DE60037581T2

DE60037581T2 - Vorrichtung zur röntgenstrahlungsdetektion und verwendung der vorrichtung

Info

Publication number: DE60037581T2
Application number: DE60037581T
Authority: DE
Inventors: Mats Danielsson
Original assignee: Sectra Mamea AB
Current assignee: Philips Digital Mammography Sweden AB
Priority date: 1999-03-10
Filing date: 2000-03-10
Publication date: 2008-12-11
Anticipated expiration: 2020-03-11
Also published as: WO2000054072A1; US6878942B2; AU3689700A; SE9900856L; ATE382152T1; EP1181579A1; EP1181579B1; US20020017609A1; SE9900856D0; DE60037581D1

Description

TECHNISCHES GEBIET
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zur Detektion von Röntgenstrahlen, wie im Oberbegriff zu Anspruch 1 beschrieben. Die Erfindung betrifft auch eine Vorrichtung, wie im Oberbegriff zu Anspruch 5 beschrieben, und eine Verwendung einer solchen Vorrichtung, wie im Oberbegriff zu Anspruch 16 beschrieben.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Das zentrale Problem bei der medizinischen Röntgenbildgebung ist es, mit der niedrigsten möglichen Strahlungsdosis das bestmögliche Bild zu erzielen. Um dies zu erreichen, ist ein hohe Detektionseffizienz hinsichtlich aller Röntgenphotonen entscheidend, die durch den Patienten hindurchgelangen. Die gegenwärtigen Röntgenbildgebungssysteme funktionieren mit Detektions-Quanteneffizienzen (DQE) von 10% bis ca. 60%.
Silizium ist in vieler Hinsicht das ideale Detektormaterial. Die wesentlichen Vorteile sind die hohe Qualität und Reinheit des Kristalls in Kombination mit sehr niedrigen Kosten als Ergebnis von Forschung und Entwicklung in der Halbleiterindustrie und den großen Volumina an Silizium, die auf diesem Gebiet verwendet werden.
Der wesentliche Nachteil bei Silizium sind seine niedrige Ordnungszahl und die entsprechende Verringerung des Bremsvermögens für höherenergetische Röntgenstrahlen. Ein Silizium-Detektorwafer kann nur mit einer maximalen Dicke von ca. 1 mm hergestellt werden, und die Standarddicke beträgt etwa die Hälfte davon. Dickere Detektoren verlangen die Anwendung von unvertretbar hohen Spannungen, um das gesamte Detektorvolumen zu verarmen, damit es zu einem effizienten Röntgenstrahlendetektor wird. Wenn die Röntgenstrahlen im rechten Winkel auf die Oberfläche einfallen, entspricht dies einer Effizienz von nur 25% bei 20 keV.
Ein Weg, dieses Problem zu umgehen, ist die Ausrichtung des Detektors "edge on" [mit der Kante voran] zu dem einfallenden Strahl. In dieser Geometrie könnte die Dicke des Siliziums, das die Röntgenstrahlen stoppt, groß genug sein, um praktisch alle einfallenden Röntgenstrahlen zu stoppen. Dieses Verfahren wird in der Erfindung umrissen, die im US-Patent 4,937,453 von Robert S. Nelson beschrieben wird. Edge-on-Detektoren für eine erhöhte Effizienz sind auch für andere Halbleiterdetektoren vorstellbar, jedoch sind sie im Fall von Silizium wegen des begrenzten Bremsvermögens für dieses Material aufgrund seines geringen Gewichtes von besonderer Bedeutung.
Ein Problem, das in dem Verfahren und der Vorrichtung nicht berücksichtigt wird, die in Nelsons Patent ( US 4,937,453 ) beschrieben werden, besteht darin, dass der Halbleiterdetektor beim Schneiden stets in einem Bereich in der Nähe der Kante mechanisch beschädigt wird. Das Schneiden erfolgt üblicherweise mit einer Diamantsäge oder einem Laser. In diesem Bereich wird eine große Menge Grundstrom erzeugt, und die aktiven Sensoren in dem Halbleiterwafer müssen in einiger Entfernung von der Kante angeordnet werden, damit sie nicht durch diesen Grundstrom gesättigt werden, wodurch das Signal aus den Röntgenstrahlen maskiert würde. Normalerweise, jedoch nicht immer, sind ein oder mehrere Schutzringe zwischen den aktiven Sensoren (wenigstens einem Sensor) und (wenigstens einer) der Kante(n) angeordnet, um den an der Kante des Detektors erzeugten Strom abzuführen und somit zu verhindern, dass er die aktiven Sensoren erreicht. Der Abstand zwischen der Kante und den aktiven Sensoren beträgt von 0,1 mm bis 0,6 mm, und die in dieser Region stoppenden Röntgenstrahlen werden nicht detektiert. Dieser so genannte tote Bereich ist äquivalent zu einer Unwirksamkeit in der Größenordnung von 20% bei der diagnostischen Röntgenbildgebung, beispielsweise der Mammografie.
Noch schwerer wiegt der Informationsverlust, da vor allem die niederenergetischen Photonen, die dem Bild die meisten Kontrastinformationen übermitteln, in dem Bereich in der Nähe der Kante stoppen, der kein aktives Detektorvolumen ist, und hauptsächlich die hochenergetischen Photonen, mit weniger Kontrastinformationen, weiter in den Detektor eindringen.
Gemäß der DE 19 61 84 65 weist eine Detektoranordnung eine Anzahl Detektoren auf, die jeweils durch eine Halbleiterplatte aus einem direkt konvergierenden Halbleitermaterial mit einer Elektrodenschicht auf zwei gegenüberliegenden Seiten bereitgestellt werden. Wenigstens zwei Detektoren liegen aneinander angrenzend vertikal zu einer Oberfläche, welche die einfallende Strahlung empfängt, wobei die Hauptoberflächen der Detektoren in einem Winkel von zwischen null und 90 Grad zu letzterer Oberfläche eingestellt sind. Separatoren aus einem strahlungsabsorbierenden Material sind zwischen den Detektoren eingefügt. Die Grundidee ist es, die Länge des Weges der einfallenden Strahlung zu den Halbleiterdetektoren zu erhöhen, ohne den Abstand zwischen den Elektroden zu vergrößern. Außerdem ist die Detektoranordnung für hochenergetische Strahlung bestimmt und ist dazu bereitgestellt, Compton-Strahlung zu detektieren.
Die JP 50732150 stellt eine Anordnung zur Verringerung der Herstellungskosten und Verbesserung von SN, Messgenauigkeit und Verwendungsleistung bereit. Eine Röntgenstrahlungs-Untersuchungseinrichtung ist mit einer Röntgenquelle zum Bestrahlen eines Probestücks in Rotation mit Röntgenstrahlen ausgestattet; es ist ein Kollimator mit in radialer Form ausgebildeten Schlitzen zum Anziehen der Strahlen angeordnet, welche die Probe durchdringen; und ein Halbleiterdetektor zum Detektieren der Röntgenstrahlen mit einem empfindlichen Teil durch die Strahlung des Röntgenstrahls aus dem Schlitz ist vorgesehen. Da die Röntgenuntersuchungsvorrichtung in einem anderen Winkel als einem nahezu rechten Winkel hinsichtlich der Ebene parallel zu dem vertikal ausgerichteten Rotationsachsenzentrum des Halbleiteruntersuchungsteils und der Probe installiert ist und geneigt in einem Einfallwinkel hinsichtlich der Verlängerungslinie des Röntgenstrahls installiert ist, wird die Abstrahlung des gestreuten Röntgenstrahls aufgrund des Probestückes in den Halbleiterdetektor verhindert, und der aus dem Schlitz zugeführte Röntgenstrahl kann in sicherer Weise auf die gesamte Oberfläche oder einen Teil des empfindlichen Teils gestrahlt werden. Diese Anordnung ist ebenfalls für Anwendungen mit hoher Strahlung bestimmt.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die Aufgabe bei der vorliegenden Erfindung ist die Bereitstellung eines Verfahrens zum Detektieren von Röntgenstrahlen, das die oben genannten Probleme durch Bereitstellung eines Verfahrens gemäß Anspruch 1 löst.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist die Bereitstellung einer Vorrichtung zum Detektieren von Röntgenstrahlen gemäß Anspruch 5 und einer Verwendung der Vorrichtung gemäß Anspruch 16.
Ein Vorteil bei der vorliegenden Erfindung besteht darin, dass sie neben einer hohen räumlichen Auflösung eine DQE von nahezu 100% für Energien, die bei der diagnostischen Röntgenbildgebung von Interesse sind, im Bereich von 10 keV bis 50 keV ermöglicht.
Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass die vorliegende Erfindung sehr einfach und preisgünstig in einem Detektor zu implementieren ist.
Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass die Detektortiefe groß gestaltet werden kann, ohne dass die Röntgenstrahlen den toten Bereich in der Nähe der Kante passieren.
Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass die vorliegende Erfindung das Röntgenbild verbessert und/oder die Strahlungsdosis für den Patienten verringert.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt den Detektorchip in einer perspektivischen Ansicht von oben. Ein Schutzring ist zusammen mit den Streifen für den oberen Kontakt für die einzelnen Dioden dargestellt. Die Anschlussflächen für jeden Streifen für Verbindungen mit Elektronik sind nicht dargestellt.
2 zeigt den Detektor in einer Ansicht von der Seite zusammen mit eintreffenden Röntgenstrahlen und einem Kollimator, der die Gestalt des Röntgenstrahls bestimmt.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Ein Siliziumdetektor wird aus einem rohen Siliziumwafer gefertigt, der verschiedenen Behandlungen unterzogen wird, um die gewünschte Widerstandsfähigkeit und andere Materialparameter zu erreichen, und das Muster aus Siliziumstreifensensoren, welche die einzelnen Pixel in dem Detektor bestimmen, wird durch Standard-Fotolithografietechniken erzeugt.
In 1 ist ein Detektorchip 101 in perspektivischer Ansicht dargestellt, und ein Schutzring 102 ist zusammen mit einzelnen Pixelsensoren 103 an einer Vorderseite des Detektors dargestellt. Die Größe der Pixelsensoren ist hauptsächlich durch die Anforderungen an die räumliche Auflösung für eine bestimmte Bildgebungsaufgabe bestimmt. Bei Anwendungen wie der Mammografie sollte der Abstand zwischen zwei angrenzenden Pixeln in der Größenordnung von 25 μm bis 100 μm liegen. Der tote Bereich 104 entspricht ungefähr dem Abstand von der Kante des Detektors bis irgendwo zwischen dem Anfang des Schutzrings und dem Anfang der Streifen. Die Dicke der Wafer liegt normalerweise im Bereich von 300 μm bis 500 μm. Um das gesamte Volumen des Detektors zu verarmen, wird eine Bias-Spannung zwischen der Rückseite des Detektors 105 angelegt, die gewöhnlich vollständig mit Aluminium bedeckt ist. Die Verarmung kann beispielsweise mit +80 V erreicht werden, die an die Rückseite des Detektorwafers angeschlossen werden. Die Pixelsensoren können dann an Masse liegen und an Elektronik angeschlossen werden. In diesem Fall werden die durch die einfallenden Röntgenstrahlen erzeugten Löcher durch die Elektronik erfasst. Mit einer umgekehrten Diodenstruktur für die Sensorpixel und –80 V, angeschlossen an die Rückseite des Detektors, würden die Elektronen von der Elektronik erfasst, und dies würde ebenso gut funktionieren. Die zur Verarmung des gesamten Wafers erforderliche Bias-Spannung hängt stark vom jeweiligen Detektortyp und der jeweiligen Detektordicke ab und liegt im Bereich von 10 V bis zu über 1000 V.
Die Elektronik, in der Regel bezogen auf anwendungsspezifische integrierte Schaltungen [ASIC], zum Erfassen und Verarbeiten der Signale von den einzelnen Sensorpixeln wird durch Standard-Verbindungstechniken wie Drahtbonden oder Bump-Bonden mit den jeweiligen Sensorpixeln verbunden. Die für diese Verbindungen normalerweise erforderlichen Anschlussflächen sind in 1 nicht dargestellt, sollten aber in der Nähe des Endes 106 der Streifen angeordnet sein.
Diese Erfindung schlägt eine Geometrie zwischen den einfallenden Röntgenstrahlen und dem Detektor von der Art vor, dass die oben erwähnte Unwirksamkeit aufgehoben wird. 2 zeigt einen Detektor, der hinsichtlich der einfallenden Röntgenstrahlen leicht geneigt ist, um zu bewirken, dass sie in einem kleinen Winkel zu der Detektoroberfläche auf den Detektor auftreffen.
Zum Erzielen einer maximalen Detektionseffizienz, z. B. für die Mammografie, sollte der Detektor relativ zu den einfallenden Röntgenstrahlen gemäß 2 in einem bestimmten Winkel 107 zwischen der Detektoroberfläche und den Röntgenstrahlen ausgerichtet sein. Der Kollimator 108 formt den Röntgenstrahl passend zu dem Detektorbereich (aktiven Bereich). Durch Veränderung des Winkels der einfallenden Röntgenstrahlen relativ zu der Oberfläche des Detektors wird die Dicke des Siliziums bestimmt, auf das der Röntgenstrahl trifft. Durch die Dicke des Siliziums wiederum wird die Detektionseffizienz bestimmt, und die Detektionseffizienz kann dementsprechend so ausgewählt werden, dass sie Anforderungen hinsichtlich einer bestimmten Bildgebungsaufgabe erfüllt. Nimmt man eine Waferdicke von 0,3 mm und eine Röntgenstrahlenenergie von 25 keV an, die für Mammografie typisch ist, so erzielt man bei einem Winkel von 2,8 Grad eine Detektionseffizienz im Silizium von über 90%. In diesem Fall wäre, wenn der Kollimatorschlitz 109, der die Gestalt der einfallenden Röntgenstrahlen bestimmt, eine Breite von 50 μm aufweist, hierdurch eine Gesamtlänge des Detektors von ca. 10 mm erforderlich. Die einfallenden Röntgenstrahlen treffen auf ca. 7,5 mm Silizium. Ein größerer Winkel würde eine leicht verringerte Detektionseffizienz, aber einen kürzeren Detektor bedeuten. Außerdem wird der tote Bereich hinsichtlich der Strahlung ausgeschlossen.
Bei einer Detektordicke von 0,5 mm wird dieselbe Leistung mit einem etwas größeren Winkel, ca. 3,8 Grad, erzielt. Auch relativ große Winkel von ca. 10 Grad führen in diesem Fall zu ca. 3 mm Siliziumtiefe für alle einfallenden Röntgenstrahlen. Dies ergibt eine Detektionseffizienz, die für verschiedene Anwendungen bei niedrigeren Energien hoch genug ist; bei 20 keV würde sie 85% übersteigen.
Ist der Kollimator breiter, z. B. 100 μm, so muss der Detektor länger ausgebildet werden, um den gesamten Bereich unter dem Kollimatorschlitz 109 abzudecken.
Es besteht die Wahl, ob die Vorderseite des Detektors 101 in 1 oder die Rückseite des Detektors 105 in 1 den eintreffenden Röntgenstrahlen zugewandt ist. Beide Schemata würden recht gut funktionieren; es hat jedoch einen kleinen Vorteil, wenn die Rückseite des Detektors den Röntgenstrahlen zugewandt ist. Dies hat den Grund, dass die Verarmungszone, d. h. das aktive Detektorvolumen, auch in dieser Richtung nicht ganz bis zu der Kante des Detektors reicht, selbst wenn der tote Bereich viel kleiner ist, ungefähr in der Größenordnung von 1 μm, verglichen mit dem Fall der Edge-on-Anordnung. Weil die Ausdehnung dieses toten Bereiches auf der Rückseite weniger dick ist, da hier weniger Bearbeitung des Detektors vorgenommen worden ist, ist es von Vorteil, die Röntgenstrahlen auf die Rückseite des Detektors einfallen zu lassen, da dies eine leicht erhöhte Effizienz ergäbe.
In einem System wird das Röntgenbildgebungsobjekt zwischen zwei Kollimatorschlitzen angeordnet, die in Bezug zueinander ausgerichtet sind und mehr oder weniger identisch aussehen. Der erste Kollimator formt den Röntgenstrahl passend zu dem aktiven Detektorbereich. Der zweite Kollimatorschlitz entfernt Compton-gestreute Röntgenstrahlen, und der Detektor wird nach diesem Kollimatorschlitz angeordnet.
Eine wichtige Erweiterung des obigen Schemas besteht darin, mehrere Kollimatorschlitze und entsprechende Detektoren nacheinander anzuordnen. Dies würde die Bilderfassungszeit erhöhen, da der Bereich vergrößert wird, in dem Röntgenstrahlen detektiert werden. In 2 würde dies einer Anordnung ähnlicher Detektoren und Schlitze links und/oder rechts von dem dargestellten Schlitz und Detektor entsprechen. Es kann auch zweckmäßig sein, in diesem Schema eine röntgenabsorbierende Metallplatte zwischen verschiedenen Detektoren anzuordnen, um zu verhindern, dass gestreute Röntgenstrahlen angrenzende Detektoren erreichen.
Es könnten in dem obigen Schema anstelle von Silizium auch andere Halbleiter als Silizium verwendet werden, z. B. Galliumarsenid oder CdZnTe. Diese sind jedoch teurer und schwieriger in der Handhabung, und Parameter wie die Ladungssammlungseffizienz für die durch die Röntgenstrahlen induzierte Ladung sind nicht so gut wie bei Silizium.
Die Erfindung ist nicht auf die gezeigten Ausführungsformen beschränkt, sondern kann auf mehrere Arten variiert werden, ohne dass von dem Umfang der beigefügten Ansprüche abgewichen wird, und die Anordnung und das Verfahren können auf verschiedene Arten implementiert werden, abhängig von Anwendung, funktionalen Einheiten, Bedürfnissen und Anforderungen usw.

Claims

Vorrichtung zur Detektion einfallender Strahlung für die radiografische Bildgebung, für Anwendungen im Bereich von ca. 10 keV bis 50 keV, wobei die Vorrichtung aufweist: – einen Röntgenstrahlendetektor (101), der eine Vielzahl von auf einem Substrat angeordneten Röntgen-Halbleiterstreifen (103) aufweist, wobei der Detektor ausreichend Höhe aufweist, um die Dissipation von im Wesentlichen der gesamten einfallenden Strahlung innerhalb des Detektors zu bewirken, – elektrische Ausgänge für jeden der Streifen, – elektrische Verbindungen zwischen den einzelnen Röntgen-Halbleiterstreifen in der Weise, dass ein Ausgang, der sich entsprechenden Punkten in jedem der Streifen entspricht, kombiniert wird, – wobei der Röntgenstrahlendetektor (101) relativ zu der einfallenden Strahlung (110) in der Weise ausgerichtet ist, dass ein spitzer Winkel (107) zwischen einer Richtung der einfallenden Strahlung und einer Seite des Streifens, welcher die genannte Höhe aufweist, so gewählt ist, dass die einfallende Strahlung hauptsächlich die Seite des Detektors (101) trifft, wobei der Winkel weniger als zehn (10) Grad beträgt, dadurch gekennzeichnet, dass der Detektor wenigstens einen Schutzring (102) umfasst, welcher sich an einer Seite des Substrates erstreckt und die Halbleiterstreifendetektoren umgibt, und dass die Vorrichtung weiterhin einen Kollimator (108) aufweist, um einen aktiven Bereich auf dem Strahlungsdetektor zu exponieren, wodurch ein Bereich ausgenommen wird, welcher einem Abstand von dem Rand des Detektors zu einem Bereich zwischen dem Schutzring und einem Ende eines Halbleiterstreifendetektors entspricht.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei der Schutzring angeordnet ist, um Leckstrom abzuleiten.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Dicke des Detektors zwischen ca. 0,1 mm und ca. 1,0 mm beträgt.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die Vorrichtung weiterhin einen Kollimator, welcher einen Kollimatorschlitz hat, aufweist, um zu verhindern, dass die einfallende Strahlung auf den Rand des Detektors auftrifft.
Vorrichtung gemäß Anspruch 4, wobei die Vorrichtung mehrere Detektoren mit jeweils einem Kollimatorschlitz nebeneinander angeordnet aufweist.
Vorrichtung gemäß Anspruch 5, weiterhin einen Absorber aufweisend, welcher zwischen den Detektoren angeordnet ist, um Streuung von einem Detektor zu einem anderen zu verhindern.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei der Detektor aus Silizium besteht.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei der Detektor aus der Gruppe hergestellt ist, welche aus Galliumarsenid oder CdZnTe besteht.
Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei die einfallende Strahlung eine Rückseite des Detektors trifft.
Verwendung einer Vorrichtung zur Detektion einfallender Strahlung bei der medizinischen Schlitz-Scan-Bildgebung unter Einbezug einer Vorrichtung gemäß Anspruch 1.
Verwendung einer Vorrichtung zum Detektieren einfallender Strahlung bei der medizinischen Schlitz-Scan-Bildgebung gemäß Anspruch 10, wobei die Verwendung der medizinischen Bildgebung aus der Gruppe ausgewählt ist, welche aus Mammografie, Knochendensitometrie und zerstörungsfreier Prüfung besteht.