WO2013156211A1 - Strahlungsdetektor und verfahren zum herstellen eines strahlungsdetektors - Google Patents

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scintillator
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Wolfgang Rossner
Wilhelm Metzger
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Siemens Aktiengesellschaft
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    • H10K85/113—Heteroaromatic compounds comprising sulfur or selene, e.g. polythiophene

Definitions

  • the invention relates to a radiation detector for the conversion of X-radiation into electrical signals.
  • the invention further relates to a method for producing a radiation detector and to an X-ray device with such a device
  • a radiation detector is for example from the
  • DE 10 2008 029 782 A1 discloses and comprises a layer of an organic photoconductor in which nanocrystalline scintillator particles of high packing density are incorporated for the absorption of X-rays. These scintillator particles absorb X-ray quanta and emit photons of the visible electromagnetic spectrum, which are absorbed in the organic photoconductor where they create charge carriers (electrons and holes). The charge carriers can then be registered as current by applying an electric field via two electrodes of the radiation detector.
  • radiation detectors which comprise scintillator bodies which are embodied as a powder layer, monocrystal or polycrystalline ceramic and are optically coupled to a layer of a photodetector such as a photodiode or a photomultiplier tube (photomultiplier).
  • a photodetector such as a photodiode or a photomultiplier tube (photomultiplier).
  • a first aspect of the invention relates to a radiation detector for the conversion of X-radiation into electrical signals, it being provided according to the invention that the
  • Radiation detector comprises at least one extending between the first and the second electrode scintillator, wherein within the scintillator at least one extending between the first and the second electrode cavity is provided, in which at least one photoconductor is arranged.
  • the scintillator element does not consist of nanoscale particles, but extends as a macroscopic scintillator layer between the electrodes, wherein in the scintillator one cavity or more cavities are included, which also between extend the electrodes.
  • the photoconductor that is, a photoconductive compound or a photoconductive compound mixture is introduced, so that on the one hand, the required implementation of the scintillator layer generated photons in charge carriers directly, ie near the origin, and on the other hand, the charge transport to the electrodes near the origin the photoconductors arranged in the cavity or cavities can take place.
  • the geometry of the cavity or cavities can basically be chosen freely. For example, the
  • Cavity be channel-shaped or flat.
  • the radiation detector according to the invention has no limitation of the packing density, so that higher layer thicknesses with correspondingly improved X-ray absorption are made possible.
  • the charge transport can be perpendicular or at least substantially perpendicular to the electrodes, so that short transport paths and a corresponding Better time response of the radiation detector are given. Therefore, in principle, comparatively less expensive photoconductors can be used.
  • a wide variety of scintillator materials can be used and simply processed to form a scintillator layer, so that the radiation detector according to the invention can be produced particularly quickly and inexpensively.
  • the scintillator layer of the radiation detector according to the invention has a high chemical and mechanical stability and thus a particularly long service life.
  • the scintillator layer of the radiation detector according to the invention can be produced with low layer thicknesses or high packing densities with simultaneously high structural precision and creative freedom (design).
  • the scintillator layer comprises at least two scintillator bodies spaced apart from one another, between which at least one photoconductor is arranged in each case.
  • the scintillator layer comprises two or more scintillator bodies, between each of which one of the extending between the first and the second electrode cavity is arranged, wherein the cavity with the photoconductor, that is with the photoconductive compound or photoconductive compound mixture is filled.
  • the radiation detector according to the invention can be designed to be particularly variable, since the number of Szintillator stresses and photoconductor layers can be optimally adapted to the particular application.
  • a lamellar arrangement means an arrangement in which the scintillator body and the photoconductor layer or layers have at least substantially disc-shaped or cuboidal geometries and are arranged at least approximately parallel to one another with their surfaces, the edges and cover surfaces the individual discs or cuboid are each in communication with the electrodes.
  • Such lamellar structures have a very large surface measured on the cost of materials and a particularly high mechanical stability.
  • a further improvement of the mechanical stability is achieved in a further embodiment of the invention in that adjacent scintillator bodies are supported on each other.
  • the material bridges can basically consist of the same material as the scintillator body or of a different material.
  • the use of material bridges offers the advantage that, on the one hand, the cavity or cavities for the photoconductor between adjacent scintillator bodies are at least predominantly retained and, on the other hand, the mechanical stability can be increased.
  • the scintillator layer comprises a single crystal and / or a doped and / or undoped ceramic material.
  • Suitable ceramic materials include, for example, (Y, Gd) 2 O 3 , Y 3 Al 5 O 2, and Lu 2 SiO 5 , which compounds may be doped with lanthanides such as europium, praseodymium, cerium.
  • the properties of the scintillator body can be optimally adapted to the respective intended use, in particular with regard to its absorption and emission behavior.
  • the photoconductor comprises an inorganic and / or organic electron acceptor compound and / or an inorganic and / or organic electron donor compound.
  • This is a simple way to optimally adapt the absorption and emission properties of the photoconductor to the particular intended use of the radiation detector and to the properties of the scintillator body as well as to the material of the electrodes.
  • the photoconductor comprises inorganic compounds such as amorphous selenium, cadmium telluride (CdTe), cadmium zinc telluride (CdZnTe) and / or bismuth triiodide (Bil 3 ).
  • the photoconductor comprises an electrically conductive polymer, wherein the one or more electrically conductive polymers may additionally also be p-doped and / or n-doped.
  • the photoconductor is selected from a group which comprises substituted and / or unsubstituted fullerenes, polyacetylenes, poly (para-phenylenes), polyphenylenevinylenes, polythiophenes, polyethylene dioxythiophenes, polyanilines, polysulfonic acids, polysilanes, Polycarbazoles and / or polypyrroles comprises.
  • the group members mentioned may additionally be p-doped and / or n-doped.
  • Exemplary compounds for said group members are [6,6] -phenyl-C61-butyric acid methyl ester (PCBM), which is an n-type semiconductor or an electron acceptor material, poly (3-hexylthiophene) (P3HT), in which it is a p-type semiconductor, poly-3, 4 -Ethylendioxythiophen
  • PEDOT polystyrenesulfonate
  • PSS poly (1,4-phenylene)
  • PPP poly (p-phenylenevinylene)
  • PPV poly (2- (2-ethylhexyloxy) -5-methoxy-p-phenylenevinylene)
  • MEH-PPV poly(2-ethylhexyloxy) -5-methoxy-p-phenylenevinylene)
  • MEH-PPV the cyano derivative thereof
  • PT polythiophene
  • Py polypyrrole
  • PANI polyaniline
  • acetylenes which are in principle a trans-transoid and / or an ice-transoid cisoid configuration.
  • a polymer blend of PEDOT and / or P3HF, which act as absorbers or hole transport components, with PCBM as an electron acceptor function as so-called “bulk heterojunetion", that is to say that the charge carriers separate at the interfaces of the individual materials
  • PCBM as an electron acceptor function
  • a macroscopically homogeneous mixture of two or more types of polymer which can be prepared, for example, by mechanical mixing of molten polymers, resulting in a homogeneous material the property profile of the polymer blend is composed of the properties of the polymers used.
  • Electrode made of the same or different materials stand. In this way, in particular the training or entry work of the electrodes can be optimally adapted to the material of Szintilla torSystems and / or the photoconductor.
  • Geei designated materials for the electrodes are, for example, indium tin oxide (ITO), calcium or silver.
  • the sensitivity, absorption characteristics and mechanical stability of the radiation detector can be optimally adjusted.
  • a particularly high sensitivity of the radiation detector is alternatively or additionally achieved in that the at least one photoconductor considered in the direction of extension of the electrodes has a width between 2 microns and 25 microns, in particular between 5 microns and 20 microns.
  • Widths between 2 ⁇ m and 25 ⁇ m are widths of 2 ⁇ m, 3 ⁇ m, 4 ⁇ m, 5 ⁇ m, 6 ⁇ m, 7 ⁇ m, 8 ⁇ m, 9 ⁇ m, 10 ⁇ m, 11 ⁇ m, 12 ⁇ m, 13 ⁇ m, 14 ⁇ m , 15 ⁇ m, 16 ⁇ m, 17 ⁇ m, 18 ⁇ m, 19 ⁇ m, 20 ⁇ m, 21 ⁇ m, 22 ⁇ m, 23 ⁇ m, 24 ⁇ m and 25 ⁇ m as well as corresponding intermediate values.
  • a further optimization of the absorption behavior and the mechanical stability is achieved in a further embodiment of the invention in that the Szintillator stresses viewed in the direction of extension of the electrodes have a width between 80 .mu.m and 250 .mu.m, in particular between 100 .mu.m and 200 .mu.m. Below a width between 80 microns and
  • 250 ⁇ m are widths of 80 ⁇ m, 90 ⁇ m, 100 ⁇ m, 110 ⁇ m, 120 ⁇ m, 130 ⁇ m, 140 ⁇ m, 150 ⁇ m, 160 ⁇ m, 170 ⁇ m, 180 ⁇ m, 190 ⁇ m, 200 ⁇ m, 210 ⁇ m, 220 ⁇ m , 230 .mu.m, 240 .mu.m and 250 .mu.m and corresponding intermediate values such as 100 .mu.m, 101 .mu.m, 102 .mu.m, 103 .mu.m, 104 .mu.m, 105 .mu.m, 106 .mu.m, 107 .mu.m, 108 .mu.m, 109 .mu.m, 110 .mu.m and so on ,
  • a second aspect of the invention relates to a method for producing a radiation detector for the conversion of X-radiation into electrical signals, in which at least one scintillator element for converting X-radiation into light pulses and at least one photoconductor for converting light pulses into electrical signals between at least one first and one second electrode can be arranged.
  • at least one scintillator layer extending between the first and the second electrode is arranged between the first and the second electrode, wherein at least one cavity extending between the first and the second electrode is provided inside the scintillator layer, in which at least a photoconductor is arranged.
  • At least two green scintillator bodies made of a ceramic material are produced, stacked, laminated and sintered to form a scintillator layer for producing the scintillator layer.
  • This allows a particularly simple and variable production of the radiation detector.
  • it is also possible to use 3, 4, 5, 6 or more green, ie unsintered, scintillator bodies.
  • scintillator bodies of different materials are used. As a result, the absorption process of the radiation detector can be set particularly easily and precisely.
  • Scintillator be particularly easy to adjust. In addition, this provides an easy way to produce by stacking different green sheets and individual SzintillatorMech with particularly specific properties.
  • a further improvement in the mechanical stability of the scintillator layer is achieved in a further embodiment in that at least one of the green scintillator bodies is provided with at least one elevation and / or depression prior to stacking. In this way, it is particularly easy to form cavities and / or material bridges between adjacent scintillator bodies or in the sintered scintillator layer.
  • the photoconductor is introduced in the flowable state in the at least one cavity of the scintillator layer and solidified in the cavity. This provides a particularly fast, easy and inexpensive way to place the photoconductor in the cavity (s) of the scintillator layer. Depending on the specific configuration of the photoconductor, it can be melted and / or mixed with a solvent in order to convert it into the flowable state.
  • the photoconductor After cooling and / or the solvent has escaped, the photoconductor then remains in the cavity (s) of the scintillator layer.
  • organic polymers as photoconductors
  • a third aspect of the invention relates to an X-ray apparatus which, for the direct conversion of X-radiation into electrical signals, comprises a radiation detector according to the first aspect of the invention and / or a radiation detector obtainable or obtained by means of a method according to the second aspect of the invention.
  • the resulting features and their advantages are described in the comments on the radiation detector according to the invention and the method according to the invention and apply correspondingly to the X-ray machine.
  • the X-ray device can be designed, for example, for medical X-ray imaging or X-ray control at airports, buildings and the like. However, it should be emphasized that the X-ray apparatus is not limited in terms of its design to the applications mentioned.
  • FIG 1 shows a schematic side sectional view of a radiation detector 10 according to the invention for the conversion of X-radiation into electrical signals and will be explained below in conjunction with FIG 2, wherein FIG 2 shows a schematic sectional view of the radiation detector 10 along the sectional plane II-II.
  • the radiation detector 10 comprises a first and a second electrode 12a, 12b, between which a scintillator layer 14 extending between the electrodes 12a, 12b for converting X-radiation into light pulses is arranged.
  • the distance between the electrodes 12a, 12b, and thus the thickness of the scintillator layer 14, indicated by the arrows 1a is between 100 .mu.m and 2000 .mu.m in the exemplary embodiment shown.
  • the scintillator layer 14 comprises, by way of example, four scintillator bodies 16a-d, which are arranged at a distance from one another with the formation of corresponding cavities 18a-c.
  • the scintillator bodies 16a-d have, in the direction of extent of the electrodes 12a, 12b, a width between 100 .mu.m and 200 .mu.m, indicated by the arrows 1b.
  • the scintillator bodies 16a-d in the exemplary embodiment shown are made by way of example from nem doped ceramic material, for example, (Y, Gd) 2 0 3 : Eu, Y 3 Al 5 Oi 2 : Ce or Lu 2 Si0 5 : Ce can be used.
  • the cavities 18a-c which extend perpendicular to the scintillator layer 14 between the first and second electrodes 12a, 12b, are completely filled with an organic photoconductor 20, so that the required conversion of the photons generated by the scintillator layer 14 directly into charge carriers (close to the origin) and also the charge transport to the electrodes 12a, 12b through the entire
  • Thickness of the scintillator 14 can take place.
  • the cavities 18a-c and thus also the layers of the photoconductor 20, in the embodiment shown in the direction of extension of the electrodes 12a, 12b considered a width between 5 ⁇ and 20 ⁇ on. This width is indicated by the arrows Ic.
  • the scintillator bodies 16a-d are essentially cuboid-shaped and that the lateral, alternating arrangement of scintillator bodies 16a-d and photoconductors 20 with respect to the direction of extent of the electrodes 12a, 12b corresponds to a lamellar structure.
  • the photoconductor 20 may be dissolved, for example, in a solvent and filled in the cavities 18a-c.
  • PCBM n-type semiconductor [6,6] -phenyl-C61-butyric acid methyl ester
  • the scintillator bodies 16a-d may, for example, be produced by a ceramic film process in which one or more green ceramic sheets (not shown) are stacked into a green body Here, the support is then stripped off the ceramic green sheet, thereby obtaining a green ceramic sheet By varying the number and thickness of the ceramic sheets used, the resulting thickness of the individual scintillator bodies 16a-d and thus the distance As already mentioned, the scintillator bodies 16a-d shown here have a thickness between about 100 ⁇ m and about 2000 ⁇ m, but it should be emphasized that the invention is not limited to the use of the electrodes 12a, 12b The scintillator body 16a-d produced in this way is limited, so that scintillator bodies 16a-d produced in another way can also be used made of non-ceramic materials for producing the scintillator layer 14.
  • the green body obtained by stacking the ceramic films is then at temperatures suitable for the respective material, for example at temperatures between 800 ° C and 1000 ° C for so-called Low Temperature Cofired Ceramics (LTCC) or at temperatures between about 1500 ° C and about 1800 ° C for so-called high temperature cofired ceramics (HTCC), sintered.
  • LTCC Low Temperature Cofired Ceramics
  • HTCC high temperature cofired ceramics
  • the ceramic films contain organic binders or that the green ceramic films are laminated with the aid of organic binders.
  • the debindering then takes place before the sintering step at temperatures up to about 600.degree.
  • a plurality of material bridges 22 are formed between the scintillator bodies 16b and 16c, by means of which the scintillator bodies 16b and 16c are supported on one another.
  • the material bridges 22 have in the embodiment shown uniform distances of about 10 ⁇ each from each other.
  • the material bridges 22 may in principle be formed between all the scintillator bodies 16a-d or, as shown, only between some of the scintillator bodies 16a-d.
  • the material bridges 22 are cylindrical or circular in cross-section, with other geometries also being able to be provided in principle.
  • the mechanical stability of the scintillator layer 14 generally increases, so that the number and arrangement of the material bridges 22 can be optimally adapted to the respective application.
  • Dot matrix is printed to form appropriate surveys and / or depressions.
  • the material bridges 22 are made of the same material as the Szintillator stresses 16a-d, there is the advantage that the material bridges 22 also contribute to the radiation detection.
  • at least some material bridges 22 consist of another, preferably ceramic material, since this can result in manufacturing advantages.
  • the parameter values given in the documents for the definition of process and measurement conditions for the characterization of specific properties of the subject invention are also to be regarded as included within the scope of deviations - for example due to measurement errors, system errors, weight errors, DIN tolerances and the like ,

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Abstract

Die Erfindung betrifft einen Strahlungsdetektor (10) zur Konversion von Röntgenstrahlung in elektrische Signale, umfassend wenigstens eine erste und eine zweite Elektrode (12a, 12b), zwischen welchen mindestens ein Szintillatorelement zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in Lichtimpulse sowie mindestens ein Photoleiter (20) zum Umwandeln von Lichtimpulsen in elektrische Signale angeordnet sind, wobei der Strahlungsdetektor (10) wenigstens eine sich zwischen der ersten und der zweiten Elektrode (12a, 12b) erstreckende Szintillatorschicht (14) umfasst, wobei innerhalb der Szintillatorschicht (14) wenigstens ein sich zwischen der ersten und der zweiten Elektrode (12a, 12b) erstreckender Hohlraum (18a-c) vorgesehen ist, in welchem wenigstens ein Photoleiter (20) angeordnet ist. Die Erfindung betrifft weiterhin ein Verfahren zum Herstellen eines Strahlungsdetektors (10) zur Konversion von Röntgenstrahlung in elektrische Signale sowie ein Röntgengerät.

Description

Beschreibung
Strahlungsdetektor und Verfahren zum Herstellen eines
Strahlungsdetektors
Die Erfindung betrifft einen Strahlungsdetektor zur Konversion von Röntgenstrahlung in elektrische Signale. Die Erfindung betrifft weiterhin ein Verfahren zum Herstellen eines Strahlungsdetektors sowie ein Röntgengerät mit einem solchen
Strahlungsdetektor.
Ein Strahlungsdetektor ist beispielsweise aus der
DE 10 2008 029 782 AI bekannt und umfasst eine Schicht aus einem organischen Photoleiter, in dem zur Absorption von Röntgenstrahlen nanokristalline Szintillatorpartikel hoher Packungsdichte eingelagert sind. Diese Szintillatorpartikel absorbieren Rontgenquanten und emittieren Photonen des sichtbaren elektromagnetischen Spektrums, die im organischen Photoleiter absorbiert werden und dort Ladungsträger (Elektronen und Löcher) erzeugen. Die Ladungsträger können dann durch Anlegen eines elektrischen Feldes über zwei Elektroden des Strahlungsdetektors als Strom registriert werden.
Weiterhin sind Strahlungsdetektoren bekannt, die Szintilla- torkörper umfassen, welche als Pulverschicht, Einkristall oder polykristalline Keramik ausgebildet sind und auf einer Schicht eines Photodetektors wie beispielsweise einer Photodiode oder einem Photoelektronenvervielfacher (Photomul- tiplier) optisch gekoppelt angeordnet sind.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, einen Strahlungsdetektor zu schaffen, welcher kostengünstig herstellbar ist und eine besonders hohe Lebensdauer besitzt. Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, ein Röntgengerät mit einem sol- chen Strahlungsdetektor bereitzustellen.
Die Aufgaben werden erfindungsgemäß durch einen Strahlungsdetektor mit den Merkmalen des Patentanspruchs 1, durch ein Verfahren mit den Merkmalen des Patentanspruchs 12 sowie durch ein Röntgengerät gemäß Patentanspruch 18 gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen mit zweckmäßigen Weiterbildungen der Erfindung sind in den jeweiligen Unteransprüchen angege- ben .
Ein erster Aspekt der Erfindung betrifft einen Strahlungsdetektor zur Konversion von Röntgenstrahlung in elektrische Signale, wobei erfindungsgemäß vorgesehen ist, dass der
Strahlungsdetektor wenigstens eine sich zwischen der ersten und der zweiten Elektrode erstreckende Szintillatorschicht umfasst, wobei innerhalb der Szintillatorschicht wenigstens ein sich zwischen der ersten und der zweiten Elektrode erstreckender Hohlraum vorgesehen ist, in welchem wenigstens ein Photoleiter angeordnet ist. Mit anderen Worten ist es im Unterschied zum Stand der Technik vorgesehen, dass das Szin- tillatorelement nicht aus nanoskaligen Partikeln besteht, sondern sich als makroskopische Szintillatorschicht zwischen den Elektroden erstreckt, wobei in der Szintillatorschicht ein Hohlraum oder mehrere Hohlräume enthalten sind, die sich ebenfalls zwischen den Elektroden erstrecken. In dem oder den Hohlräumen ist der Photoleiter, das heißt eine photoleitende Verbindung bzw. ein photoleitendes Verbindungsgemisch eingebracht, so dass einerseits die erforderliche Umsetzung der von der Szintillatorschicht generierten Photonen in Ladungsträger direkt, das heißt entstehungsnah, und andererseits der Ladungstransport zu den Elektroden entstehungsnah durch den in dem oder den Hohlräumen angeordneten Photoleiter erfolgen können. Die Geometrie des oder der Hohlräume kann dabei grundsätzlich frei gewählt werden. Beispielsweise kann der
Hohlraum kanalförmig oder flächig ausgebildet sein. Im Unterschied zu Strahlungsdetektoren mit nanoskaligen Szintillator- partikeln besitzt der erfindungsgemäße Strahlungsdetektor keine Begrenzung der Packungsdichte, so dass höhere Schicht- dicken mit entsprechend verbesserter Rontgenabsorption ermöglicht sind. Darüber hinaus kann der Ladungstransport senkrecht oder zumindest im Wesentlichen senkrecht zu den Elektroden erfolgen, so dass kurze Transportwege und ein entspre- chend besseres Zeitverhalten des Strahlungsdetektors gegeben sind. Daher können grundsätzlich auch vergleichsweise kostengünstigere Photoleiter verwendet werden. Weiterhin können unterschiedlichste Szintillatormaterialien verwendet und ein- fach zur Szintillatorschicht verarbeitet werden, so dass der erfindungsgemäße Strahlungsdetektor besonders schnell und kostengünstig herstellbar ist. Weiterhin besteht im Unterschied zum Stand der Technik nicht die Gefahr, dass nanoska- lige Szintillatorpartikel ihre Anordnung zwischen den Elekt- roden durch Sedimentation oder Koagulation und damit auch die Detektoreigenschaften verändern. Darüber hinaus werden auch grundsätzliche Probleme von Nanopartikeln wie beispielsweise eine aufgrund der großen spezifischen Oberfläche erhöhte chemische Reaktivität sowie eine schlecht steuerbare räumliche Verteilbarkeit mit entsprechenden Ungleichmäßigkeiten der
Struktur und Detektoreigenschaften von vornherein vermieden. Die Szintillatorschicht des erfindungsgemäßen Strahlungsdetektors besitzt eine hohe chemische und mechanische Stabilität und damit eine besonders hohe Lebensdauer. Dabei kann die Szintillatorschicht des erfindungsgemäßen Strahlungsdetektors mit geringen Schichtdicken bzw. hohe Packungsdichten bei gleichzeitig hoher struktureller Präzision und gestalterischer Freiheit (Design) hergestellt sein. In einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, dass die Szintillatorschicht wenigstens zwei voneinander beabstandete Szintillatorkörper umfasst, zwischen welchen jeweils wenigstens ein Photoleiter angeordnet ist. Mit anderen Worten ist es vorgesehen, dass die Szintillatorschicht zwei oder mehr Szintillatorkörper umfasst, zwischen welchen jeweils ein sich der zwischen der ersten und der zweiten Elektrode erstreckender Hohlraum angeordnet ist, wobei der Hohlraum mit dem Photoleiter, das heißt mit der photoleitenden Verbindung bzw. dem photoleitenden Verbindungsgemisch, gefüllt ist. Hierdurch kann der erfindungsgemäße Strahlungsdetektor besonders variabel ausgebildet werden, da die Anzahl der Szintillatorkörper und Photoleiter-Schichten optimal an den jeweiligen Anwendungszweck angepasst werden kann. Dabei kann grundsätzlich vorgesehen sein, dass der Strahlungsdetektor n Szintillatorkörper und n-1 Photoleiter-Schichten um- fasst, wobei n>2 ist. Weitere Vorteile ergeben sich, wenn die wenigstens zwei Szintillatorkörper und der wenigstens eine Photoleiter lamellenartig zwischen der ersten und der zweiten Elektrode angeordnet sind. Unter einer lamellenartigen Anordnung ist dabei eine Anordnung zu verstehen, bei welcher die Szintillatorkörper und der oder die Photoleiter-Schichten zumindest im Wesentlichen Scheiben- bzw. quaderförmige Geometrien aufweisen und zu mehreren mit ihren Flächen zumindest annähernd parallel zueinander angeordnet sind, wobei die Kanten und Deckflächen der einzelnen Scheiben oder Quader jeweils mit den Elektroden in Verbindung stehen. Derartige Lamellenstrukturen verfügen über eine am Materialaufwand gemessen sehr große Oberfläche sowie über eine besonders hohe mechanische Stabilität.
Eine weitere Verbesserung der mechanischen Stabilität wird in weiterer Ausgestaltung der Erfindung dadurch erreicht, dass benachbarte Szintillatorkörper aneinander abgestützt sind.
Dabei hat es sich in weiterer Ausgestaltung als vorteilhaft gezeigt, wenn benachbarte Szintillatorkörper mittels mehrerer Materialbrücken aneinander abgestützt sind, wobei die Materialbrücken vorzugsweise einen Abstand zwischen 5 μπι und 15 μπι voneinander aufweisen. Die Materialbrücken können dabei grundsätzlich aus dem gleichen Material wie die Szintillatorkörper oder aus einem abweichenden Material bestehen. Die Verwendung von Materialbrücken bietet den Vorteil, dass einerseits der oder die Hohlräume für den Photoleiter zwischen benachbarten Szintillatorkörper zumindest überwiegend erhalten bleiben und andererseits die mechanische Stabilität gesteigert werden kann. Unter einem Abstand zwischen 5 μπι und 15 μπι sind dabei insbesondere Abstände von 5 μπι, 6 μπι, 7 μπι, 8 μπι, 9 μπι, 10 μπι, 11 μπι, 12 μπι, 13 μπι, 14 μπι und 15 μπι sowie entsprechende Zwischenwerte zu verstehen. In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, dass die Szintillatorschicht einen Einkristall und/oder ein dotiertes und/oder undotiertes keramisches Material umfasst. Geeignete keramische Materialien umfassen beispielsweise (Y, Gd) 203, Y3Al50i2 und Lu2Si05, wobei diese Verbindungen mit Lanthanoiden wie beispielsweise Europium, Praseodym, Cer dotiert sein können. Denkbar sind auch keramische Materialien aus Lu-Tb-Al-O-Ce-Systemen, Y-Gd-Eu-O-Pr- Systemen, Lu-Tb-Al -0 : Ce Verbindungen, Y203-Gd203-Eu203- Mischungen, Gd203-Ga203 : Cr, Gd202S : Pr/Ce , (LuxTby) 3Al50i2 : Ce ,
CsI:Tl, CsI:Na und CdWO4. Hierdurch können die Eigenschaften des Szintillatorkörpers insbesondere im Hinblick auf sein Ab- sorptions- und Emissionsverhalten optimal an den jeweiligen Einsatzzweck angepasst werden.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, dass der Photoleiter eine anorganische und/oder organische Elektronenakzeptor-Verbindung und/oder eine anorganische und/oder organische Elektronendonator- Verbindung umfasst. Dies stellt eine einfache Möglichkeit dar, um die Absorptions- und Emissionseigenschaften des Photoleiters optimal an den jeweiligen Einsatzzweck des Strahlungsdetektors und an die Eigenschaften des Szintillatorkörpers sowie an das Material der Elektroden anzupassen. Bei- spielsweise kann vorgesehen sein, dass der Photoleiter anorganische Verbindungen wie etwa amorphes Selen, Cadmiumtellu- rid (CdTe) , Cadmium-Zink-Tellurid (CdZnTe) und/oder Wis- muttrijodid (Bil3) umfasst. Alternativ oder zusätzlich kann vorgesehen sein, dass der Photoleiter ein elektrisch leitfä- higes Polymer umfasst, wobei das oder die elektrisch leitfähigen Polymere zusätzlich auch p-dotiert und/oder n-dotiert sein können.
Weiterhin hat es sich als vorteilhaft gezeigt, wenn der Pho- toleiter ausgewählt ist aus einer Gruppe, die substituierte und/oder unsubstituierte Fullerene, Polyacetylene, Poly(para- phenylene) , Polyphenylenvinylene , Polythiophene , Polyethylen- dioxythiophene , Polyaniline, Polysulfonsäuren, Polysilane, Polycarbazole und/oder Polypyrrole umfasst. Die genannten Gruppenmitglieder können zusätzlich p-dotiert und/oder n- dotiert sein. Beispielhafte Verbindungen für die genannten Gruppenmitglieder sind [6 , 6] -Phenyl-C61- buttersäuremethylester (PCBM) , bei welchem es sich um einen n-Typ Halbleiter bzw. ein Eletronenakzeptormaterial handelt, Poly (3 -hexylthiophen) (P3HT) , bei welchem es sich um einen p- Typ Halbleiter handelt, Poly-3 , 4 -Ethylendioxythiophen
(PEDOT) , Polystyrolsulfonat (PSS) , Poly ( 1 , 4 -phenylen) (PPP) , Poly (p-phenylenvinylen) (PPV) , Poly (2 - (2 -ethylhexyloxy) - 5 - methoxy-p-phenylenvinylen) (MEH-PPV) , das Cyano-Derivat hiervon (CN-PPV) , Polythiophen (PT) , Polypyrrol (PPy) , Polyanilin (PANI) oder Polyacetylene , die grundsätzlich eine trans- transoide und/oder eine eis-transoide bzw. trans-cisoide Kon- figuration aufweisen können.
Durch Auswahl einer oder mehrerer Verbindungen aus den genannten Gruppen können wichtige Eigenschaften des Photoleiters wie beispielsweise seine Löslichkeit, sein Absorptions- verhalten, seine Emissionswellenlängen sowie seine thermische und chemische Stabilität optimal eingestellt werden. Beispielsweise kann ein Polymerblend aus PEDOT und/oder P3HF, welche als Absorber bzw. Lochtransportkomponenten fungieren, mit PCBM als Elektronenakzeptor als sogenannte „bulk- heterojunetion" fungieren, das heißt, dass sich die Ladungsträger an den Grenzflächen der einzelnen Materialien trennen. Unter einem Polymerblend wird dabei eine makroskopisch homogene Mischung von zwei oder mehr Polymerarten verstanden, welcher beispielsweise durch mechanische Vermischung von ge- schmolzenen Polymeren hergestellt werden kann, wobei sich ein homogenes Material ergibt. Beim Abkühlen der Schmelze bleiben die einzelnen Polymerketten fein verteilt und sorgen dafür, dass sich das Eigenschaftsprofil des Polymerblends aus den Eigenschaften der verwendeten Polymere zusammensetzt.
In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, dass die erste Elektrode und die zweite
Elektrode aus gleichen oder unterschiedlichen Materialien be- stehen. Hierdurch kann insbesondere die Aus- bzw. Eintritts arbeit der Elektroden optimal an das Material des Szintilla torkörpers und/oder des Photoleiters angepasst werden. Geei nete Materialien für die Elektroden sind beispielsweise Ind um-Zinn-Oxid (ITO) , Calcium oder Silber.
Weitere Vorteile ergeben sich, indem ein Abstand zwischen der ersten und der zweiten Elektrode zwischen 80 μπι und 2500 μπι, insbesondere zwischen 100 μπι und 2000 μπι beträgt. Unter einem Abstand zwischen 80 μπι und 2500 μπι sind dabei insbesondere
Abstände : von 10 um, 30 um, 50 um, 70 um, 90 um, 110 Um,
130 Um, 150 Um, 170 Um, 190 Um, 210 Um, 230 um, 250 Um,
270 Um, 290 Um, 310 Um, 330 Um, 350 Um, 370 um, 390 Um,
410 Um, 430 Um, 450 Um, 470 Um, 490 Um, 510 um, 530 Um,
550 Um, 570 Um, 590 Um, 610 Um, 630 Um, 650 um, 670 Um,
690 Um, 710 Um, 730 Um, 750 um, 770 Um, 790 um, 810 um,
830 Um, 850 Um, 870 Um, 890 um, 910 Um, 930 um, 950 um,
970 Um, 990 um, 10K 0 3 uumm .,, 11003 300 uutmn,, I1C 0 )5500 uu Lmm,, :1 L007700 Uumm,, 1100990 um,
1110 um, 1130 um, 150 um, 1170 Um, 1190 um, 1210 um,
1230 Um, 1250 Um, 270 um, 1290 Um, 1310 um, 1330 um,
1350 Um, 1370 Um, 390 um, 1410 Um, 1430 um, 1450 um,
1470 Um, 1490 Um, 510 um, 1530 Um, 1550 um, 1570 um,
1590 Um, 1610 Um, 630 um, 1650 um, 1670 um, 1690 um,
1710 Um, 1730 Um, 750 um, 1770 um, 1790 um, 1810 um,
1830 Um, 1850 Um, 870 um, 1890 um, 1910 um, 1930 um,
1950 Um, 1970 Um, 990 um, 2010 um, 2030 um, 2050 um,
2070 um, 2090 um, 110 um, 2130 um, 2150 um, 2170 um,
2190 um, 2210 um, 230 um, 2250 um, 2270 um, 2290 um,
2310 um, 2330 um, 350 um, 2370 um, 2390 um, 2410 um,
2430 um, 2450 um, 470 um, 2490 um und 2 500 μπι sowie entspre e wie beispielsweise 100 Um, 101 um, um, 105 Um, 106 Um, 107 Um, 108 um, um, 112 Um, 113 Um, 114 Um, 115 um, um, 119 Um, 120 um usw. zu verstehen. srdurch können insbesondere die Empfindlichkeit, Absorpti- _ ^Charakteristik und mechanische Stabilität des Strahlungsdetektors optimal eingestellt werden. Eine besonders hohe Empfindlichkeit des Strahlungsdetektors wird alternativ oder zusätzlich dadurch erzielt, dass der wenigstens eine Photoleiter in Erstreckungsrichtung der Elektroden betrachtet eine Breite zwischen 2 μm und 25 μm, insbesondere zwischen 5 μm und 20 μm aufweist. Unter einer Breite zwischen 2 μm und 25 μm sind Breiten von 2 μm, 3 μm, 4 μm, 5 μm, 6 μm, 7 μm, 8 μm, 9 μm, 10 μm, 11 μm, 12 μm, 13 μm, 14 μm, 15 μm, 16 μm, 17 μm, 18 μm, 19 μm, 20 μm, 21 μm, 22 μm, 23 μm, 24 μm und 25 μm sowie entsprechende Zwischenwerte zu verstehen. Eine weitere Optimierung des Absorptionsverhaltens und der mechanischen Stabilität wird in weiterer Ausgestaltung der Erfindung dadurch erzielt, dass die Szintillatorkörper in Erstreckungsrichtung der Elektroden betrachtet eine Breite zwischen 80 μm und 250 μm, insbesondere zwischen 100 μm und 200 μm aufweisen. Unter einer Breite zwischen 80 μm und
250 μm sind dabei Breiten von 80 μm, 90 μm, 100 μm, 110 μm, 120 μm, 130 μm, 140 μm, 150 μm, 160 μm, 170 μm, 180 μm, 190 μm, 200 μm, 210 μm, 220 μm, 230 μm, 240 μm und 250 μm sowie entsprechende Zwischenwerte wie beispielsweise 100 μm, 101 μm, 102 μm, 103 μm, 104 μm, 105 μm, 106 μm, 107 μm, 108 μm, 109 μm, 110 μm usw. zu verstehen.
Ein zweiter Aspekt der Erfindung betrifft ein Verfahren zum Herstellen eines Strahlungsdetektors zur Konversion von Rönt- genstrahlung in elektrische Signale, bei welchem mindestens ein Szintillatorelement zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in Lichtimpulse sowie mindestens ein Photoleiter zum Umwandeln von Lichtimpulsen in elektrische Signale zwischen wenigstens einer ersten und einer zweiten Elektrode angeordnet werden. Dabei ist erfindungsgemäß vorgesehen, dass zwischen der ersten und der zweiten Elektrode wenigstens eine sich zwischen der ersten und der zweiten Elektrode erstreckende Szintillatorschicht angeordnet wird, wobei innerhalb der Szintillatorschicht wenigstens ein sich zwischen der ersten und der zweiten Elektrode erstreckender Hohlraum vorgesehen wird, in welchem wenigstens ein Photoleiter angeordnet wird. Die sich hieraus ergebenden Vorteile sind den vorhergehenden Beschreibungen des ersten Erfindungsaspekts zu entnehmen, wo- bei vorteilhafte Ausgestaltungen des ersten Erfindungsaspekts als vorteilhafte Ausgestaltungen des zweiten Erfindungsaspekts und umgekehrt anzusehen sind. In einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung ist vorgesehen, dass zum Herstellen der Szintillatorschicht wenigstens zwei grüne Szintillatorkörper aus einem keramischen Material hergestellt, gestapelt, laminiert und zur Szintillatorschicht gesintert werden. Dies ermöglicht eine besonders einfache und variable Herstellung des Strahlungsdetektors. In Abhängigkeit der gewünschten Ausgestaltung und Dimensionierung der Szintillatorschicht können dabei auch 3, 4, 5, 6 oder mehr grüne, d.h. ungesinterte Szintillatorkörper verwendet werden. Weiterhin kann vorgesehen sein, dass Szintillatorkörper aus un- terschiedlichen Materialien verwendet werden. Hierdurch kann das Absorptionsverfahren des Strahlungsdetektors besonders einfach und präzise eingestellt werden.
Durch die Verwendung eines keramischen Folienverfahrens, ins- besondere Foliengießen, kann die Geometrie der einzelnen
Szintillatorkörper besonders einfach eingestellt werden. Darüber hinaus ist hierdurch eine einfache Möglichkeit gegeben, durch das Stapeln unterschiedlicher Grünfolien auch einzelne Szintillatorkörper mit besonders spezifischen Eigenschaften herzustellen.
Eine weitere Verbesserung der mechanischen Stabilität der Szintillatorschicht wird in weiterer Ausgestaltung dadurch erreicht, dass wenigstens einer der grünen Szintillatorkörper vor dem Stapeln mit wenigstens einer Erhebung und/oder Vertiefung versehen wird. Auf diese Weise können besonders einfach Hohlräume und/oder Materialbrücken zwischen benachbarten Szintillatorkörpern bzw. in der gesinterten Szintillatorschicht ausgebildet werden.
Besonders schnell und einfach lassen sich mehrere Erhebungen und/oder Vertiefungen gleichzeitig herstellen, indem der grüne Szintillatorkörper mit einem Punktraster bedruckt wird. In weiterer Ausgestaltung der Erfindung hat es sich als vorteilhaft gezeigt, wenn der Photoleiter in fließfähigem Zustand in den wenigstens einen Hohlraum der Szintillator- Schicht eingebracht und im Hohlraum verfestigt wird. Dies stellt eine besonders schnelle, einfache und kostengünstige Möglichkeit dar, um den Photoleiter in dem oder den Hohlräumen der Szintillatorschicht anzuordnen. In Abhängigkeit der konkreten Ausgestaltung des Photoleiters kann dieser ge- schmolzen und/oder mit einem Lösungsmittel versetzt werden, um ihn in den fließfähigen Zustand zu überführen. Nach dem Abkühlen und/oder Entweichen des Lösungsmittels verbleibt der Photoleiter dann in dem oder den Hohlräumen der Szintillatorschicht. Bei der Verwendung von organischen Polymeren als Photoleiter besteht in weiterer Ausgestaltung der Erfindung darüber hinaus die grundsätzliche Möglichkeit, die entsprechenden Monomere bzw. Edukte der betreffenden Polymere in den oder die Hohlräume einzubringen und im betreffenden Hohlraum auszupolymerisieren, um den Photoleiter direkt innerhalb des Hohlraums herzustellen.
Ein dritter Aspekt der Erfindung betrifft ein Röntgengerät, welches zur direkten Konversion von Röntgenstrahlung in elektrische Signale einen Strahlungsdetektor gemäß dem ersten Erfindungsaspekt und/oder einen mittels eines Verfahrens nach dem zweiten Erfindungsaspekt erhältlichen bzw. erhaltenen Strahlungsdetektor umfasst. Die sich hieraus ergebenden Merkmale und deren Vorteile sind den Ausführungen zum erfindungsgemäßen Strahlungsdetektor sowie zum erfindungsgemäßen Ver- fahren zu entnehmen und gelten entsprechend für das Röntgengerät. Das Röntgengerät kann beispielsweise zur medizinischen Röntgenbildgebung oder zur Röntgenkontrolle an Flughäfen, Gebäuden und dergleichen ausgebildet sein. Es ist jedoch zu betonen, dass das Röntgengerät hinsichtlich seiner Ausgestal- tung nicht auf die genannten Anwendungen beschränkt ist.
Weitere Merkmale der Erfindung ergeben sich aus den Ansprüchen, dem Ausführungsbeispiel sowie anhand der Zeichnung. Die vorstehend in der Beschreibung genannten Merkmale und Merkmalskombinationen sowie die nachfolgend in dem Ausführungsbeispiel genannten Merkmale und Merkmalskombinationen sind nicht nur in der jeweils angegebenen Kombination, sondern auch in anderen Kombinationen verwendbar, ohne den Rahmen de Erfindung zu verlassen. Dabei zeigt: eine schematische seitliche Schnittansicht eines erfindungsgemäßen Strahlungsdetektors; und eine schematische Schnittansicht des Strahlungsdetektors entlang der in FIG 1 gezeigten Schnittebene
FIG 1 zeigt eine schematische seitliche Schnittansicht eines erfindungsgemäßen Strahlungsdetektors 10 zur Konversion von Röntgenstrahlung in elektrische Signale und wird im Folgenden in Zusammenschau mit FIG 2 erläutert werden, wobei FIG 2 eine schematische Schnittansicht des Strahlungsdetektors 10 ent- lang der Schnittebene II-II zeigt. Der Strahlungsdetektor 10 umfasst eine erste und eine zweite Elektrode 12a, 12b, zwischen welchen eine sich zwischen den Elektroden 12a, 12b erstreckende Szintillatorschicht 14 zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in Lichtimpulse angeordnet ist. Der mit den Pfeilen Ia gekennzeichnete Abstand zwischen den Elektroden 12a, 12b und damit die Dicke der Szintillatorschicht 14 beträgt im gezeigten Ausführungsbeispiel zwischen 100 μπι und 2000 μπι. Die Szintillatorschicht 14 umfasst im gezeigten Ausführungsbeispiel exemplarisch vier Szintillatorkörper 16a-d, welche unter Ausbildung entsprechender Hohlräume 18a-c voneinander beabstandet angeordnet sind. Die Szintillatorkörper 16a-d weisen in Erstreckungsrichtung der Elektroden 12a, 12b be- trachtet eine mit den Pfeilen Ib gekennzeichnete Breite zwischen 100 μπι und 200 μπι auf. Die Szintillatorkörper 16a-d bestehen im gezeigten Ausführungsbeispiel exemplarisch aus ei- nem dotierten keramischen Material, wobei beispielsweise (Y, Gd) 203:Eu, Y3Al5Oi2:Ce oder Lu2Si05:Ce verwendet werden können.
Die Hohlräume 18a-c, die sich senkrecht zur Szintillator- Schicht 14 zwischen der ersten und zweiten Elektrode 12a, 12b erstrecken, sind vollständig mit einem organischen Photoleiter 20 gefüllt, so dass die erforderliche Umsetzung der von der Szintillatorschicht 14 generierten Photonen in Ladungsträger direkt (entstehungsnah) erfolgen kann und auch der La- dungstransport zu den Elektroden 12a, 12b durch die gesamte
Dicke der Szintillatorschicht 14 erfolgen kann. Die Hohlräume 18a-c und damit auch die Schichten des Photoleiters 20 weisen im gezeigten Ausführungsbeispiel in Erstreckungsrichtung der Elektroden 12a, 12b betrachtet eine Breite zwischen 5 μπι und 20 μπι auf. Diese Breite ist mit den Pfeilen Ic gekennzeichnet .
Man erkennt weiterhin, dass die Szintillatorkörper 16a-d im Wesentlichen quaderförmig ausgebildet sind und dass die be- züglich der Erstreckungsrichtung der Elektroden 12a, 12b laterale, abwechselnde Anordnung von Szintillatorkörpern 16a-d und Photoleitern 20 einem lamellaren Aufbau entspricht.
Zum Einbringen des Photoleiters 20 in die Hohlräume 18a-c kann der Photoleiter 20 beispielsweise in einem Lösungsmittel gelöst und in die Hohlräume 18a-c eingefüllt werden. Als Photoleiter 20 wird im gezeigten Ausführungsbeispiel ein p/n- Polymerblend aus dem p-Typ-Halbleiter Poly (3 -hexylthiophen) (P3HT) mit der Strukturformel
Figure imgf000014_0001
und dem n-Typ-Halbleiter [6 , 6] -Phenyl-C61- buttersäuremethylester (PCBM) mit der Strukturformel
Figure imgf000015_0001
verwendet .
Die Szintillatorkörper 16a-d können beispielsweise durch ein keramisches Folienverfahren hergestellt werden, bei welchem eine oder mehrere ungesinterte („grüne") Keramikfolien (nicht gezeigt) zu einem so genannten Grünkörper gestapelt werden. Die zum Formen des Grünkörpers verwendeten Keramikfolien können beispielsweise durch Foliengießen einer keramischen Grünfolie auf einem Träger hergestellt werden. Hierbei wird der Träger anschließend von der keramischen Grünfolie abgezogen, wodurch eine ungesinterte Keramikfolie erhalten wird. Durch Variierung der Anzahl und Dicke der verwendeten Keramikfolien kann die resultierende Dicke der einzelnen Szintillatorkörper 16a-d und damit auch der Abstand zwischen den Elektroden 12a, 12b besonders einfach und präzise eingestellt werden. Wie bereits erwähnt besitzen die gezeigten Szintillatorkörper 16a-d dabei eine Dicke zwischen etwa 100 μπι und etwa 2000 μπι. Es ist jedoch zu betonen, dass die Erfindung nicht auf die Verwendung derartig hergestellter Szintillatorkörper 16a-d beschränkt ist, so dass auch anderweitig hergestellte Szintillatorkörper 16a-d aus nicht-keramischen Materialien zur Her- Stellung der Szintillatorschicht 14 verwendet werden können. Der durch das Stapeln der Keramikfolien erhaltene Grünkörper wird dann bei für das jeweilige Material geeigneten Temperaturen, beispielsweise bei Temperaturen zwischen 800 °C und 1000 °C für so genannte Niedertemperatur-Einbrand- Keramikmaterialien (Low Temperature Cofired Ceramics; LTCC) oder bei Temperaturen zwischen etwa 1500 °C und etwa 1800 °C für so genannte Hochtemperatur-Einbrand-Keramikmaterialien (High Temperature Cofired Ceramics; HTCC) , gesintert.
Weiterhin kann vorgesehen sein, dass die Keramikfolien orga- nische Binder enthalten bzw. dass die grünen Keramikfolien mit Hilfe von organischen Bindern laminiert werden. Das Ent- bindern erfolgt dann vor dem Sinterschritt bei Temperaturen bis etwa 600 °C. Man erkennt aus der Zusammenschau von FIG 1 und FIG 2, dass zwischen den Szintillatorkörpern 16b und 16c mehrere Materialbrücken 22 ausgebildet sind, mittels welchen die Szintilla- torkörper 16b und 16c aneinander abgestützt sind. Die Materialbrücken 22 weisen dabei im gezeigten Ausführungsbeispiel gleichmäßige Abstände von jeweils etwa 10 μπι voneinander auf. Es ist dabei zu betonen, dass die Materialbrücken 22 grundsätzlich zwischen allen Szintillatorkörpern 16a-d oder - wie gezeigt - nur zwischen manchen der Szintillatorkörper 16a-d ausgebildet sein können. Die Materialbrücken 22 sind im ge- zeigten Ausführungsbeispiel zylinderförmig bzw. im Querschnitt kreisförmig ausgebildet, wobei grundsätzlich auch andere Geometrien vorgesehen sein können. Mit steigernder Anzahl an Materialbrücken 22 steigt grundsätzlich die mechanische Stabilität der Szintillatorschicht 14, so dass die An- zahl und Anordnung der Materialbrücken 22 optimal an den jeweiligen Anwendungszweck angepasst werden kann. Die Herstellung der Materialbrücken 22 kann beispielsweise im Rahmen des vorstehend geschilderten Foliengießverfahrens erfolgen, indem der grüne Szintillatorkörper 16c und/oder 16d mit einem
Punktraster bedruckt wird, um entsprechende Erhebungen und/oder Vertiefungen auszubilden. Indem die Materialbrücken 22 aus demselben Material wie die Szintillatorkörper 16a-d bestehen, ergibt sich der Vorteil, dass die Materialbrücken 22 ebenfalls zur Strahlungsdetektion beitragen. Alternativ oder zusätzlich kann vorgesehen sein, dass zumindest manche Materialbrücken 22 aus einem anderen, vorzugsweise keramischen Material bestehen, da sich hierdurch fertigungstechnische Vorteile ergeben können. Die in den Unterlagen angegebenen Parameterwerte zur Definition von Prozess- und Messbedingungen für die Charakterisierung von spezifischen Eigenschaften des Erfindungsgegenstands sind auch im Rahmen von Abweichungen - beispielsweise aufgrund von Messfehlern, Systemfehlern, Einwaagefehlern, DIN- Toleranzen und dergleichen - als vom Rahmen der Erfindung mitumfasst anzusehen.

Claims

Patentansprüche
1. Strahlungsdetektor (10) zur Konversion von Röntgenstrahlung in elektrische Signale, umfassend wenigstens eine erste und eine zweite Elektrode (12a, 12b) , zwischen welchen mindestens ein Szintillatorelement zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in Lichtimpulse sowie mindestens ein Photoleiter (20) zum Umwandeln von LichtImpulsen in elektrische Signale angeordnet sind,
dadurch gekennzeichnet,
dass der Strahlungsdetektor (10) wenigstens eine sich zwischen der ersten und der zweiten Elektrode (12a, 12b) erstreckende Szintillatorschicht (14) umfasst, wobei innerhalb der Szintillatorschicht (14) wenigstens ein sich zwischen der ersten und der zweiten Elektrode (12a, 12b) erstreckender Hohlraum (18a-c) vorgesehen ist, in welchem wenigstens ein Photoleiter (20) angeordnet ist.
2. Strahlungsdetektor (10) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Szintillatorschicht (14) wenigstens zwei voneinander beabstandete Szintillatorkorper (16a-d) umfasst, zwischen welchen jeweils wenigstens ein Photoleiter (20) angeordnet ist.
3. Strahlungsdetektor (10) nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die wenigstens zwei Szintillatorkorper
(16a-d) und der wenigstens eine Photoleiter (20) lamellenartig zwischen der ersten und der zweiten Elektrode
(12a, 12b) angeordnet sind.
4. Strahlungsdetektor (10) nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass benachbarte Szintillatorkorper (16b, 16c) aneinander abgestützt sind.
5. Strahlungsdetektor (10) nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass benachbarte Szintillatorkorper (16b, 16c) mittels mehrerer Materialbrücken (22) aneinander abge- stützt sind, wobei die Materialbrücken (22) vorzugsweise einen Abstand zwischen 5 μπι und 15 μπι voneinander aufweisen .
6. Strahlungsdetektor (10) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Szintillatorschicht (14) einen Einkristall und/oder ein dotiertes und/oder undotiertes keramisches Material umfasst.
7. Strahlungsdetektor (10) nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Photoleiter (20) eine anorganische und/oder organische Elektronenakzeptor- Verbindung und/oder eine anorganische und/oder organische Elektronendonator-Verbindung umfasst.
8. Strahlungsdetektor (10) nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Photoleiter (20) ausgewählt ist aus einer Gruppe, die substituierte und/oder unsubstituierte Fullerene, Polyacetylene , Poly (para-phenylene) , Polyphe- nylenvinylene , Polythiophene , Polyethylendioxythiophene , Polyaniline, Polysulfonsäuren, Polysilane, Polycarbazole und/oder Polypyrrole umfasst.
9. Strahlungsdetektor (10) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die erste Elektrode (12a) und die zweite Elektrode (12b) aus gleichen oder unterschiedlichen Materialien bestehen.
10. Strahlungsdetektor (10) nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass ein Abstand zwischen der ersten und der zweiten Elektrode (12a, 12b) zwischen 80 μπι und 2500 μπι, insbesondere zwischen 100 μπι und 2000 μπι beträgt und/oder dass der wenigstens eine Photoleiter (20) in Erstreckungsrichtung der Elektroden (12a, 12b) betrachtet eine Breite zwischen 2 μπι und 25 μπι, insbesondere zwischen 5 μπι und 20 μπι aufweist.
11. Strahlungsdetektor (10) nach einem der Ansprüche 2 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Szintillatorkorper (16a-d) in Erstreckungsrichtung der Elektroden (12a, 12b) betrachtet eine Breite zwischen 80 μπι und 250 μπι, insbesondere zwischen 100 μπι und 200 μπι aufweisen.
12. Verfahren zum Herstellen eines Strahlungsdetektors (10) zur Konversion von Röntgenstrahlung in elektrische Signale, bei welchem mindestens ein Szintillatorelement zur Umwandlung von Röntgenstrahlung in Lichtimpulse sowie mindestens ein Photoleiter (20) zum Umwandeln von Lichtimpulsen in elektrische Signale zwischen wenigstens einer ersten und einer zweiten Elektrode (12a, 12b) angeordnet werden,
dadurch gekennzeichnet, dass
zwischen der ersten und der zweiten Elektrode (12a, 12b) wenigstens eine sich zwischen der ersten und der zweiten Elektrode (12a, 12b) erstreckende Szintillatorschicht
(14) angeordnet wird, wobei innerhalb der Szintillatorschicht (14) wenigstens ein sich zwischen der ersten und der zweiten Elektrode (12a, 12b) erstreckender Hohlraum
(18a-c) vorgesehen wird, in welchem wenigstens ein Photoleiter (20) angeordnet wird.
13. Verfahren nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass zum Herstellen der Szintillatorschicht (14) wenigstens zwei grüne Szintillatorkorper aus einem keramischen Material hergestellt, gestapelt, laminiert und zur Szintillatorschicht (14) gesintert werden.
14. Verfahren nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Szintillatorkorper (16a-d) durch ein keramisches Folienverfahren hergestellt werden.
15. Verfahren nach Anspruch 13 oder 14, dadurch gekennzeich net, dass wenigstens einer der grünen Szintillatorkörpe vor dem Stapeln mit wenigstens einer Erhebung und/oder Vertiefung versehen wird.
16. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass der wenigstens eine grüne Szintillatorkörper zum Herstellen mehrerer Erhebungen und/oder Vertiefungen mit einem Punktraster bedruckt wird.
17. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass der Photoleiter (20) in fließfähigem Zustand in den wenigstens einen Hohlraum (18a-c) der Szintillatorschicht (14) eingebracht und im Hohlraum (18a-c) verfestigt wird.
18. Röntgengerät, welches zur direkten Konversion von Röntgenstrahlung in elektrische Ladung einen Strahlungsdetektor (10) nach einem der Ansprüche 1 bis 11 und/oder einen mittels eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 12 bis 17 erhältlichen Strahlungsdetektor (10) umfasst.
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