DE3836835A1

DE3836835A1 - Strahlungsdetektor und herstellungsverfahren dafuer

Info

Publication number: DE3836835A1
Application number: DE3836835A
Authority: DE
Inventors: Tetsuhiko Takahashi; Minoru Yoshida; Hiroshi Takeuchi; Hideji Fujii; Haruo Itho; Toshikazu Shimada; Kenji Maio
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 1987-10-28
Filing date: 1988-10-28
Publication date: 1989-06-08
Also published as: DE3836835C2; US5041729A

Description

Die Erfindung betrifft einen Strahlungsdetektor zur Verwen dung in einem Röntgenstrahl-CT-Scanner, wobei der Strah lungsdetektor eine kleinere Streuung in der Nachweisemp findlichkeit bei hoher Nachweisempfindlichkeit und großem Rauschabstand hat sowie leicht in einem Gehäuse unterzu bringen ist, und ein Herstellungsverfahren dafür.

Die typischen Strahlungsdetektoren für Röntgenstrahl-CT- Scanner sind aus einem Szintillator und einer Photodiode zusammengesetzt.

Als Photodiode kann nach "OYO BUTURI", Band 55 Nr. 8, 1986, herausgegeben von der "Japan Society of Applied Physics", Seiten 824 bis 829, eine Photodiode aus amorphem Silizium verwendet werden.

Ein Strahlungsdetektor für einen Röntgenstrahl-CT-Scanner mit einer Photodiode aus amorphem Silizium ist in der JP-OS 1 51 781/1987 beschrieben. Dabei ist eine Elektrode der Photo diode an einem seitlichen Endabschnitt eines Szintillators vorgesehen, und es ist ein Substrat, das vorher mit einer Signalleitung versehen wurde, zur Verdrahtung mit dem seit lichen Endabschnitt verbunden.

In den genannten Veröffentlichungen sind keine Überlegungen hinsichtlich der genauen und effizienten Unterbringung einer Anzahl von Elementen in einem Gehäuse enthalten. Bei den be kannten Detektoren sind daher aneinander angrenzende Elemen te sehr oft gegeneinander verschoben. Wenn ein solcher De tektor in einem CT-Scanner verwendet wird, ist die Qualität des CT-Bildes unvermeidlich verschlechtert, es entstehen Störungen und so weiter.

Einzelheiten über einen Aufbau, bei dem Elemente genauer an geordnet werden können, sind einer US-Anmeldung mit dem Ti tel "Multi-Element Type Radiation Detektor" vom 4. September enthalten, die von teilweise denselben Erfindern eingereicht wurde und dem gleichen Anmelder übertragen wurde.

Auch dieser Anmeldung ist jedoch kein Aufbau und kein Her stellungsverfahren für einen Multielement-Strahlungsdetektor zu entnehmen, bei dem die Elemente leicht zu verdrahten sind und bei dem mit hoher Zuverlässigkeit amorphes Silizium ver wendet wird.

Aufgabe der Erfindung ist es, einen Strahlungsdetektor für einen Röntgenstrahl-CT-Scanner zu schaffen, der leicht zu verdrahten ist und der eine hohe Zuverlässigkeit aufweist.

Der Strahlungsdetektor soll dabei einen großen Rauschabstand aufweisen. Er soll leicht und dabei solide im Aufbau sowie frei von Rauschen sein, das aufgrund von Vibrationen bei der schnellen Rotation eines Detektorblocks entsteht.

Die Erfindung ist durch einen Aufbau gekennzeichnet, bei dem eine Anzahl von dünnen Photodioden, die aus amorphem Silizi um bestehen, an der Rückseite eines Szintillators ausgebil det sind, der eine solche Breite hat, daß eine Anzahl von Elementen abgedeckt ist, wobei eine plattenförmige Halterung mit einer Signalleitung an ihrer Rückseite damit verbunden ist, um die Photodioden abzudecken, wobei des weiteren die Photodioden und die Signalleitung auf der Halterung mitein ander durch eine Drahtbondung verbunden sind, und wobei der Szintillatorblock über Trennstücke an der Halterung in die einzelnen Elemente aufgeteilt ist. Da bei diesem Aufbau der abgeteilte Szintillator mit dem Rücken fest an der Halterung angebracht ist, ist eine hohe Genauigkeit in der Position und eine hohe Zuverlässigkeit sichergestellt, und die Si gnalleitung kann leicht und mit hoher Zuverlässigkeit über die Bondung mit Draht hergestellt werden.

Ein Ausführungsbeispiel für den Strahlungsdetektor wird an hand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1A, B, C und 3A, B, C Aufsichten auf und Seitenansich ten des Ausführungsbeispieles in einem Zustand etwa in der Mitte des Herstellungsverfahrens;

Fig. 2 einen Schnitt durch einen Teil des Strahlungsdetek tors;

Fig. 4 eine Seitenansicht in einem Zustand, bei dem der Photodetektor fertig ist;

Fig. 5, 6 und 7 Schnittansichten eines Teils des Strahlungs detektors;

Fig. 8 und 10 perspektivische Ansichten bzw. Aufsichten zur Darstellung der Form einer Photodiode bei dem Strah lungsdetektor;

Fig. 9A und B die Streuung der Empfindlichkeit bei dem Photodetektor;

Fig. 11 eine Schaltung für den elektrischen Anschluß des Strahlungsdetektors; und

Fig. 12, 13, 14 und 15 verschiedene Kennlinien in Abhängig keit von der Dicke oder Kapazitanz der Photodiode bei dem Ausführungsbeispiel.

Die Fig. 1 zeigt ein Ausführungsbeispiel, bei dem zwölf Röntgenstrahl-Detektorelemente unter Bildung eines Detektor blockes regelmäßig angeordnet sind. Zur Ausbildung eines De tektorarrays für einen Röntgenstrahl-CT-Scanner wird eine Anzahl von Detektorblöcken kreisförmig angeordnet. Die Fig. 1 zeigt einen Zustand etwa in der Mitte des Herstellungsver fahrens für den Detektorblock. In der Fig. 1A ist die Rück seite des Blockes und in den Fig. 1B und C sind Seitenan sichten davon dargestellt.

Ein Szintillator 11 aus Keramik mit Gd₂O₂S : Pr, Ce, F als Bestandteilen hat Abmessungen von beispielsweise 20 bis 30 mm in Längsrichtung, 15 bis 25 mm in Richtung der Kanäle und 1 bis 3 mm in der Dicke. Eine streifenförmige Photodiode 12 aus einer Schicht amorphen Siliziums von 16 bis 26 mm Länge und 1 bis 2 mm Breite ist in 12 Stücken an der Rückseite des Szintillators angeordnet. Die Fig. 1A zeigt eine davon in gestrichelter Darstellung.

Die Fig. 2 ist eine Schnittansicht eines Teiles des Szintil lators 11, der Photodiode 12 und einer Bond-Anschlußfläche 15. Auf der Vorderseite (der Seite, auf der die Röntgen strahlen einfallen) des Szintillators 11 befindet sich eine Al-Licht-Reflektionsschicht 67, und an der Rückseite davon eine SiO₂-Schutzschicht 61. Auf der Schutzschicht 61 ist eine transparente Elektrode 62 aus Indium-Zinn-Oxid (ITO) aufgebracht. Die Bond-Anschlußfläche 15 ist auf der ITO- Elektrode 62 jeweils an Endstellen eines jeden der Element bereiche, die durch Aufteilen der Rückseite des Szintilla tors in 12 Stücke erhalten werden, vorgesehen. Auf der ITO- Elektrode 62 sind dann aufeinanderfolgend eine amorphe p- Typ-Siliziumschicht 63, eine amorphe i-Typ-Siliziumschicht 64, eine amorphe n-Typ-Siliziumschicht 65 und eine obere Elektrode 66 aufgebracht, und zwar auf den verbleibenden Abschnitten jedes Bereiches, wodurch die Photodiode 12 ge bildet wird.

Mit einem isolierenden Klebstoff 14 ist an der Photodiode 12 eine Halterung 13 (Fig. 1) befestigt. Die Halterung 13 ist so angebracht, daß alle 12 Photodioden abgedeckt werden und ein Endabschnitt einer jeden Photodiode zur Verdrahtung freiliegt. Die Halterung 13 besteht aus einem keramischen Isolator oder Glas-Epoxid, und auf ihrer Rückseite sind mittels einer gedruckten Schaltung Signalleitungen 19, 20 für jedes Element ausgebildet. Für den externen Anschluß ist jede Signalleitung mit Anschlußstellen 21, 22 verbunden. Die Bond-Anschlußfläche 15 einer jeden Photodiode 12 und ein Ende der Signalleitung 19 sind durch eine Drahtbondung ver bunden. Desgleichen sind ein freiliegender Abschnitt der oberen Elektrode 66 der Photodiode 12 und ein Ende der Si gnalleitung 20 durch eine Drahtbondung verbunden. Die dafür benutzten Drähte 17, 18 bestehen aus Gold oder Aluminium. In der Fig. 1 sind die Drähte 17 und 18 nur für ein Element ge zeigt, um zu vermeiden, daß die Darstellung optisch verwir rend wird.

Als nächstes wird der Abschnitt mit der Drahtbondung durch isolierendes Kunstharz oder dergleichen geschützt, wie es jeweils die Anwendung erfordert, und dann wird der Szintil lator 11 an Stellen 30, die in der Fig. 3A strichpunktiert gezeigt sind, beziehungsweise längs der Linien zur Auftei lung der Elementbereiche geschnitten. Zum Schneiden wird der Szintillator 11 von der Seite, von der die Röntgenstrahlen einfallen, mittels eines Diamantes mit Nuten versehen. Die Nuten können eine Breite von 100 bis 200 µm haben.

Da der Szintillatorblock 11, wie oben beschrieben, bereits fest mit der Halterung 13 verbunden ist, bilden die einzel nen Szintillatorelemente auch dann keine Einzelstücke, wenn der Szintillator 11 vollständig durchtrennt wird, und es ist entsprechend die genaue Positionierung der Elementanordnung gesichert. Vorzugsweise ist die Nut so tief, daß wenigstens die Oberfläche der Halterung 13 erreicht wird. Als nächstes wird, wie in den Fig. 3B und 3C gezeigt, ein Trennstück 31 in die Nut eingesetzt. Für das Trennstück 31 ist Aluminium auf der Oberfläche eines Molybdän-Plättchens von 50 bis 150 µm Dicke aufgedampft, und es wirkt zum Abteilen des Lichtes zwischen den Szintillatoren eines jeden Kanals und der ge streuten Strahlung und zum Reflektieren des Szintillations lichtes, um die Empfindlichkeit zu erhöhen. Wie in der Fig. 4 gezeigt, ist auf der Rückseite der Halterung 13 und an einem Ende des Szintillators 11 mittels Klebstoff eine zweite Halterung 51 angebracht, die an der Stelle, an der sich die Drahtbondung befindet, ausgehöhlt ist. Die Hal terung 13 kann nämlich nicht beliebig dick gemacht werden, da auf einem Ende davon eine Drahtbondung auszuführen ist. Es kann entsprechend der Fall eintreten, daß die Festigkeit der Halterung 13 nicht ausreichend ist. Eine genügende Fes tigkeit kann dann durch Verbinden mit der zweiten Halterung 51 erhalten werden. Die Bond-Anschlußfläche 15 ist dann aus reichend dick, um das Bonden mit Draht zu ermöglichen. Die Bond-Anschlußfläche 15 kann auch durch Aufbringen eines Lei ters mittels eines Dickfilmdruckes auf einer Metallschicht, die durch einen Dünnfilmprozeß gebildet wurde, erhalten werden. Wenn die Bond-Anschlußfläche 15 ausreichend dick ist, so daß sie nicht durchschnitten wird, wenn der Szintil lator 11 eingeschnitten wird, kann sie als gemeinsame Masse elektrode für die 12-Kanal-Detektorelemente verwendet wer den.

Der aus den 12 Elementen bestehende Detektorblock, der mit der Halterung 13 verbunden ist, weist eine daran angeschlos sene Signalleitung auf, und die zweite Halterung 51 ist leicht und fest, so daß der Detektor für den Aufbau eines Detektorarrays zur Anwendung in einem CT-Scanner geeignet ist.

Die Form der Photodioden für diesen Detektor wird nun im einzelnen beschrieben. Die Fig. 5 ist ein vergrößerter Schnitt durch die Photodioden längs der Linie Q-Q′ in der Fig. 3A. Gleiche Bezugszeichen wie in der Fig. 2 bezeichnen entsprechende Teile.

Die Schichten 63, 64, 65 amorphen Siliziums und die obere Elektrode 66, aus denen die Photodiode besteht, sind an Stellen ausgebildet, die von der Nut zum Trennen der Kanäle entfernt sind, und diese Abschnitte sind durch die Kleb stoffschicht 14 abgedeckt. Die Klebstoffschicht 14 wirkt daher als Schutzschicht und verhindert, daß die an ein Trennstück 31 angrenzenden Photodioden benachbarter Kanäle elektrisch kurzgeschlossen werden. Die Tiefe der Nut ist so bemessen, daß sie die Halterung 13 erreicht, wie es in der Fig. 5 gezeigt ist, und vorzugsweise reicht auch das Trenn stück 31 jeweils bis zur Halterung 13, um eine gegenseitige Beeinflussung der Kanäle auszuschließen. Wenn jedoch ein für das Szintillationslicht undurchlässiges Material für die Klebstoffschicht 14 verwendet wird, kann die Nut oder das Trennstück 31 auch innerhalb der Klebstoffschicht 14 enden, wie es in der Fig. 6 dargestellt ist. Wenn wie in der Fig. 7 gezeigt wenigstens die Oberfläche der Photodiode 12, die die Klebstoffschicht 14 bedeckt, mit einer Isolations-Schutz schicht 34 wie Polyimid-Isoindoloquinazolinedion, SiO₂ oder dergleichen abgedeckt ist, braucht die Klebstoffschicht 14 nicht mehr notwendigerweise aus einem isolierenden Material zu bestehen.

Die Fig. 8 zeigt eine vorteilhafte Form für die Fläche der Photodiode 12. Vorzugsweise hat die Photodiode 12 demnach eine Gestalt, die zu ihren gegenüberliegenden Enden hin etwas an Breite zunimmt. Die Fig. 9A zeigt eine Verteilung der Röntgenstrahl-Nachweisempfindlichkeit in der Längsrich tung (x-Richtung der Fig. 8) bei einer rechteckigen Aus gestaltung der Photodiode mit gleichmäßiger Breite, und die Fig. 9B eine entsprechende Nachweisempfindlichkeit bei einer Form der Photodiode wie in der Fig. 8 gezeigt. Der Wirkungs grad der Lichtübertragung zu der Photodiode ist nämlich zwischen deren Endabschnitten und dem Mittenabschnitt ent sprechend der Verteilung des Lichts im Szintillator ver schieden. Entsprechend ist die Röntgenstrahl-Nachweisemp findlichkeit an den Endabschnitten verschlechtert, wie es in der Fig. 9A gezeigt ist, wenn die Photodiode eine Rechteck form mit gleichmäßiger Breite aufweist. Bei einer Gestaltung gemäß Fig. 8 wird die Verschlechterung der Nachweisempfind lichkeit an den Endabschnitten verringert, und die Vertei lung der Empfindlichkeit in der x-Richtung bzw. in der Rich tung der Dicke des aufgefächerten Strahles eines Röntgen strahl-CT-Scanners wird einheitlicher, wie es in der Fig. 9B dargestellt ist. Die gleichförmigere Verteilung der Empfind lichkeit verringert die Erzeugung von Störungen bei der Er fassung einer Abbildung.

Die Fig. 10 zeigt ein anderes Beispiel für eine Verbesserung der Empfindlichkeitsverteilung in der x-Richtung. Die Photo diode 12 hat hier eine Rechteckform mit gleichmäßiger Brei te, diese rechteckige Photodiode ist jedoch mittels eines Laserstrahles mit Nuten 35 versehen, wodurch die Photodiode teilweise entfernt wurde und damit die Empfindlichkeit ein gestellt wurde. Die Strahlbreite des Lasers beträgt dabei beispielsweise 100 bis 500 µm, sie muß im Vergleich mit der Ausbreitung des Lichtstromes im Szintillator klein sein. Die Abstände der Nuten 35 sind nahe an den Endabschnitten der Photodiode 12 groß und im Mittenabschnitt davon klein, das heißt es sind im Mittenabschnitt mehr Nuten vorgesehen als an den Endabschnitten, wodurch die Empfindlichkeit als Ganzes gleichmäßig gehalten wird. Das Muster für die Entfer nung der Photodiode kann auch punktförmig oder anders sein.

Als nächstes wird auf die Dicke der Photodiode für den Strahlungsdetektor eingegangen, insbesondere auf die Dicke der amorphen i-Typ-Siliziumschicht, das heißt der eigen leitenden Siliziumschicht.

Bei der für die oben beschriebene Ausführungsform verwende ten streifenförmigen Photodiode ist die Dicke der Verar mungsschicht nahezu gleich der Dicke d der i-Typ-Schicht (Bezugszeichen 64 in der Fig. 2). Diese Dicke d steht in Beziehung mit der Größe des Stromes aufgrund des auf den Detektor einfallenden Lichtes und dem Rauschabstand des Detektorsignales. Die Rauschspannung V _N des Detektorsignales läßt sich nämlich allgemein durch die folgende Gleichung ausdrücken:

V _N² = V _X² + V _D², (1)

wobei V _X eine Röntgenstrahl-Quanten-Rauschspannung und V _D eine Detektor-Rauschspannung bezeichnet.

Mit einer Detektorsignal-Spannung V _S läßt sich damit folgen de Gleichung erhalten:

(S/N)² = V _S²/V _N² = V _S²/(V _X² + V _D²). (2)

Bei dem beschriebenen Detektor für einen Röntgenstrahl-CT- Scanner ist der Ausgang einer jeden Photodiode mit einer Detektionsschaltung verbunden, die wie in der Fig. 11 ge zeigt einen Operationsverstärker 43 aufweist, wodurch die Detektorsignalspannung V _S erhalten wird. In der Fig. 11 bezeichnet R _i einen Eingangswiderstand, R _f einen Rückkop pelwiderstand, C _f eine Rückkoppelkapazitanz und C _i eine Eingangskapazitanz, die durch die Kapazitanz C der Photo diode 12 verursacht wird. Die Detektorsignalspannung V _S wird durch folgende Gleichung ausgedrückt:

V _S = i _SR_S = eXpq(d)R _f, (3)

wobei i _S einen Signalstrom, X ein Röntgenstrahl-Absorptions vermögen (Anzahl der Röntgenstrahlphotonen/Elemente und Se kunden) des Szintillators, p den Quanten-Umwandlungswir kungsgrad eines Leuchtstoffes für die Umwandlung von Rönt genstrahlphotonen in sichtbare Photonen und q(d) einen photoelektrischen Quanten-Umwandlungswirkungsgrad in Abhän gigkeit von der Dicke der Verarmungsschicht der Photodiode 12 aus amorphem Silizium bezeichnet.

V _S ist damit von der Dicke der Verarmungsschicht abhängig, das heißt von der Dicke d der i-Schicht, und die Dicke d dieser i-Schicht wird normalerweise so gewählt, daß V _S maxi mal wird. Mit einer für die von einem Szintillator ausgesen deten Licht typischen grünen Farbe bzw. Wellenlänge und einer konstant gehaltenen Fläche der Photodiode von 25 mm² wurde das in der Fig. 12 gezeigte Ergebnis beim Messen von V _S für grünes Licht in Abhängigkeit von der Dicke d der i-Schicht erhalten. Aus der Fig. 12 geht hervor, daß die Detektorsignalspannung V _S für ein d von etwa 0,5 µm maximal ist.

Andererseits gilt für die Rauschspannung V _N folgendes:

Die Röntgenstrahl-Quantenrauschspannung V _X wird durch fol gende Gleichung dargestellt:

wobei t die Einstrahlungszeit für die Röntgenstrahlen be zeichnet.

Bei einem Röngenstrahl-CT-Scanner für diagnostische Zwecke wird ein 120 kV(Röhrenspannung)-Röntgenstrahl mit 1 mR für jeweils 1 ms pro beispielsweise den Daten für ein Profil eingestrahlt. Beim Durchgang durch den Leib eines Menschen wird der Röntgenstrahl auf etwa 1/1000 abgeschwächt. Mit einem Röntgenstrahl-Absorptionsvermögen des Szintillators von 0,9 und einer Röntgenstrahl-Einfallsfläche des Szintil lators von 20 mm² ist folglich die Anzahl X _t der vom Detek tor absorbierten Röntgenstrahlen gleich

X _t = 1(mR)×20(mm²)×6,67×10¹¹(X - Photonen/
mR · mm²)×10^-3×0,9 = 1,2×10⁴(X - Photonen/
Element). (5)

Aus den Gleichungen (3) bis (5) läßt sich der Rauschabstand (S/N) _x aufgrund des Röntgenstrahl-Quantenrauschens wie folgt ausdrücken:

(S/N) _X = √ = 110. (6)

Als nächstes wird die Detektor-Rauschspannung V _D betrachtet. Das in einem Detektionssystem gemäß Fig. 11 verursachte Rau schen besteht aus einem Stromrauschen und einem Spannungs rauschen. Im Falle einer Diode aus amorphem Silizium ist der Widerstand des Materiales selbst hoch und der Leckstrom mit beispielsweise 10 bis 20 pA minimal, so daß das Stromrau schen vernachlässigt werden kann.

Das Spannungsrauschen andererseits besteht im wesentlichen aus einem thermischen Widerstandsrauschen und einem Verstär kerrauschen. Das Verstärkerrauschen des Operationsverstär kers nimmt mit einem Anstieg der Eingangskapazitanz C _i zu. Bei einem Detektor für einen Röntgenstrahl-CT-Scanner mit einer Diode aus amorphem Silizium ist, während eine große Fläche von 20 bis 30 mm² für die Diode erforderlich ist, die Dicke der Verarmungsschicht extrem klein. Entsprechend ist die Kapazitanz C der Photodiode sehr groß, das heißt die Eingangskapazitanz C _i des Operationsverstärkers ist groß, womit die Detektor-Rauschspannung V _D im wesentlichen von C _i abhängt. Die Fig. 13 zeigt ein Meßergebnis, mit dem diese Abhängigkeit experimentell bestätigt wird. Dabei wurde mit einem R _f von 5 Megaohm und einem C _f von 40 pF in der Detek tionsschaltung der Fig. 11 eine Anzahl von Röntgenstrahl- Detektorsystemen verglichen, die sich nur in der Eingangs kapazitanz C _i unterschieden und die unter Verändern der Dicke der Photodiode hergestellt wurden. Die Werte für die Detektor-Rauschspannung V _D wurden durch Messen der Ausgangs spannung V _S, ohne daß Röntgenstrahlen eingefallen wären, erhalten. Aus der Fig. 13 geht hervor, daß für C _i=1500 pF und darüber V _D proportional zu C _i ist (V _D C _i).

Mit einer konstanten Diodenfläche von 25 mm² wurde das in der Fig. 14 gezeigte Ergebnis für die Beziehung zwischen der Dicke d der i-Schicht der Photodiode und der Rauschspannung V _D erhalten. Der Vergleich der Fig. 14 mit der Fig. 12 er gibt, daß die aus dem Gesichtspunkt einer maximalen Aus gangsspannung optimale Dicke d der i-Schicht von etwa 0,5 µm nicht notwendigerweise auch einen Detektor mit großem Rauschabstand ergibt, da dabei die Detektor-Rauschspannung V _D groß ist. Die Fig. 15 zeigt das Ergebnis, das aus einem Rauschabstand (S/N)_D aufgrund von V _D aus den Daten der Fig. 12 und 14 erhalten wird. Die strichpunktierte Linie in der Fig. 15 bezeichnet den Pegel des Rauschabstandes (S/N)_X aufgrund der Röntgenstrahl-Quantenrauschspannung V _X gemäß Gleichung (6).

Das Wievielfache der Röntgenstrahl-Quantenrauschspannung V _X als endgültiges Detektorsignalrauschen V _N erlaubt ist, hängt von dem Röntgenstrahl-CT-System, dem Aufnahmeabschnitt davon und dem Diagnoseobjekt ab. Es ist vorstellbar, daß V _N eine Größe von bis zu dem 1,1-fachen von V _X haben darf. Wenn dem nach V _N 1,1V _X eine für das System geforderte Bedingung ist, folgt aus Gleichung (1) für V _D, daß V _D 0,46 V _X sein muß.

Daraus folgt die Gleichung:

(S/N) _D (S/N) _X/0,46 = 2,2(S/N) _X. (14)

Wenn die Bedingung aus der Gleichung (14) auf die Fig. 15 angewendet wird, ergibt sich der obige Bereich durch die ge strichelte Linie a in der Fig. 15, und die Dicke d der i-Schicht wird zu

0,9 µm d 3,0 µm. (15)

Für diesen Bereich der Dicke der i-Schicht wird der Rausch abstand des erhaltenen Signales im wesentlichen durch das Quantenrauschen des einfallenden Röntgenstrahles verursacht, woraus sich ein hoher Rauschabstand ergibt. Innerhalb des durch die gestrichelte Linie b in der Fig. 15 gezeigten Be reiches, das heißt innerhalb

1,25 µm d 2,5 µm (16)

ist der Rauuschabstand (S/N)_D gleich 300 oder größer. Das Rauschen des Detektorsystemes ist damit so gering, daß es im Vergleich mit dem Röntgenstrahl-Quantenrauschen vernachläs sigt werden kann, und es kann ein Strahlungsdetektor mit einem hohen Rauschabstand realisiert werden.

Die Gleichungen (15) und (16) beinhalten Ergebnisse, die mit Daten von Photodioden mit einer Fläche von 25 mm² erhalten wurden. Die Eingangskapazitanz C _i, die der Hauptverursacher der Rauschspannung V _D ist, hängt jedoch nicht nur von d, sondern auch von der Fläche der Photodiode ab. Es gilt also folgende Gleichung:

C _i ∼ C = εε₀S/d, (17)

wobei ε die Dielektrizitätskonstante von amorphem Silizium, ε _o die Vakuum-Dielektrizitätskonstante und S die Fläche einer a-Si-Photodiode bezeichnet.

Das Umschreiben der Gleichungen (15) und (16) mittels der Gleichung (17) ergibt die folgenden, allgemeineren Bezie hungen:

2,6×10^-3 ε S d 8,7×10^-3 ε S, (15′)

3,6×10^-3 ε S d 7,1×10^-3 ε S, (16′)

Wie beschrieben kann somit ein Röntgenstrahldetektor mit großem Rauschabstand dadurch erhalten werden, daß die Dicke der i-Schicht der Photodiode aus amorphem Silizium größer als die aus dem Gesichtspunkt der Empfindlichkeit normale Dicke gemacht wird.

Claims

1. Strahlungsdetektor für einen Röntgenstrahl-CT-Scanner, wobei eine Anzahl von Detektorelementen unter Ausbildung eines Detektorblockes regelmäßig angeordnet ist, gekennzeichnet durch

- eine Anzahl von Szintillatoren (11), die durch Nuten ge trennt sind;
- eine Anzahl von Dünnfilm-Photodioden (12) aus amorphem Silizium, die jeweils auf der Einfallsebene für die Rönt genstrahlen und der gegenüberliegenden Ebene der Szin tillatoren (11) ausgebildet sind;
- eine erste Halterung (13) mit einer ebenen ersten Ober fläche, an der die Szintillatoren (11) mit der Seite der Photodioden (12) befestigt sind, um die Szintillatoren (11) über die Nuten in gegenseitig regelmäßiger Anordnung zu halten, wobei eine Anzahl von Signalleitungen auf einer zweiten Oberfläche der Halterung (13) angeordnet ist; und durch
- Trennstücke (31), die in die Nuten zwischen den Szintilla toren (11) eingesetzt sind und die die Detektorelemente, die aus jeweils einem Szintillator und einer Photodiode bestehen, bezüglich der Strahlung oder optisch voneinander abschirmen;
- wobei die Signalleitungen auf der Halterung (13) und die Photodioden (12) elektrisch über eine Drahtbondung mitein ander verbunden sind.

2. Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich net, daß die Halterung (13) und die Szintillatoren (11) mittels eines isolierenden Klebstoffes verbunden sind.

3. Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich net, daß zumindest diejenige Oberfläche der Photodioden (12), die mit der Halterung (13) verbunden ist, mit einer isolierenden Schutzschicht (14; 34) versehen ist.

4. Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich net, daß auf derjenigen Oberfläche der Szintillatoren (11), auf der die Photodioden (12) ausgebildet sind, eine Bond-An schlußfläche (15) mittels Dickschichttechnik hergestellt ist, wobei die Bond-Anschlußfläche (15) und die Signallei tungen auf der Halterung (13) durch Drahtbondung miteinander verbunden sind.

5. Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich net, daß eine zweite Halterung (51) auf der ersten Halterung (13) mit den Signalleitungen befestigt ist.

6. Strahlungsdetektor nach Anspruch 5, dadurch gekennzeich net, daß die zweite Halterung (51) sowohl an der Rückseite der ersten Halterung (13) als auch an einem Endabschnitt der Oberfläche der Szintillatoren (11), an denen die Photodioden ausgebildet sind, befestigt ist.

7. Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeich net, daß die Photodioden (12) jeweils eine Viereckform haben, die in der Nähe der gegenüberliegenden Enden breiter ist als im Mittenabschnitt.

8. Strahlungsdetektor mit einem Szintillator (11) zur Um wandlung einer Strahlung in Licht, einer Photodiode (12) aus amorphem Silizium zum Umwandeln des vom Szintillator ausge sendeten Lichts in ein elektrisches Signal, und mit einer elektronischen Schaltung zum Feststellen des von der Photo diode (12) erzeugten elektrischen Signales, dadurch ge kennzeichnet, daß die Photodiode (12) aus amorphem Silizium eine Verarmungsschicht aufweist, deren Dicke (d) so gewählt ist, daß der Rauschabstand (S/N) für das festgestellte elektrische Signal bezüglich der Licht- Nachweisempfindlichkeit und bezüglich des Detektorrauschens im wesentlichen vom Quantenrauschen der einfallenden Strah lung abhängt.

9. Strahlungsdetektor nach Anspruch 8, dadurch gekennzeich net, daß die Photodiode (12) aus amorphem Silizium einen streifenförmigen Aufbau hat.

10. Strahlungsdetektor nach Anspruch 9, dadurch gekennzeich net, daß die Dicke (d) der i-Schicht der Photodiode (12) aus amorphem Silizium zu 2,6×10^-3 ε S d 8,7×10^-3 ε S (ε: Dielektrizitätskonstante der i-Schicht; S: Fläche der Photo diode) gewählt ist.

11. Strahlungsdetektor nach Anspruch 9, dadurch gekennzeich net, daß die Dicke (d) der i-Schicht der Photodiode (12) aus amorphem Silizium zu 3,6×10^-3 ε S D 7,1×10^-3 ε S (ε: Dielektrizitätskontante der i-Schicht; S: Fläche der Photo diode) gewählt ist.

12. Verfahren zur Herstellung eines Strahlungsdetektors, bei dem eine Anzahl von Detektorelementen unter Ausbildung eines Detektorblockes regelmäßig angeordnet ist, gekennzeichnet durch

- einen ersten Schritt des Ausbildens einer Anzahl von Photodioden (12) aus amorphem Silizium auf der Rückseite eines Szintillatorblocks (11) mit einer Breite, die die Anzahl der Detektorelemente, die in Elementbereiche auf geteilt sind, abdeckt;
- einen zweiten Schritt des Verbindens und Befestigens einer plattenförmigen Halterung (13), auf der sich eine Anzahl von Signalleitungen befindet, an der Rückseite des Szin tillatorblocks (11), so daß wenigstens ein Teil der Photo dioden (12) abgedeckt ist;
- einen dritten Schritt des Verbindens der Anzahl von Photo dioden (12) und der Anzahl von Signalleitungen miteinander durch Drahtbondung;
- einen vierten Schritt des Schneidens des Szintillator blocks (11) unter Ausbildung einer Anzahl von Nuten ent lang der Trennlinien für die einzelnen Elemente von der Vorderseite des Szintillatorblocks her; und durch
- einen fünften Schritt des Einsetzens von Trennstücken (31) zum gegenseitigen Abschirmen der Elemente bezüglich der Strahlung oder optisch.

13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen dem dritten Prozeßschritt und dem vierten Prozeß schritt ein Schritt des Beschichtens des Abschnittes mit der Drahtbondung durch Kunstharz vorgesehen ist.

14. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Nuten des vierten Prozeßschrittes eine Klebstoffschicht (14) erreichen, die für die Befestigung bei dem zweiten Prozeßschritt verwendet wurde.

15. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, daß die Nuten des vierten Prozeßschrittes die Oberfläche der Halterung (13) erreichen.

16. Verfahren nach Anspruch 12, gekennzeichnet durch einen Prozeßschritt des Befestigens wenigstens einer zweiten Hal terung (51) an einer Rückseite der ersten Halterung (13) nach dem dritten Prozeßschritt.