СЦИНТИЛЛЯТОР ДЛЯ УСТРОЙСТВА ФОРМИРОВАНИЯ ИЗОБРАЖЕНИЯ, СЦИНТИЛЛЯТОРНЫЙ МОДУЛЬ, УСТРОЙСТВО ФОРМИРОВАНИЯ ИЗОБРАЖЕНИЯ С ТАКИМ СЦИНТИЛЛЯТОРОМ И СПОСОБ ИЗГОТОВЛЕНИЯ СЦИНТИЛЛЯТОРА

Область техники

Изобретение касается сцинтиллятора для устройства формирования изображения, сцинтилляторного модуля, устройства формирования изображения, использующего такой сцинтиллятор, а также способа изготовления сцинтиллятора.

Предшествующий уровень техники

Устройства формирования рентгеновского изображения (или как их еще называют воспроизводители рентгеновских снимков) обычно используются для получения рентгеновских снимков объекта или для получения снимка от радиационного источника. Они могут применяться для неразрушающего контроля, в рентгенографии и в томографии объектов или источников излучения, в гаммаграфии, в фотографировании с помощью пучка нейтронов, а также в любой другой области техники, использующей отображение таких ионизирующих излучений, как рентгеновское, бета-, гамма-, протонное, нейтроное излучение и т.д. Эти устройства могут применяться в самых разных областях науки и техники от медицины до астрономии, а также при контроле багажа, в целях безопасности на транспорте.

Ниже термином “излучение (или лучом)” будут обозначаться все ионизирующие излучения, которые могут использоваться при отображении, такие как рентгеновское, бета-, гамма-, протонное, нейтронное и т.д. Точно также термин “рентгеновское отображение” будет применяться в отношении всех типов рассматриваемых излучений.

Как правило, рентгенография объекта осуществляется путем размещения объекта между источником излучения и устройством для формирования рентгеновского изображения. Что касается отображения источника излучения, то оно получается путем размещения коллиматора между источником и устройством для формирования рентгеновского изображения. Коллиматором может служить и самое простое отверстие малого диаметра и тогда изображение источника может быть получено непосредственно в устройстве формирования изображения, однако коллиматор может иметь и более сложную конструкцию (выполненную, например, в виде кодированных отверстий, мульти-отверстий, щелей и так далее или конструкцию, используемую для отображения полутеней), кроме того, для восстановления изображения источника может понадобиться и числовая обработка полученных изображений.

Свойства рентгеновских изображений источника (или объекта) под разными углами позволяет осуществить трехмерную реконструкцию источника (или объекта) путем цифрового наслоения данных, получаемых с различных точек съемки (указанная техника съемки носит название томографии). Это относится, например, к томографии, выполняемой на базе моно-фотонного излучения (система TEMP, или SPECT, что в переводе с английского языка означает: "Томография на основе однофотонного расчетного излучения"). Рентгеновское отобрахение получило значительное развитие с открытием рентгеновских лучей. Первое время рентгеновские пленки использовались совместно с усилительными экранами, назначение которых сводилось к преобразованию излучения в свет для облегчения регистрации этого излучения на пленке. Постепенно на смену пленкам пришли электронные светочувствительные датчики (такие как CCD, что в переводе с английского языка означает: "устройство с зарядовой связью", фотодиоды и так далее), а на смену усилительным экранам - сцинтилляторы. Оптическая связь между сцинтиллятором и электронным датчиком осуществляется, главным образом, посредством линз или оптических волокон, обеспечивающих возможность уменьшения размера изображения и/или усиления силы света. В патентах US 6031892 и US 6285739 описаны устройства, использующие сцинтилляционный кристалл, датчик CCD и оптику связи.

В устройствах формирования рентгеновского изображения этого типа, качество изображений зависит, главным образом, от чувствительности и пространственного разрешения всего комплекса “оптический сцинтиллятор связи - датчик изображения” и от мощности потока фотонов, служащих источником сигнала. В самом деле, ионизирующее излучение преобразуется сцинтиллятором в энергию, которая в свою очередь преобразуется в свет, детектируемый электронным датчиком изображения. Уровень шума в изображении (и, следовательно, соотношение сигнал/шум) зависит, главным образом от плотности сцинтиллятора, эффективного сечения материала, из которого он состоит (взаимодействующего с типом и энергией конкретного ионизирующего излучения), количества световых фотонов, испускаемых сцинтиллятором на единицу дозы облучения, полученной материалом (световая отдача) посредством излучения, от прозрачности сцинтиллятора относительно его собственного светового излучения и от оптической связи, существующей между сцинтиллятором и датчиком, а также от характеристик самого датчика.

Пространственная разрешающая способность непосредственно зависит, в том, что касается самого сцинтиллятора, от его толщины. В самом деле, пространственное расширение сигнала в сцинтилляторе выражается в расширении объема получаемой им энергии от воздействия на него лучей (явление диффузии электронов и вторичных фотонов, образующихся в результате взаимодействия излучения с самим сцинтиллятором). Чем больше толщина сцинтиллятора, тем больше будет расширяться объем получаемой им энергии. С повышением толщины сцинтиллятора повышается как его чувствительность, так и соотношение “сигнал/шум” изображения, причем все это при одновременном снижении пространственного разрешения. По этой причине трудно создать устройство, которое бы было одновременно и чувствительным и обладало высокой разрешающей способностью. Указанная трудность только возрастает при использовании излучений, отличающихся повышенной проникающей способностью, так как это связано с необходимостью увеличения толщины сцинтиллятора в целях повышения количества улавливаемых им воздействующих лучей и достижения высокого значения Квантовой Эффективности Детектирования (DQE).

Сцинтилляторы подразделяются на две главные группы: органические сцинтилляторы или пластиковые (например, фосфорные экраны) и сцинтилляционные кристаллы, к которым относятся: CsI, NaI, германат висмута (широко известный под торговой маркой BGO), силикаты лютеция (LSO, LYSO) и так далее. Сцинтилляционные кристаллы обладают по сравнению с органическими сцинтилляторами значительным преимуществом, так как в большинстве случаев, им свойственны повышенные значения плотности и эффективного сечения, взаимодействующего с конкретным излучением. Используемая толщина, обеспечивающая заданную величину эффективности детектирования, существенно снижается, а пространственная разрешающая способность возрастает. Кроме того, некоторые кристаллы обладают очень полезными для рентгеновского отображения свойствами, а именно: очень короткой световой эмиссией, которая позволяет производить быстрые и неоднократные регистрации, а также очень высокой световой отдачей, обеспечивающей потери в оптической связи. Кристаллы, обладающие высокими техническими характеристиками, описаны, например, во французских заявках на патент FR 2874021 и EP 1754981.

Однако существующие в настоящее время технологии производства указанных кристаллов, обладающих высокими техническими характеристиками (повышенными значениями плотности и световой отдачи), такие как BGO, LSO и LYSO, не позволяют изготавливать пластины с размерами, достаточными для их применения в широкой области использования (так как обычно требуются размеры 300×300 мм², и даже 400×400 мм²). Технологии LYSO и BGO позволяют, например, получать пластины, обладающие равномерной световой отдачей и без от каких бы то ни было значительных по своему влиянию дефектов, лишь размерами около 60×60 мм² и 80×160 мм² соответственно (и для толщин до 30 и даже до 40 мм).

Для того чтобы производить сцинтилляторы большого формата (превышающего 100×100 мм²) можно использовать кристаллы CsI или NaI, которые можно получить со стандартными размерами 200×200 мм² и 400×400 мм² соответственно. Однако, к сожалению в кристаллах CsI и NaI приведенных выше размеров все же присутствуют многочисленные дефекты и, кроме того, все эти кристаллы более или менее гигроскопичны. Кроме того, технические характеристики устройств формирования изображения, изготовленных на базе кристаллов из CsI или из NaI, не так высоки, в силу приведенных выше причин, как в случае использования более плотных кристаллов (таких, как BGO, LSO, LYSO).

В патенте США US 7057187, а также во французской заявке на патент FR 2625332 описаны системы рентгеновского отображения, использующие кристаллический сцинтиллятор (предпочтительно кристалл CsI), соединенный посредством оптики, с датчиком CCD для детектирования рентгеновского излучения с энергией от 1 до 100 килоэлектрон-вольт. Толщины кристаллов составляют соответственно 50 мкм и 1 мм. Толщина сцинтиллятора была ограничена в целях сохранения высокой пространственной разрешающей способности в ущерб его чувствительности. Это приводит, однако, либо к ухудшению качества рентгеновского отображения, либо к повышению времени экспонирования, необходимого для получения достаточной статистики детектирования, либо к необходимости повышения мощности источника. Это может быть невыгодным в случае использования в медицинских целях, например, в тех случаях, когда доза облучения, получаемая пациентом, должна быть строго ограничена. Это может также не подходить и для контроля багажа, так как время иммобилизации является в этом случае определяющим фактором, от которого зависит работа всей системы. В публикации Samant и др. "A high quantum efficiency prototype video based portai imaging System", журнал “Journal of X-ray Science and Technology”, (№14, 2006, страницы 161-175) приведен в качестве примера кристаллический сцинтиллятор CsI, толщиной в 12 мм и площадью 170×170 мм², соединенный с матрицей CCD посредством фотообъектива. Для указанного устройства имеются, однако, ограничения в размерах, обусловленные сцинтиллятором, имеющимся на рынке. В то же время, существуют трудности и в изготовлении кристаллического сцинтиллятора крупных размеров, не имеющего каких бы то ни было дефектов по всей массе. В приведенном примере, кристалл имеет порядка от 20 до 30 дефектов (пузырьки воздуха), опасно распределенных по всей массе сцинтиллятора. Указанные дефекты рассеивают свет, генерируемый сцинтиллятором, и приводят к появлению всплесков интенсивности (нежелательных) на конечном изображении. Однако при изготовлении сцинтилляторов малых габаритов и/или малой толщины, можно выбрать из всей массы изготовленных кристаллов те из них, которые лучше всего подходят по своим размерам, и вырезать из них те участки, которые лишены каких бы то ни было недостатков.

Другое известное решение, позволяющее производить сцинтилляторы большого формата заключается в использовании технологии сегментации, которая позволяет получить высокую пространственную разрешающую способность при одновременном сохранении достаточной чувствительности устройств формирования рентгеновского изображения. Указанная техника широко применяется при изготовлении сцинтилляторов типа BGO, LSO, LYSO, BaF₂ и так далее.

Согласно этой технологии поверхность сцинтиллятора, воспринимающая излучение, поделена на небольшие, оптически отделенные друг от друга, элементы 50 (фиг.9), каждый из которых передает генерируемый внутри них свет (фотоны, находящиеся, как правило, в видимой части спектра). Каждый элемент образует проводник света и элементы собираются механическим образом друг с другом с образованием общего сцинтиллятора 52 (фиг.8).

На практике небольшие элементы 50 отделяются друг от друга посредством непрозрачных стенок, чтобы препятствовать свету, производимому в каждом из них, попадать в соседние элементы. Свет, благодаря соответствующей обработке боковых поверхностей 56 элементов сцинтилляторов (поверхностей, расположенных по соседству с другими подобными элементами, показанных на фиг.9), может, при необходимости, направляться в сторону выходной поверхности 54 сцинтиллятора. Эта обработка предназначена, как правило, для получения зеркального отражения (и включает в себя, помимо прочего, полировку боковых поверхностей отдельных сегментов), с тем, чтобы получить максимально оптимальную величину световой отдачи. В самом деле, исправление изображения часто выполняется с привлечением сцинтиллятора и оптической связи, при широкой числовой апертуре (как, например, это имеет место в случае соединения сцинтиллятора с призмой из оптических волокон или с усилителем яркости). Однако, в случае оптической связи при более низкой числовой апертуре (как это имеет место в случае системы, использующей CCD и фотообъектив), лучше обеспечить (и это будет дешевле) рассеяние света через боковые поверхности сегментов для увеличения световой отдачи в направлении оси сегментов (дополнительную информацию по этому вопросу можно найти, например, в статье, опубликованной “Quillin & Aedy” "A pixelated BGO scintillator array for high energy flash radiography", и представленной на симпозиум “Nuclear Symposium Conférence Record”, IEEE 2004, том 2, страницы 794-797.

Что касается конкретно задней поверхности 58 (расположенной напротив места подачи света), то она часто обрабатывается, таким образом, чтобы обеспечивалось отражение света и усиление светового потока, направляемого в сторону детектора (в данном случае речь может идти о какой-нибудь металлической пластинке или о простом слое белой краски).

В некоторых случаях, между элементами 50 сцинтиллятора устанавливаются (фиг.10) боковые поверхности 60 для снижения рассеяния вторичных частиц (например, электронов, фотонов,). Указанные стенки состоят, как правило, из металла (алюминий, сталь, вольфрам).

Патенты и заявки на патент US 3344276, GB 2167279, GB 2034148, US 5773829, US 5329124, US 6344649, US 2005/0104000, US 7238945 описывают различные сегментированные сцинтилляторы, построенные по этому принципу.

Основным недостатком рентгеновских формирователей изображения, на сегментированных сцинтилляторах, является, прежде всего, их высокая стоимость, так как при их применении требуется производить разрезку и тщательную сборку большого числа элементов, так как размер пикселя должен быть очень близок требующемуся пространственному разрешению. В то же время достаточно трудно изготовить полностью правильную сборку, чувствительность которой не слишком бы менялась при переходе от одного сегмента к другому. Корректировка указанных дефектов требует проведения последующей, более или менее сложной цифровой обработки изображения, что, безусловно, дополнительно скажется на качестве конечного изображения (отношение сигнала к шуму и эффективная разрешающая способность).

И, наконец, предлагались самые различные структуры по оптимизации оптической связи сцинтиллятора с датчиком, основанные на идее ограничения части рассеивания света, исходящего из сцинтиллятора и направления его в сторону детектора. В патентах US 6881960 и US 7112797 предлагаются технические решения моноблочного сцинтиллятора, полусегментированного на части своей толщины. В патенте US 5753918 описаны изогнутые элементы сцинтиллятора с отражающей или рассеивающей оптической обработкой. В патенте US 6737103 предлагается применять матрицу на базе оптических микролинз для направления света, произведенного в сцинтилляторе. Перечисленные решения приводят к повышению стоимости сцинтиллятора и не позволяют найти решение проблемы создания кристаллических сцинтилляторов большого формата. Кроме того, структурирование приводит, как это имеет место и в случае сегментированных сцинтилляторов, к появлению дефектов, отражающихся на конечном качестве рентгеновских изображений.

Краткое изложение сущности изобретения

Задачей настоящего изобретения является создание устройства для формирования рентгеновского изображения на основе сцинтиллятора большого формата.

Для этого предлагается, в частности, сцинтиллятор для устройства формирования изображения, содержащий одну (первую) пластину, из первого материала, способного излучать фотоны под действием излучения, характеризующийся тем, что сцинтиллятор содержит, по меньшей мере, один блок (изготовленный, возможно, в виде одной второй пластины), из второго материала, способного излучать фотоны под действием излучения, причем пластина и блок соединены друг с другом через кромку пластины с помощью средств соединения, абсорбирующих все фотоны или часть фотонов (из тех, что попадают на указанные средства связи), излучаемых пластиной и блоком.

Упоминаемые здесь фотоны представляют собой световые фотоны, спектр которых соответствует диапазону длин световых волн, повторно излучаемых материалом сцинтиллятора, как правило, в области видимой части спектра.

В результате совместной сборки нескольких пластин или блоков сцинтилляционных кристаллов образуется, таким образом, сцинтилляторный модуль, состоящий, по меньшей мере, из одной пластины. Предложенное техническое решение позволяет реализовать устройство формирования рентгеновского изображения, имеющее формат, превышающий возможные предельные размеры изготовления сцинтилляционных кристаллов, и в значительной степени лишенного указанных выше дефектов. Это устройство позволяет, помимо прочего, еще и реализовать альтернативный и менее дорогой вариант решения конструкции фильеры сегментированного детектора, причем с возможностью создавать системы рентгеновского отображения, с высокой задерживающей способностью и высокой пространственной разрешающей способностью.

Одна или несколько пластин имеют, в соответствии с самим значением слова “пластина”, один относительно небольшой размер (толщину пластин), который, во всяком случае, будет всегда меньше двух других главных размеров пластины; на практике же, толщина, как правило, составляет величину, меньшую половины самого малого из двух других размеров (и, следовательно, величину, меньшую половины каждого из двух других размеров). Кромка каждой пластины соответствует также согласно с самим значением, поверхностям этой пластины, ориентированным по толщине, то есть по оси, перпендикулярной, двум самым большим поверхностям пластины (оптическим поверхностям).

Могут применяться пластины или блоки, как правило, параллелепипедной, но также и другой формы (например, в виде шестиугольных призм). Можно также изготавливать сцинтилляторы с изогнутой поверхностью (например, цилиндрической), получаемые в результате сборки пластин или блоков, обладающих некоторой изогнутостью поверхности.

Использование средств сборки (или связи), обладающих абсорбирующей способностью по отношению к рассматриваемым фотонам (то есть к свету, повторно испускаемому материалом сцинтиллятора), позволяет избежать при сборке пластин любых отрицательных последствий (обусловленных наличием образующихся плоскостей стыка), на изображении, создаваемом устройством. На практике, величина коэффициента абсорбции световых фотонов, испускаемых сцинтиллятором по толщине пластины соединения, то есть в направлении, практически перпендикулярном кромке собранных вместе пластин, равна, по меньшей мере, 50%. Средства соединения могут даже иметь коэффициент абсорбции, равный, по меньшей мере, 90% по толщине указанного выше соединения, что дает возможность значительно уменьшить рассеяние света через плоскости стыка.

Как правило, величина абсорбции, выраженная в процентах, может быть подобрана с учетом конкретного случая применения устройства, причем таким образом, чтобы генерировался тот уровень сигнала, который необходим в месте стыка, что можно, например, осуществить путем подбора соответствующего состава средств соединения, как это будет объяснено ниже. Можно также получить такой уровень сигнала в месте стыка, величина которого будет близка средней величине сигнала, производимого всем сцинтиллятором.

На практике же поступают, как правило, так, чтобы второй материал, был идентичен первому материалу, причем даже тогда, когда в некоторых случаях можно использовать два различных материала.

Согласно рассматриваемому способу реализации изобретения, первый материал представляет собой кристалл, свойства которого по повторному испусканию света представляют, как об этом уже говорилось выше, определенный интерес. В указанном случае, речь может идти о материале с плотностью, превышающей 5 г/см³. Подобные кристаллы обладают, в самом деле, значительной задерживающей способностью и предоставляют, таким образом, возможность получения представляющих интерес результатов в данном изобретении.

В качестве варианта реализации изобретения может рассматриваться и возможность применения сцинтилляторных материалов органического или полимерного происхождения.

В предложенном и описанном ниже способе реализации, средства соединения содержат, клей, абсорбирующий свет, по меньшей мере, в видимой части спектра. Указанный абсорбирующий клей может содержать, например, окрашивающую добавку, типа порошка коллоидального углерода.

Согласно изобретению предлагается также сцинтилляторный модуль, содержащий сцинтиллятор, в том виде, в котором он был описан выше, а также конструктивный элемент (относительно жесткий), параллельный, главным образом, одной из двух больших поверхностей (первой) пластины (предпочтительно входная поверхность) и присоединенный к указанной поверхности (первой) пластины и, по меньшей мере, к одной поверхности блока. Таким образом, получают достаточно жесткий модуль, пригодный для его применения на практике.

Согласно изобретению предлагается также сцинтилляторный модуль, содержащий сцинтиллятор в том виде, как он был описан выше, или сцинтилляторный модуль, как он был описан выше, и конструктивную раму, содержащую сцинтиллятор (или, при необходимости, упомянутый выше сцинтиллятор), позволяющую должным образом установить сцинтиллятор и придать ему необходимую жесткость. Рама играет, таким образом, роль своего рода механического устройства сопряжения.

Согласно изобретению предлагается, таким образом, устройство формирования изображения, содержащее сцинтиллятор в том виде, как он был описан выше, датчик изображения и оптические средства для подключения сцинтиллятора к датчику. В указанном устройстве каждая (первая) пластина и блок (возможно выполненный в виде второй пластины) обладают способностью формировать предназначенное для датчика изображение (содержащее множество пикселей).

Можно, например, предусмотреть такую конструкцию, в которой размеры пластины и блока, ориентированные вдоль плоскости расширения пластины (то есть параллельные двум самым большим поверхностям пластины или перпендикулярные направлению толщины пластины), превышали бы в десять раз пространственную разрешающую способность устройства формирования изображения в плоскости сцинтиллятора, то есть предусмотреть такую конструкцию, в которой каждая пластина или блок формировали бы для датчика изображение, содержащее более 10 пикселей в каждом размере. На практике же, каждая пластина или блок часто соответствуют, в каждом размере большему, чем 50 количеству пикселей датчика.

Оптические средства обладают, таким образом, способностью собирать фотоны, излучаемые в направлении, по существу, перпендикулярном к плоскости расширения (первой) пластины.

Оптическая связь между сцинтиллятором и датчиком может быть выполнена с низкой числовой апертурой объекта, а именно, и, как правило, с апертурой, меньшей 20 градусов половинного угла. Числовая апертура объекта может быть даже меньшей 5 градусов половинного угла.

Согласно изобретению предложен также способ изготовления сцинтиллятора, характеризующийся тем, что он включает в себя следующие этапы, на которых:

- формируют (первую) пластину из первого материала, способного излучать фотоны под действием излучения и блок (изготовленный, возможно, в виде второй пластины), из второго материала, способного излучать фотоны под действием излучения;

- соединяют (первую) пластину и блок (то есть, возможно, вторую пластину) посредством кромки (первой) пластины с прокладкой абсорбирующих средств соединения.

Можно также предусмотреть, чтобы средства соединения обладали способностью сжиматься и чтобы способ соединения, включал в себя этап, на котором прикладывают давление в направлении, параллельном плоскости расширения (первой) пластины.

Как указано выше, можно предусмотреть, помимо прочего, и этап, на котором соединяют конструктивный элемент, параллельный, главным образом, одной из двух больших поверхностей пластины, с этой поверхностью пластины, а также с одной поверхностью блока.

Краткое описание чертежей

Другие характеристики и преимущества рассматриваемого изобретения станут более понятными из приведенного ниже описания, сопровождающегося прилагаемыми чертежами, на которых:

фиг.1 представляет принципиальную схему реализации устройства формирования рентгеновского изображения согласно изобретению;

фиг.2 представляет форму реализации устройства, представленного на фиг.1, использующего жесткую раму;

фиг.3 представляет форму реализации сцинтилляторного модуля малой толщины устройства, представленного на фиг.1;

фиг.4 представляет основные элементы оптической части устройства, представленного на фиг.1;

фиг.5 представляет сравнение двух сцинтилляторов, имеющих различные характеристики;

фиг.6 представляет общую схему, примера практического применения устройства по фиг.1;

фиг.7 представляет вид в разборе элементов, конкретно используемых в примере, на фиг.6;

фиг.8-10 уже описаны выше и представляют известную технологию изготовления сегментированных сцинтилляторов.

Описание предпочтительных вариантов воплощения изобретения

На фиг.1 показан способ сборки кристаллов между собой в целях формирования сцинтилляторного модуля 2. Описанный в этом случае способ реализации предусматривает выполнение следующих этапов.

Элементарные пластины 4, 5(или блоки) вырезают из одного и того же кристаллического массива (или поступают из одной и той же партии продукции) с тем, чтобы обеспечить им одну и ту же световую отдачу и дать возможность изготовить устройство формирования изображений, обеспечивающее равномерную чувствительность по всей своей поверхности. Элементарные пластины(или блоки) подвергают оптической полировке по всем поверхностям и имеют одну и туже толщину, чтобы в конечном модуле количество источников рассеяния света было ограничено. Особое внимание уделяется полировке поверхностей (кромок) пластин, предназначенных для склейки между собой, как это будет описано ниже: в частности, необходимо следить за тем, чтобы не сломать или не скосить в процессе полировки края этих поверхностей во избежание получения в собранном модуле границ раздела со слишком значительной видимой толщиной.

Необходимый клей подбирают с учетом характеристик материала сцинтиллятора: он должен обеспечивать хорошую адгезию выбранного материала, однако клей должен также быть достаточно текучим для обеспечения возможности склеивания элементарных пластин(или блоков) под прессом, обеспечивающим получение минимальной толщины склеенных стыков (а, следовательно, и границ раздела между пластинами или блоками). Может подойти, например, клей, выпускаемый под торговой маркой LOCTITE^® 326.

Как правило, клеи, реализуемые на рынке, не обладают абсорбционными свойствами. По этой причине подобранный клей смешивают с окрашивающей добавкой, предназначенной для абсорбции световых фотонов, производимых сцинтиллятором. В качестве добавки может, например, применяться мелкодисперсный порошок типа порошка коллоидального углерода (того же типа, что и тот, который применяется в качестве тонеров копировальных аппаратов или печатающих устройств), что позволяет сделать клей с достаточно высокой абсорбционной способностью, причем без лишнего изменения его характеристик склеивания. На практике добавка углеродного порошка в количестве нескольких объемных процентов оказывается вполне достаточной для придания клею необходимых оптических свойств.

Клей с приданными ему абсорбирующими свойствами наносят затем на кромки подлежащей сборке пластины 4.

Сборку склейкой производят под прессом (путем оказания на склеиваемые поверхности легкого давления, необходимого лишь для того, чтобы обеспечить максимально возможное выдавливание из места стыка этих поверхностей излишков клея и сведения до минимума толщины самого стыка), после чего перед полимеризацией клея производят окончательную очистку поверхности от излишков клея. При сборке кристаллов длиной от 10 до 15 см (и толщиной от одного до нескольких сантиметров), можно получить, например, клеевые стыки 6, толщиной от 100 до 200 микрон.

Как можно заметить, несмотря на то, что сцинтилляционные кристаллы, образующие вышеописанный модуль, имеют одну и ту же природу (и обладают указанными преимуществами), существует возможность в качестве возможного варианта реализации изобретения создания сцинтилляторного модуля, состоящего из кристаллов, имеющих разную природу.

На фиг.1-3 показан возможный вариант обработки задней поверхности 8 и боковых поверхностей 10 сцинтилляторного модуля, позволяющий оптимизировать разрешающую способность и световую однородность (гомогенность световой отдачи) сцинтилляторного модуля.

В том, что касается боковых поверхностей 10 модуля 2, то в целях сохранения высокой однородности изображения по его краям, предлагается сделать эти боковые грани (за счет обеспечения однородности пространственной световой отдачи), абсорбирующими, мало диффузионными и непрозрачными, что позволит ограничить влияние краевых эффектов. Это можно достичь за счет проведения оптической полировки боковых поверхностей 10, и окраски их черной матовой краской (или другим абсорбирующим и непрозрачным покрытием).

В случае промышленного производства необходимо, как правило, как показано на фиг.2, приклеивать модуль к подложке/к жесткой раке 12, (из пластмассы или металла), что может служить связью с системой 16 получения изображения. При необходимости следует изменять оптические свойства клея (или эластомера) путем добавления в него порошка коллоидального углерода посредством того самого способа, который описан для склеивания между собой отдельных кристаллов. Толщина клеевого стыка 14 или эластомера на этих боковых гранях 10 не должна быть обязательно небольшой, причем даже целесообразно придать клеевому стыку 14 достаточно большую гибкость и толщину, достаточные для гашения ударов и вибраций, возможно передаваемых кристаллу. В частности, если модуль 2 предназначен для использования в среде, являющейся источником значительных по величине ударов или вибраций (речь может идти, например, о таких областях применения, как аэронавтика или космос), то можно вообще отказаться от полировки наружных поверхностей сборки (оставив их в таком же состоянии после распиловки) с целью повышения их адгезионной способности и стойкости клея. Хотя шероховатости краев могут привести к рассеиванию света и клеевой стык 14 станет более блестящим, по сравнению с остальной массой кристалла, тем не менее, указанный дефект является допустимым в том, случае, когда речь идет об областях применения, в которых полезное изображение сконцентрировано на детекторе и когда лишь небольшая часть полезной информации находится на уровне краев изображения.

Возможным вариантом улучшения указанного способа является повторная полировка, после склеивания, входных и выходных поверхностей сцинтиллятора (перпендикулярных плоскости стыка), позволяющая уменьшить толщину слоя клея вблизи поверхности. В самом деле, толщина стремится увеличиваться в силу присутствующих на краях пластин и блоков остаточных микро-фасок или микро-сколов. И, наконец, как это показано на фиг.1, задняя поверхность 8 модуля (расположенная на стороне, противоположной электронному датчику изображения) должна быть, с одной стороны, непрозрачной для того, чтобы датчик не детектировал источники окружающего света, наблюдаемые сквозь кристалл, а с другой стороны - должна быть абсорбирующей для того, чтобы избежать снижения разрешающей способности всей системы (в результате отражения света в направлении расположения детектирующей оптики). Интересным вариантом решения этой проблемы может явиться применение черного матового экрана (выполненного, например, в виде листа из черной матовой картонированной бумаги, черный цвет и шероховатый характер которой будут эффективно выполнять возложенную на указанный экран функцию).

Возможно также, хотя и не так целесообразно, с точки зрения эффективности, покрывать черной матовой краской заднюю поверхность 8 сцинтиллятора: в самом деле, финишный слой краски (со стороны датчика изображения) будет совершенно гладким ввиду оптической полировки кристалла (необходимой для обеспечения высокой однородности формируемого изображения), а само покрытие сохранит, таким образом, блестящий вид, что ограничит величину требуемой абсорбирующей способности.

Для того чтобы изготовить сцинтилляторный модуль больших размеров, но малой толщины (как правило, меньшей 3-4 мм), предлагается использовать в рассматриваемом случае конструкцию 20 (например, в форме пластины), предназначенную для сохранения высокой жесткости всего комплекта пластин из сцинтилляционного материала. Например, задняя поверхность сцинтиллятора должна приклеиваться к конструктивному элементу 20, как это показано на фиг.3, что незначительно скажется на технических характеристиках системы, причем материал этого элемента должен подбираться с учетом конкретно применяемого ионизирующего излучения. Например, в случае рентгеновского или гамма-излучения, следует избегать применения металлических материалов ввиду того, что они приводят к снижению излучения (что может быть значительно для самых маломощных источников энергии), а также потому, что они испускают под действием излучения электроны, которые взаимодействуют со сцинтиллятором и частично снижают пространственную разрешающую способность системы. Наиболее подходящим в связи с этим является применение мало плотного и нелюминесцирующего под действием излучения материала (например, типа того, который выпускается под торговой маркой Delrin®, и который является полиоксиметиленом). При необходимости склеивания сборки кристаллов к конструктивной пластине 20 (а в этом случае применение черного матового экрана не представляется возможным), целесообразно выполнить эту склейку посредством какого-либо непрозрачного и абсорбирующего свет клея или эластомера 22, как об этом уже упоминалось в примере склеивания наружных поверхностей соединения с металлической рамой.

Ниже приводится пример интеграции подобного сцинтиллятора в устройство формирования изображения, использующее датчика CCD.

Как правило, при подключении сцинтилляторного модуля 30 к датчику изображения с низким значением числовой апертуры, например с помощью датчика CCD 15 и фотообъектива 17, 34 (как показано на фиг.1, а более подробно на фиг.4), использование толстых модулей (мультисантиметровых) позволяет повысить квантовый выход детектирования системы, причем без существенного снижения ее разрешающей способности (в самом деле, разрешающая способность остается в этом случае равной величине от 1 до нескольких миллиметров). Существуют несколько параметров, способных в подобном устройстве ограничивать разрешающую способность системы, и к ним относятся, в частности, такие доминирующие факторы, как рассеивание энергии, поступающей в сцинтиллятор, и размер элемента 32 объемного изображения (имеется в виду элементарный объем, воспринимаемый пикселем CCD 36). Размеры элемента 32 объемного изображения зависят от показателя преломления “n” и толщины сцинтиллятора, от величины числовой апертуры объекта α объектива 34 (и его разрешающей способности), а также от размера пикселя CCD 36, как показано на фиг.4. Радиальный размер элемента 32 объемного изображения на уровне входной и выходной поверхностей кристалла снижается при одновременном увеличении показателя преломления кристалла. На фиг.5 показан пример подключения данной оптики к кристаллам, имеющим одинаковую толщину, но различные значения показателей “n₁” и “n₂”, для числовой апертуры объекта с фиксированным значением α.

Для минимизации размеров элемента объемного изображения, наблюдаемого пикселем CCD 36 и создания устройства формирования изображений, обладающего высокой разрешающей способностью, этот сцинтилляторный модуль должен подключаться к датчику изображения (например, датчику CCD), снабженному оптическим устройством, осуществляющим прием света, испускаемого модулем с низкой числовой апертурой объекта, составляющей, как правило, в случае модулей, мультисантиметровой толщины, величину порядка 5 градусов половинного угла (обозначенного α на фиг.4 и 5).

Указанный тип соединения может быть легко реализован путем применения фотообъектива имеющегося в продаже типа с диаметром открытия, меньшим, как правило, 8 см, при условии размещения этого объектива и датчика CCD на достаточном расстоянии от сцинтилляторного модуля (например, для объектива, диаметром открытия которого от 8 см, необходимо размещать объектив более чем на 45 см от наблюдаемого модуля, при величине числовой апертуры объекта, меньшей 5 градусов половинного угла).

Такая конфигурация соединения приводит, однако, к уменьшению количества световых фотонов, достигающих датчика CCD. В данном варианте применения можно, таким образом, рассматривать возможность ограничения этого расстояния между сцинтилляторным модулем и соединительной оптикой как минимальную величину, допустимую с точки зрения обеспечения желаемой величины разрешающей способности, а также подбора такого датчика CCD, чувствительность которого позволит компенсировать эту низкую эффективность сбора света. Если уровни детектируемого излучения очень низки, то может понадобиться подбор такого датчика, который был бы снабжен усилителем яркости или же использование охлажденного датчика или датчика с усилением сигнала. Усилитель яркости может также понадобиться и для использования его функции быстрого затвора, однако его применение приведет к значительному снижению разрешающей способности системы. Упомянутые выше плотные кристаллы (и в силу этого повышенной задерживающей способностью) с высокой световой отдачей хорошо подходят для обнаружения излучения слабых уровней.

Для оптимизации разрешающей способности всей системы плоскость объекта объектива 34 (плоскость фокусирования F) должна быть расположена внутри сцинтилляторного модуля. Оптимальное расположение зависит от многих параметров, а именно от показателя светимости кристалла, числовой апертуры объекта объектива (параметр α на фиг.4), размера пикселя 36, увеличительной и разрешающей способностей объектива 34, объема подаваемой в сцинтиллятор энергии (для конкретно рассматриваемого ионизирующего излучения) и так далее. На практике же, если толщина кристалла была специально подобрана под какое-то конкретное излучение (то есть кристалл подбирался достаточно толстым, чтобы задержать необходимое, в процентном отношении, количество ионизирующих частиц, однако в то же время не слишком толстым, чтобы ограничивать потерю разрешающей способности устройства), то оптимальной конфигурацией будет в первом приближении подбор размерных характеристик системы, при которых фокус объектива располагался бы точно в самом центре объема сцинтилляторного модуля (фиг.4).

Увеличение оптического захвата (за счет выбора фокусного расстояния объектива) должно позволить минимизировать ударную нагрузку на плоскость стыка, образованного абсорбирующим клеем, расположенным между пластинами, образующими сцинтиллятор, перенося эту нагрузку на небольшое количество пикселей: так, например, стандартный, имеющийся в продаже фотообъектив дает возможность уменьшить наблюдаемую сцену по некоторому ряду коэффициентов, путем ее переноса на поле, приспособленное для использования пленок 24×36 мм. С учетом стандартного и широко применяемого размера пикселя CCD, равного приблизительно 10 мкм, и размера клеевого стыка, находящегося, как правило, в диапазоне от 100 до 200 мкм, снижение коэффициента 5, например, позволит снизить ударную нагрузку на плоскость стыка до 2-4 пикселей, в случае использования датчика CCD. Описанная система позволяет реализовать устройство формирования рентгеновского изображения, использующее сцинтилляторный модуль крупных размеров, состоящий из собранных вместе пластин (или блоков) из светящихся кристаллов, и ограничить влияние границ раздела между собранными кристаллами на финальное рентгеновское изображение.

Вышеописанный способ изготовления позволяет получить такой сцинтиллятор, в котором будет минимизировано количество света, исходящего из клеевого стыка (то есть сигнала на уровне клеевого стыка). Для получения таких рентгеновских изображений, в которых не будут видны (или почти не видны) клеевые стыки, как правило, достаточно лишь правильно подобрать соотношение коллоидального углеродного порошка и клея, что позволит генерировать такой же по величине уровень сигнала в месте стыка, что и средний сигнал, испускаемый кристаллом. В самом деле, напомним, что пропорция смеси зависит, прежде всего, от самой системы в целом и от ее окончательной оптической конфигурации, в частности от толщины кристалла, природы его происхождения и от разрешающей способности оптической системы и датчика. Для ее определения можно провести, например, серию различных испытаний склеивания на небольших образцах кристаллов (с характерной финальной толщиной блока в сборе), подвергаемых в воздействию облучения, исходящего от источника излучения, в конечных условиях использования (то есть когда объектив и датчик уже окончательно выбраны). Чтобы сократить время проведения этих экспериментов, рекомендуется проводить еще до начала испытаний испытания смеси углеродного порошка и клея, а также визуально контролировать прозрачность используемой смеси. Если смесь полупрозрачна, то это является верным признаком того, что можно приступать к испытаниям.

Как было замечено, в большинстве случаев предпочтительно использовать между сцинтилляторным модулем и оптической системой (объективом и CCD), по меньшей мере, одно отражающее зеркало с тем, чтобы вынести за пределы зоны действия радиационного потока матрицу CDD (а также и саму оптику объектива, которая может излучать свет в силу действия эффекта Черенкова, для некоторых типов энергии излучения). В то же время, механическая конструкция, внутри которой размещен и должным образом установлен весь комплекс элементов рентгенографической цепи, должна быть непроницаема для внешнего света, а ее внутренние стенки должны быть окрашены черной матовой краской для снижения паразитного отражения света в направлении расположения матрицы CCD.

На фиг.6 и 7 показано описанное практическое применение объекта, включающего в себя следующие элементы:

- Сцинтиллятор марки BGO, размером 165×165 мм² и толщиной 10 мм, состоящий из 2 пластин, размером 82,5×165×10 мм³, собранный в соответствии с выше описанным способом;

- Камеру марки CCD 40, типа LN/CCD-2048SB/2, изготовленную компанией ROPER SCIENTIFIC и снабженную матрицей SiTe SI-424A с боковым размером 49 мм, сосотоящей из пикселей 2048×2048 с боковым размером 24 мкм. Эта тонкая матрица освещается сзади (благодаря чему, ее чувствительность в видимой части спектра при коэффициенте 2 повышается) и охлаждается жидким азотом;

- Объектив захвата 42 изображения, состоящий из семи линз марки XCRL 162, изготовленный в США компанией LINOS (он продается во Франции компанией Schneeberger);

- Два отражающих зеркала 44, 46, позволяющих вывести матрицу CCD за пределы действия ионизирующего потока;

- Входное отверстие, в котором размещается сцинтилляторный модуль 48, защищенный кожухом 50, изготовленным из алюминиевого сплава (AS7G), толщиной в 7 мм, перекрывающим все полезное поле камеры.

Основные характеристики камеры CCD следующие: квантовый выход, превышающий 65% в диапазоне от 400 до 600 нанометров, отклонение от линейности - меньше 1% для всего динамического диапазона, номинальная рабочая температура: -100ºC, ток темноты: 12 e-/пикселей/час при температуре -100ºC, помехи при считывании: 6,6 e - при частоте 50 кГц, динамический диапазон - до 9280 при отношении сигнал/шум S/B=1 и - до 6500 при отношении сигнал/шум S/B=10, частота считывания матрицы CCD: 50 кГц, время считывания матрицы (до 50 кГц): 84 секунд, коэффициент преобразования электронных устройств: 1,24 e-/LSB.

Основные характеристики объектива следующие: предусмотренный диапазон использования: длина волны от 420 до 600 нанометров, диаметр поля объекта: 270 мм, фокусное расстояние: 162 мм, вытягивание объекта: 840 мм, вытягивание изображения: 19 мм, увеличение: -0,258, эффективное число открытий (для CCD ): 1,79, контрастность - 86% при использовании штриховой миры с шагом в 4 пикселя/мм, искажение меньше 0,1%, пропускание света при длине волны в 490 нанометров: 86%, длина объектива: 392 мм, наружный диаметр объектива: 190 мм, противоотражательная обработка для длины волны, находящейся в диапазоне от 420 до 560 нанометров, полезный диаметр входной линзы (со стороны сцинтиллятора): 122 мм.

Приведенные выше способы реализации представляют собой всего лишь отдельные возможные примеры применения настоящего изобретения, которыми оно не ограничивается.