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

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

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Область техники.

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

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

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

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

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

Существующее положение техники.

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

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

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

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

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

- гравитационная плотность более 4,5 г/см³,

- энергетический выход рентгенолюминесценции >6%,

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

- положение спектрального максимума излучения λ>400 нм.

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

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

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

- различимость мелких деталей размером в 650-800 мкм,

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

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

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

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

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

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

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

Таблица 1
Состав материала	Атомный номер, N	Плотность, г/см3	Энергетической выход, %	Длина волны спектрального максимума, нм	Максимум хода жесткости, кэВ	Длительность послесвечения, мс
CaWO4	61.8	6.1	6-9	420	80-100	1-1-
ZnCdS:Ag	38	4.8	14.18	560	80-90	1-2
CsJ:Tl	41	4.2	12-18	550	80	0,001
Y2O2S:Tb	36	4.95	21-22	383,478	60-70	1-3
Gd2O5:Tb	59.9	6.00	20-24	545	100-120	1-3
LaOBr:Tb	49.3	5.7	18-20	543	80-110	1-2

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

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

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

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

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

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

- подбор композиций на основе этого люминофора [9];

- создание рентгеновских микродетекторов [10];

- усовершенствование кремниевых матриц [11];

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

- цифровой рентгеновский детектор [13];

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

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

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

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

- уменьшение интенсивности излучения многоэлементного экрана из Gd₂O₂S:Tb;

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Цель изобретения

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

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

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

Существо предлагаемого технического решения

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

Раскрытие сущности предложенного матричного детектора рентгеновского излучения

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

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

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

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

На фигуре 3 представлены литые пленочные покрытия для рентгеновского сцинтиллятора.

На фигуре 4 представлена микрофотография зерна рентгенолюминофора.

На фигуре 5 представлена фотография с экрана предлагаемого детектора.

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

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

Параметры сетчатых полотен для рентгеновских детекторов

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

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

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

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

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

- максимальная площадь живого сечения, в процентах;

- оптимальное количество линий основы на 1 погонный мм длины.

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

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

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

Количественно были определены следующие закономерности предложенного сцинтиллятора:

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

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

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

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

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

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

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

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

Таблица 2
Тип сетки	Материал	Атомный номер	Размер сетки (количество витков на мм)	"Живое сечение", %	Прочность, %
Тканые	Нерж. сталь	26	2-4	До 64%	100
	Бронза	29
Гальваническая	Нинель	28	20-40	До 80%	50
Мотаные	Вольфрам	74	40-60	До 85%	200

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

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

Рентгеночувствительные люминофоры для детектора

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

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

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

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

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

Таблица 3
Параметры детектора	Концентрация полимера, %
10	20	30	40	50	60	70	80
Интенсивность излучения %	200	180	160	140	120	100	80	60
Возможная длина оптического пути, мм	40	60