Рентгеновский детектор

Изобретение может найти применение для регистрации излучений в ядерной физике, в физике высоких энергий, а также при создании цифровых рентгеновских аппаратов, преимущественно маммографов. Рабочий объем детектора выполнен из пластины полуизолирующего монокристаллического полупроводникового материала, например арсенида галлия, на которой сформированы конденсаторы, у которых первая обкладка лежит непосредственно на рабочем объеме. Поверх конденсаторов нанесен слой разделительного диэлектрика, а электронные ключи на полевых транзисторах созданы на слое разделительного диэлектрика, на котором также создана вся разводка схем, включая шины, соединяющие затворы транзисторов (лежащие на разделительном диэлектрике) вдоль строк матрицы, а также шины, соединяющие стоки транзисторов вдоль столбцов, причем в слое диэлектрика сформированы окна, заполненные металлом, через которые осуществляется соединение первых обкладок конденсаторов с истоками транзисторов и вторых обкладок конденсаторов с земляными шинами в каждом элементе матрицы. Изобретение обеспечивает возможность расширения спектра полупроводниковых материалов, пригодных для использования в качестве рабочего объема детектора. 1 ил.

 

Изобретение относится к устройствам на основе полупроводниковых детекторов с прямым преобразованием энергии квантов в электрический заряд и может найти применение для регистрации излучений в ядерной физике, в физике высоких энергий, а также при создании цифровых рентгеновских аппаратов, преимущественно маммографов.

Известны рентгеновские детекторы, состоящие из двух соединенных между собой кристаллов [1]. Первый кристалл является кристаллом детектора, выполненным из полупроводника, на одной поверхности которого созданы контакты пикселей в виде матрицы, а на противоположной стороне создан сплошной металлический контакт. Второй кристалл - электронный чип, выполненный из кремния. На нем созданы электронные схемы для обработки сигналов с каналов детектора. Схемы расположены на поверхности кристалла в виде элементов матрицы с тем же шагом, что и на первом кристалле, причем каждый пиксель первого кристалла электрически соединен со своей электронной схемой на втором кристалле металлическими столбиками, которые одновременно служат и для механического соединения кристаллов и выполнены из индия или сплава олово-свинец [1]. Недостатком таких устройств является, именно, наличие металлических столбиков, соединяющих оба кристалла, поскольку главной причиной брака при изготовлении известных устройств является некачественное соединение кристаллов в отдельных пикселях.

Известен многоканальный рентгеновский детектор, который используют в цифровых маммографах (flat-panel detector) [2]. Детектор выполнен на стеклянной подложке, на которой для каждого канала детектора созданы pin-фотодиоды из аморфного кремния (α-Si: H), электронные схемы, содержащие ключи на полевых транзисторах из аморфного кремния и накопительные конденсаторы, расположенные на поверхности стеклянной подложки в виде элементов матрицы, а также шины, соединяющие затворы транзисторов вдоль столбцов (строк) и шины объединяющие выходы ключей вдоль строк (столбцов) этой матрицы. На поверхность детектора нанесен слой сцинтиллятора, преобразующий рентгеновское излучение в видимый свет. Недостатком данного детектора является двойное преобразование энергии квантов: сначала рентгеновские кванты конвертируются в видимый свет в слое сцинтиллятора, а затем происходит преобразование квантов света в электрический сигнал в фотодетекторе, и как следствие, возникают связанные с этим потери заряда, что приводит к большим дозовым нагрузкам пациентов при использовании детекторов в рентгенографии.

Наиболее близким по технической сущности является аналог, рассмотренный в американском патенте [3]. Прототип относится к рентгеновским детекторам с прямым преобразованием энергии рентгеновских квантов в электрический заряд. Известный рентгеновский детектор, выполнен на стеклянной подложке. На этой стеклянной подложке для каждого канала детектора созданы электронные схемы, расположенные на поверхности подложки в виде элементов матрицы. Они включают ключи на полевых МОП-транзисторах и накопительные конденсаторы для каждого канала, а также шины, соединяющие затворы транзисторов вдоль строк, и шины, объединяющие выходы ключей вдоль столбцов этой матрицы. Детектор также содержит слой аморфного селена, нанесенного на подложку поверх электронных схем. На слой селена, покрывающий интегральные схемы нанесен микронный слой диэлектрика, а поверх диэлектрика нанесен металлический электрод. Обкладки, накопительных конденсаторов, которые граничат с селеновым слоем, покрыты слоем Al₂O₃, a другие обкладки заземлены.

Недостатком данного рентгеновского детектора является то, что в такой конструкции в качестве рабочего объема детектора может быть использован только аморфный материал. Обычно таким материалом является селен, который после напыления на стеклянную подложку, расплавляют (температура плавления Se 170-210°C) и особым образом охлаждая, превращают в аморфный материал. Селен наносят поверх уже изготовленных на подложке электронных схем. Необходимо отметить, что эффективность сбора заряда в селеновом детекторе меньше, чем, например, в монокристаллическом детекторе из арсенида галлия. Для достижения высокой эффективности сбора зарядов требуется подавать на детектор толщиной всего 100-150 мкм смещение порядка 1000 В. Аморфный селен характеризуется чрезвычайно высокими значениями энергии образования электронно-дырочных пар, вследствие чего в нем образуется в 10-15 раз меньше электронно-дырочных пар, чем в кремнии или арсениде галлия при поглощении квантов. Все это, обуславливает сравнительно высокий уровень шумов в детекторе, что ухудшает контрастность изображения, полученного с использованием прототипа.

Целью изобретения является устранение указанных недостатков, а именно устранение ограничений, связанных с использованием аморфного селена в качестве материала полупроводникового детектора.

Поставленная цель достигается тем, что в рентгеновском детекторе, содержащем рабочий объем, на поверхности одной из сторон которого создан металлический электрод, а с противоположной стороны сформированы электронные схемы в виде элементов матрицы, включающие накопительные конденсаторы и ключи на полевых транзисторах, внесены конструктивные изменения. Эти изменения заключаются в том, что рабочий объем детектора выполнен из пластины полуизолирующего монокристаллического материала, например, арсенида галлия, на которой сформированы конденсаторы. Поверх конденсаторов нанесен слой разделительного диэлектрика, а электронные ключи на полевых транзисторах (из аморфного или поликристаллического кремния) созданы на слое разделительного диэлектрика. На диэлектрике также создана вся разводка схем, включая шины, соединяющие затворы транзисторов вдоль строк матрицы, а также шины, соединяющие стоки транзисторов вдоль столбцов и земляные шины, соединяющие вторые обкладки конденсаторов, не граничащие с рабочим объемом. В слое диэлектрика сформированы окна, заполненные металлом, через которые осуществляется соединение первых обкладок конденсаторов с истоками транзисторов в каждом элементе матрицы (в каждом канале детектора).

Такое решение позволяет исключить из конструкции стеклянную подложку, которая предназначалась для последовательного формирования на ней электронных схем, а затем и пленки аморфного селена. Новая конструкция повлечет за собой изменение технологии, и позволит изготавливать электронную схему непосредственно на рабочем объеме из монокристаллического материала (арсенида галлия).

Среди рентгеновских детекторов отсутствуют технические решения, решающие задачу подобным образом. Поэтому признаки отличительной части формулы являются неизвестными, что позволяет сделать заключение о соответствии заявляемого технического решения критерию "существенные" отличия.

На фиг.1 схематично представлен фрагмент одной из возможных конструкций предлагаемого координатного детектора, у которого каналы в рабочем объеме расположены в виде элементов двумерной матрицы. Рабочий объем 1 многоканального детектора выполнен из пластины полуизолирующего арсенида галлия, на одной стороне которой создан сплошной металлический контакт 2, представляющий контакт с барьером Шоттки к полуизолирующему арсениду галлия. На противоположной стороне рабочего объема, в каждом канале детектора созданы металлические пиксельные контакты 3, являющиеся одновременно первыми обкладками накопительных конденсаторов. В качестве диэлектрика в этих конденсаторах используется слой 4, а вторые обкладки 5 конденсаторов представляют собой металлические контакты, сформированные на слое диэлектрика 4. Накопительные конденсаторы, включающие пиксельные контакты 3, диэлектрик 4 и контакты 5, сверху закрыты пленкой другого диэлектрика 6, на которой изготовлены металлические полоски 7, соединяющие верхние обкладки 5 конденсаторов с землей. На диэлектрике 6, в каждом канале также изготовлены полевые транзисторы 8 из аморфного кремния. В каждом канале детектора имеется один транзистор 8 и один накопительный конденсатор, при этом исток транзистора 8 соединен с первой обкладкой 3 конденсатора. Стоки транзисторов 8 в каждом столбце матрицы соединены металлическими шинами 9, а затворы транзисторов 8 каждого ряда матрицы соединены индивидуальными шинами 10 из металла, лежащими на диэлектрике 6.

Пример конкретного выполнения. Был изготовлен многоканальный рентгеновский детектор. В качестве материала для изготовления рабочего объема 1 использовалась пластина полуизолирующего арсенида галлия, компенсированного хромом, толщиной 400 мкм. На одну сторону кристалла, представляющего рабочий объем 1, наносилась металлическая пленка 2, при этом формировался контакт в виде барьера Шоттки к полуизолирующему арсениду галлия. С противоположной стороны рабочего объема 1, формировали пиксельные металлические контакты 3, расположенные на поверхности в виде элементов двумерной матрицы с одинаковым шагом как по горизонтали, так и по вертикали, равным 50 мкм. Поверх этих контактов наносился слой диэлектрика (Si₃N₄) 4, а на слое 4, формировали металлические контакты 5, представляющие собой вместе с контактами 4, обкладки накопительных конденсаторов. Конденсаторы закрывались другим слоем диэлектрика 6. Для этой цели наносилась пленка SiO₂ 6 толщиной 0,6 мкм. Затем на поверхности пленки 6 создавали полевые транзисторы на основе аморфного кремния. Технология включала операции формирования затворов из хрома, нанесение пленки подзатворного диэлектрика на основе нитрида кремния, нанесение пленки гидрогенизированного аморфного кремния, нанесение пленки n⁺-Si, формирование металлических контактов стоков и истоков, процессы плазмохимического травления. После создания транзисторов формировались металлические шины 7, 9 и 10, а также элементы соединений обкладок 3 конденсаторов с истоками транзисторов и обкладок 5 с земляной шиной 7.

В рабочем состоянии на электрод 2 подавалось постоянное напряжение отрицательной полярности равное -40 В, при этом на электроды 5, через шину 7 задавался нулевой потенциал. Шины 9 каждого столбца подключались к зарядочувствительным усилителям, которые нагружались на схемы выборки и хранения, которые, в свою очередь, подключались ко входам мультиплексора, а затем к АЦП. Затворы транзисторов каждой строки матрицы подключались через шины 10 к схеме контролера (через драйверы). На затворах транзисторов подано напряжение равное 0 В, при этом транзисторы 8 закрыты, через них протекает только темновой ток в доли пикоампер. В качестве источника рентгеновского излучения использовалась трубка, формирующая поток квантов с энергией порядка 20-25 кэВ. В рабочем режиме рентгеновские кванты проникают в рабочий объем 1 через электрод 2, и поглощаются в объеме 1 детектора. Вследствие этого в объеме образуются неравновесные электронно-дырочные пары, которые дрейфуют в электрическом поле объема детектора, вызывая ток в каналах детектора. Возникающий ток неравновесных электронов и дырок за время экспозиции будет приводить к заряду конденсаторов в каждом канале. Каждый конденсатор в матрице детектора будет заряжаться, причем, величина накопленного заряда в конденсаторе будет зависеть от количества квантов, попавших в канал детектора, где находится данный конденсатор.

Для энергии квантов 20-25 кэВ, все они будут поглощаться в приповерхностном слое арсенид галлиевого детектора у электрода 2. Сбор заряда в таком детекторе определяется только сбором неравновесных электронов, порожденных поглощенными квантами. Электроны характеризуются временем жизни порядка 10 не и подвижностью около 4000 см²/с. При этом эффективность сбора заряда в таком детекторе составит 80%, что почти в три раз выше, чем в детекторах на основе селена, а это значит, что с помощью такого детектора можно сделать дозовую нагрузку на пациентов почти в три раза меньше, если его использовать в маммографии.

Поскольку энергия образования электронно-дырочных пар в арсениде галлия в 12 раз меньше, то заряд, собранный в предлагаемом детекторе будет почти в 10 раз больше, чем в прототипе, а, следовательно, будет выше и отношение сигнал шум в предлагаемом детекторе.

После выключения рентгеновского источника, (действующего в течение времени экспозиции), с конденсаторов считывают накопленные заряды на входы мультиплексора, имеющего столько входов, сколько строк в матрице. Для этого на шины 10, соединяющие затворы транзисторов в строках матрицы последовательно во времени подают импульсы положительной полярности. Сначала на строку под номером 1, потом 2, и.т.д. При воздействии импульсов на затворы транзисторов (транзисторы выполняют роль электронных ключей) в строке под номером k происходит переключение транзисторов из закрытого состояния в открытое и происходит считывание зарядов со всех конденсаторов в этой строке через шины 9. Затем считывание информации происходит в строке под номером k+1 и т.д.

Итак, предложена новая конструкция рентгеновского многоканального детектора, имеющего высокую эффективность сбора заряда и высокое отношение сигнал-шум. Детектор выполнен на пластине монокристаллического арсенида галлия, где как на подложке, с использованием стандартных технологических приемов сформированы интегральные схемы. Если у прототипа важным конструктивным элементом детектора была стеклянная подложка, без которой невозможно было изготовить известный детектор, то в предложенной конструкции она отсутствует.

Таким образом, поставленная цель достигнута, а именно, устранены ограничения, связанные с использованием только аморфного селена в качестве материала детектора.

Источники информации

1. Bisogni M.G., Bulajic D., Delogu P., et al., Performances of different digital mammography imaging systems: Evaluation and comparison // Nuclear Instruments and Methods in Physics Research. 2005 - A 546 - P.14-18.

2. E. Pisano, M. Jaffe, M. Bradley, et al. Current status of full-field digital mammography. // Acad. Radiol., 2000, 7, P.266-280.

3. D.L. Lee, L.K. Cheung. U.S. Patent 5319206. Method and apparatus for acquiring an X-ray image using a solid state device, 1994.

Рентгеновский детектор, содержащий рабочий объем, на поверхности одной из сторон которого создан металлический электрод, а с противоположной стороны сформированы электронные схемы в виде элементов матрицы, включающие накопительные конденсаторы и ключи на полевых транзисторах, отличающийся тем, что рабочий объем детектора выполнен из пластины полуизолирующего монокристаллического полупроводникового материала, например, арсенида галлия, на которой сформированы конденсаторы, у которых первая обкладка лежит непосредственно на рабочем объеме, поверх конденсаторов нанесен слой разделительного диэлектрика, а электронные ключи на полевых транзисторах из аморфного кремния созданы на слое разделительного диэлектрика, на котором также создана вся разводка схем, включая шины, соединяющие затворы транзисторов (лежащие на разделительном диэлектрике) вдоль строк матрицы, а также шины, соединяющие стоки транзисторов вдоль столбцов, причем в слое диэлектрика сформированы окна, заполненные металлом, через которые осуществляется соединение первых обкладок конденсаторов с истоками транзисторов и вторых обкладок конденсаторов с земляными шинами в каждом элементе матрицы.