Современная элементная база детекторов

Одна из важнейших задач современной науки и техники – регистрация и формирование видеоизображения объектов с помощью различного вида излучений – от видимого света до частиц высоких энергий. Детекторы излучения применяются во многих сферах человеческой деятельности: физике элементарных частиц и астрофизике, ядерной физике и технике, таможенном контроле, медицине и биологии, лазерной физике и технике, технике оптической связи. Весьма актуальны датчики, используемые в медицине для получения высококачественных рентгеновских изображений. В современных рентгеновских диагностических установках, как правило, до сих пор изображение органов человека переносится на рентгеновскую фотопленку с высокой разрешающей способностью, обеспечивающей и передачу плотности тканей (в соответствии с уровнем шкалы серого цвета). Поэтому сегодня основное направление развития рентгеновской диагностической техники – разработка воспроизводящих рентгеновское изображение плоских твердотельных экранов, способных заменить рентгеновскую фотопленку и позволяющих в режиме реального времени обрабатывать полученное изображение на компьютере, хранить и пересылать его по компьютерным сетям. Твердотельные датчики рентгеновского и радиационного изображения разрабатывают все ведущие в области микроэлектроники и нанотехнологии фирмы мира. Немалые успехи достигнуты и российскими учеными.

Исследования зарубежных и российских специалистов последних лет показали, что для применения в рентгенотехнике наиболее перспективны твердотельные экраны, построенные на основе полупроводниковых детекторов, содержащих принимающую излучение пиксельную матрицу, и периферийных устройств. При этом в детекторах могут применяться матрицы «прямого» или «непрямого» преобразования рентгеновского излучения. В первом случае детектор содержит рентгеновский фоторезистор, например на основе аморфного селена или кадмий-ртути-теллура, который непосредственно преобразует фотоны рентгеновского излучения в электрический сигнал.

Последние достижения в области микроэлектроники позволили изготавливать на стеклянной подложке размером 50х50 см многослойные матрицы детекторов, содержащие аморфные тонкопленочные транзисторы. Поскольку под действием электрического поля возбужденный в селеновом слое заряд направленно движется к коллектору транзистора, формирующего пиксель, координатное разрешение такого детектора высокое.

Слой аморфного селена может быть нанесен достаточно простым и дешевым методом испарения.

В детекторы (панели) «непрямого» преобразования входят сцинтилляторы, преобразующие рентгеновское излучение в оптическое, которое возбуждает в пиксельной матрице на основе аморфных кремниевых фотодиодов, МОП-транзисторов или ПЗС носители заряда (электроны и дырки). Генерированный заряд накапливается в конденсаторах и затем с помощью транзисторной матрицы последовательно передается на выход детектора для преобразования в цифровой сигнал. Сцинтиллятор детектора может быть выполнен на так называемом структурированном или аморфном материале. В неструктурированном сцинтилляторе свет попадает и в соседний пиксель, что приводит к ухудшению разрешения. Для решения этой проблемы используют структурированный материал на основе цезия (или иодида цезия – CsI), состоящий из трубок шириной ~5–10 мкм, препятствующих боковому распространению света.

Однако рентгеновские панели с тонкопленочными пиксельными матрицами на аморфном кремнии имеют серьезные недостатки. Это – относительно высокий уровень шумов, создаваемых токами утечки транзисторов и диодов на аморфном кремнии, а главное необходимость подключения к каждой строке и столбцу матрицы внешних электронных схем (зарядовых усилителей, мультиплексоров и драйверов), что ограничивает возможности повышения координатного разрешения и удешевления панели. Из-за этих недостатков тонкопленочные экраны, по-видимому, не могут удовлетворять требованиям, предъявляемым к экранам нового поколения.

Ведущими российскими исследовательскими группами НТЦ «Курчатовский институт», Физического института им. Лебедева (ФИАН), Института ядерных исследований (ИЯИ) проведены поисковые работы по созданию элементной базы координатных детекторов нового поколения – так называемых функционально-интегрированных структур [1–12].

Рассмотрим возможную реализацию твердотельных рентгеновских экранов на основе мозаики координатных детекторов, представляющих собой специализированные кремниевые микросхемы, способные непосредственно (или косвенно, с помощью дополнительных полупроводниковых материалов) регистрировать радиационное излучение. Такой подход позволяет достичь экстремально высоких характеристик рентгеновских экранов. Однако, к сожалению, предлагаемое техническое решение имеет существенный недостаток, заключающийся в образовании в рентгеновской панели большого формата так называемой «мертвый зоны», что приводит к появлению на одиночном рентгеновском снимке решетки.

По мере совершенствования технологии изготовления кремниевых чипов размер «мертвой зоны» может быть сведен к минимуму и практически мало влиять на качество изображения. Более того, появление «мертвой зоны» можно легко исключить путем проведения повторного снимка при механическом смещении панели под углом 45 градусов на 1/2 длины пикселя и соответствующей компьютерной обработки полученных снимков. К сожалению, такая процедура приводит к увеличению дозы облучения объекта в два раза. Правда, во многих случаях это допустимо.

Существуют три основных варианта построения мозаичных рентгеновских экранов на основе кремниевых специализированных микросхем координатных детекторов, а именно квантового, аналогового и цифрового. Квантовый детектор [10] создан в результате попытки реализовать теоретически идеальный способ регистрации радиационного (рентгеновского) излучения, о котором с теоретически максимальной точностью известно «все»: энергия, координаты и время прихода. Квантовый детектор представляет собой прямоугольную матрицу функционально-интегрированных биполярных транзисторных структур с двумя эмиттерами. При попадании в транзисторную структуру детектора радиационной частицы-кванта возбуждается, преимущественно в области пространственного заряда, ток ионизации, амплитуда и время нарастания которого регистрируются в цепи питания общего коллектора биполярных транзисторов, образующих пиксели матрицы. Координаты пикселя определяются по появлению электрических сигналов в соответствующих адресных линиях Xi и Yi.

Скорость поступления рентгеновских квантов составляет ~500 квантов/с на пиксель размером 140х140 мкм, т.е. скорость поступления квантов на адресную линию Pх» 2·106 квантов/с [2]. Это на два порядка ниже быстродействия детектора tм, которое определяется двумя параметрами: временем сбора и усиления ионизационного заряда в пикселе tсб» 5 нс и временем распространения сигнала в адресных линиях tр» 5 нс (при длине адресной линии l ~ 1 см), т.е.:

Отсюда следует, что матрица площадью 1 см² способна регистрировать и определять все параметры каждого кванта рентгеновского излучения, применяемого в медицинской технике. Однако с увеличением площади матрицы до S = 10х10 см возникает проблема, связанная с быстродействием, поскольку в этом случае tм @ 1/Px. Очевидно, площадь матрицы S @ 10х10 см следует считать предельной. Таким образом, экран большего формата, например 43х43 см, может иметь только мозаичную конструкцию.

Как уже отмечалось, матрица способна воспринимать рентгеновское излучение как с помощью нанесенных на ее поверхность сцинтиллятора или фотопроводника, так и непосредственно, т.е. с использованием в качестве элемента, регистрирующего рентгеновское излучение, области пространственного заряда коллектора (или комбинацию этих способов). Рентгеновские кванты с энергией E = 60 кэВ эффективно поглощаются кремнием только на глубине более 100 мкм, поэтому, очевидно, интерес представляет возможность изготовления матрицы, состоящей из функционально-интегрированных структур на основе менее технологически отработанных в сравнении с кремнием полупроводниковых соединений, например арсенида галлия.

Следует отметить, что поскольку матрица имеет большое число адресных выводов X, Y (как и традиционные «аморфные» матрицы), с помощью периферийных устройств детектора необходимо обеспечить быстрое цифровое кодирование адресов Xi, Yi строк и столбцов матрицы. Это позволит резко сократить число выводов микросхемы детектора, которые связывают компоненты панели с внешними устройствами – аналого-цифровым преобразователем и компьютером. К сожалению, реализация в микросхеме детектора цифровых кодирующих устройств усложняет технологию его изготовления. Особенность детектора этого типа – отсутствие «памяти» у матрицы, в результате чего он передает внешним устройствам чрезмерно большой объем информации, в том числе и не нужную для формирования рентгеновского видеоизображения «избыточную информацию» о времени прихода каждого кванта. Это усложняет работу внешних устройств. Однако возможность регистрации таким детектором энергии отдельных квантов может оказаться весьма полезной для реализации «суперэкранов» с трехмерным голографическим изображением объекта, требующих использования монохроматического рентгеновского излучения.

Достоинство квантового детектора – возможность получения рентгеновских или иных радиационных изображений объекта теоретически максимально высокого качества. Недостатки – необходимость применения быстродействующих внешних устройств и компьютера, а также ограничение размеров элемента мозаики – не более 10х10 см.

В детекторах аналогового типа используется матрица, элементы которой способны «запоминать» суммарный заряд, возбужденный потоком рентгеновских квантов. Аналоговые детекторы, реализованные на монокристаллическом кремнии, как и квантовый детектор, регистрируют излучение с помощью люминофора экрана или непосредственно в области пространственного заряда транзистора.

На рис. 6 соответственно показаны электрическая схема и структура пикселя аналогового детектора. Достоинство таких детекторов, по сравнению с предыдущими, – отсутствие жестких требований к быстродействию внешних устройств; возможность приема излучения высокой интенсивности, когда временное отделение одного кванта от другого невозможно, что обычно имеет место при приеме излучения в оптическом диапазоне частот. Недостатки – меньшая контрастность (динамический диапазон) из-за потерь, связанных с самопроизвольной релаксацией информационного заряда в пикселях матрицы и неточностью преобразования аналоговых сигналов в цифровые; технологические проблемы, аналогичные квантовому детектору.

Работа цифрового детектора мозаичного экрана основана на цифровом отсчете (запоминании) числа квантов, поступивших в каждый элемент матрицы, и запоминании аналогового сигнала, пропорционального выделенной ими энергии. Трехмерная конструкция детекторов этого типа состоит из двух изолированных и механически соединенных с помощью индиевых столбцов пиксельных матриц. При этом первая матрица только принимает излучение, а вторая обрабатывает сигнал пикселя. Обе матрицы изготавливаются с помощью независимых технологических процессов, что позволяет наилучшим образом оптимизировать качество их исполнения. Очевидно, мозаичный экран, построенный на цифровых детекторах, позволяет получить теоретически максимально высокое качество изображения объекта в рентгеновском спектре излучений.

Следует отметить, что возможна и другая, более простая, реализация детектора, например когда принимающая излучение матрица представляет собой сборку из аморфных диодов и сцинтилляторов или матрицу прямого действия на p-i-n‑диодах и резисторах. Такой детектор не требует размещения по периферии кристалла специальных выводов для подключения управляющих устройств. Однако при использовании такой приемной матрицы нельзя получить теоретически предельное качество изображения.

В целом достоинства экрана на цифровом детекторе заключаются в наилучшем, по сравнению с экранами других типов, отношении сигнал/шум, в высокой контрастности, большом динамическом диапазоне, координатной точности и т.п. Его недостатки – высокая стоимость и сложность изготовления.

Из рассмотренного следует, что для создания высококачественных рентгеновских экранов нового поколения наиболее перспективны мозаичные панели на детекторах с пиксельными матрицами на основе функционально-интегрированных структур. Каждое из приведенных здесь технических решений представляется весьма перспективным для создания таких мозаичных рентгеновских экранов, хотя сейчас сложно определить какое из них окажется наиболее конкурентоспособным и рентабельным в будущем. Возможно, наиболее перспективны панели, построенные на основе «квантовых» детекторов, поскольку они дают полную информацию о рентгеновском излучении, проходящем через исследуемый объект. В любом случае необходимо проведение исследовательских работ по анализу эффективности предложенных технических решений.

Следует отметить, что в отечественной промышленности сегодня сложно использовать традиционные технические решения, поскольку в стране отсутствует технология формирования высококачественных аморфных полупроводниковых слоев, требуемых для рентгеновских экранов.