DE3836835C2 - - Google Patents
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Description
Die Erfindung betrifft einen Strahlungsdetektor der im Oberbegriff
des Patentanspruchs 1 genannten Art sowie ein Herstellungsverfahren
dafür. Ein entsprechender Strahlungsdetektor ist
aus der JP 62-151 781 A bekannt.
Strahlungsdetektoren für Röntgenstrahl-CT-Scanner sind typischerweise
aus einem Szintillator und einer Photodiode zusammengesetzt.
Als Photodiode kann eine Photodiode aus amorphem Silizium
verwendet werden.
Bei dem aus der genannten JP 62-151 781 bekannten Strahlungsdetektor
ist eine Anzahl von Szintillatoren auf einer Halterung
angeordnet, wobei auf der Rückseite eines jeden Szintillators
solche Dünnfilm-Photodioden ausgebildet sind. Eine Oberfläche
der Halterung ist mit Signalleitungen versehen.
Die Elektroden der Photodioden sind dabei direkt über einen
leitenden Kleber mit den Signalleitungen verbunden. Das heißt,
daß die Seite des Szintillators bzw. Detektorelementes mit den
Photodioden und die Oberfläche der Halterung mit den Signalleitungen
direkt gegenüberliegen. Eine genaue Ausrichtung der
einzelnen Detektorelemente ist bei einer solchen Anordnung
jedoch sehr schwierig.
Die JP 62-24 174 A und DE 35 22 515 A1 beschreiben Strahlungsdetektoren
mit Photodioden, die auf separaten Halbleiterelementen
liegen. Zur Bildung von Detektorarrays werden die Szintillatoren
und Photodioden mittels eines Klebers verbunden.
Gemäß der DE 35 22 515 wird beispielsweise ein transparenter
Klebstoff verwendet. Inhomogenitäten im Klebstoff oder unterschiedliche
Dicken der Klebstoffschicht verursachen jedoch
Empfindlichkeitsunterschiede, die bei Röntgenstrahl-CT-Scannern
sehr schädlich sind. Die Empfindlichkeitsunterschiede werden
besonders groß, wenn in der Klebstoffschicht Luftblasen eingeschlossen
sind. Gerade bei der Anordnung der JP 62-24 174
entstehen jedoch fast immer Luftspalte, in denen der Klebstoff
unregelmäßig verteilt ist.
In den genannten Veröffentlichungen sind keine Überlegungen
hinsichtlich der genauen und effizienten Unterbringung einer
Anzahl von Elementen in einem Gehäuse enthalten. Bei den bekannten
Detektoren sind daher aneinander angrenzende Elemente
sehr oft gegeneinander verschoben. Wenn ein solcher Detektor in
einem CT-Scanner verwendet wird, ist die Qualität des CT-Bildes
unvermeidlich verschlechtert, es entstehen Störungen und so weiter.
Ausgehend von dem eingangs genannten Stand der Technik, liegt
daher der Erfindung die Aufgabe zugrunde, einen Strahlungsdetektor
zu schaffen, der bei hoher Zuverlässigkeit und
Genauigkeit einfach herzustellen ist.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß mit den im Kennzeichen des
Patentanspruchs 1 angegebenen Merkmalen sowie durch die Merkmale
des Herstellungsanspruches 8 gelöst.
Die erfindungsgemäße Lösung hat den Vorteil, daß die Szintillator-
bzw. Detektorelemente, von denen jedes mit einer Photodiode
versehen ist, auf einer absolut ebenen Oberfläche aufgebracht
werden, die insbesondere keine Signalleitungen aufweist. Die
Detektorelemente liegen daher exakt in einer Ebene.
Darüberhinaus ist die mechanische Verbindung des Detektorelementes
mit der Halterung unabhängig von der elektrischen
Verbindung. Es kann daher durch Verwendung eines kräftigen
Klebers eine feste mechanische Verbindung erhalten werden.
Die Oberfläche der Halterung, auf der sich die Detektorelemente
befinden (erste Oberfläche der Halterung), kann somit außerdem
als Oberfläche zum Ausrichten bzw. Anlegen einer Anzahl von
Detektorblocks an einem Rahmen verwendet werden, so daß auch der
Aufbau des kompletten Scanners erleichtert wird.
Vorteilhafte Ausgestaltungen des Strahlungsdetektors nach
Anspruch 1 und des Herstellungsverfahrens nach Anspruch 8 sind
den Unteransprüchen 2 bis 7 bzw. 9 bis 12 zu entnehmen.
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.
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.
Claims (13)
1. Strahlungsdetektor für einen Röntgenstrahl-CT-Scanner, mit
- - einer Anzahl von Detektorelementen (11, 12) mit jeweils einer Vorderseite, auf die die zu erfassenden Röntgenstrahlen einfallen, und mit einer der Vorderseite gegenüberliegenden Rückseite, wobei die Detektorelemente jeweils aus einem Szintillator (11) und einer Dünnfilm-Photodiode (12) mit einer ersten Elektrodenschicht (62), einer amorphen Siliziumschicht (63, 64, 65) und einer zweiten Elektrodenschicht (66) an der Rückseite des Detektorelementes bestehen; und mit
- - einer Halterung (13) mit einer ersten Oberfläche, an der die Detektorelemente mit ihrer Rückseite befestigt sind;
dadurch gekennzeichnet, daß
- - die Detektorelemente (11, 12) so an der ersten Oberfläche der Halterung (13) befestigt sind, daß die Photodioden (12) bis auf einen Endabschnitt von der Halterung (13) abgedeckt sind; wobei
- - die Halterung (13) auf einer der ersten Oberfläche gegenüberliegenden zweiten Oberfläche eine Anzahl von Signalleitungen (19, 20) aufweist und die Photodioden (12) jeweils über Bonddrähte (17, 18) mit den Signalleitungen (19, 20) verbunden sind; daß
- - die Szintillatoren (11) durch Nuten getrennt sind; und daß
- - in die Nuten zwischen den Szintillatoren (11) Trennstücke (31) eingesetzt sind, die die Detektorelemente (11, 12) bezüglich der Röntgenstrahlung oder optisch voneinander abschirmen.
2. Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Halterung (13) und die Detektorelemente (11, 12) mittels
eines isolierenden Klebstoffes (14) verbunden sind.
3. Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
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 gekennzeichnet,
daß auf derjenigen Oberfläche der Szintillatoren (11), auf der
die Photodioden (12) ausgebildet sind, eine Bond-Anschlußfläche
(15) mittels Dickschichttechnik hergestellt ist, wobei die
Bond-Anschlußfläche (15) und die Signalleitungen auf der Halterung
(13) durch Drahtbondung miteinander verbunden sind.
5. Strahlungsdetektor nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß eine zweite Halterung (51) auf der ersten Halterung (13) mit
den Signalleitungen befestigt ist.
6. Strahlungsdetektor nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet,
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 gekennzeichnet,
daß die aktive Fläche der Photodiode (12) jeweils eine Streifenform
hat, die in der Nähe der gegenüberliegenden Enden
breiter ist als im Mittelabschnitt (Fig. 8).
8. Verfahren zur Herstellung eines Strahlungsdetektors nach
Anspruch 1, gekennzeichnet durch
- - einen ersten Schritt des Ausbildens einer Anzahl von Photodioden (12) aus amorphem Silizium auf der Rückseite eines Szintillatorblocks (11);
- - einen zweiten Schritt des Verbindens und Befestigens einer plattenförmigen Halterung (13), auf der sich eine Anzahl von Signalleitungen befindet, an der Rückseite des Szintillatorblocks (11), so daß ein Teil der Photodioden (12) abgedeckt ist;
- - einen dritten Schritt des Verbindens der Photodioden (12) und der Signalleitungen miteinander durch Drahtbondung;
- - einen vierten Schritt des Schneidens des Szintillatorblocks (11) unter Ausbildung einer Anzahl von Nuten entlang von Trennlinien für die einzelnen Detektorelemente von der Vorderseite des Szintillatorblocks her; und durch
- - einen fünften Schritt des Einsetzens von Trennstücken (31) zum gegenseitigen Abschirmen der Detektorelement bezüglich der Röntgenstrahlung oder optisch.
9. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß zwischen
dem dritten Prozeßschritt und dem vierten Prozeßschritt
ein Schritt des Beschichtens des Abschnittes mit der Drahtbondung
durch Kunstharz vorgesehen ist.
10. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, daß die
Nuten des vierten Prozeßschrittes eine Klebstoffschicht (14)
erreichen, die für die Befestigung bei dem zweiten Prozeßschritt
verwendet wurde.
11. Verfahren nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet daß die
Nuten des vierten Prozeßschrittes die Oberfläche der Halterung
(13) erreichen.
12. Verfahren nach Anspruch 8, gekennzeichnet durch einen Prozeßschritt
des Befestigens wenigstens einer zweiten Halterung
(51) an einer Rückseite der ersten Halterung (13) nach dem
dritten Prozeßschritt.
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D2 | Grant after examination | ||
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8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |