CN103995275B - 辐射探测器和医学诊断系统 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种具有平面地彼此相邻布置的多个探测器元件的辐射探测器（D），其中为了探测辐射而存在具有上侧和下侧的半导体层（H），该半导体层（H）在其中一侧具有延伸经过多个探测器元件地实施的电极（E1），并且在半导体层（H）的另一侧布置有划分为单电极（E2）的电极，从而通过在两侧的电极之间施加电压能够产生电场（F），并且为每个单电极（E2）分配了用于收集所述半导体层（H）中的电荷的有效体积。本发明的特征在于，单电极（E2）交替地与至少两个不同的电压电势（U2.1，U2.2）相连。此外，本发明还涉及一种具有这样的辐射探测器的医学诊断系统（1）。
Description
技术领域
本发明涉及一种具有平面地彼此相邻布置的多个探测器元件的辐射探测器，其中，为了探测辐射而存在具有上侧和下侧的半导体层，该半导体层在其中一侧具有延伸经过多个探测器元件地实施的电极并且在半导体层的另一侧布置有划分为单电极的电极，从而通过在两侧的电极之间施加电压可以产生电场并且为每个单电极分配了用于收集半导体层中的电荷的有效体积。此外，本发明还涉及一种具有这样的辐射探测器的CT系统。
背景技术
一般公知用于逐像素地测量X射线辐射剂量的辐射探测器，并且应用在医学诊断中，特别是在CT、血管造影、SPECT和PET中。在最近的探测器开发中通常使用直接转换的材料。典型的代表例如是III-V族或II-VI族半导体，诸如碲化镉或碲化锌镉。对于X射线辐射的探测，半导体被电极包围并且在电极之间施加高电压。通过该穿过半导体的电场将X射线产生的载流子分离并且可以在电极上作为电流来测量。为了实现探测器的空间分辨，典型地将电极中的一个像素化，即划分为子面。
已经表明，这样构造的探测器不一定线性地工作并且由此在结果中产生图像伪影。
发明内容
因此，本发明要解决的技术问题是，找到一种在辐射探测器的结构的情况下的导致不期望的图像伪影的至少一个方面，并且建议一种辐射探测器，其在很大程度上克服要解决的问题或者至少减轻其影响。
发明人已经认识到，通过中断在半导体的像素化地划分的侧上的电极必然形成不具有金属化部并且因此也不与外部电压相连的区域。这些区域导致半导体中的无场的体积。到达该体积中的载流子不再被引出并且因此形成空间电荷区。通过该空间电荷区，场线移动靠近像素化的电极。通过改变有效像素大小导致了所涉及的像素的响应函数的变化，由此在成像中，特别是结合断层成像重建方法产生不可接受的伪影。
原则上可以试图将在像素之间的非接触的面积最小化，以便保持无场的体积尽可能的小。因为基于所需的电容性退耦必须保持像素化的面积的最小距离，所以由此该效果可以最小化，但不能被避免。此外，基于光刻制造过程必须将在像素之间的最小距离保持在几微米。由此该不期望的效果通过几何方案不能完全地消除。
但发明人已经认识到，将不同的电势施加到相邻的子面（像素）导致了这样的配置，在该配置中，电场被带入在其中不形成无场的体积。为此，在子面之间的几伏特的小的差已足够，而在半导体的两侧上的电极之间施加高电压。在此重要的仅是，在各个子面之间存在电势差并且由此在其之间形成电场线并且不形成无场线的空间。由此在半导体层的一侧上的覆盖整个平面的电极与在半导体层的另一侧上的子面之间保持最大电势差。但是相邻的子面被设置为微小不同的电势能级，从而现在在子面之间的边界区域中形成引起带走在那里产生的自由电荷的场线。
在子面大小相等的情况下各个像素的不同的电势导致不同的有效像素大小。也就是，电有效面积与几何面积不同，因为，由于不同的电势，靠近像素的场线不是如平板电容器那样平行地延伸，而是在电极之间，甚至与传感器表面平行地延伸。然而这也可以在相应的校准表中考虑。
替换地也可以相应于施加的电势放大或缩小金属化的面积，以便实现最终相对大的有效像素。根据实施形式可以找到在抑制无场的体积和技术开销之间的折衷。
通过避免无场的体积，自由载流子始终被引向电极。由此不形成会引起探测器响应变化的空间电荷。由此可以避免该对于探测器漂移的贡献。通过探测器的更稳定特性可以强烈减小在成像中的伪影。
相应地，发明人建议了对辐射探测器的改进方案，其具有平面地彼此相邻布置的多个探测器元件，其中为了探测辐射而存在具有上侧和下侧的半导体层，该半导体层在其中一侧具有延伸经过多个探测器元件地实施的电极，而在半导体层的另一侧布置有划分为单电极的电极，从而通过在两侧的电极之间施加电压可以产生电场并且为每个单电极分配了用于收集半导体层中的电荷的有效体积。改善之处在于，单电极交替地与至少两个不同的电压电势相连。
由此实现了，不形成无场的体积并且由此也不形成围绕在那里淀积的载流子的空间电荷区。
在第一简单的方案中，单电极可以成列地或成行地与不同的电压电势相连。由此消除了大部分否则存在的无场的体积。
可以如下地实现一种改善，即，对于单电极设置三个或四个不同的电压电势。
对于进一步改善建议，单电极棋盘式地布置并且与不同的电压电势相连为使得各个相邻的电极区域总是具有不同的电压电势。由此阻止了在探测器元件的中间区域中的无场的体积。
优选地，辐射探测器还可以由具有六边形平面的单电极来构造，其中，这些单电极以尽可能最紧密封装地布置并且与不同的电压电势相连为使得各个相邻的电极区域总是具有不同的电压电势。
补充地，发明人还建议，这样不同大小地实施具有不同的电压电势的单电极的平面，使得每个探测器元件与施加的电压电势无关地通过其场线来采集在半导体层中的相同的有效体积。
替换地可以设置用于均衡探测器元件的不同大小的有效体积的部件，其中，然后通过相应的校准确保，在具有较小的有效体积的探测器元件上测量的电荷比在具有较大的有效体积的探测器元件上测量的电荷更高地被评估。
优选地，按照本发明的辐射探测器可以被构造为计数探测器。此外，按照本发明的探测器可以尤其在CT系统中应用。
相应地还建议一种医学诊断系统，其被构造为具有至少一个按照本发明的辐射探测器。特别地，该医学诊断系统涉及CT系统、C形臂系统、PET系统和SPECT系统。
附图说明
下面结合优选的实施例借助附图对本发明作进一步说明，其中仅示出为理解本发明所需的特征。使用如下附图标记：1：CT系统；2：X射线辐射器；3：探测器；4：X射线辐射器；5：探测器；6：机架壳体；7：患者；8；患者卧榻；9：系统轴线；10：控制和计算单元；D：辐射探测器；E1：电极；E2：电极子面；F：场线；H：半导体层；Prg1-Prgn：计算机程序；U1，U2；U2.1-U2.4：电压电势；V：无场线的体积。
附图中：
图1示出了通过公知的半导体辐射探测器的截面，
图2示出了在公知的半导体辐射探测器的子面上的俯视图，
图3示出了通过按照本发明构造的半导体辐射探测器的截面
图4示出了在具有两个逐列交替的电压电势的半导体辐射探测器的子面上的俯视图，
图5示出了在具有两个棋盘式交替的电压电势的半导体辐射探测器的子面上的俯视图，
图6示出了在具有四个交替的电压电势的半导体辐射探测器的子面上的俯视图，
图7示出了具有六边形形状的、带有三个交替的电压电势的子面的半导体辐射探测器的子面上的俯视图，和
图8示出了具有按照本发明的探测器的CT系统。
具体实施方式
图1和图2分别示意性示出了具有对一个电极侧的像素化划分的半导体辐射探测器D的部分截面。图1示出了通过具有整面地构造的第一电极E1的半导体层H的截面，该第一电极处于电压电势U1上。在半导体层H的另一侧上布置有多个通过电极子面E2构成的单电极。所有子面E2在此处于相同的电势U2上。相应地形成在半导体层H内部的作为箭头示出的场线F。在半导体层H的下部区域中，场线F分别向电极子面E2偏转，从而形成无场线的体积V。如果通过入射到该体积V中的辐射产生自由电荷，则形成由于在那里不存在的电场而不被引出的空间电荷云。
图2以在子面E2上的俯视图示出了根据图1的探测器D。子面全部处于相同的电势能级U2上，这通过相同的阴影线表示。因此，在电极子面E2之间的空白区域中不形成电场，从而在那里产生导致上面描述的问题的无场线的体积。
但按照本发明，如下地变换在图1和图2中示出的探测器，使得将至少部分相邻的电极子面设置到不同的电压电势，从而在电极子面E2之间构造电场线F。
图3示出了通过具有半导体层H和整面地构造的第一电极E1的探测器D的截面，该第一电极处于电压电势U1上。在半导体层H的另一侧又布置多个电极子面E2。但在该探测器D的按照本发明的构造中，电极子面E2处于不同的电压电势U2.1和U2.2上，其中成立U2.1<U2.2<<U1。这样相应地形成在半导体层H内部的作为箭头示出的场线F，使得在下部的不通过电极子面E2覆盖的区域中也构造电场。由此，通过电极子面的不同电势避免了无场线的体积。
图4中以棋盘式布置的电极子面E2上的俯视图示出了根据图1的探测器D，其中电极子面E2相应于施加的电压电势U2.1或U2.2分别以阴影表示。如能够识别的那样，在此成行地（从左到右）实施不同的电势而成列地（从上到下）实施相同的电势。通过这种方式在各行的相邻的电极子面之间避免了无场的体积。但是尽管如此，在列的相邻的电极子面E2之间仍形成无场的体积，从而相对于现有技术虽然改善了可能形成且不被引出的空间电荷云的问题，但该问题没有完全消除。
在图5中示出了探测器D中的电势分布的改善的方案，其中同样示出在划分的电极子面E2上的俯视图。与按照图4的实施的区别在于，现在两个不同的电压电势的分布相应地对应于棋盘的黑和白场的分布。由此无场的体积V急剧减小至所示出的在电极子面遵循相同电势的区域中的面积。
如下地实现了更进一步的改善，即，在电极子面（以及由此构成的探测器元件）的棋盘式的结构中不是将两个而是将四个不同的电压电势施加到电极子面。这些电压电势U2.1至U2.4在图6中通过四个不同取向的阴影线表示。在此处示出的不同电压电势的分布中确保了，具有相同电压电势的电极子面E2在任何位置上都不相邻。
图7中示出了探测器D的另一种方案。该探测器具有多个六边形构造的并且紧密封装的电极子面E2，其中在该实施中使用三个不同的电压电势U2.1至U2.3就已足够排除具有相同电势的相邻电极子面相遇以及由此排除无场线的体积V。
在所有在此示出的实施方案中关于所使用的电压电势成立：U2.1<U2.2<U2.3<U2.4<<U1或U2.1>U2.2>U2.3>U2.4>>U1。
上面描述的描述本发明的探测器可以在医学诊断系统，特别是CT、C形臂系统PET或SPECT中应用。为此代表性地在图8中示意性示出了示例性的CT系统1。这样的CT系统通常具有机架壳体6，在该机架壳体中存在在此未详细示出的机架，在该机架上固定了至少一个具有对置的探测器3的X射线辐射器2。在扫描期间并且为了产生投影数据，机架的具有辐射器2和探测器3的可旋转部分转动，而患者7借助可移动的患者卧榻8沿着系统轴线9连续地或顺序地移动穿过机架壳体6中测量场。可选地，也可以将另外的辐射器-探测器系统4和5角度错开地布置在机架上，这实现了同时采集另外的投影。按照本发明，这样实施探测器的至少一个，使得在那里相邻的电极子面至少部分地保持在不同的电压电势上或者与不同的电压电势相连。
该CT系统1通过控制和计算单元10来控制，该控制和计算单元具有用于相应的计算机程序Prg1-Prgn的存储器。利用这样的计算机也可以实施各个探测器元件的按照本发明的校准，其中相应的程序代码被存储在在运行按照本发明的方法时运行的计算机的存储器中。
总之，本发明建议，这样实施一种探测器，即，电极的形成单个探测器像素的相邻子面至少部分地这样以不同的电压电势错开，使得在子面之间的中间区域中形成尽量少的无场体积。
虽然本发明在细节上通过优选的实施例详细解释和描述，但本发明不受所公开的示例限制并且可以由专业人员从中导出其它方案，而不脱离本发明的保护范围。
Claims (10)
1.一种辐射探测器(D)，具有
1.1.平面地彼此相邻布置的多个探测器元件，其中，
1.2.为了探测辐射而存在具有上侧和下侧的半导体层(H)，
1.3.所述半导体层(H)在其中一侧具有延伸经过多个探测器元件地实施的电极(E1)，和
1.4.在所述半导体层(H)的另一侧布置有划分为单电极(E2)的电极，从而通过在两侧的电极之间施加电压能够产生电场(F)并且为每个单电极(E2)分配有用于收集所述半导体层(H)中的电荷的有效体积，
其特征在于，
1.5.所述单电极(E2)交替地与至少两个不同的电压电势(U2.1，U2.2)相连，从而在所述单电极(E2)之间的边界区域中形成场线，所述场线带走在那里产生的自由电荷，和
其中具有不同的电压电势的单电极的面积不同大小地构造为使得每个探测器元件与所施加的电压电势无关地通过其场线来采集在所述半导体层中的相同的有效体积。
2.根据上述权利要求1所述的辐射探测器(D)，其特征在于，所述单电极(E2)成列地或成行地与不同的电压电势(U2.1，U2.2)相连。
3.根据上述权利要求1所述的辐射探测器(D)，其特征在于，对于所述单电极(E2)设置有三个不同的电压电势(U2.1-U2.3)。
4.根据上述权利要求1所述的辐射探测器(D)，其特征在于，对于所述单电极(E2)设置有四个不同的电压电势(U2.1-U2.4)。
5.根据上述权利要求1所述的辐射探测器(D)，其特征在于，所述单电极(E2)被棋盘式地布置并且与不同的电压电势(U2.1-U2.4)相连为使得各个相邻的电极区域总是具有不同的电压电势。
6.根据上述权利要求3所述的辐射探测器(D)，其特征在于，所述单电极(E2)被六边形地构造，紧密封装地布置并且与不同的电压电势(U2.1-U2.3)相连为使得各个相邻的电极区域总是具有不同的电压电势(U2.1-U2.3)。
7.根据上述权利要求1至6中任一项所述的辐射探测器(D)，其特征在于，设置有用于均衡探测器元件的不同大小的有效体积的部件(Prg1-Prgn)。
8.根据上述权利要求1至6中任一项所述的辐射探测器(D)，其特征在于，所述辐射探测器是计数探测器。
9.根据上述权利要求1至6中任一项所述的辐射探测器(D)，其特征在于，所述辐射探测器是CT探测器(3，5)。
10.一种具有至少一个辐射探测器(3，5)的医学诊断系统(1)，其特征在于，所述至少一个探测器(3，5)具有上述权利要求1至9中任一项所述的特征。
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