WO2020204747A1 - X-radiation detector with composite scintillator - Google Patents
X-radiation detector with composite scintillator Download PDFInfo
- Publication number
- WO2020204747A1 WO2020204747A1 PCT/RU2019/000802 RU2019000802W WO2020204747A1 WO 2020204747 A1 WO2020204747 A1 WO 2020204747A1 RU 2019000802 W RU2019000802 W RU 2019000802W WO 2020204747 A1 WO2020204747 A1 WO 2020204747A1
- Authority
- WO
- WIPO (PCT)
- Prior art keywords
- detector
- scintillator layer
- sensitivity
- scintillator
- resolution
- Prior art date
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
Definitions
- the proposed invention relates to the manufacture of devices for detecting an image obtained by registering X-ray radiation, in particular, devices for X-ray analysis of biomaterials and biological objects in general, as well as non-destructive testing systems.
- Linear image sensor in which a group of photo- or X-ray-sensitive pixels are aligned in one line, i.e. it represents one line
- the second type is a spatial sensor, in which the pixels are combined into an MxN matrix, where both of these sizes (M or N) are comparable in order to typical values for line sensors.
- a spatial sensor eliminates the need for mechanical scanning, but increases the cost of the main component of the system - the sensor itself, which, for operation in the X-ray range, is equipped with a scintillator layer - a special layer that converts X-ray radio wave radiation into visible light, which is recorded by the sensor.
- the sensor itself is highly sensitive in the range of wavelengths of visible light (400 - 700 nm), but it is usually insensitive to X-ray radiation. Therefore, to convert X-rays into visible light, as a rule, so-called. scintillation screens, which are based on phosphor coatings of various efficiency and scattering characteristics.
- the scintillator must provide a number of difficult-to-match characteristics, for example, such as brightness, spatial resolution and the level of absorption of X-ray radiation, it turns out to be a very complex and expensive component of the system.
- consumers of such systems are forced to make a choice between several practically identical systems, differing only in the scintillator.
- the fact is that even despite the significant progress made by the manufacturers of such materials, it is practically impossible to obtain a scintillator with both high resolution and high brightness (conversion coefficient). Therefore, scintillator manufacturers offer a different set of products that differ in characteristics in one direction or another, where an improvement in one parameter, for example, brightness, degrades another, for example, resolution.
- Such a step is an objective necessity, but types of surveys are common in which the consumer effectively uses only a part of the total detector field, for example, half or one third of it.
- a typical example here is the study of the quality of a welded seam of metal structures - when the seam itself is a narrow but long object.
- the purchase of a "narrow" X-ray detector is impossible, since the manufacturers of X-ray systems are focused on general applications of their devices, where a large area and a small size ratio of the sensitive area M / N are more in demand on the market.
- the development and production of a separate "narrow" sensor and a specific X-ray system based on it is irrational due to limited demand and extremely expensive development and production of semiconductor components.
- This detector also has different target applications and spatial dimension 1x1.
- the scintillation layers differing in characteristics are located one above the other, while the invention proposed by us contains various scintillation layers placed on the same plane of a multi-element photosensor array.
- the problem to be solved by the present invention is to provide the possibility of using one type or instance of an X-ray detector for carrying out various or differing in target requirements for studies of objects as a whole, or their parts, or samples of materials.
- the scintillator applied or installed on the sensor surface has different characteristics in different areas.
- the purpose of differentiating the characteristics of the scintillator in different zones is to allow the user to independently choose the preferred study mode: for example, a video mode with a relatively low resolution, but high sensitivity to X-ray radiation, which is necessary for sufficient exposure of the sensor pixels with a constant change of frames; or high resolution when it is necessary to obtain detail in a certain area of the object and when the exposure time of the pixels of the photosensor is not limited to one frame.
- the preferred study mode for example, a video mode with a relatively low resolution, but high sensitivity to X-ray radiation, which is necessary for sufficient exposure of the sensor pixels with a constant change of frames; or high resolution when it is necessary to obtain detail in a certain area of the object and when the exposure time of the pixels of the photosensor is not limited to one frame.
- the technical result is to provide detection (pickup) of an image with different characteristics of contrast sensitivity and spatial resolution by one detector. This eliminates the need to increase the nomenclature of equipment used during research. In some cases, this can be of significant importance, for example, when X-ray examination of overhead cable lines, when it is necessary to lift equipment units to the object of photography, as small as possible in number and weight.
- the scintillator layer has at least two spatial zones with different thicknesses to provide a high sensitivity region and a high resolution region.
- the scintillator layer provides different angular sensitivities for the X-rays hitting the detector.
- the maximum sensitivity is achieved for oblique incidence of X-rays.
- the scintillator layer has a structured surface that provides different angular sensitivities for X-rays hitting the detector.
- the scintillator layer has a structured surface that maximizes the sensitivity for oblique incidence of X-rays.
- the scintillator layer has at least two layers with different X-ray sensitivity.
- the scintillator layer has a smoothly varying thickness over the detector area to provide a smoothly varying sensitivity and resolution over the detector area.
- FIG. 1 schematically shows a cross-section of an X-ray detector, consisting of a semiconductor multi-element photosensitive sensor (photosensor) of the visible range (2), fixed on the surface of a mounting-support substrate (3).
- a layer of the scintillator (1) specially profiled in thickness converts the X-ray quanta emitted by the X-ray source (5) into visible light corresponding to the sensitivity of the detector 2.
- Region (11) of the scintillator (1), marked with a leader (I) corresponds to a thinner layer and provides a higher resolution
- the region (12) of the scintillator (1), marked with a leader (II) corresponds to a larger layer thickness and provides a higher sensitivity.
- FIG. 2 schematically shows a cross-section of an X-ray detector with a detailed illustration of the spatial relationships between the size of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2), and, consequently, the resolution, and the region (7) of emission of the phosphor of the scintillator (1) upon interaction with it of a single quantum from an X-ray source (5) in the part of the scintillator (1) with a thinner layer (11) and, accordingly, region (71) in the part of the scintillator (1) with a thicker layer (12).
- FIG. 3 schematically shows a cross-section of an X-ray detector with a detailed illustration of the spatial relationships between the size of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2), and, consequently, the resolution, and the region (7) of the luminophor of the scintillator (1) when a single unit interacts with it.
- quantum from an X-ray source (5) with an angle of incidence of an X-ray quantum on the detector close to the normal in region (I) and, accordingly, region (71) with a grazing angle of incidence in region (II), when the equivalent thickness of the scintillator layer (1) can much (several times) exceed the physical thickness of the layer (1).
- FIG. 4 schematically shows a cross-section of an X-ray detector with a detailed illustration of the spatial relationships between the size of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2), and, consequently, the resolution, and the region (7) of emission of the structured phosphor of the scintillator (1) upon interaction with it.
- FIG. 5 shows the steps I-III of a process for manufacturing a focon array (101) to form a structured layer of an X-ray detector scintillator (1).
- FIG. 6 shows the following steps (IV and V) of a process for manufacturing a focon array (101) to form a structured layer of an X-ray detector scintillator (1).
- the material of the cellular structure is selected from the condition of radiolucency.
- the cellular structure (92) can be coated with a thin X-ray transparent metal layer (A1) to reflect the photons generated in the phosphor layer of the scintillator (1) under X-ray irradiation.
- FIG. 7 shows the manufacturing process of a structured scintillator layer (1) in a cellular structure (92), for which it is filled with a liquid (followed by curing) or a gel-like scintillator (9) and combined (process A) with the pixel structure of a silicon photosensor chip (2).
- the detector consists of at least one photosensitive sensor (2) and a scintillator layer (1) installed on it or applied to it, with characteristics that differ for different spatial zones.
- Such a scintillator layer (1) can be composite (of at least two layers), when it is assembled on the surface of the photosensor (2) from smaller fragments with different characteristics, or it can be produced immediately anisotropic, when its different thickness and structure are formed in one technological process, for example, by targeted diaphragm during the growth of the fibrous structures of the phosphor.
- the composite layer of the scintillator (1) is obtained by mechanically joining two different phosphor sheets directly on the surface of the photosensor (2).
- Optical contact in this case is provided by tight application of the scintillator (1) to the photosensor (2) or by using an optical transparent and refractive index matched adhesives.
- the same phosphor sheets are laid on the surface of a fiber-optic plate, which, being subsequently glued using the so-called technology.
- "Optical bonding" to the photosensor (2) provides mechanical stabilization of the stack and protection of the pixel structure of the photosensor (2) from the damaging effects of X-rays.
- the phosphor is "grown" (for example, by chemical vapor deposition) directly on the surface of the fiber-optic plate, which eliminates the need for an "optical bonding" operation.
Abstract
The proposed invention relates to the production of devices for detecting an image produced when recording X-radiation, in particular devices for X-ray analysis of biomaterials and biological objects as a whole, and also non-destructive testing systems. An X-radiation detector consists of a scintillator layer on the surface of a multi-element photosensitive sensor arranged on a base providing mechanical stability for the entire structure. The scintillator layer, the characteristics of which differ for different three-dimensional zones, both in terms of thickness and in terms of a three-dimensional arrangement relative to the pixel structure of the photosensitive sensor, allows non-uniform sensitivity and resolution. The invention allows detection of an image with differing characteristics of contrast sensitivity and three-dimensional resolution using a single detector.
Description
ДЕТЕКТОР РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗЛУЧЕНИЯ С СОСТАВНЫМ DETECTOR OF X-RAY RADIATION WITH A COMPOSITE
СЦИНТИЛЛЯТОРОМ SCINTILLATOR
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
Предлагаемое изобретение относится к изготовлению устройств детектирования изображения, полученного при регистрации рентгеновского излучения, в частности, устройств для рентгеновского анализа биоматериалов и биологических объектов в целом, а также систем неразрушающего контроля. The proposed invention relates to the manufacture of devices for detecting an image obtained by registering X-ray radiation, in particular, devices for X-ray analysis of biomaterials and biological objects in general, as well as non-destructive testing systems.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ LEVEL OF TECHNOLOGY
Для построения чувствительных элементов рентгеновских детекторов, применяются, в основном, два типа полупроводниковых приборов: первый из них - это т.н. линейчатый сенсор изображения, в котором группа фото- или рентгеночувствительных пикселов выстроена в одну линию, т.е. он представляет собой одну линию; второй тип - это пространственный сенсор, в котором пикселы объединены в матрицу MxN, где оба из таких размеров (М или N) сравнимы по порядку с типовыми значениями для линейчатых сенсоров. Преимуществом линейчатых сенсоров является дешевизна, а недостатком - необходимость механического сканирования объекта для того, чтобы воспроизвести его изображение в двух координатах. Таким образом, стоимость полной системы, даже оснащенной линейчатым сенсором, оказывается довольно высока. To build the sensitive elements of X-ray detectors, two types of semiconductor devices are mainly used: the first of them is the so-called. Linear image sensor, in which a group of photo- or X-ray-sensitive pixels are aligned in one line, i.e. it represents one line; the second type is a spatial sensor, in which the pixels are combined into an MxN matrix, where both of these sizes (M or N) are comparable in order to typical values for line sensors. The advantage of linear sensors is their low cost, and the disadvantage is the need for mechanical scanning of an object in order to reproduce its image in two coordinates. Thus, the cost of a complete system, even with a linear sensor, is quite high.
Использование пространственного сенсора позволяет отказаться от механической развертки, но удорожает основной компонент системы - сам сенсор, который, для работы в рентгеновском диапазоне, оснащается слоем сцинтиллятора - специальным слоем, преобразующим рентгеновское радиоволновое излучение в видимый свет, который регистрируется сенсором. The use of a spatial sensor eliminates the need for mechanical scanning, but increases the cost of the main component of the system - the sensor itself, which, for operation in the X-ray range, is equipped with a scintillator layer - a special layer that converts X-ray radio wave radiation into visible light, which is recorded by the sensor.
Непосредственно сенсор обладает высокой чувствительностью в зоне длин волн видимого света (400 — 700 нм), но к рентгеновскому излучению, как правило, нечувствителен. Поэтому для конвертирования рентгеновского излучения в видимый свет, как правило, применяются т.н. сцинтилляционные экраны, которые строятся на базе люминофорных покрытий различной эффективности и рассеивающих характеристик. The sensor itself is highly sensitive in the range of wavelengths of visible light (400 - 700 nm), but it is usually insensitive to X-ray radiation. Therefore, to convert X-rays into visible light, as a rule, so-called. scintillation screens, which are based on phosphor coatings of various efficiency and scattering characteristics.
Ввиду того, что сцинтиллятор должен обеспечивать ряд трудносовместимых характеристик, например, таких, как яркость, пространственное разрешение и уровень поглощения рентгеновского излучения, он оказывается весьма сложным и дорогостоящим компонентом системы. Зачастую, потребители таких систем вынуждены делать выбор
между несколькими практически одинаковыми системами, отличающимися лишь сцинтиллятором. Дело в том, что даже несмотря на значительный прогресс производителей таких материалов, получить сцинтиллятор одновременно и с высоким разрешением, и с высокой яркостью (коэффициентом преобразования) оказывается практически невозможно. Поэтому производители сцинтилляторов предлагают различный набор продуктов, отличающихся по характеристикам в ту или иную сторону, где улучшение одного параметра, например, яркости, ухудшает другой, например, разрешение. В свою очередь, компании, выпускающие системы рентгеновского контроля, используют один тип сцинтиллятора в одном типе своего продукта. Довольно же часто потребителю нужно проводить разные типы исследований: в одном случае достаточно низкое разрешение, но необходима высокая яркость; в другом - обязательно высокое разрешение, но яркость не так критична. В такой ситуации потребитель должен приобретать две подобных системы, отличающиеся лишь сцинтиллятором. Due to the fact that the scintillator must provide a number of difficult-to-match characteristics, for example, such as brightness, spatial resolution and the level of absorption of X-ray radiation, it turns out to be a very complex and expensive component of the system. Often, consumers of such systems are forced to make a choice between several practically identical systems, differing only in the scintillator. The fact is that even despite the significant progress made by the manufacturers of such materials, it is practically impossible to obtain a scintillator with both high resolution and high brightness (conversion coefficient). Therefore, scintillator manufacturers offer a different set of products that differ in characteristics in one direction or another, where an improvement in one parameter, for example, brightness, degrades another, for example, resolution. In turn, companies producing X-ray inspection systems use one type of scintillator in one type of their product. Quite often, the consumer needs to carry out different types of research: in one case, a sufficiently low resolution, but high brightness is required; in the other - high resolution is obligatory, but brightness is not so critical. In such a situation, the consumer must purchase two similar systems, differing only in the scintillator.
В некоторых случаях такой шаг является объективной необходимостью, но распространены типы обследований, в которых потребитель эффективно использует лишь часть полного поля детектора, например, его половину или одну треть. Типичным примером здесь служит исследование качества сварного шва металлоконструкций— когда сам шов представляет собой узкий, но длинный объект. Но приобретение «узкого» рентгеновского детектора невозможно, поскольку производители рентгеновских систем ориентированы на общие применения своих приборов, где большая площадь и малое соотношение габаритов чувствительной зоны M/N более востребованы рынком. Разработка и производство же отдельного «узкого» сенсора и специфической рентгеновской системы на его основе нерациональны ввиду ограниченного спроса и крайне дорогого процесса разработки и выпуска полупроводниковых компонентов. In some cases, such a step is an objective necessity, but types of surveys are common in which the consumer effectively uses only a part of the total detector field, for example, half or one third of it. A typical example here is the study of the quality of a welded seam of metal structures - when the seam itself is a narrow but long object. But the purchase of a "narrow" X-ray detector is impossible, since the manufacturers of X-ray systems are focused on general applications of their devices, where a large area and a small size ratio of the sensitive area M / N are more in demand on the market. The development and production of a separate "narrow" sensor and a specific X-ray system based on it is irrational due to limited demand and extremely expensive development and production of semiconductor components.
Из уровня техники известны решения на т.н. «композитных» сцинтилляторах, состоящих их двух или более типов люминофоров. Так, например, работа «Combined composite scintillation detector for separate measurements of fast and thermal neutrons» (IEEE Nuclear Science Svmposuim & Medical Imaging Conference. 30 Oct. - 6 Nov. 2010) описывает сцинтиллятор, рассчитанный на применение в ядерных исследованиях и представляющий собой смесь из отличающихся материалов. Данный сцинтиллятор не подразумевает раздельного по площади применения в детекторе, и поэтому не является прямым прототипом предлагаемого изобретения. From the prior art, solutions for the so-called. "Composite" scintillators, consisting of two or more types of phosphors. For example, the work "Combined composite scintillation detector for separate measurements of fast and thermal neutrons" (IEEE Nuclear Science Svmposuim & Medical Imaging Conference. 30 Oct. - 6 Nov. 2010) describes a scintillator designed for use in nuclear research and is a mixture of different materials. This scintillator does not imply a separate area of application in the detector, and therefore is not a direct prototype of the present invention.
В качестве второго аналога выбрано решение из патента РФ М° 2248011, кл. G01T 1/20, опубликован 27.07.2009, описывающего построение детектора ионизирующих излучений с расширенным диапазоном регистрации. Отличием данного детектора являются
конструкция, способ снятия и обработки сигнала, размерность сигнала и область применения. Так, пространственная размерность принимаемого сигнала с данного детектора равна 1x1, т.е. одному элементу, а предлагаемая схема снятия информации с помощью светопереизлучающего волокна не может предполагать большего числа элементов в одной сборке из двух сцинтилляторов. As a second analogue, a solution from the RF patent M ° 2248011, class. G01T 1/20, published on July 27, 2009, describing the construction of an ionizing radiation detector with an extended recording range. The difference between this detector is design, method of removing and processing the signal, dimension of the signal and field of application. So, the spatial dimension of the received signal from this detector is 1x1, i.e. one element, and the proposed scheme for removing information using a light-emitting fiber cannot assume a larger number of elements in one assembly of two scintillators.
В качестве ближайшего аналога выбрано решение, полученное способом получения двойного сцинтиллятора, описанным в публикации «Development of the Dual Scintillator Sheet and Phoswich Detector for Simultaneous Alfa- and Beta-rays Measurement, B.K. Seo et al, материалы конференции WM’07, Tucson, 25.02-01.03.2007. As the closest analogue, we chose a solution obtained by the method of obtaining a double scintillator described in the publication “Development of the Dual Scintillator Sheet and Phoswich Detector for Simultaneous Alfa- and Beta-rays Measurement, B.K. Seo et al, conference proceedings WM'07, Tucson, 25.02-01.03.2007.
Этот детектор также имеет отличные от предлагаемой целевые применения и пространственную размерность 1x1. Кроме того, отличающиеся по характеристикам сцинтилляционные слои располагаются один над другим, в то время как предложенное нами изобретение содержит различные сцинтилляционные слои, размещенные на одной плоскости многоэлементной фотосенсорной матрице. This detector also has different target applications and spatial dimension 1x1. In addition, the scintillation layers differing in characteristics are located one above the other, while the invention proposed by us contains various scintillation layers placed on the same plane of a multi-element photosensor array.
РАСКРЫТИЕ СУЩНОСТИ ИЗОБРЕТЕНИЯ DISCLOSURE OF THE INVENTION
Задача, на решение которой направлена предлагаемое изобретение, заключается в предоставлении возможности использования одного типа или экземпляра рентгеновского детектора для проведения различных или отличающихся по целевым требованиям исследований объектов в целом, или их частей, или образцов материалов. The problem to be solved by the present invention is to provide the possibility of using one type or instance of an X-ray detector for carrying out various or differing in target requirements for studies of objects as a whole, or their parts, or samples of materials.
Сцинтиллятор, наносимый или устанавливаемый на поверхность сенсора, имеет отличающиеся характеристики в различных зонах. The scintillator applied or installed on the sensor surface has different characteristics in different areas.
Целью дифференцированности характеристик сцинтиллятора в различных зонах является предоставление потребителю самостоятельно выбирать предпочтительный режим исследования: например, видео-режим с относительно низким разрешением, но высокой чувствительностью к рентгеновскому излучению, что необходимо для достаточной экспонированности пикселов сенсора при постоянной смене кадров; или же высокое разрешение при необходимости получения детализации определённой зоны объекта и когда время экспозиции пикселов фотосенсора не ограничено одним кадром. The purpose of differentiating the characteristics of the scintillator in different zones is to allow the user to independently choose the preferred study mode: for example, a video mode with a relatively low resolution, but high sensitivity to X-ray radiation, which is necessary for sufficient exposure of the sensor pixels with a constant change of frames; or high resolution when it is necessary to obtain detail in a certain area of the object and when the exposure time of the pixels of the photosensor is not limited to one frame.
Техническим результатом является обеспечение детектирования (съема) изображения с отличающимися характеристиками контрастной чувствительности и пространственного разрешения одним детектором. При этом отпадает необходимость увеличения номенклатуры оборудования, применяемой во время исследований. В некоторых случаях это может иметь существенное значение, например, при рентгеновском исследовании воздушных кабельных линий, когда поднимать к объекту съемки необходимо аппаратурные единицы, как можно меньшего число и веса.
Указанная задача решается, а технический результат достигается в результате создания детектора рентгеновского излучения, состоящего из слоя сцинтиллятора на поверхности многоэлементного фоточувствительного сенсора, расположенного на подложке, осуществляющей механическую стабильность всей конструкции, в котором слой сцинтиллятора, характеристики которого отличаются для различных пространственных зон, как по толщине, так и по пространственному расположению относительно пиксельной структуры фоточувствительного сенсора, обеспечивает неоднородную чувствительность и разрешение. The technical result is to provide detection (pickup) of an image with different characteristics of contrast sensitivity and spatial resolution by one detector. This eliminates the need to increase the nomenclature of equipment used during research. In some cases, this can be of significant importance, for example, when X-ray examination of overhead cable lines, when it is necessary to lift equipment units to the object of photography, as small as possible in number and weight. This problem is solved, and the technical result is achieved as a result of creating an X-ray detector consisting of a scintillator layer on the surface of a multielement photosensitive sensor located on a substrate that provides the mechanical stability of the entire structure, in which a scintillator layer, the characteristics of which differ for different spatial zones, as in thickness and spatial arrangement relative to the pixel structure of the photosensitive sensor, provides non-uniform sensitivity and resolution.
Согласно частному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет, как минимум, две пространственные зоны с разной толщиной, для обеспечения области высокой чувствительности и области высокого разрешения. According to a particular embodiment, the scintillator layer has at least two spatial zones with different thicknesses to provide a high sensitivity region and a high resolution region.
Согласно другому частному варианту выполнения, слой сцинтиллятора обеспечивает разную угловую чувствительность для рентгеновских лучей, попадающих на детектор. According to another particular embodiment, the scintillator layer provides different angular sensitivities for the X-rays hitting the detector.
Согласно еще одному частному варианту выполнения, максимум чувствительности достигается для наклонного падения рентгеновских лучей. According to another particular embodiment, the maximum sensitivity is achieved for oblique incidence of X-rays.
Согласно предпочтительному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет структурированную поверхность, обеспечивающую разную угловую чувствительность для рентгеновских лучей, попадающих на детектор. According to a preferred embodiment, the scintillator layer has a structured surface that provides different angular sensitivities for X-rays hitting the detector.
Согласно еще одному предпочтительному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет структурированную поверхность, обеспечивающую максимум чувствительности для наклонного падения рентгеновских лучей. According to another preferred embodiment, the scintillator layer has a structured surface that maximizes the sensitivity for oblique incidence of X-rays.
Согласно еще одному предпочтительному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет, как минимум, два слоя с разной чувствительностью к рентгеновскому излучению. According to another preferred embodiment, the scintillator layer has at least two layers with different X-ray sensitivity.
Согласно еще одному частному варианту выполнения, слой сцинтиллятора имеет плавно меняющуюся толщину по площади детектора для обеспечения плавно меняющейся чувствительности и разрешения по площади детектора. According to another particular embodiment, the scintillator layer has a smoothly varying thickness over the detector area to provide a smoothly varying sensitivity and resolution over the detector area.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ BRIEF DESCRIPTION OF DRAWINGS
На Фиг. 1 схематически показан поперечный разрез детектора рентгеновского излучения, состоящего из собственно полупроводникового многоэлементного фоточувствительного сенсора (фотосенсора) видимого диапазона (2), закрепленного на поверхности монтажно-поддерживающей подложки (3). Специально профилированный по толщине слой сцинтиллятора (1) осуществляет конверсию рентгеновских квантов, излученных рентгеновским источником (5), в видимый свет, соответствующий чувствительности детектора 2. Область (11) сцинтиллятора (1), отмеченная выноской (I),
соответствует меньшей толщине слоя и обеспечивает более высокое разрешение, а область (12) сцинтиллятора (1), отмеченная выноской (II), соответствует большей толщине слоя и обеспечивает более высокую чувствительность. FIG. 1 schematically shows a cross-section of an X-ray detector, consisting of a semiconductor multi-element photosensitive sensor (photosensor) of the visible range (2), fixed on the surface of a mounting-support substrate (3). A layer of the scintillator (1) specially profiled in thickness converts the X-ray quanta emitted by the X-ray source (5) into visible light corresponding to the sensitivity of the detector 2. Region (11) of the scintillator (1), marked with a leader (I), corresponds to a thinner layer and provides a higher resolution, and the region (12) of the scintillator (1), marked with a leader (II), corresponds to a larger layer thickness and provides a higher sensitivity.
На Фиг. 2 схематически показан поперечный разрез детектора рентгеновского излучения с детальной иллюстрацией пространственных соотношений между размером светочувствительных ячеек (21) кремниевого чипа фотосенсора (2), а, следовательно, и разрешением, и области (7) высвечивания люминофора сцинтиллятора (1) при взаимодействии с ним единичного кванта от рентгеновского источника (5) в части сцинтиллятора (1) с меньшей толщиной слоя (11) и, соответственно, области (71) в части сцинтиллятора (1) с большей толщиной слоя (12). FIG. 2 schematically shows a cross-section of an X-ray detector with a detailed illustration of the spatial relationships between the size of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2), and, consequently, the resolution, and the region (7) of emission of the phosphor of the scintillator (1) upon interaction with it of a single quantum from an X-ray source (5) in the part of the scintillator (1) with a thinner layer (11) and, accordingly, region (71) in the part of the scintillator (1) with a thicker layer (12).
На Фиг. 3 схематически показан поперечный разрез детектора рентгеновского излучения с детальной иллюстрацией пространственных соотношений между размером светочувствительных ячеек (21) кремниевого чипа фотосенсора (2), а, следовательно, и разрешением, и области (7) высвечивания люминофора сцинтиллятора (1) при взаимодействии с ним единичного кванта от рентгеновского источника (5) при угле падения рентгеновского кванта на детектор, близким к нормали, в области (I) и, соответственно, области (71) при скользящем угле падения в области (II), когда эквивалентная толщина слоя сцинтиллятора (1) намного (в несколько раз) может превышать физическую толщину слоя (1). FIG. 3 schematically shows a cross-section of an X-ray detector with a detailed illustration of the spatial relationships between the size of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2), and, consequently, the resolution, and the region (7) of the luminophor of the scintillator (1) when a single unit interacts with it. quantum from an X-ray source (5) with an angle of incidence of an X-ray quantum on the detector close to the normal in region (I) and, accordingly, region (71) with a grazing angle of incidence in region (II), when the equivalent thickness of the scintillator layer (1) can much (several times) exceed the physical thickness of the layer (1).
На Фиг. 4 схематически показан поперечный разрез детектора рентгеновского излучения с детальной иллюстрацией пространственных соотношений между размером светочувствительных ячеек (21) кремниевого чипа фотосенсора (2), а, следовательно, и разрешением, и области (7) высвечивания структурированного люминофора сцинтиллятора (1) при взаимодействии с ним единичного кванта от рентгеновского источника (5) при угле падения рентгеновского кванта на детектор, близким к нормали, в области (I) и, соответственно, области (71) при скользящем угле в области (II), когда количество структурных элементов (13) сцинтиллятора (1), взаимодействующих с единичным рентгеновским квантом уменьшает пространственное разрешение в работе кремниевого чипа, но зато увеличивает коэффициент конверсии рентгеновских квантов в оптические. FIG. 4 schematically shows a cross-section of an X-ray detector with a detailed illustration of the spatial relationships between the size of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2), and, consequently, the resolution, and the region (7) of emission of the structured phosphor of the scintillator (1) upon interaction with it. unit quantum from an X-ray source (5) at an angle of incidence of an X-ray quantum on the detector close to the normal in region (I) and, accordingly, region (71) at a grazing angle in region (II), when the number of structural elements (13) of the scintillator (1) interacting with a single X-ray quantum decreases the spatial resolution in the operation of a silicon chip, but on the other hand increases the coefficient of conversion of X-ray quanta into optical ones.
На Фиг. 5 показаны этапы I-III процесса изготовления матрицы фоконов (101) для формирования структурированного слоя сцинтиллятора (1) детектора рентгеновского излучения. FIG. 5 shows the steps I-III of a process for manufacturing a focon array (101) to form a structured layer of an X-ray detector scintillator (1).
I - Нанесение жидкой фотополимеризующейся композиции (4) на подложку (100). I - Application of a liquid photopolymerizable composition (4) to a substrate (100).
II - Локальная полимеризация слоя жидкой фотополимеризующейся композиции (4) лазерной (8) сканирующей оптической системой (82), управляемой соответствующей
электронной подсистемой (81), в результате чего, в слое фотополимера образуются фоконы (41). II - Local polymerization of a layer of a liquid photopolymerizable composition (4) by a laser (8) scanning optical system (82) controlled by an appropriate electronic subsystem (81), as a result of which, focones (41) are formed in the photopolymer layer.
III - Промывка специальным растворителем, в результате чего на поверхности подложки (100) остается двумерная матрица фоконов (101), по пространственным характеристикам соответствующая расположению светочувствительных ячеек (21) кремниевого чипа фотосенсора (2). III - Washing with a special solvent, as a result of which a two-dimensional array of focones (101) remains on the surface of the substrate (100), in spatial characteristics corresponding to the arrangement of the photosensitive cells (21) of the silicon chip of the photosensor (2).
На Фиг. 6 показаны следующие этапы (IV и V) процесса изготовления матрицы фоконов (101) для формирования структурированного слоя сцинтиллятора (1) детектора рентгеновского излучения. FIG. 6 shows the following steps (IV and V) of a process for manufacturing a focon array (101) to form a structured layer of an X-ray detector scintillator (1).
IV - Нанесение жидкой фотополимеризующейся композиции (91) на матрицу фоконов (101), предварительно обработанную антиадгезивом (для облегчения отделения матрицы от образующейся ячеистой структуры (92)) и УФ-экспонирование (UV). IV - Application of a liquid photopolymerizable composition (91) to a focon array (101), pretreated with an anti-adhesive (to facilitate the separation of the matrix from the resulting cellular structure (92)) and UV exposure (UV).
V - Образование ячеистой структуры (92), отделенной от матрицы фоконов (101) и с обратным по отношению к матрице фоконов (101) рельефом. Материал ячеистой структуры выбирается из условия рентгенопрозрачности. Ячеистая структура (92) может покрываться тонким рентгенопрозрачным слоем металла (А1), для отражения фотонов, образующихся в слое люминофора сцинтиллятора (1) под рентгеновским облучением. V - Formation of a cellular structure (92), separated from the focal array (101) and with a relief opposite to the focal array (101). The material of the cellular structure is selected from the condition of radiolucency. The cellular structure (92) can be coated with a thin X-ray transparent metal layer (A1) to reflect the photons generated in the phosphor layer of the scintillator (1) under X-ray irradiation.
На Фиг. 7 показан процесс изготовления структурированного слоя сцинтиллятора (1) в ячеистой структуре (92), для чего она заполняется жидким (с последующим отверждением) или гелеобразным сцинтиллятором (9) и совмещается (процесс А) с пиксельной структурой кремниевого чипа фотосенсора (2). FIG. 7 shows the manufacturing process of a structured scintillator layer (1) in a cellular structure (92), for which it is filled with a liquid (followed by curing) or a gel-like scintillator (9) and combined (process A) with the pixel structure of a silicon photosensor chip (2).
ОСУЩЕСТВЛЕНИЕ ИЗОБРЕТЕНИЯ CARRYING OUT THE INVENTION
Детектор состоит, по меньшей мере, из одного фоточувствительного сенсора (2) и установленного на нем или нанесенного на него слоя сцинтиллятора (1) с характеристиками, отличающимися для различных пространственных зон. The detector consists of at least one photosensitive sensor (2) and a scintillator layer (1) installed on it or applied to it, with characteristics that differ for different spatial zones.
Такой слой сцинтиллятора (1) может быть составным (из, как минимум, двух слоев), когда он собирается на поверхности фотосенсора (2) из более малых фрагментов с различными характеристиками или же производится сразу анизотропным, когда его различные толщина и структура формируются в одном технологическом процессе, например, целевым диафрагмированием во время выращивания волокнистых структур люминофора. Such a scintillator layer (1) can be composite (of at least two layers), when it is assembled on the surface of the photosensor (2) from smaller fragments with different characteristics, or it can be produced immediately anisotropic, when its different thickness and structure are formed in one technological process, for example, by targeted diaphragm during the growth of the fibrous structures of the phosphor.
В простейшем варианте, составной слой сцинтиллятора (1) получается механической стыковкой двух различных люминофорных листов непосредственно на поверхности фотосенсора (2). Оптический контакт в этом случае обеспечивается плотной аппликацией сцинтиллятора (1) к фотосенсору (2) или же применением оптически
прозрачных и согласованных по коэффициенту преломления клеев. In its simplest form, the composite layer of the scintillator (1) is obtained by mechanically joining two different phosphor sheets directly on the surface of the photosensor (2). Optical contact in this case is provided by tight application of the scintillator (1) to the photosensor (2) or by using an optical transparent and refractive index matched adhesives.
Во втором, более сложном, варианте, такие же люминофорные листы укладываются на поверхность волоконно-оптической плиты, которая, будучи в дальнейшем приклеена с применением технологии т.н. «оптического бондинга» к фотосенсору (2), обеспечивает механическую стабилизацию стека и защиту пиксельной структуры фотосенсора (2) от повреждающего влияния рентгеновских лучей. In the second, more complex, variant, the same phosphor sheets are laid on the surface of a fiber-optic plate, which, being subsequently glued using the so-called technology. "Optical bonding" to the photosensor (2), provides mechanical stabilization of the stack and protection of the pixel structure of the photosensor (2) from the damaging effects of X-rays.
В третьем варианте, люминофор «выращивается» (например, методами химического осаждения из газовой фазы) непосредственно на поверхности волоконно-оптической плиты, что снимает необходимость осуществления операции «оптического бондинга». In a third embodiment, the phosphor is "grown" (for example, by chemical vapor deposition) directly on the surface of the fiber-optic plate, which eliminates the need for an "optical bonding" operation.
Также возможен наиболее сложный, но дающий преимущества в виде полной используемой площади фотосенсора, процесс формирования структурированного слоя сцинтиллятора (1) детектора рентгеновского излучения, показанный на Фиг. 5-7. Такой структурированный слой будет обладать избирательным соотношением чувствительность/разрешение в зависимости от устанавливаемого угла наклона детектора.
Also possible is the most complex, but advantageous in the form of the total usable area of the photosensor, the process of forming the structured layer of the scintillator (1) of the X-ray detector, shown in FIG. 5-7. Such a structured layer will have a selective sensitivity / resolution ratio depending on the set tilt angle of the detector.
Claims
1. Детектор рентгеновского излучения, состоящий из слоя сцинтиллятора на поверхности многоэлементного фоточувствительного сенсора, расположенного на подложке, осуществляющей механическую стабильность всей конструкции, отличающийся тем, что слой сцинтиллятора, характеристики которого отличаются для различных пространственных зон, как по толщине, так и по пространственному расположению относительно пиксельной структуры фоточувствительного сенсора, обеспечивает неоднородную чувствительность и разрешение. 1. An X-ray detector, consisting of a scintillator layer on the surface of a multi-element photosensitive sensor located on a substrate, providing mechanical stability of the entire structure, characterized in that the scintillator layer, the characteristics of which differ for different spatial zones, both in thickness and in spatial arrangement relative to the pixel structure of the photosensitive sensor, provides non-uniform sensitivity and resolution.
2. Детектор по п. 1, в котором слой сцинтиллятора имеет, как минимум, две пространственные зоны с разной толщиной, для обеспечения области высокой чувствительности и области высокого разрешения. 2. The detector according to claim 1, wherein the scintillator layer has at least two spatial zones with different thicknesses to provide a high sensitivity region and a high resolution region.
3. Детектор по п. 1, в котором слой сцинтиллятора обеспечивает разную угловую чувствительность для рентгеновских лучей, попадающих на детектор. 3. The detector of claim. 1, wherein the scintillator layer provides different angular sensitivities for the X-rays incident on the detector.
4. Детектор по п. 1, в котором максимум чувствительности достигается для наклонного падения рентгеновских лучей. 4. The detector of claim 1, wherein the maximum sensitivity is achieved for oblique incidence of the X-rays.
5. Детектор по п. 3, в котором слой сцинтиллятора имеет структурированную поверхность, обеспечивающую разную угловую чувствительность для рентгеновских лучей, попадающих на детектор. 5. The detector of claim 3, wherein the scintillator layer has a structured surface that provides different angular sensitivity for X-rays hitting the detector.
6. Детектор по п. 3, в котором слой сцинтиллятора имеет структурированную поверхность, обеспечивающую максимум чувствительности для наклонного падения рентгеновских лучей. 6. The detector of claim 3, wherein the scintillator layer has a structured surface that maximizes the sensitivity for oblique incidence of X-rays.
7. Детектор по п. 2, в котором слой сцинтиллятора имеет, как минимум, два слоя с разной чувствительностью к рентгеновскому излучению. 7. The detector according to claim 2, wherein the scintillator layer has at least two layers with different sensitivity to X-ray radiation.
8. Детектор по п. 1, в котором слой сцинтиллятора имеет плавно меняющуюся толщину по площади детектора для обеспечения плавно меняющейся чувствительности и разрешения по площади детектора.
8. The detector according to claim 1, wherein the scintillator layer has a smoothly varying thickness over the detector area to provide smoothly varying sensitivity and resolution over the detector area.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2019109497 | 2019-04-01 | ||
| RU2019109497 | 2019-04-01 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| WO2020204747A1 true WO2020204747A1 (en) | 2020-10-08 |
Family
ID=72666807
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| PCT/RU2019/000802 WO2020204747A1 (en) | 2019-04-01 | 2019-11-11 | X-radiation detector with composite scintillator |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| WO (1) | WO2020204747A1 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11460590B2 (en) | 2017-08-03 | 2022-10-04 | The Research Foundation For The State University Of New York | Dual-screen digital radiography with asymmetric reflective screens |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002139568A (en) * | 2000-10-31 | 2002-05-17 | Canon Inc | Radiation detecting device, its manufacturing method, and radiation image pickup system |
| US20120225767A1 (en) * | 2011-03-04 | 2012-09-06 | Imholt Jiyun C | Method of fabricating optical ceramics containing compositionally tailored regions in three dimension |
| US20150378033A1 (en) * | 2013-02-04 | 2015-12-31 | "Stc-Mt" Llc | Scintillation Detector |
| US20160154120A1 (en) * | 2013-04-29 | 2016-06-02 | "Stc-Mt" Llc | Scintillation Detector and Method for Forming a Structured Scintillator |
-
2019
- 2019-11-11 WO PCT/RU2019/000802 patent/WO2020204747A1/en active Application Filing
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2002139568A (en) * | 2000-10-31 | 2002-05-17 | Canon Inc | Radiation detecting device, its manufacturing method, and radiation image pickup system |
| US20120225767A1 (en) * | 2011-03-04 | 2012-09-06 | Imholt Jiyun C | Method of fabricating optical ceramics containing compositionally tailored regions in three dimension |
| US20150378033A1 (en) * | 2013-02-04 | 2015-12-31 | "Stc-Mt" Llc | Scintillation Detector |
| US20160154120A1 (en) * | 2013-04-29 | 2016-06-02 | "Stc-Mt" Llc | Scintillation Detector and Method for Forming a Structured Scintillator |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US11460590B2 (en) | 2017-08-03 | 2022-10-04 | The Research Foundation For The State University Of New York | Dual-screen digital radiography with asymmetric reflective screens |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6867418B2 (en) | Radiation image sensor and scintillator panel | |
| US6891164B2 (en) | Radiation image sensor and scintillator panel | |
| RU2488141C2 (en) | Scintillator for imaging device, scintillator module, imaging device with said scintillator and method of manufacturing scintillator | |
| JP4800434B2 (en) | Manufacturing method of scintillator panel and radiation image sensor | |
| US8481952B2 (en) | Scintillation separator | |
| US7375341B1 (en) | Flexible scintillator and related methods | |
| RU2542588C2 (en) | Measurement system of image generation with print matrix of photodetectors | |
| US20040089813A1 (en) | Radiation detector, scintillator panel, and methods for manufacturing same | |
| US11460590B2 (en) | Dual-screen digital radiography with asymmetric reflective screens | |
| JP2008510131A (en) | Arrangement of scintillator and anti-scatter grid | |
| WO2002023220A1 (en) | Scintillator panel, radiation image sensor and methods of producing them | |
| JP2001066369A (en) | Detector of electromagnetic radiation | |
| JP2004271333A (en) | Scintillator panel, image sensor and energy discriminator | |
| WO2017169049A1 (en) | Radiation detector and scintillator panel | |
| US4621194A (en) | Radiation detecting apparatus | |
| WO2020204747A1 (en) | X-radiation detector with composite scintillator | |
| US20160170042A1 (en) | Radiation detection apparatus and radiation detection sheet | |
| US20090242774A1 (en) | Radiation detector | |
| RU197875U1 (en) | X-ray radiation detector with a composite scintillator | |
| Vavrik et al. | Modular pixelated detector system with the spectroscopic capability and fast parallel read-out | |
| JPS58118977A (en) | Detector of radiant ray | |
| JPH05312960A (en) | X-ray detector | |
| JPH04240442A (en) | X-ray detector for x-ray ct apparatus | |
| JPH0525383U (en) | X-ray detector for X-ray CT device | |
| JPS6291880A (en) | Radiation array sensor |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| 121 | Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application |
Ref document number: 19923222 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |
|
| NENP | Non-entry into the national phase |
Ref country code: DE |
|
| 122 | Ep: pct application non-entry in european phase |
Ref document number: 19923222 Country of ref document: EP Kind code of ref document: A1 |