DE3438441A1 - Radiation detector element for a computer-supported tomography scanner - Google Patents
Radiation detector element for a computer-supported tomography scannerInfo
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Abstract
Description
Strahlungsdetektorelement für einen Radiation detector element for one
rechnergestützten Tomographie-Abtaster Die Erfindung betrifft einen Strahlungsdetektor mit einem Szintillator und einer Photodiode und insbesondere ein verbessertes Strahlungsdetektor- oder -meßelement für den Strahlungsdetektor eines Abtasters bei einem rechnergestützten Tomographen.computerized tomography scanner The invention relates to a radiation detector with a scintillator and a photodiode and in particular, an improved radiation detector or measuring element for the radiation detector a scanner in a computer-aided tomograph.
Ein rechnergestützter Tomographie-Abtaster, z.B. ein Röntgenabtaster eines rechnergestützten Tomographen der dritten oder vierten Generation, ist mit einem Röntgen(strahlungs)-Detektor ausgerüstet, in welchem zahlreiche Röntgen(strahlungs)-Meßelemente (in Reihe) ausgerichtet sind. Wie in der US-PS 4 070 581 beschrieben, ist ein Festkörper-Detektor- oder -Meßelement, bestehend aus einer Kombination aus einem Festkörper-Szintillator und einer Photodiode, in den letzten Jahren anstelle der vorher verwendeten Gasionisationskammer als ein solches Meßelement verwendet worden.A computerized tomography scanner, e.g. an X-ray scanner of a computer-aided tomograph of the third or fourth generation is with equipped with an X-ray (radiation) detector in which numerous X-ray (radiation) measuring elements (in a row) are aligned. As described in US-PS 4,070,581, a solid-state detector or measuring element consisting of a combination of a solid-state scintillator and a photodiode, in recent years instead of the previously used gas ionization chamber has been used as such a sensing element.
Da bei einem Röntgen-Detektor unter Verwendung von Festkörper-Meßelementen die Photodioden mit hoher Dichte und ausreichend kleinen (gegenseitigen) Abständen angeordnet werden können, kann dabei ein Tomographiebild oder Tomogramm hoher Auflösung erhalten werden.As with an X-ray detector using solid-state measuring elements the photodiodes with high density and sufficiently small (mutual) distances can be arranged, a tomography image or a high resolution tomogram can be used can be obtained.
Beim Röntgen-Meßelement nach der genannten US-PS, gemäß der ein Szintillator und eine Photodiode miteinander kombiniert sind, wird die einfallende Röntgenstrahlung vom oder im Szintillator absorbiert. Hierauf werden der Dosis der einfallenden Röntgenstrahlung proportionale Szintillationslichtstrahlen erzeugt, die auf die Photodiode auftreffen können und durch diese in einen Signalstrom umgesetzt werden. Bei diesem Meßelement wird jedoch nicht die gesamte einfallende Röntgenstrahlung vom Szintillator absorbiert, vielmehr tritt ein Teil davon durch den Szintillator hindurch, um von oder in der Photodiode absorbiert zu werden. Wenn z.B. als Werkstoff für den Szintillator ein Einkristall aus Zink-Wolframsäuresalz (zinc tungstate) (ZnWO4) einer Dicke von 2 mm verwendet wird, treten 2,4% der einfallenden oder auftreffenden Röntgenstrahlung durch den Szintillator hindurch, und die gleiche Strahlungsmenge wird von der Photodiode absorbiert. Die Photodiode dient üblicherweise zum Umwandeln der vom Szintillator erzeugten Lichtstrahlen in elektrische Signale. Die Photodiode erzeugt jedoch auch dann ein elektrisches Signal, wenn sie unmittelbar mit der Röntgenstrahlung beaufschlagt wird. Da als n-Schicht ein Substrat eines hohen spezifischen Widerstands verwendet wird, ist die Länge der Trägerdiffusion groß (z.B. 500 #m). Infolgedessen werden die darin (in der Photodiode) aufgrund der Absorption der Röntgenstrahlung erzeugten (Ladungs-)Träger nahezu vollständig mit einem Ausgangssignalstrom vermischt. Dagegen vermischen sich die in der n+ -Schicht erzeugten Träger nicht mit dem Ausgangssignalstrom, weil ihre Diffusionslänge klein ist. Wenn sich die in der n-Schicht aufgrund der unmittelbaren Absorption von Röntgenstrahlung in der Photodiode erzeugten (Ladungs-)Träger mit einem Ausgangssignalstrom vermischen, vergrößert sich nebenbei das Verhältnis von Quantenrauschen oder -störsignalen zu Ausgangssignalstrom infolge eines Unterschieds im Röntgenenergie-Umwandlungswirkungsgrad zwischen dem Szintillator und dem Halbleiter; demzufolge verringert sich der Rauschabstand. In diesem Zusammenhang ist zu beachten, daß der Röntgenenergie-Umwandlungswirkungsgrad die prozentuale Größe angibt, in welcher die absorbierte Röntgenenergie zur Erzeugung des Signalstroms durch die Photodiode beiträgt. Bei einem das genannte Zink-Wolframsäuresalz (ZnWO4) verwendenden Szintillator beträgt dieser Umwandlungswirkungsgrad z.B. 1,4%, während er bei einem Halbleitersubstrat mit großem Trägerdiffusionsgrad ungefähr 100% beträgt.In the case of the X-ray measuring element according to the US-PS mentioned, according to which a scintillator and a photodiode are combined with each other, the incident X-rays absorbed by or in the scintillator. This is followed by the dose of the incident X-rays generates proportional scintillation light beams that impinge on the photodiode can be converted into a signal stream by this. With this measuring element however, not all of the incident X-rays are absorbed by the scintillator, rather, part of it passes through the scintillator to get from or into the Photodiode absorbs too will. If e.g. as a material for the Scintillator a single crystal made of zinc tungstate (ZnWO4) a thickness of 2 mm is used, 2.4% of the incident or incident occurs X-rays through the scintillator, and the same amount of radiation is absorbed by the photodiode. The photodiode is usually used for conversion of the light rays generated by the scintillator into electrical signals. The photodiode however, it also generates an electrical signal when it is directly related to the X-ray radiation is applied. As an n-layer, a substrate of high resistivity is used, the length of the carrier diffusion is large (e.g. 500 #m). Consequently are in it (in the photodiode) due to the absorption of X-rays generated (charge) carriers are almost completely mixed with an output signal stream. In contrast, the carriers generated in the n + layer do not mix with the output signal current, because their diffusion length is small. If the in the n-layer due to the (charge) carriers generated by the direct absorption of X-rays in the photodiode mix with an output signal stream, the ratio also increases of quantum noise or spurious signals to output signal current as a result of a difference in the X-ray energy conversion efficiency between the scintillator and the semiconductor; consequently, the signal-to-noise ratio is reduced. In this context it should be noted that the X-ray energy conversion efficiency is the percentage size in which uses the absorbed X-ray energy to generate the signal current through the Photodiode contributes. For one using the said zinc-tungstic acid salt (ZnWO4) Scintillator this conversion efficiency is e.g. 1.4%, while it is a Semiconductor substrate with a high degree of carrier diffusion is approximately 100%.
Bei einem bisherigen Röntgenstrahlung - Meßelement, bei dem die Halbleiterschicht eine Dicke von 0,2 mm besitzt, besitzt die n -Schicht eine Dicke von einigen tausendstel Millimeter (die Dicke der p-Schicht ist vernachlässigbar, weil sie kleiner ist als 1 #m) und der Szintillator besteht aus einem ZnWO4 -Werkstoff einer Dicke von 2 mm, wobei sich der Rauschabstand um etwa 27% gegenüber dem Fall verringert, in welchem keine Röntgenstrahlung von der n-Schicht absorbiert wird.In a previous X-ray measuring element in which the semiconductor layer has a thickness of 0.2 mm, the n layer has a thickness of a few thousandths Millimeters (the thickness of the p-layer is negligible because it is smaller than 1 #m) and the scintillator is made of a ZnWO4 material with a thickness of 2 mm, the signal-to-noise ratio being reduced by about 27% compared to the case in which no X-rays are absorbed by the n-layer.
Aufgabe der Erfindung ist damit die Schaffung eines Strahlungsdetektorelements für einen Strahlungsdetektor eines rechnergestützten Tomographie-Abtasters, mit dem es möglich sein soll, die sich infolge der unmittelbaren Absorption von Röntgenstrahlung in seiner Photodiode mit einem Signalstrom vermischenden Quantenstörsignale zu unterdrücken.The object of the invention is thus to create a radiation detector element for a radiation detector of a computerized tomography scanner, with which it should be possible, as a result of the direct absorption of X-rays to suppress quantum interference signals mixing in its photodiode with a signal current.
Diese Aufgabe wird durch die in den beigefügten Patentansprüchen gekennzeichneten Merkmale gelöst.This object is characterized by what is stated in the attached claims Features solved.
Gegenstand der Erfindung ist ein Strahlungsdetektorelement für einen rechnergestützten Tomographie-Abtaster, bestehend aus einem Szintillator und einem Photodetektor- oder Lichtmeßelement. Der Szintillator weist eine erste, von der Strahlung beaufschlagte Fläche auf, welche die Strahlung in Lichtstrahlen entsprechend der Dosis der einfallenden Strahlung umwandelt.The invention relates to a radiation detector element for a computerized tomography scanner, consisting of a scintillator and a Photodetector or light measuring element. The scintillator has a the first surface acted upon by the radiation, which converts the radiation into light rays converts according to the dose of the incident radiation.
Das optisch an das Szintillatorelement angekoppelte Lichtmeßelement erfaßt die Lichtstrahlen. Es umfaßt ein Substrat eines ersten Leitungstyps mit einer ersten, mit den Lichtstrahlen beaufschlagbaren Fläche und einer gegenüberliegenden Fläche, eine in der einen Fläche des Substrats erzeugte Zone eines zweiten Leitungstyps und eine in der gegenüberliegenden (anderen) Fläche des Substrats ausgebildete Dotierungs- oder Fremdatomzone hoher Konzentration und des ersten Leitungstyps, wobei die Dicke dieser Fremdatomzone auf eine Größe zwischen 20% und 95% der Dicke der Lichtmeßeinheit eingestellt sein kann.The light measuring element optically coupled to the scintillator element captures the rays of light. It comprises a substrate of a first conductivity type with a first surface which can be acted upon by the light beams and an opposite one Area, a zone of a second conductivity type produced in one area of the substrate and a dopant formed in the opposite (other) surface of the substrate or impurity zone of high concentration and of the first conductivity type, the thickness being this foreign atom zone to a size between 20% and 95% of the thickness of the light measuring unit can be set.
Im folgenden sind bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen: Fig. 1 eine Schnittansicht eines Strahlungsdetektorelements gemäß einer Ausführungsform der Erfindung für einen Strahlungsdetektor eines rechnergestützten Tomographie-Abtasters (computed scanner), Fig. 2 eine graphische Darstellung der Beziehung zwischen der Dicke einer n-Schicht des Strahlungsdetektorelements des Strahlungsdetektors gemäß Fig. 1 und dem Signal/Störsignal-Verhältnis bzw. Rauschabstand und Fig. 3 eine Schnittansicht einer Strahlungsdetektoreinheit gemäß einer anderen Ausführungsform bei einem Mehrkanal-Strahlungsdetektor für einen rechnergestützten Tomographie-Abtaster.The following are preferred embodiments of the invention the drawing explained in more detail. 1 shows a sectional view of a radiation detector element according to an embodiment of the invention for a radiation detector of a computer-aided Tomography scanner (computed scanner), Fig. 2 is a graphical representation of the Relationship between the thickness of an n-layer of the radiation detector element of the Radiation detector according to FIG. 1 and the signal / interference signal ratio or signal-to-noise ratio and FIG. 3 is a sectional view of a radiation detector unit according to another Embodiment with a multi-channel radiation detector for one computerized tomography scanner.
Bei dem in Fig. 1 dargestellten Strahlungsdetektorelement 11 ist ein Szintillatorelement 16, das zum Emittieren von Lichtstrahlen entsprechend der Strahlungsdosis von z.B. einfallender Röntgenstrahlung angeordnet ist, mit Hilfe eines durchsichtigen Klebmittels (18) mit einem Photodetektor- oder Lichtmeßelement zum Abgreifen oder Erfassen dieser Lichtstrahlen gekoppelt.In the radiation detector element 11 shown in Fig. 1 is a Scintillator element 16, which is used to emit light rays according to the radiation dose of incident X-rays, for example, with the help of a transparent Adhesive means (18) with a photodetector or light measuring element for tapping or Detecting these light beams coupled.
Das Szintillatorelement 16 ist aus Zink-Wolframsäuresalz (ZnWO4) oder Kadmium-Wolframsäuresalz (CdWO4) hergestellt und mit einer lichtreflektierenden Schicht 17 überzogen, außer an der mit dem Lichtmeßelement 12 verbundenen Fläche, an welcher Lichtstrahlen emittiert werden. Das Lichtmeßelement 12 ist eine p-n-Flächen-(kontakt-)Photodiode, die ein n-Typ-Halbleitersubstrat 14 eines hohen spezifischen Widerstands aufweist, in dessen einer Fläche eine p-Typ-Diffusionsschicht 13 und in dessen anderer, gegenüberliegender Fläche eine + n -Schicht 15 für ohmschen Kontakt, jeweils nach Diffusionstechnik, ausgebildet sind. In die p-Diffusionsschicht 13 ist dabei eine durchsichtige Metallelektrode 19 eingelassen. Die p-n-Flächen-Photodiode 12 besitzt eine Dicke tl von z.B. 0,2 mm, welche derjenigen einer gewöhnlichen Photodiode dieser Art entspricht. Bei dieser Photodiode 12 ist allerdings die Dicke t2 der n -Schicht größer als die Dicke der entsprechenden n -Schicht bei der gewöhnlichen p-n-Flächen-Photodiode.The scintillator element 16 is made of zinc-tungstic acid salt (ZnWO4) or Cadmium-tungstic acid salt (CdWO4) manufactured and with a light reflective Layer 17 coated, except on the surface connected to the light measuring element 12, at which light rays are emitted. The light measuring element 12 is a p-n area (contact) photodiode, having an n-type semiconductor substrate 14 of high resistivity, a p-type diffusion layer 13 in one face and opposite one in the other Area of a + n -layer 15 for ohmic contact, in each case according to diffusion technology, are trained. In the p-diffusion layer 13 there is a transparent metal electrode 19 let in. The p-n area photodiode 12 has a thickness tl of, for example, 0.2 mm, which corresponds to that of an ordinary photodiode of this type. At this However, the thickness t2 of the n layer is greater than the thickness of the photodiode 12 corresponding n -layer in the usual p-n-area photodiode.
Die Dicke einer zwischen der p-Diffusionsschicht 13 + und der n -(Diffusions-)Schicht 15 vorhandenen n-Schicht 14-1 ist ebenfalls kleiner als die Dicke einer entsprechenden n-Schicht bei der üblichen Photodiode der genannten Art. Dies bedeutet, daß die Dicke (tl - t2) der n-Schicht 14-1, einschließlich der p-Diffusionsschicht 13, die eine p-n-Übergangssperrschicht bildet, kleiner ist als diejenige der entsprechenden n-Schicht bei der gewöhnlichen p-n-Flächen-Photodiode. Die p-n-Übergangssperrschicht, die aus der p-Diffusionsschicht 13 und der n-Schicht 14-1 besteht, stellt einen Bereich bzw. eine Zone zum Umwandeln von Lichtenergie in einen Photostrom dar. Die Tatsache, daß die Dicke (tl - t2) der p-n-Übergangssperrschicht kleiner ist als bei der gewöhnlichen p-n-Flächen-Photodiode, bedeutet somit, daß die Dicke der (gesamten) p-n-Flächen-Photodiode 12 gemäß der Erfindung kleiner ist als diejenige dieser gewöhnlichen Photodiode. Erfindungsgemäß ist die Dicke t2 der n -Schicht 15 mit einer Größe gewählt, die im Bereich von 20% bis (einschließlich) 958 der Dicke tl der Photodiode 12 liegt. Vorzugsweise + beträgt die Dicke t2 der n -Schicht 15 0,1 mm, was praktisch der Hälfte der Dicke tl der Photodiode 12 entspricht. Wie erwähnt, ist bei dieser Ausführungsform die n+ -Schicht 15 so ausgebildet, daß ihre Dicke größer ist als bei der entsprechenden n-Schicht der gewöhnlichen p-n-Flächen-Photodiode. Gleichzeitig ist die p-n-Übergangssperrschicht aus der p-Diffusionsschicht 13 und der n-Schicht 14-1 mit einer Dicke (tl - t2) ausgebildet, die kleiner ist als bei der entsprechenden p-n-Übergangssperrschicht der genannten gewöhnlichen Photodiode. Dieser Umstand ermöglicht die weitgehende Unterdrückung von Quantenstörsignalen (quantum noises), die sich infolge der unmittelbaren Absorption von Röntgenstrahlung in der Photodiode 12 mit einem Signalstrom vermischen.The thickness of one between the p-diffusion layer 13+ and the n- (diffusion) layer 15 existing n-layer 14-1 is also smaller than the thickness of a corresponding one n-layer in the usual photodiode of the type mentioned. This means that the Thickness (tl - t2) of the n-layer 14-1 including the p-diffusion layer 13, the forms a p-n junction barrier, is smaller than that the corresponding n-layer in the ordinary p-n-area photodiode. The p-n junction junction, which consists of the p diffusion layer 13 and the n layer 14-1 constitutes a Area or zone for converting light energy into a photocurrent. The The fact that the thickness (tl - t2) of the p-n junction junction is less than in the case of the usual p-n-area photodiode, means that the thickness of the (entire) p-n-face photodiode 12 according to the invention is smaller than that of this ordinary one Photodiode. According to the invention, the thickness t2 of the n -layer 15 is selected with a size which is in the range from 20% up to and including 958 of the thickness t 1 of the photodiode 12. The thickness t2 of the n layer 15 is preferably + 0.1 mm, which is practically the Half of the thickness tl of the photodiode 12 corresponds. As mentioned, in this embodiment the n + layer 15 is formed so that its thickness is greater than that of the corresponding one n-layer of the ordinary p-n-area photodiode. At the same time is the p-n junction junction from the p-diffusion layer 13 and the n-layer 14-1 with a thickness (tl - t2) formed which is smaller than the corresponding p-n junction barrier layer the aforementioned common photodiode. This fact enables the extensive Suppression of quantum interference signals (quantum noises) that arise as a result of the immediate Mix the absorption of X-rays in the photodiode 12 with a signal current.
Die Gründe für die beschriebene Ausbildung des Strahlungsdetektorelements sind folgende: Wenn Röntgenstrahlung unmittelbar von der Photodiode 12 absorbiert wird, verringert sich der Rauschabstand theoretisch aus den im folgenden genannten Gründen.The reasons for the described design of the radiation detector element are as follows: When X-rays are absorbed directly by the photodiode 12 is, the signal-to-noise ratio decreases theoretically from those mentioned below Establish.
Zur Vereinfachung der Erläuterung sei angenommen, daß Röntgenstrahlung der Energie E auf das Strahlungsdetektorelement auftrifft. Zudem sei angenommen, daß die Bezeichnungen gemäß folgender Tabelle I für die Angabe der Zahl der absorbierten Röntgen-Photonen bzw.To simplify the explanation, it is assumed that X-rays of the energy E impinges on the radiation detector element. In addition, assume that the designations according to the following Table I for the indication of the number of absorbed X-ray photons or
des Energieumwandlungswirkungsgrads benutzt werden können.the energy conversion efficiency can be used.
Tabelle I
Das Signal S läßt sich durch die Formel (klPl + k2P2)E, Störsignal N durch die Formel ausdrücken. Der Rauschabstand S/N mithin durch folgende Gleichung (1) ausgedrückt werden: Die Zahl der gemäß obiger Gleichung (1) absorbierten Röntgen(strahlungs)-Photonen hängt von der Länge des Mediums ab, welches die Röntgenstrahlung passiert. Um in dieser Beziehung nur die Photodiode 12 anzusprechen: je kleiner die Dicke der n-Schicht 14-1 und um so größer damit die Dicke der n -Schicht 15 ist, desto kleiner ist die Zahl der in der Photodiode 12 absorbierten und in den Rausch- oder Störsignalstrom umgewandelten Röntgen-Photonen.The signal S can be expressed by the formula (klPl + k2P2) E, Express the interference signal N by the formula. The signal-to-noise ratio S / N can therefore be expressed by the following equation (1): The number of X-ray (radiation) photons absorbed according to equation (1) above depends on the length of the medium through which the X-ray radiation passes. To address only the photodiode 12 in this regard: the smaller the thickness of the n-layer 14-1 and the greater the thickness of the n -layer 15, the smaller the number of those absorbed in the photodiode 12 and into the noise - or interference signal stream converted X-ray photons.
Es sei nun angenommen, daß in obiger Gleichung (1) P1 = 10 000, kl = 0,014 und k2 = 1 gelten und daß die Größe von P2 variabel ist. Für diesen Fall lassen sich der Rauschabstand durch Änderung der Größe von P2 und damit die Beziehung zwischen dem Rauschabstand und der Dicke der n-Schicht 14-1, welche der Größe von P2 entspricht, nach nachstehender Tabelle II bestimmen. Beim Auftragen der Werte nach Tabelle II auf einer Kurve ergibt sich weiterhin die graphische Darstellung nach Fig. 2.It is now assumed that in the above equation (1) P1 = 10,000, kl = 0.014 and k2 = 1 and that the size of P2 is variable. In this case the signal-to-noise ratio can be determined by changing the size of P2 and thus the relationship between the signal-to-noise ratio and the thickness of the n-layer 14-1, which is the size of P2 corresponds to, determine according to Table II below. When plotting the values according to Table II on a curve there is still the graphical representation according to Fig. 2.
Tabelle II
Die Erfindung ist keineswegs auf die beschriebene Ausführungsform beschränkt, sondern verschiedenen Abwandlungen zugänglich. Beispielsweise ist die Erfindung gemäß Fig. 3 auf einen Mehrkanal-Strahlungsdetektor 20 anwendbar, der durch eine Mehrkanal-Photodiode 21 mit einer Anzahl von p-Typ-Diffusionsschichten 13 auf ihrem (ihrer) einen Halbleitersubstrat bzw. -fläche und eine Anzahl von sich an diese Photodiode 16 anschließenden bzw. mit ihr verbundenen Szintillatorelementen 16 gebildet ist, wobei die Dicke der n-Schicht 14-1 durch Vergrößerung der Dicke der n -Schicht 15 verkleinert ist. Mit dieser Mehrkanal-Photodiode kann der Rauschabstand ebenfalls vergrößert werden.The invention is by no means limited to the embodiment described limited, but accessible to various modifications. For example, the Invention according to FIG. 3 applicable to a multi-channel radiation detector 20 which by a multi-channel photodiode 21 having a number of p-type diffusion layers 13 on her (her) one semiconductor substrate and a number of them scintillator elements adjoining or connected to this photodiode 16 16 is formed, the thickness of the n-layer 14-1 by increasing the thickness the n layer 15 is reduced. With this multi-channel photodiode, the signal-to-noise ratio can also be enlarged.
Bei dieser Mehrkanal-Photodiode 21 wird in dieser nicht nur die Röntgenstrahlung, welche durch die Szintillatorelemente hindurchgetreten ist, sondern auch die Röntgenstrahlung absorbiert, die auf die in Fig. 3 durch den Pfeil X1 angegebene Weise unmittelbar auf die Photodiode 21 auftrifft. Diese letztere Röntgenstrahlung verursacht in der Photodiode 21 die Entstehung von (Ladungs-)Trägern, die den Rauschabstand verkleinern.With this multi-channel photodiode 21, not only the X-rays, which has passed through the scintillator elements, but also the X-rays absorbed directly in the manner indicated in FIG. 3 by the arrow X1 impinges on the photodiode 21. This latter X-ray radiation causes in the Photodiode 21 the formation of (charge) carriers that reduce the signal-to-noise ratio.
Dieses Problem läßt sich jedoch durch Anwendung des Aufbaus des erfindungsgemäßen Mehrkanal-Strahlungsdetektors 20 ebenfalls lösen.However, this problem can be solved by using the structure of the present invention Also loosen multi-channel radiation detector 20.
Wie vorstehend im einzelnen beschrieben, wird mit der Erfindung ein Strahlungsdetektor geschaffen, bei dem Quantenstörsignalkomponenten unter Verbesserung des Rauschabstands unterdrückt werden können. Wenn beispielsweise, wie erwähnt, ein 2 mm dickes Element aus Zink-Wolframsäuresalz (ZnWO4) als Szintillatorelement verwendet wird, kann der Rauschabstand im Vergleich zum Stand der Technik um mehr als 13% verbessert werden.As described above in detail, the invention is a Radiation detector created in which quantum noise components with improvement the signal-to-noise ratio can be suppressed. If, for example, as mentioned, a 2 mm thick element made of zinc-tungsten acid salt (ZnWO4) as a scintillator element is used, the signal-to-noise ratio can be greater than that of the prior art than 13% can be improved.
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- 1984-10-19 DE DE19843438441 patent/DE3438441A1/en not_active Ceased
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Also Published As
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Legal Events
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