Разработка радиоприемника

а коэффициент фильтрации в этом случае определяется выражением:

kф  ?cCнrg, (20)

где rg - сопротивление диода в открытом состоянии.

Классическая схема «последовательного» детектора дана на рисунке (собственно, это однополупериодный выпрямитель). Если представить ламповый диод как идеальный вентиль, то такая модель («линейного» детектирования) сразу же дает для постоянной составляющей выходного напряжения:

,

где uBX - амплитуда напряжения несущей на входе детектора. Амплитуда низкочастотного напряжения на выходе:

uВЫХ = mUH (m - коэффициент модуляции АМ сигнала).

При полярности включения диода как на схеме - выпрямленное напряжение будет положительным.

Присоединим «нижний» вывод резистора нагрузки к ВЧ входу, как на рис. слева. Ни для постоянной составляющей тока, ни для модулирующего колебания - в схеме, по сути дела, ничего не изменилось. Перевернув теперь схему (справа), получим известный по книгам параллельный детектор.

В новой схеме резистор R дополнительно подгружает ВЧ вход. Соответственно снижается входное сопротивление для резонансных цепей:

Отличием этой конфигурации является также присутствие на ее выходе, помимо низкочастотного напряжения, еще и полного входного сигнала. Поэтому в практических схемах предусматривается дополнительная фильтрующая ячейка RФСФ для снятия нежелательной ВЧ составляющей.

К параллельному детектору обращаются нередко. Во-первых, если схема диктует необходимость непременно емкостной связи с источником сигнала. Во-вторых, это естественное решение для комбинированных ламп (таких как 6Г2), а также прямонакальных, то есть тех, где катод диода вынужденно заземлен.

Впрочем, в этих последних случаях вполне возможно и последовательное детектирование - если только контур может быть отвязан от «земли» (см. последний рис.).

При указанной полярности включения диода выпрямленное напряжение - минусовое.

Эта схема типична для простых малоламповых приемников. Она эквивалентна сочетанию обычного детектора и усилительного каскада; только роль анода диода играет управляющая сетка. По понятным причинам ВЧ фильтрацию приходится осуществлять уже в анодной цепи.

В книгах мы читаем, что сеточный детектор обладает повышенной чувствительностью; это действительно так. Дело в том, что отказ от регулятора громкости вслед за детектором - позволяет увеличить сопротивление нагрузки (R). Тем самым и сохранить высокую добротность контура, и снизить до минимума ток через «диод». Правда, это оборачивается и негативной стороной: возможностью перегрузки каскада сильными сигналами, размах которых превысит раствор характеристики лампы. В предельном случае выделенная НЧ огибающая (на отрицательной «подставке») вообще выносится в область отсечки характеристики, а слушатель раритетного приемника недоумевает: почему при точной настройке на очень мощную станцию передача пропадает?

Если сеточный детектор по принципу работы - диодный, то катодный и анодный детекторы действуют иначе.

Взглянем на эту схему как на катодный повторитель с емкостной нагрузкой. В отличие от линейного случая, ток покоя в детекторе всегда должен быть выбран «неправильно», чтобы не позволять емкости разряжаться в промежутке между двумя положительными полуволнами колебаний несущей:

I << i'.

Здесь i' - снова амплитуда тока несущей частоты f в катоде, как если бы не было отсечки колебаний, I - ток покоя лампы.

Будем считать, что фильтрующий конденсатор CH имеет достаточно большую емкость, чтобы выполнялось:

Практически это достижимо, если несущая и модулирующая частоты различаются на порядки. Такой режим катодного детектора наиболее выгоден в отношении чувствительности.

В данном случае повторитель нагружен (для несущей частоты) на сопротивление, значительно меньшее его выходного сопротивления, равного 1/S. Следовательно, гипотетическую величину i', соответствующую линейному режиму работы, записать просто:

i' = SuBX

как в любом каскаде, где катодный резистор заблокирован конденсатором большой емкости.

Получаем знакомое уже условие эффективного детектирования, противоположное условию работы без отсечки:

SuBX >> I, т.е. uBX >> I/S

Рассмотрим каскад с триодом 6Н1П, пусть анодный ток равен 1 мА, при этом крутизна 2 мА/В. Тогда порог детектирования получается 0,5 В. Чувствительность будет повышаться с уменьшением тока покоя: при снижении тока в 8 раз она повышается вчетверо (почему - надеюсь, пояснять не надо). В практических схемах номинал катодного резистора выбирают поэтому от 50 до 200 кОм.

Катодный детектор легко рассчитать с позиции отсутствия искажений, вызванных как активной, так и реактивной внешней нагрузкой, при безусловном сохранении начальной добротности контура. Однако никаких других особенных достоинств у него нет (зато имеются недостатки), поэтому заметного распространения он не нашел.

В литературе можно встретить утверждение: любой детектор является линейным для «сильных» сигналов. Причина, якобы, в том, что для таких сигналов характеристика детектирующего элемента аппроксимируется кусочно-линейной, состоящей из двух прямых.

Это неверно. Ни при каких условиях полиномиальная характеристика не эквивалентна составленной из двух прямых. Применявшийся изредка в старой аппаратуре анодный детектор, в частности, осуществляет нелинейное преобразование сигнала в соответствии с формой характеристики лампы, при этом отсутствует отрицательная обратная связь. Ни при каких самых «сильных» сигналах здесь не обеспечивается линейная демодуляция. Не буду даже приводить эту мерзкую схему; впрочем, она отличается от сеточного детектора лишь подачей на лампу смещения, почти запирающего ее (для выполнения навязшего в зубах условия детектирования).

3. 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.

Страницы: 1, 2, 3, 4