, pages 968 - 981
TEVTOR A. PHILIPS, TECH. REV., vol. 14, 1976, pages 33 - 43
TOMAS A., J.ELECTROCHEM.SOC., B., vol. 118, 1971, pages 151
WELL S., THE PROC. OF MEDICAL IMAGING INSTITUTE OF PHYS. BRISTOL. G.B., 1992

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109471147A (zh) * 2018-09-25 2019-03-15 中国辐射防护研究院 一种基于变权重离散的γ剂量率计算方法及***
CN109471147B (zh) * 2018-09-25 2022-10-18 中国辐射防护研究院 一种基于变权重离散的γ剂量率计算方法及***
CN112285758A (zh) * 2020-10-20 2021-01-29 南华大学 一种核辐射场探头、探测器和探测***
CN112285758B (zh) * 2020-10-20 2023-04-21 南华大学 一种核辐射场探头、探测器和探测***

Also Published As

Publication number Publication date
CA2771063A1 (en) 2011-02-17
JP2013501932A (ja) 2013-01-17
RU2420763C2 (ru) 2011-06-10
RU2009130870A (ru) 2011-02-20
EP2466336A1 (en) 2012-06-20
IN2012DN01934A (ru) 2015-08-21
JP5896904B2 (ja) 2016-03-30
US8445856B2 (en) 2013-05-21
DE202010018431U1 (de) 2016-11-08
CN102763004B (zh) 2015-01-14
US20120267538A1 (en) 2012-10-25
EP2466336A4 (de) 2013-07-03
CN102763004A (zh) 2012-10-31
KR20120106715A (ko) 2012-09-26
WO2011019303A4 (ru) 2011-04-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2420763C2 (ru) Многоэлементный детектор рентгеновского излучения, редкоземельный рентгенолюминофор для него, способ формирования многоэлементного сцинтиллятора и детектора в целом
Ou et al. Recent development in x-ray imaging technology: Future and challenges
Lempicki et al. A new lutetia-based ceramic scintillator for X-ray imaging
US7161160B2 (en) Needle-shaped cylindrical storage phosphor crystals
EP1705478A1 (en) Phosphor film, imagining assembly and inspection method
JPS6029756B2 (ja) 検出器列の製造方法
JP3882292B2 (ja) 新規な光刺激可能な蛍燐光体
Valais et al. Luminescence efficiency of Gd/sub 2/SiO/sub 5: Ce scintillator under X-ray excitation
US6931099B2 (en) High-energy X-ray imaging device and method therefor
Cavouras et al. An experimental method to determine the effective luminescence efficiency of scintillator-photodetector combinations used in X-ray medical imaging systems.
Buchanan An improved x-ray intensifying screen
JP2007248283A (ja) シンチレータ、蛍光板及びそれを用いたｘ線検出器
Saatsakis et al. Luminescence efficiency of CaF2: Eu single crystals: Temperature dependence
JP7078643B2 (ja) 高エネルギー放射線撮影法用の検出器および関連の撮像アセンブリ
JP6343785B2 (ja) 中性子シンチレータ
Martini et al. Imaging performance of a CaWO4/CMOS sensor
Fiserova et al. Scintillation powders for the detection of neutrons
Kandarakis et al. A theoretical model evaluating the angular distribution of luminescence emission in X-ray scintillating screens
US20050106490A1 (en) Stimulable phosphor screens or panels and manufacturing control thereof
CN108321070A (zh) 穿透式x光管及反射式x光管
CN106471097B (zh) 具有改善的转换效率的掺杂了铕的溴碘化铯闪烁体及其检测器
Lewis et al. Improvements in image quality and radiation dose in breast imaging
RU2524449C2 (ru) Быстродействующая рентгеносенсорная панель для цифровой маммографии
JPH04290985A (ja) 中性子検出器
JP2022129614A (ja) シンチレータおよび放射線測定装置

Legal Events

Date Code Title Description
WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 201080046176.0

Country of ref document: CN

121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 10808420

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2012524673

Country of ref document: JP

Ref document number: 2771063

Country of ref document: CA

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 1934/DELNP/2012

Country of ref document: IN

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 20127006481

Country of ref document: KR

Kind code of ref document: A

REEP Request for entry into the european phase

Ref document number: 2010808420

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2010808420

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 13390323

Country of ref document: US