CN109613588A - 用于光电倍增管的系统 - Google Patents

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Abstract

提供了用于光电倍增管设备的系统。在一个实施例中，一种光电倍增管设备包括：微单元，其包括联接到淬灭电阻器的有效区域；以及信号线，其联接到淬灭电阻器，该信号线包括第一侧表面、第二侧表面和基底，第一侧表面和第二侧表面朝向彼此向内成角度。

Description

用于光电倍增管的系统
技术领域
本文公开的主题的实施例涉及医学成像，更具体地，涉及用于医学成像检测器的光电倍增管。
背景技术
PET检测器可以具有闪烁体部件和光电二极管部件，其中闪烁体部件在接收到辐射能量时照明，光电二极管检测闪烁体部件的照明，并提供随照明强度变化的电信号。在这种配置中，闪烁体可以联接到固态光电倍增管(SSPM)。SSPM由多个盖革模式雪崩光电二极管(APD)或“微单元”构成，这些光电二极管或“微单元”将来自闪烁体的每个单光子放大成大而快速的信号电流脉冲。
在一些示例中，微单元可以布置成阵列。每个微单元输出可以通过各自的淬灭电阻器连接到信号线。横穿阵列的这些多个信号线和电阻器代表光电倍增管的非有效(例如，非光敏)区域，其降低了检测器的光子检测效率。
发明内容
在一个实施例中，一种光电倍增管设备包括微单元，该微单元包括联接到淬灭电阻器的有效区域和联接到淬灭电阻器的信号线。信号线包括第一侧表面、第二侧表面和基底。第一侧表面和第二侧表面朝向彼此向内成角度。以这种方式，信号线的侧表面可以用来将入射光子反射回有效区域。
应当理解，提供以上简要描述是为了以简化形式介绍在详细描述中进一步描述的一系列概念。而不意图识别要求保护的主题的关键或必要特征，该主题的范围唯一地由详细描述之后的权利要求书限定。此外，要求保护的主题并不限于解决上文或本公开的任何部分中指出的任何缺点的实现方式。
附图说明
通过参照附图阅读非限制性实施例的以下描述，将更好地理解本发明，在附图中：
图1是PET成像系统的框图。
图2示意性地示出了示例检测器环组件。
图3示意性地示出了示例检测器单元。
图4是微单元阵列的实施例的剖视图。
图5是图4的微单元阵列的第一剖视图。
图6是图4的微单元阵列的第二剖视图。
图7和8是微单元阵列的附加实施例的剖视图。
图9是用于制造图4的微单元阵列的方法。
具体实施方式
以下描述涉及辐射检测器的光电倍增管设备(例如固态光电倍增管，称为SSPM)的各种实施例。具体地，提供了这样的系统和方法：其用于通过将撞击光电倍增管设备的无效区域的光子重导向到有效区域来提高检测器的光子检测效率，而不增加光电倍增管设备的成本或制造复杂性。
硅光电倍增管(SiPM)设备可以包括尺寸为25μm×25μm至100μm×100μm的100-10000个微单元。每个微单元输出通过淬灭电阻器连接到信号采集线。淬灭电阻器和信号/偏置线不是有效(光敏)区域。因此，即使提高微单元有效区域的量子效率的努力已经成功，微单元的光子检测效率(PDE)仍然受到无效区域所占据的相对高的面积的限制。
通过降低无效区域的影响来增加PDE的其它尝试包括添加微透镜、在无效区域上的平坦反射涂层以及在无效区域顶部构建的成形反射区域，以将无效区域中的光/光子朝向有效区域重导向。然而，这些配置中的每一个都有使得难以实现的缺点。例如，在无效区域的顶部构建单独的结构是一个复杂的过程，会增加大量成本。简单地在(本来平坦的)无效区域上添加反射涂层也是有问题的，因为光在朝向有效区域行进之前首先从涂层反射回闪烁晶体。这些光子以一定的吸收概率行进更长的距离。由于这些光子比最初的快速光子来得晚，这种配置并不能提高定时分辨率。最后，添加微透镜增加了制造成本和复杂性，并且用于将微透镜附接到SiPM和闪烁晶体的光学胶具有与由玻璃制成的微透镜相似的折射率，因此大大减弱了聚焦功能。
因此，如本文更详细描述的，通过使用能够3D图案化的光刻技术，导电信号线和淬灭电阻器本身的3D形状可以用于将注入的光子朝向有效区域重导向。代替如上所述构建单独的结构，通过利用能够形成成形结构的光刻技术来直接形成SiPM部件的反射表面结构。通过这样做，相对于构建单独的结构，制造成本可以降低，并且可以避免通过将单独的结构联接到SiPM而可能引入的聚焦或其它光效应。
本文公开的SiPM可以集成到任何数量的辐射检测设备中，包括伽马光谱仪/同位素识别仪、中子检测器、计算机断层扫描系统和正电子发射断层扫描(PET)系统。
图1是PET系统100的示例性实施例的框图，在该系统中可以实现本公开的各种实施例。PET系统100包括检测器环组件20。PET系统100还包括控制器103以控制数据采集和图像重建过程。控制器103包括处理器104和操作者工作站105。处理器104包括经由通信链路110互连的数据采集处理器106和图像重建处理器108。PET系统100采集扫描数据并将数据发送到数据采集处理器106。扫描操作由操作者工作站105控制。由数据采集处理器106采集的数据使用图像重建处理器108进行重建。
检测器环组件20包括中心开口，对象109可以使用例如机动台定位在该中心开口中，该机动台与检测器组件20的中心轴线对准。该机动台响应于从操作者工作站105接收的一个或多个命令，将对象109移动到检测器环组件20的中心开口中。PET扫描仪控制器116(也称为扫描架控制器)设置(例如，安装)在PET系统100内。PET扫描仪控制器116响应通过通信链路110从操作者工作站105接收的命令。因此，扫描操作由操作者工作站105通过PET扫描仪控制器116进行控制。
检测器环组件20包括布置在一个或多个检测器环中的多个检测器单元。每个检测器单元包括布置成矩阵的一组闪烁体晶体，该矩阵设置在硅光电倍增管单元阵列(下文将更详细地描述)的前部。当光子与检测器上的晶体碰撞时，它会在晶体上产生闪烁。当闪烁事件发生时，硅光电倍增管阵列的单元在通信线路119上产生模拟信号。一组采集电路120设置用于接收这些模拟信号。采集电路120产生指示事件的伽马射线相互作用位置和总能量的数字信号。采集电路120还产生事件检测脉冲，其指示发生闪烁事件的时间或时刻。这些数字信号通过通信链路(例如电缆)传输到数据采集处理器106中的事件定位器电路122。
数据采集处理器106包括事件定位器电路122、采集CPU 124和符合检测器126。数据采集处理器106周期性地采样由采集电路120产生的信号。采集CPU 124控制背板总线128上和通信链路110上的通信。事件定位器电路122处理关于每个有效事件的信息，并提供指示检测到的事件的一组数字数或值。例如，该信息指示事件发生的时间以及检测到该事件的闪烁晶体的位置。事件数据包通过背板总线128传送到符合检测器126。符合检测器126接收来自事件定位器电路122的事件数据包，并确定是否有任何两个检测到的事件是符合的。符合由多个因素决定。首先，每个事件数据包中的时间标记必须在彼此的预定时间段内，例如4.5纳秒。其次，由接合检测符合事件的两个检测器的直线形成的响应线(LOR)应当穿过PET系统100中的视场。不能配对的事件被丢弃。符合事件对被定位和记录为符合数据包，其通过通信链路传送到图像重建处理器108中的分类器130。
图像重建处理器108包括分类器130、存储器模块132、图像CPU 134、阵列处理器136和背板总线138。分类器130对沿每个投影射线发生的所有事件计数，并将事件组织成4D数据。该4D数据(或正弦图)在一个示例性实施例中被组织为数据阵列140。数据阵列140存储在存储器模块132中。背板总线138通过图像CPU134链接到通信链路110。图像CPU 134控制通过背板总线138的通信。阵列处理器136也连接到背板总线138。阵列处理器136接收数据阵列140作为输入，并以图像阵列142的形式重建图像。所得的图像阵列142存储在存储器模块132中。
存储在图像阵列142中的图像由图像CPU 134传送到操作者工作站105。操作者工作站105包括CPU 144、显示设备146和输入设备148。CPU 144连接到通信链路110并从输入设备148接收输入(例如，用户命令)。输入设备148可以是例如键盘、鼠标或触摸屏面板。通过输入设备148和相关联的控制面板开关，操作者可以控制PET系统100的校准和扫描对象109的定位。类似地，操作者可以控制所得图像在显示设备146上的显示，并使用由工作站CPU 144执行的程序来执行图像增强功能。
一般来说，由阵列处理器136接收的数据阵列必须在重建之前进行校正。这种水平的校正包括归一化、散射校正和几何校正。
图2示出了PET检测器环组件20，其包括布置在环中以形成PET检测器环组件20的多个检测器模块22。每个检测器模块22由多个检测器单元24组装而成。因此，多个检测器单元24被组装而形成单个检测器模块22，并且多个检测器模块22被组装而形成检测器环组件20。在一个实施例中，检测器环组件20包括28个检测器模块22，它们联接在一起，使得检测器环组件20具有环形形状。在一些实施例中，每个检测器模块22包括布置成4×5矩阵的20个检测器单元24。应当认识到，用于形成检测器环组件20的检测器模块22的数量是示例性的，并且检测器环组件20可以具有多于或少于28个检测器模块22。此外，应当认识到，用于形成每个检测器模块22的检测器单元24的数量是示例性的，并且检测器模块22可以具有多于或少于20个检测器单元24。
图3是可以形成图2所示检测器环模块22的一部分的示例性检测器单元24的透视图。在各种实施例中，检测器单元24包括闪烁体块30，闪烁体块30具有沿着x轴和z轴布置的一个或多个闪烁体晶体32。在一个实施例中，闪烁体块30具有布置成4×9矩阵的36个晶体32。然而，应当认识到，闪烁体块30可以具有少于或多于36个晶体32，并且晶体32可以布置成任何合适尺寸的矩阵。还应当注意，闪烁体晶体32可以由任何合适的材料形成，例如锗酸铋(BGO)、铈掺杂硅酸钇镥(LYSO)或硅酸钆(GSO)等。
检测器单元24还包括多个光传感器34，示出为多个光电传感器，其可以是感测或检测光或其它电磁能量的任何合适的光电检测器。在图示的实施例中，光传感器34是硅光电倍增管(SIPM)。多个光传感器34联接在闪烁体块30的与检测器面38相对的一端。晶体块30的未联接到光传感器34的表面覆盖有反射层，例如聚四氟乙烯、TiO2负载环氧树脂或光谱反射器。应当注意，在一些实施例中，反射器或反射材料可以放置在晶体块30中的一些晶体之间。
在各种实施例中，检测器单元24在闪烁体块30的每一端上具有18个光传感器34，它们以3×6矩阵布置。然而，应当认识到，检测器单元24可以具有少于或多于18个光传感器34，并且光传感器34可以布置成任何合适尺寸的矩阵。例如，一些实施例包括36、54或100个晶体32，晶体32具有对应的光传感器34，光传感器34分别布置成6×6矩阵、9×6矩阵或10×10矩阵。应当注意，在各种实施例中，没有提供光传感器34(例如，光电传感器)和晶体32之间的一对一联接，使得光传感器34和晶体32之间存在一对多联接。然而，在其它实施例中，可以提供光传感器34(例如，光电传感器)和晶体32之间的一对一联接。另外，光传感器34可以具有不同的尺寸或形状。在一些实施例中，光传感器34大于3×3mm2。然而，在其它实施例中，可以使用更大或更小的光传感器34，例如4×6mm2的光传感器34。
在一个实施例中，光传感器34是并联连接的雪崩光电二极管，并且在盖革模式下在击穿电压之上操作。例如，在各种实施例中，光传感器34可以是SIPM，其由硅衬底上的雪崩光电二极管阵列形成的单光子敏感设备。
在操作中，闪烁体晶体32将由撞击闪烁体晶体32的伽马射线沉积的能量转换成可见(或近紫外)光光子。光子然后被光传感器34转换成电模拟信号。更具体地，当伽马射线撞击检测器单元24中的任何一个闪烁体晶体32时，检测到伽马射线的闪烁体将伽马射线的能量转换成由检测器单元24中的光传感器34检测的可见光。因此，在示例性实施例中，每个检测器单元24输出“n”个模拟信号40。
检测器单元24的一部分在图4中示出为由多个雪崩光电二极管(APD)或“微单元”构成，这些雪崩光电二极管或“微单元”将来自闪烁体的单光子到达放大成大信号。图4示出了6个微单元62a-62f。通常，每个检测器单元将包括每平方毫米100至2500个之间的APD，每个微单元具有20至100微米的长度。每个微单元作为单独的盖革模式APD操作，比击穿电压高几伏，每个微单元实际上与所有其它微单元相同。在这种操作模式中，当一个或多个光子被单个微单元吸收时，由光子吸收生成的电子引发雪崩击穿，该雪崩击穿被限制到该微单元。独立于在微单元中吸收的光子数量，从微单元发射单个离散单元的电荷。也就是说，对于每个盖革击穿，除了由于生产过程中引入的PN结结构中单元与单元之间的差异而导致的微小变化，微单元的输出信号将具有相同的形状和电荷。
像素的每个微单元定位在公共N掺杂硅衬底68上，但P掺杂衬底也是可能的。每个微单元包括由P掺杂硅构成的入射窗(也称为有效区域)。这形成了p-n结(例如，p-on-n配置)。在使用期间，形成耗尽区域66。耗尽区域是绝缘区域，其中移动载流子已经扩散开，或者已经被电场分开。当具有受主杂质(过量空穴)的p型掺杂剂与掺杂有施主杂质(过量电子)的n型硅接触，并且空穴和电子流过结进入结的相对侧上的较低电势区域时，可能会发生这种情况。
因此，微单元62a包括入射窗64a，微单元62b包括入射窗64b，微单元62c包括入射窗64c，微单元62d包括入射窗64d，微单元62e包括入射窗64e，微单元62f包括入射窗64f。每个入射窗可以包括例如由氮化硅构成的抗反射层。
微单元的有效区域每个都被光子不敏感的无效区域包围，这些无效区域将微单元彼此电隔离，并且还可以容纳用于偏置和/或信号接触的接触线，在某些情况下还可以容纳其它特征，例如多晶硅或金属淬灭电阻器、晶体管、光学隔离沟槽或保护结构。如图所示，每个微单元被各自的二氧化硅绝缘体包围。微单元62a被绝缘体72a包围，微单元62b被绝缘体72b包围，微单元62c被绝缘体72c包围。应当理解，图5所示的其余微单元同样被图5中不可见的绝缘体包围。此外，为了清楚起见，为绝缘体提供了单独的附图标记，但是应当理解，绝缘体可以包括集成/连续的部件，并且可以不是分立的绝缘体，并且不同标记的绝缘体可以共享重叠的部件。
每个微单元连接到检测器单元前侧的信号线，例如信号线74。在一个实施例中，信号线74由铝构成，但至少在一些示例中，也可以设想导电且非磁性的其它类似材料。每个微单元的有效区域和对应信号线之间的连接通过淬灭电阻器形成，淬灭电阻器在一个实施例中由多晶硅构成，在另一个实施例中由金属电阻器构成。电阻器通过触点连接到微单元的有效区域，一旦电池电容放电，电阻器就用于淬灭微单元中的雪崩。因此，微单元62a经由触点70a和电阻器76a联接到信号线74，微单元62b经由触点70b和电阻器76b联接到信号线74，微单元62c经由触点70c和电阻器76c联接到信号线74，微单元62d经由触点70d和电阻器76d联接到信号线74，微单元62e经由触点70e和电阻器76e联接到信号线74，微单元62f经由触点70f和电阻器76f联接到信号线74。
虽然在图4中仅示出了六个微单元和一条信号线，但是应当理解，检测器单元可以包括多个附加的微单元(例如由50×50微米微单元构成的阵列的3600个微单元)。可以存在多条附加信号线，例如每行微单元一条信号线或者每两行微单元一条信号线。
通过电阻器和信号线，独立操作的APD单元被电连接，并且所有微单元的单独输出被求和以形成公共读出信号。因此，如图4所示，从检测器单元输出的公共读出信号是所有激发的微单元的标准化信号的叠加。也就是说，每个检测器单元的输出由来自激发的微单元的分立电荷单元的总和决定。因此，图4的检测器单元的输出取决于吸收光子的微单元的数量，而不是每个微单元吸收的光子的数量。在吸收的光子数量低于微单元数量的操作条件下，从每个检测器单元所得的输出呈模拟脉冲的形式，其电荷与吸收的光子的数量成比例。
因此，硅光电倍增管(SiPM)设备，例如图4所示的设备，可以包括尺寸为25μm×25μm至100μm×100μm的100-10,000个微单元。在被动淬灭的情况下，每个微单元输出通过淬灭电阻器连接到信号收集线。对于主动淬灭，数字电路感测雪崩并生成对应的数字(例如CMOS、晶体管-晶体管逻辑)输出，该输出被馈送到信号收集线。淬灭电阻器、数字电路和信号线/偏置线不是有效(光敏)区域。由于两个微单元之间的无效区域的间隙或宽度与微单元尺寸无关，所以有效区域随着微单元尺寸的减小而减小。因此，当微单元变小时，微单元周围无效区域的相对尺寸会增加。结果，虽然有效区域的量子效率可以达到81％和以上，但是61.5％的小填充因数将50μm×50μm微单元SiPM中的光子检测效率(PDE)降低到81％x61.5％＝50％。填充因数为30％的25μm×25μm微单元的PDE为81％x 30％＝24.3％。
SiPM在PN结击穿电压以上操作。当注入单个光子发生电荷雪崩时，电流开始流过淬灭电阻器，并在被动淬灭SiPM时引起电阻器两端的电压降。电压降使微单元电压降低到其击穿电压以下，这停止/淬灭了电流流动。然后，微单元充电开始，需要C微单元*R淬灭的恢复时间，这可能需要20纳秒至1微秒，具体取决于C微单元和R淬灭的大小。为了减少雪崩后的长恢复时间，可以使用主动淬灭电路，其可以包括电流感测电路、微单元电压控制电路(例如淬灭电路)和再充电电路。整个电路可以由二至六个晶体管组成。在主动淬灭电路的情况下，可以为电子器件提供至少一条附加的电力线，并且这些附加的电力线可以以本文描述的方式成形(例如三角形)，以便将光/光子重导向到有效区域。
为了增加对定时分辨率有价值的PDE，无效区域中的光/光子可以被重导向到有效区域。根据本文公开的实施例，导电信号线和淬灭电阻器的3D形状可以用于将注入的光子朝向有效区域重导向。使用能够3D图案化的光刻技术，信号线和淬灭电阻器可以具有三角形、梯形或其它形状。这样做时，由信号线和电阻器提供的附加反射表面区域可以将最初指向信号线和电阻器的光子重导向到附近的有效区域。通过利用光电倍增管本身的结构，而不是在光电倍增管的顶部增加附加的单独结构，可以降低制造过程的成本和复杂性。
信号线和电阻器可以具有适于将入射光子重导向到附近/下面的有效区域的合适的3D形状。因此，信号线和电阻器可以具有向内倾斜/成角度的侧表面。例如，信号线可以包括与绝缘体面共享接触的基底，其中绝缘体定位在无效区域(例如，两个相邻有效区域之间的区域)上的微单元阵列上。信号线可以包括垂直延伸并且与基底相交的第一侧表面以及垂直延伸、与基底相交并且与第一侧表面相对的第二侧表面。第一侧表面和第二侧表面可以向内例如朝向彼此成角度。这样，信号线可以包括在第一侧表面和基底之间小于90°的第一内角以及在第二侧表面和基底之间小于90°的第二内角。在一些示例中，信号线可以包括顶表面，从而导致信号线具有平行四边形的横截面形状。在其它示例中，信号线可以不包括平坦的顶表面，从而导致信号线具有三角形或倒圆三角形的横截面形状。类似的参数适用于电阻器，如下文更详细描述的。
信号线74和代表性电阻器76b的横截面形状分别在图5和6中示出。图5是沿图4的线A-A'截取的检测器单元24的一部分的剖视图500。信号线74定位在绝缘体72c以及入射窗64c和64d上。信号线74包括基底77、第一侧表面73和第二侧表面75。信号线74具有三角形横截面形状。信号线74的三角形横截面形状包括垂直位于微单元阵列上方的峰71，其中峰定位在下面的绝缘体72c上方高度h处。信号线74在其基底(例如，信号线联接到绝缘体的位置)处具有宽度w。第一侧表面和第二侧表面向内成角度，使得内角a和内角b各自小于90°。
在所示的示例中，三角形是具有三个60°角(例如，角度a、b和c相同)的等边三角形，但其它角度也是可能的。在一些示例中，可以选择三角形的每个角度以提供期望的反射率。在一个示例中，可以基于微单元的尺寸来选择三角形的角度。例如，相对于较大的微单元，可以为较小的微单元(例如，其中入射窗的面积较小)选择较大/较陡的角度，以便将尽可能多的入射光子从无效区域引导到有效区域。这样，在图5所示的示例中，在信号线联接到微单元的地方，如果微单元较大(例如到75°)，则信号线74的角度(例如，角度a和b)可以相对于60°增大，或者如果微单元较小(例如到45°)，则信号线74的角度可以相对于60°减小。根据光刻的能力，基底的宽度可以在1μm和6μm之间。信号线结构的高度可以等于基底的宽度或更高。
信号线74可以由铝构成，铝在400nm下具有90％的反射率。因此，通过构建如图5所示的信号线的三角形形状，铝的反射率可以用于将入射光子重导向到有效区域/入射窗。由于信号线是由铝构成，所以不使用外部反射涂层，从而降低了制造过程的成本和复杂性。然而，可以使用其它类型的材料，例如含铜材料。此外，信号线可以是除三角形之外的形状，如下文更详细描述的。
图5示出了在入射窗64c和入射窗64d的一部分上方延伸的绝缘体72c和信号线74。预期在有效区域的边缘处的PDE比中心区域低，因此绝缘体和信号线可以在入射窗的边缘上方延伸，以确保覆盖整个无效区域。如上所述，绝缘体可以由二氧化硅构成，二氧化硅是透明的，因为它也用于制造有效区域中的抗反射层。
另外，通过将信号线成形为三角形或其它3D形状，信号线的厚度增加，这降低了铝迹线的阻抗(电阻和电感)。通过降低阻抗，信号在微单元之间的渡越时间离散减小，从而提高飞行时间(TOF)PET的定时分辨率。
图6是沿着图4的线B-B'截取的检测器单元24的一部分的剖视图600。电阻器76b定位在绝缘体72b以及入射窗64a和64b上。电阻器76b由多晶硅芯84和反射涂层86构成。电阻器76b包括基底87、第一侧表面83和第二侧表面85。电阻器76b具有三角形横截面形状。电阻器76b的三角形横截面形状包括垂直位于微单元阵列上方的峰81，其中所述峰定位在下面的绝缘体72b上方高度h处。电阻器76b在其基底(例如，电阻器联接到绝缘体的位置)处具有宽度w。第一侧表面和第二侧表面向内成角度，使得内角a和内角b各自小于90°。
在所示的示例中，三角形是具有三个60°角(例如，角度a、b和c相同)的等边三角形，但其它角度也是可能的。在一些示例中，可以选择三角形的每个角度以提供期望的反射率。在一个示例中，可以基于微单元的尺寸来选择三角形的角度。例如，相对于较大的微单元，可以为较小的微单元(例如，其中入射窗的面积较小)选择较大/较陡的角度，以便将尽可能多的入射光子从无效区域引导到有效区域。这样，在图6所示的示例中，在电阻器76b联接到微单元的情况下，如果微单元较大(例如到75°)，电阻器的角度(例如，角度a和b)可以相对于60°增大，或者如果微单元较小(例如到45°)，则电阻器的角度可以相对于60°减小。根据光刻的能力，基底区域的宽度可以在1μm和6μm之间。电阻器结构的高度可以等于基底的宽度或更高。
电阻器76b可以由多晶硅构成，多晶硅在400nm下具有低反射率。因此，多晶硅芯可以涂覆有反射涂层，以将入射光子重导向到有效区域/入射窗。反射涂层可以由氮化硅构成。可以控制氮化硅层的厚度以生成反射层。在其它示例中，反射层可以由铝构成。在这样的示例中，可以在多晶硅芯上形成二氧化硅绝缘层。然后，可以在二氧化硅的顶部沉积铝层，以使电阻器的表面反光。在另外的示例中，电阻器可以由金属(例如铝、钨)构成，该金属具有足够的反射率以避免对反射涂层的需要。
图6示出了在入射窗64a的一部分和入射窗64b的一部分上方延伸的绝缘体72b和电阻器76b。如上所述，预期在有效区域的边缘处的PDE比中心区域低，因此绝缘体和电阻器可以在入射窗的边缘上方延伸，以确保覆盖整个无效区域。
图7和8示出了信号线和电阻器中的一个或两个可以使用的除三角形之外的附加示例性横截面形状。图7示出了定位在绝缘体92上的第一信号线90的剖视图700，绝缘体92定位在第一入射窗94、第二入射窗96和N掺杂基底区98中的间隙区域上。图8示出了定位在绝缘体93上的第二信号线91的剖视图800，绝缘体93定位在第一入射窗95、第二入射窗97和基底区99中的间隙区域上。第一信号线90和第二信号线91中的每一个是信号线74的非限制性示例。此外，除了或代替信号线，图7和8所示的横截面形状可应用于电阻器。
如上所述，信号线(和电阻器)可以使用光刻法制造，这可能使得制造图5和6所示三角形横截面形状的尖角具有挑战性。因此，代替使用严格的三角形形状，信号线可以具有平行四边形(如信号线91的情况)或倒圆三角形(如信号线90的情况)的横截面形状，这仍然允许大部分无效区域将入射光重导向到有效区域。在平行四边形的情况下，信号线包括平坦的顶表面。在倒圆三角形的情况下，信号线包括弯曲的顶表面。侧表面可以类似于上文关于图5所描述的侧表面，例如向内成角度，以在信号线的基底处产生小于90°的内角。
返回到图4，信号线74可以是从微单元阵列/像素的一侧到另一侧不间断地延伸的连续线。信号线74可以是沿着整个信号线的三角形形状。因此，三角形的峰可以不间断地从微单元阵列的一端延伸到另一端。信号线74与多个电阻器相交。如图所示，信号线74与电阻器76a-76f中的每一个相交。在每个交点处，信号线74电联接到相应的电阻器。
参考电阻器76a作为示例，电阻器76a联接到信号线74。同样，电阻器76b-76f可以各自联接到信号线74(虽然在图4中不清楚，但是应当理解，例如电阻器76a和76f并不直接彼此联接)。在与信号线74的交点处，电阻器76a可以是基本上平坦的，而不是三角形的。信号线74可以在电阻器76a的平坦表面上方延伸。以这种方式，信号线74可以保持三角形，甚至在信号线与电阻器相交的区域上方。电阻器可以在与信号线相交的区域中被制成平坦的，但是在电阻器的其余区域中可以是三角形的。然而，其它配置也是可能的，例如电阻器沿着它们的整体呈三角形，并且信号线在信号线与电阻器相交的区域被制成平坦的。在电阻器为三角形的示例中，除了电阻器与信号线相交的区域之外，在电阻器的三角形形状过渡到平坦形状的区域，电阻器可以被成形为匹配信号线表面的轮廓，使得信号线和电阻器之间不存在间隙。然而，在其它示例中，电阻器可以具有到具有三角形区域的平坦(非波状)边缘的平坦区域的过渡部，使得在电阻器和信号线之间可以至少部分地存在小间隙。
在图4中，触点70a-70f被示出为具有基本上平坦的表面。因为触点代表无效区域的一小部分，所以可以获得合适的光子重导向，而无需再成形触点。在其它示例中，触点可以具有期望的3D形状，以进一步增加到有效区域的光子重导向，例如具有类似于信号线的形状的触点。此外，电阻器可以在触点与电阻器相交的区域中具有基本上平坦的形状(如图4所示)，或者触点可以被成形为匹配电阻器的三角形形状。此外，至少在一些示例中可能没有电阻器和触点的微单元阵列的边界也可以是三角形或其它形状，以重导向入射光子。通常，无效区域的任何区域可以被成形为增加光子到有效区域的重导向。
现在转到图9，示出了用于制造诸如图4的微单元阵列的微单元阵列的方法900。在902处，方法900包括生成微单元阵列，例如上文关于图4所描述的硅光电倍增管(SiPM)微单元。SiPM微单元阵列可以以合适的方式形成。在一个示例中，可以通过使用光刻法在N掺杂的普通硅体(例如晶片)中形成P掺杂阱来形成阵列。例如，可以通过热生长工艺使N掺杂硅晶片涂覆有二氧化硅。然后，在二氧化硅上旋涂光致抗蚀剂掩模。光致抗蚀剂通过掩模(例如，P阱掩模)暴露于紫外光以生成期望的图案。曝露的光致抗蚀剂随后可以用化学品去除。现在暴露的二氧化硅可以用氢氟酸或其它合适的工艺去除。然后使用合适的酸混合物去除剩余的光致抗蚀剂。P掺杂有效区域(也称为入射窗或P阱)可以通过扩散或离子植入形成。只有不具有二氧化硅层的区域将形成P阱；二氧化硅下方的区域将保持n型。此外，P掺杂有效区域可以使用外延工艺生长在N掺杂基底区域的顶部上。
在904处，方法900包括沿着阵列的每一列形成淬灭电阻器。电阻器可以通过化学气相沉积(CVD)然后光刻形成。例如，可以在阵列上沉积二氧化硅层，然后进行硅的CVD。硅可以沉积在相对厚的层中，以允许最终形成电阻器的三角形或梯形横截面形状。然后可以将阵列放置在带有硅烷气体的炉中，以便形成多晶硅层。
多晶硅层可以以类似于形成p阱的方式图案化。这样，二氧化硅层可以沉积在多晶硅上，然后是光致抗蚀剂层。可以经由电阻器掩模将光致抗蚀剂暴露于紫外光，并且如上所述去除暴露的光致抗蚀剂和下面的二氧化硅。然后使用湿法蚀刻或其它合适的技术去除暴露的多晶硅。
如906处所指示，可以以生成上文关于图6所描述的合适形状的电阻器(例如，三角形、平行四边形形式等)的方式来执行光刻工艺的图案化以去除暴露的多晶硅。在一个示例中，可以利用不同的掩模和化学蚀刻中的不同时间量来执行一系列光刻步骤。此外，如908处所指示，可以执行光刻工艺的图案化，使得将定位成接触信号线/位于信号线下方的电阻器的区域是平坦的，而不是三角形的，或者是具有不同掩模和化学蚀刻中的不同时间量的平行四边形的形式。
如910处所指示，形成电阻器可以进一步包括形成反射层。如上所述，可以通过化学气相沉积在电阻器顶部上由氮化硅或铝形成反射层，反射层的反射率由层的厚度控制。
在912处，方法900包括沿着阵列的每一行(或每隔一行)形成信号线。如914处所指示，沿着阵列的每一行(或每隔一行)形成信号线可以包括形成触点和信号线。信号线可以由铝形成。铝可以在相对厚的层中溅射在微单元上方，以允许最终形成三角形(或平行四边形)形状的信号线。触点可以由铝形成，并且可以在形成信号线的同时形成。如916处所指示，信号线的形状可以通过类似于上文关于电阻器的形成所讨论的光刻工艺生成。例如，一系列掩模可以用于多个光刻步骤以形成信号线的三角形形状。
形成信号线也可以包括施加反射涂层，如918处所指示。铝本身具有超过90％的反射率，但是信号线顶部上的钝化层可以是反射层。如在910处对电阻器执行的那样，通过具有适当的厚度，可以将SiO2或SiN气相沉积为反射层。方法900然后返回。
以这种方式，可以形成硅光电倍增管。硅光电倍增管可以包括多个微单元，其中每个微单元包括电联接到淬灭电阻器的有效区域(例如，形成在N掺杂硅衬底中的P掺杂硅区域)。多个微单元可以布置成阵列，该阵列的各子集联接到相应的信号线。例如，微单元阵列的每行可以联接到相应的信号线，或者两行微单元可以联接到给定的信号线，或者其它合适的布置。每个微单元可以通过其淬灭电阻器联接到相关联的信号线。淬灭电阻器可以由多晶硅或金属构成，信号线可以由铝构成。
为了将可能撞击信号线和/或电阻器的入射光子重导向到有效区域，可以通过使侧表面垂直延伸远离微单元并且朝向彼此向内成角度，而仅将信号线(例如，而不是淬灭电阻器)或者将信号线和电阻器两者成形为将入射光子重导向到有效区域，例如成形为三角形、平行四边形、倒圆三角形、梯形或者配置成将光子反射到附近有效区域的其它合适形状。这样，信号线和电阻器可以在有效区域的表面上方延伸适当的高度，并且三角形或平行四边形形状可以具有合适的陡度，以提供期望量的光子重导向。在使用消减光刻工艺制造硅光电倍增管期间，信号线和电阻器可以形成为三角形或平行四边形形状。
虽然本文描述的光电倍增管是由硅构成的p-on-n半导体配置，但是其它类型的光电倍增管也是可能的，例如锗、砷化铟镓等。此外，光电倍增管可以由n-on-p、p-n结、pin二极管或其它合适的配置构成，而不是p-on-n配置。
将光电倍增管信号线和电阻器构造成具有适于反射光子的三维形状的技术效果是提高光电倍增管的光子检测效率，而不会显著增加制造成本或复杂性。
一个示例提供了一种光电倍增管设备，该设备包括：微单元，其包括联接到淬灭电阻器的有效区域；以及信号线，其联接到淬灭电阻器，该信号线包括第一侧表面、第二侧表面和基底，第一侧表面和第二侧表面朝向彼此向内成角度。在第一示例中，信号线由铝构成，而没有任何附加层。在可选地包括第一示例的第二示例中，第一侧表面和第二侧表面接合以形成峰。在可选地包括第一和第二示例中的一个或多个或者两者的第三示例中，信号线包括定位在基底上方并接合第一侧表面和第二侧表面的顶表面。在可选地包括第一至第三示例中的一个或多个或者每一个的第四示例中，信号线包括在第一侧表面和基底之间小于90°的第一内角，并且其中信号线包括在第二侧表面和基底之间小于90°的第二内角。在可选地包括第一至第四示例中的一个或多个或者每一个的第五示例中，第一内角和第二内角均大于45°。在可选地包括第一至第五示例中的一个或多个或者每一个的第六示例中，淬灭电阻器包括主动淬灭电路。在可选地包括第一至第六示例中的一个或多个或者每一个的第七示例中，淬灭电阻器包括第一电阻器侧表面、第二电阻器侧表面和电阻器基底，第一电阻器侧表面和第二电阻器侧表面朝向彼此向内成角度。在可选地包括第一至第七示例中的一个或多个或者每一个的第八示例中，淬灭电阻器包括多晶硅芯和反射层。在可选地包括第一至第八示例中的一个或多个或每一个的第九示例中，淬灭电阻器包括金属电阻器。在可选地包括第一至第九示例中的一个或多个或者每一个的第十示例中，有效区域包括定位在N掺杂硅衬底中的P掺杂硅入射窗。在可选地包括第一至第十示例中的一个或多个或者每一个的第十一示例中，该设备还包括定位在信号线的基底下方的绝缘体。
一个示例提供了一种光电倍增管设备，该设备包括：多个微单元，每个微单元包括有效区域；多个淬灭电阻器，每个相应的淬灭电阻器联接到相应的有效区域，每个淬灭电阻器具有三角形横截面；以及信号线，其联接到每个淬灭电阻器，该信号线具有三角形横截面。在第一示例中，信号线包括铝。在可选地包括第一示例的第二示例中，每个淬灭电阻器包括多晶硅和反射涂层，该反射涂层包括铝、氮化硅或二氧化硅。
一个示例提供了一种医学成像检测器模块，该模块包括：闪烁体，其吸收电离辐射并将电离辐射转换成光子；以及光电倍增管，其联接到闪烁体，该光电倍增管接收光子并将光子转换成对应的电信号，该光电倍增管包括：多个光子敏感有效区域，每个光子敏感有效区域被光子不敏感无效区域包围；多个淬灭电阻器，每个相应的淬灭电阻器联接到相应的有效区域并定位在相应的无效区域的一部分上方；以及信号线，其联接到每个淬灭电阻器并定位在相应的无效区域的另一部分上方，该信号线包括第一侧表面、第二侧表面和基底、形成在第一侧表面和基底之间的小于90°的第一内角、以及形成在第二侧表面和基底之间的小于90°的第二内角。在第一示例中，信号线联接到数据采集系统，该数据采集系统根据电信号重建一个或多个图像。在可选地包括第一示例的第二示例中，每个淬灭电阻器包括第一电阻器侧表面、第二电阻器侧表面和电阻器基底、形成在第一电阻器侧表面和电阻器基底之间的小于90°的第三内角、以及形成在第二电阻器侧表面和电阻器基底之间的小于90°的第四内角。在可选地包括第一和第二示例中的一个或多个或者每一个的第三示例中，信号线包括铝，并且其中每个淬灭电阻器包括多晶硅和反射涂层。在可选地包括第一至第三示例中的一个或多个或者每一个的第四示例中，第一内角和第二内角均大于45°。
在另一个表示中，一种光电倍增管设备包括：多个微单元，每个微单元包括有效区域；多个主动淬灭电路，每个相应的主动淬灭电路联接到相应的有效区域；以及信号线，其联接到每个相应的主动淬灭电路，该信号线具有三角形横截面。
在另一个表示中，一种制造光电倍增管设备的方法包括：生成光电倍增管单元的阵列；沿着该阵列的每一列形成一个或多个电阻器；以及沿着该阵列的每一行或每隔一行形成信号线，其中形成信号线包括使用光刻法将每条信号线形成为三维形状。三维形状可以包括三角形横截面形状、梯形横截面形状或平行四边形形式的横截面形状。
在一个示例中，形成信号线可以包括通过在阵列上溅射铝然后光刻来形成信号线。使用光刻法形成信号线可以包括利用不同的掩模和/或不同的化学蚀刻时间量来执行一系列光刻步骤，以形成三角形横截面形状、梯形横截面形状或平行四边形形式的横截面形状。在一个示例中，形成一个或多个淬灭电阻器可以包括通过化学气相沉积工艺然后光刻来形成一个或多个淬灭电阻器。通过CVD然后光刻形成一个或多个淬灭电阻器可以包括在光刻工艺中图案化以生成具有三角形(或其它形状)横截面形状的一个或多个淬灭电阻器。图案化可以包括利用不同掩模和不同化学蚀刻时间量的一系列光刻步骤。光电倍增管单元的阵列可以通过光刻工艺生成，以在N掺杂的普通硅体(例如晶片)中形成P掺杂阱。在一个示例中，可以通过以下步骤来生成光电倍增管单元：用二氧化硅涂覆N掺杂硅晶片；在二氧化硅上旋涂光致抗蚀剂掩模；将掩模暴露于紫外光；去除光致抗蚀剂掩模；去除暴露的二氧化硅；然后去除掩模。然后可以通过扩散形成p阱或者通过外延生长p阱。
如本文所使用，以单数形式叙述且跟在词语“一”或“一个”后的元件或步骤应当理解为不排除复数个所述元件或步骤，除非明确陈述此类排除。此外，对本发明的“一个实施例”的引用并非意图被解释为排除也结合所陈述特征的附加实施例的存在。此外，除非相反地明确说明，“包含”、“包括”或“具有”带特定性质的元件或多个元件的实施例可包括没有那种性质的附加此类元件。术语“包括”和“在其中”用作相应术语“包含”和“其中”的普通语言等效体。此外，术语“第一”、“第二”和“第三”等只用作标签，而不是意图对其对象施加数字要求或特定位置次序。
本书面描述用示例来公开包括最佳模式的本发明，并且还使本领域的普通技术人员能实施本发明，包括制造和使用任何装置或系统以及执行任何包括在内的方法。本发明的可专利范围由权利要求所限定，并且可包括本领域的普通技术人员想到的其它示例。如果此类其它示例具有并非不同于权利要求书的字面语言的结构要素，或如果它们包括与权利要求书的字面语言无实质差异的等效结构要素，那么它们既定在权利要求书的范围内。

Claims (20)

1.一种光电倍增管设备，包括：
微单元，其包括联接到淬灭电阻器的有效区域；以及
信号线，其联接到所述淬灭电阻器，所述信号线包括第一侧表面、第二侧表面和基底，所述第一侧表面和所述第二侧表面朝向彼此向内成角度。
2.根据权利要求1所述的光电倍增管设备，其中，所述信号线由铝构成，而没有任何附加层。
3.根据权利要求1所述的光电倍增管设备，其中，所述第一侧表面和所述第二侧表面接合以形成峰。
4.根据权利要求1所述的光电倍增管设备，其中，所述信号线包括顶表面，所述顶表面定位在所述基底上方并接合所述第一侧表面和所述第二侧表面。
5.根据权利要求1所述的光电倍增管设备，其中，所述信号线包括在所述第一侧表面和所述基底之间小于90°的第一内角，并且其中，所述信号线包括在所述第二侧表面和所述基底之间小于90°的第二内角。
6.根据权利要求5所述的光电倍增管设备，其中，所述第一内角和所述第二内角均大于45°。
7.根据权利要求1所述的光电倍增管设备，其中，所述淬灭电阻器包括主动淬灭电路。
8.根据权利要求1所述的光电倍增管设备，其中，所述淬灭电阻器包括第一电阻器侧表面、第二电阻器侧表面和电阻器基底，所述第一电阻器侧表面和所述第二电阻器侧表面朝向彼此向内成角度。
9.根据权利要求8所述的光电倍增管设备，其中，所述淬灭电阻器包括多晶硅芯和反射层。
10.根据权利要求8所述的光电倍增管设备，其中，所述淬灭电阻器包括金属电阻器。
11.根据权利要求1所述的光电倍增管设备，其中，所述有效区域包括定位在N掺杂硅衬底中的P掺杂硅入射窗。
12.根据权利要求1所述的光电倍增管设备，还包括定位在所述信号线的所述基底下方的绝缘体。
13.一种光电倍增管设备，包括：
多个微单元，每个微单元包括有效区域；
多个淬灭电阻器，每个相应的淬灭电阻器联接到相应的有效区域，每个淬灭电阻器具有三角形横截面；以及
信号线，其联接到每个淬灭电阻器，所述信号线具有三角形横截面。
14.根据权利要求13所述的光电倍增管设备，其中，所述信号线包括铝。
15.根据权利要求13所述的光电倍增管设备，其中，每个淬灭电阻器包括多晶硅和反射涂层，所述反射涂层包括铝、氮化硅或二氧化硅。
16.一种医学成像检测器模块，包括：
闪烁体，其吸收电离辐射并将所述电离辐射转换成光子；以及
光电倍增管，其联接到所述闪烁体，所述光电倍增管接收所述光子并将所述光子转换成对应的电信号，所述光电倍增管包括：
多个光子敏感有效区域，所述多个光子敏感有效区域各自被光子不敏感无效区域包围；
多个淬灭电阻器，每个相应的淬灭电阻器联接到相应的有效区域并定位在相应的无效区域的一部分上方；以及
信号线，其联接到每个淬灭电阻器并定位在相应的无效区域的另一部分上方，所述信号线包括第一侧表面、第二侧表面和基底、形成在所述第一侧表面和所述基底之间的小于90°的第一内角、以及形成在所述第二侧表面和所述基底之间的小于90°的第二内角。
17.根据权利要求16所述的检测器模块，其中，所述信号线联接到数据采集系统，所述数据采集系统根据所述电信号重建一个或多个图像。
18.根据权利要求16所述的检测器模块，其中，每个淬灭电阻器包括第一电阻器侧表面、第二电阻器侧表面和电阻器基底、形成在所述第一电阻器侧表面和所述电阻器基底之间的小于90°的第三内角、以及形成在所述第二电阻器侧表面和所述电阻器基底之间的小于90°的第四内角。
19.根据权利要求16所述的检测器模块，其中，所述信号线包括铝，并且其中，每个淬灭电阻器包括多晶硅和反射涂层。
20.根据权利要求16所述的检测器模块，其中，所述第一内角和所述第二内角均大于45°。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11710798B2 (en) 2016-01-07 2023-07-25 The Research Foundation For The State University Of New York Selenium photomultiplier and method for fabrication thereof

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10775515B2 (en) 2017-10-24 2020-09-15 Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. Radiation detection apparatus having an analyzer within a housing
WO2020113167A1 (en) 2018-11-30 2020-06-04 Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. Radiation detection apparatus having a reflector
US11346924B2 (en) 2019-12-09 2022-05-31 Waymo Llc SiPM with cells of different sizes
DE102020120789A1 (de) 2020-08-06 2022-02-10 Helmholtz-Zentrum Dresden - Rossendorf E. V. Photodetektor mit avalanche-photodiode, strahlungsdetektor, positronen-emissions-tomograph und betriebsverfahren für einen photodetektor
DE102020120788B3 (de) 2020-08-06 2021-12-09 Helmholtz-Zentrum Dresden - Rossendorf E. V. Multipixel-photodetektor mit avalanche-photodioden, strahlungsdetektor und positronen-emissions-tomograph
JP2022074328A (ja) * 2020-11-04 2022-05-18 浜松ホトニクス株式会社 光検出器、放射線検出器及びｐｅｔ装置

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102246058A (zh) * 2008-12-15 2011-11-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于硅光电倍增管和其他单光子计数器的温度补偿电路
US20120153420A1 (en) * 2010-12-17 2012-06-21 Electronics And Telecommunications Research Institute Optical structure of semiconductor photomultiplier and fabrication method thereof
US8467644B1 (en) * 2011-12-28 2013-06-18 General Electric Company Light guide assembly for a radiation detector
US20130249035A1 (en) * 2010-09-13 2013-09-26 Harry Hedler Silicon photomultiplier and radiation detector
CN104737304A (zh) * 2012-10-18 2015-06-24 浜松光子学株式会社 光电二极管阵列

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7129496B2 (en) 2005-01-21 2006-10-31 General Electric Company Method and system for scattered coincidence estimation in a time-of-flight positron emission tomography system
US7652257B2 (en) 2007-06-15 2010-01-26 General Electric Company Structure of a solid state photomultiplier
US8907290B2 (en) 2012-06-08 2014-12-09 General Electric Company Methods and systems for gain calibration of gamma ray detectors

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102246058A (zh) * 2008-12-15 2011-11-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于硅光电倍增管和其他单光子计数器的温度补偿电路
US20130249035A1 (en) * 2010-09-13 2013-09-26 Harry Hedler Silicon photomultiplier and radiation detector
US20120153420A1 (en) * 2010-12-17 2012-06-21 Electronics And Telecommunications Research Institute Optical structure of semiconductor photomultiplier and fabrication method thereof
US8467644B1 (en) * 2011-12-28 2013-06-18 General Electric Company Light guide assembly for a radiation detector
CN104737304A (zh) * 2012-10-18 2015-06-24 浜松光子学株式会社 光电二极管阵列

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11710798B2 (en) 2016-01-07 2023-07-25 The Research Foundation For The State University Of New York Selenium photomultiplier and method for fabrication thereof

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