WO2014019822A1 - Röntgenstrahlungsdetektor und ct-system - Google Patents

Röntgenstrahlungsdetektor und ct-system Download PDF

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WO2014019822A1
WO2014019822A1 PCT/EP2013/064535 EP2013064535W WO2014019822A1 WO 2014019822 A1 WO2014019822 A1 WO 2014019822A1 EP 2013064535 W EP2013064535 W EP 2013064535W WO 2014019822 A1 WO2014019822 A1 WO 2014019822A1
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ray detector
layer
electrode
semiconductor
voltage source
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PCT/EP2013/064535
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English (en)
French (fr)
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Miguel Labayen De Inza
Fabrice Dierre
Björn KREISLER
Daniel NIEDERLÖHNER
Christian Schröter
Matthias Strassburg
Original Assignee
Siemens Aktiengesellschaft
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Publication date
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Definitions

  • the invention relates to a direct-converting X-ray detector for detecting X-radiation, in particular for use in a CT system, comprising at least one semiconductor used for the detection of X-radiation and at least one electrode applied to the semiconductor, wherein the semiconductor and the at least one electrode are electrically connected, and a CT system with an X-ray detector.
  • direct-conversion detectors based on semiconducting materials, such as CdTe, CdZnTe, CdZnTeSe,
  • these materials have a large number of crystal defects or impurities, which can be electrically effective as trapping and recombination centers and adversely affect the detection of X-rays, for example in the form of image artifacts.
  • additional radiation for example, IR, UV or visible radiation is used.
  • non-transparent or opaque electrodes which are arranged on the side surface of the semiconductor facing the additional radiation are used in the X-ray detectors known hitherto.
  • This non-transparent electrode also connects the material of the semiconductor with a high voltage source or an electrically conductive connection to the high voltage source.
  • the applied high voltage generates an electric field in the interior of the material of the semiconductor, which the Movement of the generated charge carriers to the electrode allows.
  • the semiconductor is almost completely shielded from the additional radiation so that no additional charge carriers are generated.
  • conventional electrodes have a significant absorption effect for the X-radiation to be detected. Due to the requirement to keep the dose rate of a patient in a CT device as low as possible, it is desirable to use an electrode with the lowest possible absorption effect. This applies regardless of whether or not the detector is irradiated with additional radiation for optimizing the X-ray radiation detection.
  • the document US 6,163,030 A shows a radiation detector with a semiconductor, in which electrodes of TCO, thin metal layers of Au or Pt or organic conductors such as polyanaline are used.
  • 2011/0253886 AI which describes a direct-converting radiation detector in which light is coupled into a semiconductor layer with the aid of a light source. It is therefore an object of the invention to provide an improved direct-conversion X-ray detector, whose detector material is not shielded by a non-transparent electrode from additional radiation and whose electrode has a low absorption effect for the gamma and / or X-radiation to be detected.
  • the electrode can be made up of several layers.
  • the electrically conductive and transparent electrode is applied to a surface of the semiconductor facing the X-radiation.
  • a first, applied directly on the material of the semiconductor layer may be formed as an electrically conductive and at least partially transparent contact layer.
  • conductive metals such as platinum, indium, molybdenum, tungsten, ruthenium, rhodium, gold, silver, aluminum or a compound of these metals are suitable.
  • the contact layer can be formed either as a continuous layer with a thickness of at most 200 nm or as a porous layer with unevenly distributed, transparent pores or as a structured layer, for example in the form of a network with uniformly distributed, transparent holes or meshes be.
  • Through the layer or the pores, holes or mesh at least 10%, better at least 50%, of the additional radiation reaches the material of the semiconductor. For example, more radiation passes through the contact layer, the thinner it is and / or the larger or more frequently the pores, holes or meshes are formed.
  • the conductivity of the contact layer decreases as the number of pores, holes or meshes in the layer increases.
  • a further electrically conductive and transparent layer may be formed on the contact layer.
  • This layer is formed for example as an intermediate layer with a thickness between 25 ⁇ and 300 ⁇ .
  • the intermediate layer comprises an adhesive and a plurality of filler elements which are embedded or incorporated in the adhesive.
  • the adhesive is formed, for example, as an electrically conductive, transparent transfer belt.
  • Adhesive and, for the additional radiation, at least semitransparent materials such as, for example, acrylates, silicones or other organic adhesives are suitable for the adhesive.
  • the particulate fillers are embedded in the adhesive and provide an electrically conductive contact between the contact layer and another layer of the electrode.
  • the filling elements are formed, for example, from a conductive metal such as copper, aluminum, silver, carbon, nickel, gold or from a combination of these materials.
  • the number of filling elements or their density in the adhesive as well as the distance between the filling elements is chosen so that on the one hand the intermediate layer is formed as well as possible conductive, but on the other hand, the intermediate layer is as transparent as possible. In this case, the more filling elements or the greater their density, the higher the conductivity, but the lower the transparency of the intermediate layer and vice versa.
  • the density can be chosen so that no more than 75% of the original intensity of the additional radiation is absorbed by the intermediate layer.
  • the further layer of the electrode is formed, for example, as a TCO layer and electrically connected by means of the filling elements of the intermediate layer with the contact layer and thus with the semiconductor.
  • TCO stands for the term "transparent conducting oxides.” These are electrically conductive materials with a comparatively low absorption of electromagnetic waves in the visible light range Suitable materials are for example inorganic materials, such as pure or doped indium tin oxide, pure or doped indium oxide , Tin oxide, pure or doped zinc oxide, cadmium oxide, or organic materials such as poly-3, 4-ethylenedioxythiophene, polystyrene sulfonate, carbon nanotubes, pure or doped derivatives of polyaniline
  • the TCO layer for example, has a thickness of 5 nm to 5 ⁇ on ,
  • another layer may be formed on the TCO layer in the form of an electrically conductive and transparent carrier protective layer, for example of polyethylene terephthalate, polyethylene terephthalate glycols, polypropylene, polyethylene, polyvinyl chloride or other plastic-based materials.
  • the TCO layer and the carrier protective layer of the electrode can also form an electrically conductive connection of the electrode to a voltage source of the X-ray radiation detector. This connection is designed either as a direct or as an indirect connection. In a direct connection, the electrode is connected directly to the voltage source, for example, soldered. In an indirect connection, for example, conductive connecting elements are formed between the TCO layer and the voltage source.
  • Measurement processes of the detector can be carried out, while the additional radiation is applied to the semiconductor.
  • the entire surface of the semiconductor can be used for the detection of gamma and / or X-radiation, in contrast to the conventional detectors, in which at least part of the surface is covered with a non-transparent electrode and therefore can not be exposed to the additional radiation . Due to the lack of irradiation, this region of the semiconductor has a temporally unstable behavior.
  • the occurring absorption effect of the electrode for the gamma and / or X-radiation is much lower in comparison to the prior art. This is achieved above all by means of the small thickness of the electrode and the low atomic numbers depending on the materials chosen.
  • a direct-conversion X-ray detector for detecting X-ray radiation, in particular for use in a CT system, comprising at least one semiconductor used for detecting X-ray radiation, and at least one electrode applied to the semiconductor, wherein the semiconductor and the at least an electrode are electrically conductively connected and the at least one electrode is transparent and electrically conductive to improve to the effect that the applied to the semiconductor at least one electrode at least the following layers in the following order: at least one contact layer, at least one intermediate layer with at least a filler element embedded in the adhesive, at least one TCO layer and at least one carrier protection layer.
  • the layers of the electrode on the semiconductor starting from the semiconductor in the direction of the incident radiation, in the above-mentioned order.
  • the direct-conversion X-ray detector comprises a semiconductor which is used to detect the X-ray radiation. Suitable materials for the semiconductor include, for example, CdTe, CdZnTe, CdZnTeSe, CdTeSe, CdMnTe, InP, TIBr2 or HgI2.
  • the X-ray detector comprises at least one electrode applied to the semiconductor. In one embodiment, exactly one electrode is formed. Other embodiments provide more than one electrode, for example, two, three or four electrodes. For example, the electrode is formed as an anode and / or cathode.
  • the electrode according to the invention is preferably applied to a surface of the semiconductor which is oriented toward the X-radiation and / or the additional radiation.
  • the cathode is preferably arranged on the side facing the X-ray or additional radiation, since common detectors use the electrons for signal generation.
  • the electrode extends almost over the entire, the X-ray radiation facing surface of the semiconductor. With the semiconductor, the electrode is electrically connected. Furthermore, the electrode is connected to at least one voltage source, in particular a high voltage source. By means of the voltage source, a voltage is applied to the semiconductor, so that the additionally generated charge carriers move in the resulting electric field in the interior of the semiconductor towards the electrode.
  • the electrode is both transparent and electrically conductive. This ensures, on the one hand, that the additional radiation can penetrate into the semiconductor by no shielding of the additional radiation taking place through the transparent electrode and, on the other hand, that an electrically conductive connection to the voltage source is formed.
  • the electrode is in one embodiment in one piece. In other preferred embodiments, the electrode is in several parts, for example two-, three-, four- or five-part.
  • the electrode is composed of several layers.
  • the layers of the electrode each extend parallel to the surface of the semiconductor on which the electrode is applied. An embodiment provides that all layers are each transparent and electrically conductive. In In another embodiment, the layers are transparent in their entirety and electrically conductive.
  • the electrode comprises at least one electrically conductive contact layer.
  • the contact layer is advantageously applied directly to the semiconductor. It serves for the electrically conductive contacting of the electrode with the semiconductor.
  • the contact layer preferably has a thickness of at most 250 nm, preferably at most 200 nm and more preferably at most 150 nm. Basically, the thinner the contact layer is formed, the more transparent it is for the additional radiation, with decreasing thickness, the conductivity is reduced.
  • Particularly suitable for the contact layer are electrically conductive metals, such as platinum, indium, molybdenum, tungsten, ruthenium, rhodium, gold, silver, aluminum and / or compounds thereof.
  • the contact layer provides a continuous contact layer of the aforementioned thickness.
  • the transparency and conductivity of the contact layer is advantageously the same over its entire surface.
  • the contact layer is structured.
  • the contact layer is formed porous.
  • the pores of the contact layer are more transparent to the additional electromagnetic radiation than the other regions of the contact layer. As the number and / or size of the pores increases, so does the
  • the contact layer may be structured, for example, net-like, formed.
  • a reticular contact layer advantageously has a plurality of free meshes or holes, which increase the transparency of the contact layer.
  • the meshes of a mesh-like contact layer are uniformly distributed, so that the properties of the contact layer are uniform over the entire surface of the semiconductor.
  • Another layer of the electrode is preferably formed as at least one intermediate layer.
  • the intermediate layer is preferably arranged on the contact layer.
  • the intermediate layer comprises an adhesive and at least one filler element.
  • the adhesive is designed, for example, as an adhesive or self-adhesive material, such as acrylates or other adhesives.
  • the adhesive is at least semitransparent, preferably transparent, for which additional radiation is formed.
  • the at least one filler element is preferably embedded in or embedded in the adhesive and thus surrounded by the adhesive.
  • exactly one filling element is provided.
  • Preferred embodiments provide several, in particular a plurality of filling elements. The filling elements advantageously realize a conductive connection between the contact layer and a further layer of the electrode.
  • the filling elements are electrically conductive, for example made of a metal such as copper, aluminum, silver, carbon, nickel, gold or combinations thereof.
  • the particulate fillers are in the form of silver-plated copper and / or nickel particles or the like.
  • Particle-like filling elements elongated in particular fibrous and / or cylindrical, formed.
  • Other embodiments provide round filling elements.
  • the filling be uniformly and / or unevenly spaced embedded in the adhesive.
  • the intermediate layer preferably has a thickness of about 25 ⁇ to 300 ⁇ .
  • the thickness is particularly dependent on the shape and size of the filling elements used.
  • the intermediate layer preferably has an absorption degree of at most 75%, preferably at most 60%, more preferably at most 50% and most preferably at most 40%, of the intensity of the additional radiation. In other words, preferably at most 75% of the additional radiation is blocked by the intermediate layer.
  • the different degrees of absorption of the intermediate layer can preferably be regulated by means of a number and / or size of the filling elements.
  • the denser and the more filling elements are present in the adhesive the less transparent is the intermediate layer, but all the more conductive.
  • the density is advantageously selected such that the intermediate layer is as transparent as possible, but still sufficiently conductive.
  • the electrode comprises a further one
  • This further layer is preferably formed as at least one TCO layer.
  • TCO stands for the term transparent, electrically conductive oxides (English: transparent conducting oxides).
  • the TCO layer is formed of a transparent, conductive oxide.
  • TCO materials are electrically conductive materials with a comparatively low absorption of electromagnetic waves in the visible light range.
  • a TCO layer is particularly suitable for the realization of a transparent and electrically conductive electrode.
  • Organic and inorganic materials are suitable for forming the TCO layer.
  • the TCO layer is made of at least one material of the following List formed: indium tin oxide (ITO, FTO etc.), pure or doped, indium oxide, pure or doped (ln 2 0 3 , IZO etc.), tin oxide (SnO x ), zinc oxide (ZTO, AZO, GZO, IZO etc.) , pure or doped, cadmium oxide (CdO), or poly-3, 4-ethylenedioxythiophene (PEDOZ), polystyrene sulfonate (PSS), PEDOTrPSS, carbon nanotubes, derivatives of polyaniline, pure or doped.
  • the TCO layer preferably has a thickness of 5 nm to 5 ⁇ m.
  • the electrode also comprises a further layer, which is formed as at least one carrier protective layer.
  • the at least one carrier protective layer is preferably applied directly to the TCO layer.
  • the at least one carrier protective layer is preferably formed as the outermost layer of the electrode, which is directly exposed to the X-ray radiation to be detected and the additional radiation.
  • exactly one carrier protective layer is formed, in other embodiments, a plurality of carrier protective layers are formed.
  • the carrier protective layer is preferably transparent and electrically conductive.
  • materials such as polyethylene terephthalate (PET), polyethylene terephthalate glycols (PET-G), polypropylene (PP), polyethylene (PE), polyvinyl chloride (PVC) or the like are suitable.
  • the layers of the electrode are electrically conductively connected to each other and also provide an electrically conductive connection between the voltage source and the material of the semiconductor.
  • the layers in their entirety are transparent according to the invention.
  • the layers each extend over an entire side surface of the semiconductor or the respective layer arranged underneath.
  • a total thickness of the layers or the electrode is preferably between 50 ⁇ and 510 ⁇ .
  • the electrode is electrically connected to the at least one voltage source.
  • This electrical connection is formed either directly or indirectly.
  • a direct connection advantageously provides that the electrical connection is formed by the electrode itself.
  • the electrically conductive connection is preferably formed as a continuation or extension of the at least one TCO layer and the at least one carrier protective layer.
  • the thicker, more stable TCO layer supports the thinner, less stable carrier protective layer.
  • the TCO layer of the electrode is preferably connected directly to the voltage source, for example, the electrical connection between a solder joint, a bonding of a conductive adhesive and / or a conductive adhesive tape, and / or a mechanical connection, in particular a
  • the electrical connection between the electrode and the voltage source is formed as an indirect connection.
  • the TCO layer is indirectly connected to the voltage source.
  • the electrical connection comprises at least one electrically conductive connecting element, which electrically connects the TCO layer to the voltage source.
  • connecting elements By using connecting elements, an electrical resistance of the electrical connection to the voltage source can be reduced slightly.
  • One embodiment provides exactly one connecting element, preferred embodiments provide more than one, for example, two, three or four, connecting element before.
  • the connecting elements are formed either the same or different.
  • a first connecting element is advantageously connected, on the one hand, to the TCO layer and, on the other hand, to a second connecting element, wherein the second connecting element is in turn advantageously connected to the voltage source.
  • the first connection element is formed in one embodiment of an adhesive according to the adhesive of the intermediate layer or of another electrically conductive material, such as an adhesive and / or tape.
  • the second connecting element is formed in one embodiment of an electrically conductive metal, in particular a metal film.
  • the electrical connection of the electrode to the voltage source is formed in one embodiment over an entire width of the electrode or the semiconductor. In another embodiment, the electrical connection is narrower than the side of the electrode aligned with the voltage source.
  • the scope of the invention also includes a CT system, at least comprising a direct-conversion X-ray detector, with which tomographic images of an examination subject can be created.
  • a CT system with the X-ray detector according to the invention a drift-free measurement of the radiation absorption is advantageously ensured, so that the images produced are advantageously free of image artifacts.
  • FIG. 3 Electrode according to FIG. 3 with an indirect connection to the voltage source, and FIG. 7 a schematic plan view of the invention
  • FIG. 1 shows an exemplary CT system Cl.
  • the CT system Cl comprises a gantry housing C6, in which there is a gantry, not shown here, to which a first X-ray tube C2 is attached with an opposite first detector C3.
  • a second x-ray tube C4 is provided with a second opposing detector C5.
  • a patient C7 is located on a patient couch C8, which can be displaced in the direction of the system axis C9, by means of which it is continuously or sequentially moved along the system axis C9 during scanning with the X-ray radiation
  • the detectors C3 and C5 are designed as direct-converting X-ray detectors which have at least one semiconductor used to detect the X-radiation, and an electrode 2 applied to the semiconductor 1, the semiconductor 1 and the electrode 1 being electrically conductively connected to a voltage source 7.
  • the electrode according to the invention is electrically conductive and transparent (see FIGS. 3 to 6).
  • the semiconductor 2 shows a schematic representation of a conventional electrode 2 on a semiconductor 2 with a voltage source 7.
  • the semiconductor 1, for example CdTe is used for the detection of X-radiation in a CT system (see FIG. 1), wherein the semiconductor 1 is irradiated to generate additional charge carriers with an additional radiation, for example IR radiation.
  • an additional radiation for example IR radiation.
  • the electrode 2 is applied on an aligned to the additional radiation surface la of the semiconductor 1, the electrode 2 is applied.
  • the electrode 2 and the semiconductor 1 are electrically conductively connected to each other.
  • the electrode 2 is connected by means of an electrically conductive connection 8 with the voltage source 7 of the detector.
  • it is non-transparent for the additional radiation, so that the semiconductor 1 is almost completely screened by the electrode 2 with respect to the additional radiation. The generation of additional charge carriers in the material of the semiconductor 1 is thus possible only to a limited extent.
  • FIG. 3 shows an electrode 2 according to the invention on a semiconductor 1 with a voltage source 7.
  • the semiconductor 1, the voltage source 7 and the arrangement of the electrode 2 on the semiconductor 1 correspond to the embodiment shown in FIG.
  • the same components are marked reference numerals. A detailed description of components already described is therefore omitted.
  • the electrode 2 is transparent and electrically conductive.
  • the electrode 2 comprises four respectively transparent and electrically conductive layers, namely a contact layer 3, an intermediate layer 4, a TCO layer 5 and a carrier protection layer 6.
  • Layers 3, 4, 5 and 6 are also also electrically connected to each other.
  • the layers are applied in the above-mentioned order on the surface 1a of the semiconductor 1, wherein the contact layer 3 is contacted directly with the surface 1a and the carrier protective layer 6 is exposed directly to the incident radiation.
  • a thickness of the electrode 2 or a total thickness of the layers 3, 4, 5 and 6 is between 50] im and 510 ⁇ .
  • the contact layer 3 is formed of an electrically conductive metal such as platinum.
  • the contact layer 3 is further formed as a continuous layer with a uniform thickness of less than 200 nm. Due to the small thickness of the contact layer 3, this is at least partially transparent to the additional radiation.
  • the intermediate layer 4 comprises an adhesive and at least partially transparent adhesive 4a, such as an electrically conductive adhesive. Furthermore, the intermediate layer 4 comprises a multiplicity of electrically conductive, particulate filling elements 4b.
  • the filling elements 4b are embedded in the adhesive 4a and establish an electrically conductive connection between the contact layer 3 and the TCO layer 5 arranged on the intermediate layer 4. In the embodiment shown here, the filling elements 4b are arranged evenly spaced and as elongated fibers educated.
  • the filling elements 4b are formed, for example, from a metal.
  • the TCO layer 5 is applied to the intermediate layer 4.
  • the electrically conductive and transparent TCO layer 5 is formed of electrically conductive materials with a low degree of absorption for the additional radiation, for example doped indium oxide.
  • the carrier protective layer 6 is applied to the TCO layer.
  • the transparent carrier protective layer 6 has a thickness of about 100 ⁇ and is formed for example of PET.
  • the TCO layer 5 and the carrier protection layer 6 form a direct, electrically conductive connection 8 to the voltage source 7.
  • the TCO layer 5 and the carrier protective layer 6 are extended or continued up to the voltage source 7.
  • the thinner, upper carrier protective layer 6 is supported and stabilized by the thicker TCO layer 5.
  • the embodiments of FIGS. 3 to 5 differ in the design of the direct connection of the TCO layer 5 to the voltage source 7.
  • the electrically conductive connection 8 has a bond 11, by means of which the TCO layer is connected to the voltage source 7 is glued.
  • the electrically conductive connection 8 comprises a soldering point 12 for connecting the TCO layer 5 to the voltage source 7.
  • the TCO layer 5 is electrically conductive to the voltage source by means of a clamping connection 13 connected.
  • the embodiments of the semiconductor 1, the electrode 2 with their layers 3, 4, 5 and 6 of FIGS. 4 and 5 correspond to the embodiment shown in FIG.
  • the same components are identified by the same reference numerals. A detailed description of components already described is therefore omitted.
  • 6 shows a schematic representation of the electrode 2 according to the invention with an indirect, electrically conductive connection 8 to the voltage source 7.
  • the embodiment of the electrode 2 of Figure 6 corresponds to the embodiment of Figure 3.
  • the same components are identified by the same reference numerals.
  • connection 8 comprises two electrically conductive connection elements 9 and 10, which comprise the electrode 2, more precisely, the TCO layer 5, connect to the voltage source 7. Also in this embodiment, the TCO layer 5 and the carrier protective layer 6 are formed as continuations or extensions beyond the surface of the semiconductor 1 also.
  • the first connecting element 9 is connected on the one hand to the TCO layer 5 and on the other hand to the second connecting element 10.
  • the second connection element 10 is still connected to the voltage source 7, for example, soldered.
  • the first connecting element 9 is designed as an electrically conductive adhesive tape and the second connecting element 10 as a conductive metal film.
  • FIG. 7 shows a schematic plan view of the electrode 2 according to the invention according to FIG. 6 with the indirect connection 8 to the voltage source 7.
  • the electrode 2 as well as its arrangement on the semiconductor 1 correspond to the embodiment of FIG. 6.
  • the electrical connection 8 is narrower than the side of the semiconductor 1 aligned with the voltage source 7.
  • the carrier protective layer 6 and the TCO layer not visible in plan view are formed as a continuation and electrically connected to the voltage source 7 by means of the two connection elements ,
  • the second connection element 10 which is the first connection dungseiement and the electrode 2 connects to the voltage source 7, shown.

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Abstract

Die Erfindung betrifft einen direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) zur Detektion von Röntgenstrahlung, zumindest aufweisend einen zur Detektion von Röntgenstrahlung verwendeten Halbleiter (1), und mindestens eine auf dem Halbleiter (1) aufgebrachte Elektrode (2), wobei der Halbleiter (1) und die mindestens eine Elektrode (2) elektrisch leitend verbunden sind, wobei die mindestens eine Elektrode (2) transparent und elektrisch leitend ausgebildet ist. Weiter betrifft die Erfindung ein CT-System (C1), zumindest aufweisend einen erfindungsgemäßen direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5).

Description

Beschreibung
Röntgenstrahlungsdetektor und CT-System Die Erfindung betrifft einen direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor zur Detektion von Röntgenstrahlung, insbesondere zur Verwendung in einem CT-System, zumindest aufweisend einen zur Detektion von Röntgenstrahlung verwendeten Halbleiter und mindestens eine auf dem Halbleiter aufge- brachte Elektrode, wobei der Halbleiter und die mindestens eine Elektrode elektrisch leitend verbunden sind, und ein CT- System mit einem Röntgenstrahlungsdetektor.
Für die Detektion von Gamma- und Röntgenstrahlung, insbeson- dere in CT-, Dual -Energy-CT- , SPECT- und PET-Systemen, werden unter anderem direktkonvertierende Detektoren, basierend auf halbleitenden Materialien, wie CdTe, CdZnTe, CdZnTeSe,
CdTeSe, CdMnTe, InP, TIBr2 , HgI2, verwendet. Diese Materialien weisen jedoch eine große Anzahl an Kristallfehlern oder Störstellen auf, welche als Einfang- und Rekombinationszentren elektrisch wirksam werden können und sich nachteilig auf die Detektion der Röntgenstrahlung auswirken, beispielsweise in Form von Bildartefakten. Um die Röntgenstrahlungsdetektion zu optimieren, ist es bekannt, den zur Detektion verwendeten Halbleiter mit einer zusätzlichen Strahlung zur Erzeugung zusätzlicher Ladungsträger zu bestrahlen. Als zusätzliche Strahlung wird beispielsweise IR- , UV- oder sichtbare Strahlung eingesetzt. In den bisher bekannten Röntgenstrahlungsdetektoren werden jedoch nicht- transparente beziehungsweise undurchsichtige Elektroden eingesetzt, welche auf der der zusätzlichen Strahlung zugewandten Seitenfläche des Halbleiters angeordnet sind. Diese nicht-transparente Elektrode verbindet zudem das Material des Halbleiters mit einer Hochspannungsquelle beziehungsweise einer elektrisch leitenden Verbindung zu der Hochspannungsquelle. Die angelegte Hochspannung erzeugt ein elektrisches Feld im Inneren des Materials des Halbleiters, welches die Be-iwegung der erzeugten Ladungsträger zu der Elektrode ermöglicht. Bei einer nicht-transparenten Elektrode wird der Halbleiter jedoch nahezu vollständig gegenüber der zusätzlichen Strahlung abgeschirmt, sodass keine zusätzlichen Ladungsträ- ger erzeugt werden.
Weiterhin weisen herkömmliche Elektroden eine signifikante Absorptionswirkung für die zu detektierende Röntgenstrahlung auf. Aufgrund des Erfordernisses, die Dosisrate eines Patien- ten in einem CT-Gerät möglichst niedrig zu halten, ist es erstrebenswert, eine Elektrode mit einer möglichst geringen Absorptionswirkung zu verwenden. Dies gilt unabhängig davon, ob der Detektor zur Optimierung der Rontgenstrahlungsdetektion mit zusätzlicher Strahlung bestrahlt wird oder nicht.
Aus der Druckschrift US 7 652 258 B2 ist ein direkt konvertierender Röntgendetektor gemäß dem Oberbegriff des Anspruches 1 bekannt, bei dem mit Hilfe zusätzlich eingestrahlter IR-Strahlung in eine transparente Zwischenschicht die Polari- sationseffekte reduziert werden sollen.
Weiterhin wird auf die Druckschrift US 2012/0068078 AI verwiesen, die einen Strahlungsdetektor mit einem Halbleiter aus HgJ2 zeigt, wobei Elektroden aus Palladium, TiW, ITO, Sn02 , In03 oder Kohlenstoffmembranen bestehen, worauf eine Schutzschicht aus Silikon oder Parylen gebildet ist.
Außerdem zeigt die Druckschrift US 6,163,030 A einen Strahlungsdetektor mit einem Halbleiter, bei dem Elektroden aus TCO, dünnen Metallschichten aus Au oder Pt oder auch organische Leiter wie Polyanalin verwendet werden.
Schließlich wird auch noch auf die Druckschrift US
2011/0253886 AI verwiesen, die einen direktkonvertierenden Strahlungsdetektor beschreibt, bei dem mit Hilfe einer Lichtquelle Licht in eine Halbleiterschicht eingekoppelt wird. Es ist daher Aufgabe der Erfindung, einen verbesserten direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor zu schaffen, dessen Detektormaterial nicht von einer nicht-transparenten Elektrode gegenüber zusätzlicher Strahlung abgeschirmt wird und dessen Elektrode eine geringe Absorptionswirkung für die zu detektierende Gamma- und/oder Röntgenstrahlung aufweist.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche. Die Erfinder haben erkannt, dass es möglich ist, eine sowohl elektrisch leitende als auch transparente Elektrode aus einem Material mit einer geringen Absorptionswirkung zu schaffen, die insbesondere zur Verwendung in einem CT-System geeignet ist. Die Transparenz der Elektrode bezieht sich hierbei auf die verwendete zusätzliche Bestrahlung des Halbleiters, beispielsweise IR- , UV- oder sichtbare Strahlung. Durch die Verwendung einer derartigen Elektrode gelangt zum einen die zusätzliche Strahlung nahezu vollständig zu dem zur Detektion verwendeten Halbleiter und zum anderen kann die verwendete Dosis der Röntgenstrahlung gering gehalten werden, da die Absorptionswirkung der Elektrode gering ist.
Um diese Effekte, also Transparenz und geringe Absorptionswirkung, zu realisieren, kann die Elektrode aus mehreren Schichten aufgebaut sein. Die elektrisch leitende und transparente Elektrode ist auf einer der Röntgenstrahlung zugewandten Seitenfläche des Halbleiters aufgebracht. Eine erste, unmittelbar auf dem Material des Halbleiters aufgebrachte Schicht kann als elektrisch leitende und zumindest teilweise transparente Kontaktschicht ausgebildet sein. Hierfür eignen sich leitfähige Metalle wie Platin, Indium, Molybdän, Wolfram, Ruthenium, Rhodium, Gold, Silber, Aluminium oder eine Verbindung aus diesen Metallen. Die Kontaktschicht kann entweder als durchgehende Schicht mit einer Dicke von höchstens 200 nm oder als poröse Schicht mit ungleichmäßig verteilten, transparenten Poren oder als strukturierte Schicht, beispielsweise in Form eines Netzes mit gleichmäßig verteilten, transparenten Löchern beziehungsweise Maschen, ausgebildet sein. Durch die Schicht beziehungsweise die Poren, Löcher oder Maschen gelangt mindestens 10%, besser mindestens 50%, der zusätzlichen Strahlung auf das Material des Halbleiters. Beispielsweise gelangt mehr Strahlung durch die Kontakt- Schicht, je dünner diese ist und/oder je größer beziehungsweise häufiger die Poren, Löcher oder Maschen ausgebildet sind. Dahingegen nimmt die Leitfähigkeit der Kontaktschicht jedoch mit steigender Anzahl der Poren, Löcher oder Maschen in der Schicht ab.
Auf der Kontaktschicht kann eine weitere elektrisch leitende und transparente Schicht ausgebildet sein. Diese Schicht ist beispielsweise als Zwischenschicht ausgebildet mit einer Dicke zwischen 25 μπι und 300 μπι. Die Zwischenschicht umfasst ein Haftmittel und mehrere Füllelemente, welche in das Haftmittel eingebettet oder eingelagert sind. Das Haftmittel ist beispielsweise als elektrisch leitendes, transparentes Transferband ausgebildet. Für das Haftmittel eignen sich adhäsive und für die zusätzliche Strahlung zumindest semitransparente Materialien wie beispielsweise Acrylate, Silicone oder andere organische Klebstoffe. Die partikelartigen Füllelemente sind in das Haftmittel eingebettet und stellen einen elektrisch leitenden Kontakt zwischen der Kontaktschicht und einer weiteren Schicht der Elektrode her. Hierfür sind die Füllelemen- te beispielsweise aus einem leitfähigen Metall wie Kupfer, Aluminium, Silber, Kohlenstoff, Nickel, Gold oder aus einer Kombination dieser Materialien ausgebildet. Die Anzahl der Füllelemente beziehungsweise deren Dichte in dem Haftmittel sowie der Abstand zwischen den Füllelementen ist so gewählt, dass zum einen die Zwischenschicht möglichst gut leitend ausgebildet ist, aber zum anderen die Zwischenschicht möglichst transparent ist. Hierbei gilt, je mehr Füllelemente beziehungsweise je größer deren Dichte, umso höher ist die Leitfähigkeit, aber umso geringer ist die Transparenz der Zwischen- Schicht und umgekehrt. Die Dichte kann so gewählt werden, dass nicht mehr als 75% der ursprünglichen Intensität der zusätzlichen Strahlung von der Zwischenschicht absorbiert werden . Die weitere Schicht der Elektrode ist beispielsweise als TCO- Schicht ausgebildet und mittels der Füllelemente der Zwischenschicht elektrisch leitend mit der Kontaktschicht und somit mit dem Halbleiter verbunden. Die Abkürzung TCO steht für den englischen Begriff „transparent conducting oxides". Dies sind elektrisch leitfähige Materialien mit einer vergleichsweise geringen Absorption von elektromagnetischen Wellen im Bereich des sichtbaren Lichts. Geeignete Materialien sind beispielsweise anorganische Materialien, wie reines oder dotiertes Indiumzinnoxid, reines oder dotiertes Indiumoxid, Zinnoxid, reines oder dotiertes Zinkoxid, Cadmiumoxid, oder organische Materialien wie Poly-3 , 4 -ethylendioxythiophen, Polystyrolsulfonat , Kohlenstoff-Nanoröhren, reine oder dotierte Derivate von Polyanilin. Die TCO-Schicht weist beispielsweise eine Dicke von 5 nm bis 5 μπι auf.
Zudem kann auf der TCO-Schicht noch eine weitere Schicht in Form einer elektrisch leitenden und transparenten Träger- Schutzschicht ausgebildet sein, beispielsweise aus Polyethy- lenterephthalat , Polyethylene Terephthalate-Glycole , Polypropylen, Polyethylen, Polyvinylchlorid oder anderen auf Plastik basierenden Materialien. Die TCO-Schicht und die Trägerschutzschicht der Elektrode können zudem eine elektrisch leitende Verbindung der Elektrode zu einer Spannungsquelle des Röntgenstrahlungsdetektors ausbilden. Diese Verbindung ist entweder als direkte oder als indirekte Verbindung ausgebildet. Bei einer direkten Verbin- dung ist die Elektrode direkt mit der Spannungsquelle verbunden, beispielsweise verlötet. Bei einer indirekten Verbindung sind beispielsweise leitfähige Verbindungselemente zwischen der TCO-Schicht und der Spannungsquelle ausgebildet. Mit einer wie vorstehend beschriebenen Elektrode aus mehreren elektrisch leitenden und transparenten Schichten ergeben sich gegenüber dem Stand der Technik die folgenden Vorteile: Es können Messvorgänge des Detektors durchgeführt werden, wäh- rend die zusätzliche Strahlung auf den Halbleiter appliziert wird. Dabei kann die gesamte Oberfläche des Halbleiters zur Detektion von Gamma- und/oder Röntgenstrahlung verwendet werden, im Gegensatz zu den herkömmlichen Detektoren, bei denen zumindest ein Teil der Oberfläche mit einer nicht-transparenten Elektrode bedeckt ist und daher nicht der zusätzlichen Strahlung ausgesetzt werden kann. Aufgrund der fehlenden Bestrahlung weist dieser Bereich des Halbleiters ein zeitlich instabiles Verhalten auf. Die auftretende Absorptionswirkung der Elektrode für die Gamma- und/oder Röntgenstrahlung ist im Vergleich zum Stand der Technik wesentlich geringer. Dies wird vor allem mittels der geringen Dicke der Elektrode sowie der abhängig von den gewählten Materialien niedrigen Atomzahlen erreicht .
Demgemäß schlagen die Erfinder vor, einen direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor zur Detektion von Röntgenstrahlung, insbesondere zur Verwendung in einem CT-System, zumindest aufweisend einen zur Detektion von Röntgenstrahlung ver- wendeten Halbleiter, und mindestens eine auf dem Halbleiter aufgebrachte Elektrode, wobei der Halbleiter und die mindestens eine Elektrode elektrisch leitend verbunden sind und die mindestens eine Elektrode transparent und elektrisch leitend ausgebildet ist, dahingehend zu verbessern, dass die auf dem Halbleiter aufgebrachte mindestens eine Elektrode zumindest die folgenden Schichten in der folgenden Reihenfolge aufweist: mindestens eine Kontaktschicht, mindestens eine Zwischenschicht mit mindestens einem, in das Haftmittel eingebetteten Füllelement, mindestens eine TCO-Schicht und mindes- tens eine Trägerschutzschicht. Bevorzugt liegen die Schichten der Elektrode auf dem Halbleiter, ausgehend von dem Halbleiters in Richtung der einfallenden Strahlung, in der oben genannten Reihenfolge vor. Der direktkonvertierende Röntgenstrahlungsdetektor umfasst einen Halbleiter, welcher zur Detektion der Röntgenstrahlung verwendet wird. Als Material des Halbleiters eignet sich beispielsweise CdTe, CdZnTe, CdZnTeSe, CdTeSe, CdMnTe, InP, TIBr2 oder HgI2. Zudem umfasst der Röntgenstrahlungsdetektor mindestens eine auf dem Halbleiter aufgebrachte Elektrode. In einer Ausführungsform ist genau eine Elektrode ausgebildet. Andere Ausführungsformen sehen mehr als eine Elektrode, bei- spielsweise zwei, drei oder vier Elektroden, vor. Beispielsweise ist die Elektrode als Anode und/oder Kathode ausgebildet. Die erfindungsgemäße Elektrode ist bevorzugt auf einer zur Röntgenstrahlung und/oder zur zusätzlichen Strahlung ausgerichteten Oberfläche des Halbleiters aufgebracht. Weiterhin bevorzugt wird die Kathode auf der zur Röntgen- oder zusätzlichen Strahlung zugewandten Seite angeordnet, da gängige Detektoren die Elektronen zur Signalerzeugung nutzen. Vorteilhafterweise erstreckt sich die Elektrode nahezu über die gesamte, der Röntgenstrahlung zugewandten Oberfläche des Halb- leiters. Mit dem Halbleiter ist die Elektrode elektrisch leitend verbunden. Weiter ist die Elektrode mit mindestens einer Spannungsquelle, insbesondere einer Hochspannungsquelle, verbunden. Mittels der Spannungsquelle wird eine Spannung an den Halbleiter angelegt, sodass sich die zusätzlich erzeugten La- dungsträger in dem hieraus resultierenden elektrischen Feld im Inneren des Halbleiters zur Elektrode hin bewegen.
Erfindungsgemäß ist die Elektrode sowohl transparent als auch elektrisch leitend ausgebildet. Hierdurch wird zum einen ge- währleistet, dass die zusätzliche Strahlung in den Halbleiter eindringen kann, indem durch die transparente Elektrode keine Abschirmung der zusätzlichen Strahlung erfolgt, und zum anderen, dass eine elektrisch leitende Verbindung zu der Spannungsquelle ausgebildet wird. Die Elektrode ist in einer Aus- führungsform einteilig. In anderen, bevorzugten Ausführungsformen ist die Elektrode mehrteilig, beispielsweise zwei-, drei-, vier- oder fünfteilig. Beispielsweise ist die Elektrode aus mehreren Schichten aufgebaut. Vorteilhafterweise erstrecken sich die Schichten der Elektrode jeweils parallel zu der Oberfläche des Halbleiters, auf welcher die Elektrode aufgebracht ist. Eine Ausführungsform sieht vor, dass alle Schichten jeweils transparent und elektrisch leitend sind. In einer anderen Ausführungsform sind die Schichten in ihrer Gesamtheit transparent und elektrisch leitend.
In einer Ausführungsform umfasst die Elektrode mindestens ei- ne elektrisch leitende Kontaktschicht. Bevorzugt ist genau eine Kontaktschicht ausgebildet, in anderen Ausführungsformen sind mehrere Kontaktschichten ausgebildet. Die Kontaktschicht ist vorteilhafterweise direkt auf dem Halbleiter aufgebracht. Sie dient zur elektrisch leitenden Kontaktierung der Elektro- de mit dem Halbleiter. Bevorzugt weist die Kontaktschicht eine Dicke von höchstens 250 nm, bevorzugt höchstens 200 nm und weiter bevorzugt höchstens 150 nm, auf. Grundsätzlich gilt hierbei, je dünner die Kontaktschicht ausgebildet ist, umso transparenter ist diese für die zusätzliche Strahlung, wobei bei abnehmender Dicke die Leitfähigkeit reduziert wird. Für die Kontaktschicht eignen sich vor allem elektrisch leitfähige Metalle, wie Platin, Indium, Molybdän, Wolfram, Ruthenium, Rhodium, Gold, Silber, Aluminium und/oder Verbindungen hieraus .
Es sind verschiedene Ausführungsformen der Kontaktschicht möglich. Eine Ausführungsform sieht eine durchgehende Kontaktschicht mit der vorstehend genannten Dicke vor. Hier ist die Transparenz und Leitfähigkeit der Kontaktschicht vorteil - hafterweise über deren gesamten Fläche gleich. Andere Ausführungsform sehen vor, dass die Kontaktschicht strukturiert ausgebildet ist. Beispielsweise ist die Kontaktschicht porös ausgebildet. Vorteilhafterweise sind die Poren der Kontaktschicht transparenter für die zusätzliche elektromagnetische Strahlung als die anderen Bereiche der Kontaktschicht. Mit zunehmender Anzahl und/oder Größe der Poren, steigt die
Transparenz der Kontaktschicht, wobei gleichzeitig die Leitfähigkeit sinkt. Ebenso kann die Kontaktschicht strukturiert, beispielsweise netzartig, ausgebildet sein. Eine netzartige Kontaktschicht weist vorteilhafterweise eine Vielzahl von freien Maschen beziehungsweise Löchern auf, welche die Transparenz der Kontaktschicht erhöhen. Im Gegensatz zu einer porösen Kontaktschicht mit ungleichmäßig verteilten Poren, sind die Maschen einer netzartigen Kontaktschicht vorteilhafterweise gleichmäßig verteilt, sodass die Eigenschaften der Kontaktschicht über die gesamte Oberfläche des Halbleiters gleichmäßig ausgebildet sind. Weiterhin ist es möglich, eine poröse beziehungsweise strukturierte Kontaktschicht dünner auszuführen als eine durchgehende Kontaktschicht, da mit abnehmender Materialdicke die Schicht von sich aus Löcher oder dergleichen ausbildet als bei einer dickeren Schicht. Eine weitere Schicht der Elektrode ist vorzugsweise als mindestens eine Zwischenschicht ausgebildet. Bevorzugt ist genau eine Zwischenschicht ausgebildet, in anderen Ausführungsformen sind mehrere Zwischenschichten ausgebildet. Die Zwischenschicht ist bevorzugt auf der Kontaktschicht angeordnet. Vor- teilhafterweise umfasst die Zwischenschicht ein Haftmittel und mindestens einem Füllelement. Das Haftmittel ist beispielsweise als adhäsives beziehungsweise selbstklebendes Material, wie Acrylate oder andere Klebstoffe, ausgebildet. Das Haftmittel ist zumindest semitransparent, bevorzugt transpa- rent, für die zusätzliche Strahlung ausgebildet. Das mindestens eine Füllelement ist bevorzugt in das Haftmittel eingebettet beziehungsweise in diesem eingelagert und somit von dem Haftmittel umgegeben. In einer Ausführungsform ist genau ein Füllelement vorgesehen. Bevorzugte Ausführungsformen se- hen mehrere, insbesondere eine Vielzahl von Füllelementen vor. Die Füllelemente realisieren vorteilhafterweise eine leitende Verbindung zwischen der Kontaktschicht und einer weiteren Schicht der Elektrode. Entsprechend sind die Füllelemente elektrisch leitend ausgebildet, beispielsweise aus einem Metall, wie Kupfer, Aluminium, Silber, Kohlenstoff, Nickel, Gold oder Kombinationen hieraus. Beispielsweise sind die partikelartigen Füllelemente in Form von mit Silber überzogenen Kupfer- und/oder Nickelpartikeln oder dergleichen ausgebildet. In einer Ausführungsform sind die
partikelartigen Füllelemente länglich insbesondere faserartig und/oder zylindrisch, ausgebildet. Andere Ausführungsformen sehen rundliche Füllelemente vor. Weiterhin können die Füll- elemente gleichmäßig und/oder ungleichmäßig beabstandet in dem Haftmittel eingebettet sein.
Die Zwischenschicht weist bevorzugt eine Dicke von ca. 25 μπι bis 300 μπι auf. Die Dicke ist hierbei insbesondere abhängig von der Form und Größe der verwendeten Füllelemente. Weiterhin weist die Zwischenschicht bevorzugt einen Absorptionsgrad von höchstens 75%, bevorzugt höchstens 60%, weiter bevorzugt höchstens 50% und am meisten bevorzugt höchstens 40%, der In- tensität der zusätzlichen Strahlung auf. Mit anderen Worten werden von der Zwischenschicht bevorzugt höchstens 75% der zusätzlichen Strahlung blockiert. Die unterschiedlichen Absorptionsgrade der Zwischenschicht sind bevorzugt mittels einer Anzahl und/oder Größe der Füllelemente regulierbar. Je dichter und je mehr Füllelemente in dem Haftmittel vorliegen, umso weniger transparent ist die Zwischenschicht, jedoch umso leitfähiger. Die Dichte wird vorteilhafterweise derart ausgewählt, dass die Zwischenschicht zwar möglichst transparent, allerdings noch ausreichend leitfähig ist.
Vorteilhafterweise umfasst die Elektrode eine weitere
Schicht, mit welcher die Zwischenschicht beziehungsweise genauer gesagt die Füllelemente der Zwischenschicht eine elektrisch leitende Verbindung herstellen. Diese weitere Schicht ist bevorzugt als mindestens eine TCO-Schicht ausgebildet.
Bevorzugt ist genau eine TCO-Schicht ausgebildet, in anderen Ausführungsformen sind mehrere TCO-Schichten ausgebildet. Die Abkürzung TCO steht für den Begriff transparente, elektrisch leitfähige Oxide (englisch: transparent conducting oxides) . Entsprechend ist die TCO-Schicht aus einem transparenten, leitfähigen Oxid ausgebildet. TCO-Materialien sind elektrisch leitfähige Materialien mit einer vergleichsweise geringen Absorption von elektromagnetischen Wellen im Bereich des sichtbaren Lichts. Insofern eignet sich eine TCO-Schicht besonders zur Realisierung einer transparenten und elektrisch leitenden Elektrode. Zur Ausbildung der TCO-Schicht eignen sich organische und anorganische Materialien. Vorteilhafterweise ist die TCO-Schicht aus mindestens einem Material der nachfolgenden Liste ausgebildet: Indiumzinnoxid (ITO, FTO etc.) , rein oder dotiert, Indiumoxid, rein oder dotiert (ln203, IZO etc.) , Zinnoxid (SnOx) , Zinkoxid (ZTO, AZO, GZO, IZO etc.) , rein oder dotiert, Cadmiumoxid (CdO) , oder Poly-3 , 4 -ethylen- dioxythiophen (PEDOZ) , Polystyrolsulfonat (PSS) , PEDOTrPSS, Kohlenstoff -Nanoröhren, Derivate von Polyanilin, rein oder dotiert. Die TCO-Schicht weist bevorzugt eine Dicke von 5 nm bis 5 \im auf. In einer bevorzugten Ausführungsform umfasst die Elektrode noch eine weitere Schicht, welche als mindestens eine Trägerschutzschicht ausgebildet ist. Die mindestens eine Trägerschutzschicht ist vorzugsweise unmittelbar auf der TCO- Schicht aufgebracht. Weiterhin ist die mindestens eine Trä- gerschutzschicht bevorzugt als äußerste Schicht der Elektrode ausgebildet, welche der zu detektierenden Röntgenstrahlung und der zusätzlichen Strahlung unmittelbar ausgesetzt ist. Bevorzugt ist genau eine Trägerschutzschicht ausgebildet, in anderen Ausführungsformen sind mehrere Trägerschutzschichten ausgebildet. Die Trägerschutzschicht ist vorzugsweise transparent und elektrisch leitend ausgebildet. Hierfür eignen sich Materialien wie Polyethylenterephthalat (PET) , Polyethylene Terephthalate-Glycole (PET-G) , Polypropylen (PP) , Polyethylen (PE) , Polyvinylchlorid (PVC) oder dergleichen.
Die Schichten der Elektrode sind elektrisch leitend miteinander verbunden und stellen zudem eine elektrisch leitende Verbindung zwischen der Spannungsquelle und dem Material des Halbleiters dar. Zudem sind die Schichten in ihrer Gesamtheit erfindungsgemäß transparent. Vorteilhafterweise erstrecken die Schichten sich jeweils über eine gesamte Seitenfläche des Halbleiters beziehungsweise der jeweils darunter angeordneten Schicht. Eine Gesamtdicke der Schichten beziehungsweise der Elektrode liegt bevorzugt zwischen 50 μπι und 510 μπι.
Die Elektrode ist mit der mindestens einen Spannungsquelle - elektrisch verbunden. Diese elektrische Verbindung ist entweder direkt oder indirekt ausgebildet. Eine direkte Verbindung sieht vorteilhafterweise vor, dass die elektrische Verbindung von der Elektrode selbst ausgebildet ist. Vorzugsweise wird die elektrisch leitende Verbindung hierbei als Fortsetzung beziehungsweise Verlängerung der mindestens einen TCO-Schicht und der mindestens einen Trägerschutzschicht ausgebildet. Die dickere, stabilere TCO-Schicht stützt hierbei die dünnere, weniger stabile Trägerschutzschicht. Bevorzugt ist die TCO- Schicht der Elektrode entsprechend direkt mit der Spannungs- quelle verbunden, beispielsweise weist die elektrische Ver- bindung zwischen eine Lötstelle, eine Verklebung aus einem leitenden Klebstoff und/oder einem leitenden Klebeband, und/oder eine mechanische Verbindung, insbesondere eine
Klemmverbindung, auf .
In einer anderen Ausführungsform ist die elektrische Verbindung zwischen der Elektrode und der Spannungsquelle als indirekte Verbindung ausgebildet. Hierbei ist die TCO-Schicht indirekt mit der Spannungsquelle verbunden. Vorteilhafterweise umfasst die elektrische Verbindung mindestens ein elektrisch leitendes Verbindungselement umfasst, welches die TCO-Schicht mit der Spannungsquelle elektrisch leitend verbindet. Durch die Verwendung von Verbindungselementen kann ein elektrischer Widerstand der elektrischen Verbindung zur Spannungsquelle gering reduziert werden. Eine Ausführungsform sieht genau ein Verbindungselement vor, bevorzugte Ausführungsformen sehen mehr als ein, beispielsweise zwei, drei oder vier, Verbindungselement vor. Die Verbindungselemente sind entweder gleich oder unterschiedlich ausgebildet. Bei einer Ausführungsform mit zwei Verbindungselementen ist ein erstes Verbindungselement vorteilhafterweise einerseits mit der TCO-Schicht und andererseits mit einem zweiten Verbindungselement verbunden, wobei das zweite Verbindungselement vorteilhafterweise wiederum mit der Spannungsquelle ver- bunden ist. Das erste Verbindungselement ist in einer Ausführungsform aus einem Haftmittel entsprechend des Haftmittels der Zwischenschicht ausgebildet oder aus einem anderen elektrisch leitenden Material, beispielsweise einem Klebestoff und/oder Klebeband. Das zweite Verbindungselement ist in einer Ausführungsform aus einem elektrisch leitenden Metall, insbesondere einem Metallfilm, ausgebildet. Die elektrische Verbindung der Elektrode zu der Spannungsquelle ist in einer Ausführungsform über eine gesamte Breite der Elektrode beziehungsweise das Halbleiters ausgebildet. In einer anderen Ausführungsform ist die elektrische Verbindung schmaler ausgebildet als die zur Spannungsquelle hin ausge- richtete Seite der Elektrode.
Zum Rahmen der Erfindung zählt auch ein CT-System, zumindest umfassend einen direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor, mit dem tomographische Aufnahmen eines Untersuchungsob- jektes erstellt werden können. Bei einem CT-System mit dem erfindungsgemäßen Röntgenstrahlungsdetektor ist vorteilhafterweise eine driftfreie Messung der Strahlungsabsorption gewährleistet, sodass die erstellten Aufnahmen vorteilhafterweise bildartefaktfrei sind.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand eines bevorzugten Aus- führungsbeispiels mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merkmale dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen ver- wendet: 1: Halbleiter; la: Oberfläche des Halbleiters; 2:
Elektrode; 3: Kontaktschicht; 4: Zwischenschicht; 4a: Haftmittel; 4b: Füllelement; 5: TCO-Schicht; 6: Trägerschutzschicht; 7: Spannungsquelle; 8: elektrisch leitende Verbindung; 9: erstes Verbindungselement; 10: zweites Verbindungs- element; 11: Verklebung; 12: Lötstelle; 13: Klemmverbindung; Cl : CT-System; C2 : erste Röntgenröhre; C3 : erster Detektor; C4 : zweite Röntgenröhre (optional); C5 : zweiter Detektor (optional); C6 : Gantrygehäuse ; C7 : Patient; C8 : Patientenliege; C9 : Systemachse; C10: Rechen- und Steuereinheit; Prgi bis Prgn: Computerprogramme.
Es zeigen im Einzelnen: FIG 1 eine schematische Darstellung eines CT-Systems mit Recheneinheit ,
FIG 2 eine schematische Darstellung einer herkömmlichen
Elektrode auf einem Halbleiter mit einer Spannungsquelle,
FIG 3 eine schematische Darstellung einer erfindungsgemäßen
Elektrode auf einem Halbleiter mit einer Spannungs- quelle in einer ersten Ausführungsform,
FIG 4 eine schematische Darstellung der erfindungsgemäßen
Elektrode auf einem Halbleiter mit einer Spannungsquelle und einer direkten Verbindung zu der Span- nungsquelle in einer ersten Ausführungsform,
FIG 5 eine schematische Darstellung der erfindungsgemäßen
Elektrode gemäß FIG 4 und der direkten Verbindung in einer weiteren Ausführungsform,
FIG 6 eine schematische Darstellung der erfindungsgemäßen
Elektrode gemäß FIG 3 mit einer indirekten Verbindung zu der Spannungsquelle und FIG 7 eine schematische Draufsicht der erfindungsgemäßen
Elektrode gemäß FIG 6 mit der indirekten Verbindung.
Die Figur 1 zeigt ein beispielhaftes CT-System Cl . Das CT- System Cl umfasst ein Gantrygehäuse C6 , in dem sich eine hier nicht näher dargestellte Gantry befindet, an der eine erste Röntgenröhre C2 mit einem gegenüberliegenden ersten Detektor C3 befestigt ist. Optional ist ein zweite Röntgenröhre C4 mit einem zweiten gegenüberliegenden Detektor C5 vorgesehen. Ein Patient C7 befindet sich auf einer in Richtung der Sys- temachse C9 verschiebbaren Patientenliege C8, mit der er während der Abtastung mit der Röntgenstrahlung kontinuierlich oder sequentiell entlang der Systemachse C9 durch ein
Messfeld zwischen den Röntgenröhren C2 und C4 und den jeweils zugeordneten Detektoren C3 und C5 geschoben werden kann. Dieser Vorgang wird durch eine Rechen- und Steuereinheit CIO mit Hilfe von Computerprogrammen Prgi bis Prgn gesteuert. Erfindungsgemäß sind die Detektoren C3 und C5 als direktkonvertierende Röntgenstrahlungsdetektoren ausgebildet, welche zumindest einen zur Detektion der Röntgenstrahlung verwendeten Halbleiter aufweisen, sowie eine auf dem Halbleiter 1 aufgebrachte Elektrode 2, wobei der Halbleiter 1 und die Elektrode 1 elektrisch leitend mit einer Spannungsquelle 7 verbunden sind. Die Elektrode ist erfindungsgemäß elektrisch leitend und transparent ausgebildet (siehe Figuren 3 bis 6) .
Die Figur 2 zeigt eine schematische Darstellung einer her- kömmlichen Elektrode 2 auf einem Halbleiter 2 mit einer Spannungsquelle 7. Der Halbleiter 1, zum Beispiel CdTe, wird zur Detektion von Röntgenstrahlung in einem CT-System (siehe Figur 1) eingesetzt, wobei der Halbleiter 1 zur Erzeugung zusätzlicher Ladungsträger mit einer zusätzlichen Strahlung, beispielsweise IR-Strahlung, bestrahlt wird. Auf einer zu der zusätzlichen Strahlung ausgerichteten Oberfläche la des Halbleiters 1 ist die Elektrode 2 aufgebracht. Die Elektrode 2 und der Halbleiter 1 sind elektrisch leitend miteinander verbunden. Zudem ist die Elektrode 2 mittels einer elektrisch leitenden Verbindung 8 mit der Spannungsquelle 7 des Detektors verbunden. Gemäß der hier gezeigten herkömmlichen Ausführungsform der Elektrode 2 ist diese nicht- transparent für die zusätzliche Strahlung ausgebildet, sodass der Halbleiter 1 durch die Elektrode 2 gegenüber der zusätzlichen Strah- lung nahezu vollständig abgeschirmt wird. Die Erzeugung zusätzlicher Ladungsträger im Material des Halbleiters 1 ist somit nur eingeschränkt möglich.
In der Figur 3 ist eine erfindungsgemäße Elektrode 2 auf ei- nem Halbleiter 1 mit einer Spannungsquelle 7 dargestellt. Der Halbleiter 1, die Spannungsquelle 7 sowie die Anordnung der Elektrode 2 auf dem Halbleiter 1 entsprechen der in der Figur 2 gezeigten Ausführungsform . Gleiche Bauteile sind mit glei- chen Bezugszeichen gekennzeichnet. Auf eine detaillierte Beschreibung bereits beschriebener Bauteile wird daher verzichtet . Erfindungsgemäß ist die Elektrode 2 transparent und elektrisch leitend ausgebildet. Die Elektrode 2 umfasst vier jeweils transparente und elektrisch leitende Schichten, nämlich eine Kontaktschicht 3, eine Zwischenschicht 4, eine TCO- Schicht 5 und eine Trägerschutzschicht 6. Die einzelnen
Schichten 3, 4, 5 und 6 sind zudem ebenfalls jeweils elektrisch leitend miteinander verbunden. Die Schichten sind in der vorstehend genannten Reihenfolge auf der Oberfläche la des Halbleiters 1 aufgebracht, wobei die Kontaktschicht 3 unmittelbar mit der Oberfläche la kontaktiert ist und die Trä- gerschutzschicht 6 unmittelbar der einfallenden Strahlung ausgesetzt ist. Eine Dicke der Elektrode 2 beziehungsweise eine Gesamtdicke der Schichten 3, 4, 5 und 6 beträgt zwischen 50 ]im und 510 μπι. Die Kontaktschicht 3 ist aus einem elektrisch leitenden Metall, wie beispielsweise Platin, ausgebildet. In der hier gezeigten Ausführungsform ist die Kontaktschicht 3 weiterhin als durchgehende Schicht mit einer gleichmäßigen Dicke von weniger als 200 nm ausgebildet. Aufgrund der geringen Dicke der Kontaktschicht 3 ist diese zumindest teilweise transparent für die zusätzliche Strahlung.
Auf der Kontaktschicht 3 ist die Zwischenschicht 4 aufgebracht. Die Zwischenschicht 4 umfasst ein adhäsives und zu- mindest teilweise transparentes Haftmittel 4a wie beispielsweise einen elektrisch leitenden Klebstoff. Weiterhin umfasst die Zwischenschicht 4 eine Vielzahl von elektrisch leitenden, partikelartigen Füllelementen 4b. Die Füllelemente 4b sind in das Haftmittel 4a eingebettet und stellen eine elektrisch leitende Verbindung zwischen der Kontaktschicht 3 und der auf der Zwischenschicht 4 angeordneten TCO-Schicht 5 her. In der hier gezeigten Ausführungsform sind die Füllelemente 4b gleichmäßig beabstandet angeordnet und als längliche Fasern ausgebildet. Die Füllelemente 4b sind beispielsweise aus einem Metall ausgebildet.
Weiterhin ist auf der Zwischenschicht 4 die TCO-Schicht 5 aufgebracht. Die elektrisch leitende und transparente TCO- Schicht 5 ist aus elektrisch leitfähigen Materialien mit einem geringen Absorptionsgrad für die zusätzliche Strahlung ausgebildet, zum Beispiel dotiertes Indiumoxid. Als äußerste beziehungsweise oberste Schicht ist die Trägerschutzschicht 6 auf der TCO-Schicht ausgebracht. Die transparente Trägerschutzschicht 6 weist eine Dicke von ca. 100 μπι auf und ist beispielsweise aus PET ausgebildet.
Diese beiden Schichten, also die TCO-Schicht 5 und die Trä- gerschutzschicht 6, bilden eine direkte, elektrisch leitende Verbindung 8 zu der Spannungsquelle 7 aus. Hierfür sind die TCO-Schicht 5 und die Trägerschutzschicht 6 bis zu der Spannungsquelle 7 hin verlängert beziehungsweise fortgesetzt. Die dünnere, obere Trägerschutzschicht 6 wird von der dickeren TCO-Schicht 5 unterstützt und stabilisiert. Die Ausführungsformen der Figuren 3 bis 5 unterscheiden sich in der Ausgestaltung der direkten Verbindung der TCO-Schicht 5 mit der Spannungsquelle 7. Gemäß der Figur 3 weist die elektrisch leitende Verbindung 8 eine Verklebung 11 auf, mittels derer die TCO-Schicht mit der Spannungsquelle 7 verklebt ist.
In der Ausführungsform der Figur 4 umfasst die elektrisch leitende Verbindung 8 eine Lötstelle 12 zum Verbinden der TCO-Schicht 5 mit der Spannungsquelle 7. In der Ausführungs- form der Figur 5 ist die TCO-Schicht 5 mittels einer Klemmverbindung 13 mit der Spannungsquelle elektrisch leitend verbunden. Im Übrigen entsprechend die Ausführungsformen des Halbleiters 1, der Elektrode 2 mit deren Schichten 3, 4, 5 und 6 der Figuren 4 und 5 der in der Figur 2 gezeigten Aus- führungsform . Gleiche Bauteile sind mit gleichen Bezugszeichen gekennzeichnet. Auf eine detaillierte Beschreibung bereits beschriebener Bauteile wird daher verzichtet. Die Figur 6 zeigt eine schematische Darstellung der erfindungsgemäßen Elektrode 2 mit einer indirekten, elektrisch leitenden Verbindung 8 zu der Spannungsquelle 7. Die Ausführungsform der Elektrode 2 der Figur 6 entspricht der Ausfüh- rungsform der Figur 3. Gleiche Bauteile sind mit gleichen Bezugszeichen gekennzeichnet. Auf eine detaillierte Beschreibung bereits beschriebener Bauteile wird daher verzichtet. Die Ausführungsform der Figur 6 unterscheidet sich lediglich in der Ausführung der elektrisch leitenden Verbindung 8 der Elektrode 2 zu der Spannungsquelle 7, nämlich in Form einer indirekten Verbindung 8. hier umfasst die Verbindung 8 zwei elektrisch leitende Verbindungselemente 9 und 10, welche die Elektrode 2, genauer gesagt die TCO-Schicht 5, mit der Spannungsquelle 7 verbinden. Auch in dieser Ausführungsform sind die TCO-Schicht 5 und die Trägerschutzschicht 6 als Fortsetzungen beziehungsweise Verlängerungen über die Oberfläche des Halbleiters 1 hinaus ausgebildet. Das erste Verbindungselement 9 ist einerseits mit der TCO-Schicht 5 und andererseits mit dem zweiten Verbindungselement 10 verbunden. Das zweite Verbindungselement 10 ist noch mit der Spannungsquelle 7 verbunden, beispielsweise verlötet. In der hier gezeigten Ausführungsform ist das erste Verbindungselement 9 als elektrisch leitendes Klebeband ausgebildet und das zweite Verbindungselement 10 als leitender Metallfilm.
Die Figur 7 zeigt eine schematische Draufsicht der erfindungsgemäßen Elektrode 2 gemäß der Figur 6 mit der indirekten Verbindung 8 zu der Spannungsquelle 7. Die Elektrode 2 sowie deren Anordnung auf dem Halbleiter 1 entsprechen der Ausfüh- rungsform der Figur 6. In der Draufsicht der Figur 7 ist dargestellt, dass die elektrische Verbindung 8 schmaler ist als die zur Spannungsquelle 7 ausgerichtete Seite des Halbleiters 1. Die Trägerschutzschicht 6 sowie die in der Draufsicht nicht sichtbare TCO-Schicht sind als Fortsetzung ausgebildet und mittels der beiden Verbindungselemente mit der Spannungsquelle 7 elektrisch leitend verbunden. Hierbei ist lediglich das zweite Verbindungselement 10, welches das erste Verbin- dungseiement und die Elektrode 2 mit der Spannungsquelle 7 verbindet, dargestellt.
Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so i die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele eingeschränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen .

Claims

Direktkonvertierender Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) zur Detektion von Röntgenstrahlung, insbesondere zur Verwendung in einem CT-System (Cl) , zumindest aufweisend :
1.1. einen zur Detektion von Röntgenstrahlung verwendeten Halbleiter (1) , und
1.2. mindestens eine auf dem Halbleiter (1) aufgebrachte Elektrode (2), wobei der Halbleiter (1) und die mindestens eine Elektrode (2) elektrisch leitend verbunden sind und die mindestens eine Elektrode (2) transparent und elektrisch leitend ausgebildet ist. dadurch gekennzeichnet, dass
1.3. die auf dem Halbleiter (1) aufgebrachte mindestens eine Elektrode (2) zumindest die folgenden Schichten in der folgenden Reihenfolge aufweist: mindestens eine Kontaktschicht (3), mindestens eine Zwischenschicht (4) mit mindestens einem, in das Haftmittel (4a) eingebetteten Füllelement (4b) , mindestens eine TCO-Schicht (5) und mindestens eine Trägerschutzschicht (6) .
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Kontaktschicht (3) zumindest teilweise transparent ausgebildet ist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine Kon-taktschicht (3) eine Dicke von höchstens 250 nm, bevorzugt höchstens 200 nm und weiter bevorzugt höchstens 150 nm, aufweist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine Kontaktschicht (3) porös ausgebildet ist, wobei die Poren der mindestens einen Kontaktschicht (3) transparent für elektromagnetische Strahlung sind.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine Kontaktschicht (3) netzartig ausgebildet ist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine Kontaktschicht (3) aus mindestens einem Material der nachfolgenden Liste ausgebildet ist: Platin, Indium, Molybdän, Wolfram, Ruthenium, Rhodium, Gold, Silber, Aluminium.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass das Haftmittel (4a) zumindest semitransparent, bevorzugt transparent, für elektromagnetische Strahlung ausgebildet ist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass das mindestens eine Füllelement (4b) eine leitende Verbindung zwischen der mindestens einen Kontaktschicht (3) und einer weiteren Schicht (5) der mindestens einen Elektrode (2) ausbildet.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass das mindestens eine Füllelement (4b) aus einem Metall ausgebildet ist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine Zwischenschicht (4) einen Absorptionsgrad von höchstens 75%, bevorzugt höchstens 60%, weiter bevorzugt höchstens 50% und am meisten bevorzugt höchstens 40%, der Intensität der zusätzlichen Strahlung aufweist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine TCO-Schicht (5) aus mindestens einem Material der nachfolgenden Liste ausgebildet ist: Indiumzinnoxid, rein oder dotiert,
Indiumoxid, rein oder dotiert, Zinnoxid, Zinkoxid, rein oder dotiert, Cadmiumoxid, oder Poly-3,4- ethylendioxythiophen, Polystyrolsulfonat , Kohlenstoff- Nanoröhren, Derivate von Polyanilin, rein oder dotiert.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine Trä-gerschutzschicht (6) aus mindestens einem Material der nachfolgenden Liste ausgebildet ist: Polyethylenterephthalat , Polyethylene Terephthalate-Glycole, Polypropylen, Polyethylen, Polyvinylchlorid oder dergleichen.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 12, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen der mindestens einen Elektrode (2) und mindestens einer Spannungsquelle (7) mindestens eine elektrische Verbindung (8) ausgebildet ist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine elektrische Verbindung (8) als Fortsetzung der mindestens einen TCO-Schicht (5) und der mindestens einen Trägerschutzschicht (6) ausgebildet ist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 13 oder 14, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine elektrische Verbin- dung (8) zwischen der mindestens einen TCO-Schicht (5) und der mindestens einen Spannungsquelle (7) eine Lötstelle (12) aufweist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der vor anstehenden Patentansprüche 13 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine elektrische Verbindung (8) zwischen der mindestens einen TCO-Schicht (5) und der mindestens einen Spannungsquelle (7) eine Verklebung (11) aus einem leitenden Klebstoff und/oder ei nem leitenden Klebeband aufweist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 13 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine elektrische Verbindung (8) zwischen der mindestens einen TCO-Schicht (5) und der mindestens einen Spannungsquelle (7) eine mechanische Verbindung, insbesondere eine Klemmverbindung (13) , aufweist .
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 13 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass die mindestens eine elektrische Verbindung (8) mindestens ein elektrisch leitendes Verbindungselement (9, 10) umfasst.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass ein erstes Verbindungselement (9) einerseits mit der mindestens einen TCO-Schicht (5) und andererseits mit einem zweiten Verbindungselement (10) verbunden ist.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 18 oder 19, dadurch gekennzeichnet, dass das zweite Verbindungselement (10) mit der mindestens einen Spannungsquelle (7) verbunden ist.
21. Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der vor anstehenden Patentansprüche 18 bis 20, dadurch gekennzeichnet, dass das erste Verbindungselement (9) als Haftmittel entsprechend des Haftmittels (4a) der Zwischenschicht (4), aus einem leitenden Klebstoff und/oder aus einem leitenden Klebeband ausgebildet ist
22. Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der vor anstehenden Patentansprüche 18 bis 21, dadurch gekennzeichnet, dass das zweite Verbindungselement (10) aus einem leitenden Metall, insbesondere einem Metallfilm, ausgebildet ist.
23. CT-System (Cl) , zumindest aufweisend einen direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 22.
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Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102014201772B4 (de) * 2014-01-31 2017-10-12 Siemens Healthcare Gmbh Direktkonvertierender Röntgenstrahlungsdetektor, CT-System und Verfahren hierzu
DE102015225774B3 (de) * 2015-12-17 2017-06-08 Siemens Healthcare Gmbh Zählender Röntgendetektor, medizinisches Gerät diesen aufweisend und Verfahren zur Temperaturregulierung eines Konvertermaterials eines Röntgendetektors
DE102016202490B3 (de) * 2016-02-18 2017-06-14 Siemens Healthcare Gmbh Zählender Röntgendetektor mit Beleuchtungsschicht auf Konverterelement und ein Detektorelement und ein medizinisches Gerät diesen aufweisend sowie ein Verfahren zur Herstellung desselben
DE102016203665B4 (de) * 2016-03-07 2020-07-09 Siemens Healthcare Gmbh Bestimmung eines elektrischen Gleichstromanteils im Konverterelement
DE102016210935B4 (de) * 2016-06-20 2020-07-09 Siemens Healthcare Gmbh Röntgendetektor mit intransparenter Zwischenschicht
DE102017204027A1 (de) 2017-03-10 2018-09-13 Siemens Healthcare Gmbh Röntgendetektor mit Spannungsquellenvorrichtung zum Erzeugen einer gepulsten Potentialdifferenz
EP3376261B1 (de) 2017-03-15 2020-04-29 Siemens Healthcare GmbH Röntgendetektor aufweisend ein konverterelement mit umverdrahtungseinheit
FR3065583B1 (fr) * 2017-04-20 2019-06-28 Isorg Dispositif de detection d'un rayonnement comprenant des photodiodes organiques
EP3658959A4 (de) * 2017-07-26 2020-12-23 Shenzhen Xpectvision Technology Co., Ltd. Strahlungsdetektor mit eingebauter depolarisationsvorrichtung
DE202017005076U1 (de) 2017-09-29 2017-10-27 Siemens Healthcare Gmbh Detektorvorrichtung mit Kühlluftleitelement als Lichtschutz
FR3118300B1 (fr) * 2020-12-23 2022-12-09 Univ Aix Marseille Detecteur de particules comprenant une region poreuse realisee dans un materiau semi-conducteur et procede de fabrication associe

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6163030A (en) 1998-03-16 2000-12-19 Thermo Trex Corporation MOS imaging device
WO2002103389A2 (en) * 2001-06-19 2002-12-27 Real-Time Radiography Ltd. Laminated radiation detector and process for fabrication thereof
US20080164418A1 (en) * 2007-01-08 2008-07-10 Arie Shahar Method, apparatus, and system of reducing polarization in radiation detectors
US20110253886A1 (en) 2010-04-19 2011-10-20 Siemens Aktiengesellschaft X-Ray Detector Comprising A Directly Converting Semiconductor Layer And Calibration Method For Such An X-Ray Detector
US20120068078A1 (en) 2010-09-19 2012-03-22 Nuctech Company Limited Radiation detector, imaging device and electrode structure thereof, and method for acquiring an image

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0983007A (ja) * 1995-09-12 1997-03-28 Shimadzu Corp 半導体放射線検出素子
CN101317767A (zh) 2002-03-20 2008-12-10 株式会社日立制作所 放射成象装置
JP2008227346A (ja) 2007-03-15 2008-09-25 Fujifilm Corp 放射線検出装置
JP5052181B2 (ja) 2007-03-30 2012-10-17 富士フイルム株式会社 放射線検出器
JP2009118943A (ja) * 2007-11-13 2009-06-04 Hitachi Medical Corp 放射線検出器及びこれを用いたｘ線ｃｔ装置
US8624105B2 (en) 2009-05-01 2014-01-07 Synkera Technologies, Inc. Energy conversion device with support member having pore channels
DE102012213409B3 (de) 2012-07-31 2014-11-13 Siemens Aktiengesellschaft Röntgenstrahlungsdetektor, CT-System und Verfahren hierzu

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6163030A (en) 1998-03-16 2000-12-19 Thermo Trex Corporation MOS imaging device
WO2002103389A2 (en) * 2001-06-19 2002-12-27 Real-Time Radiography Ltd. Laminated radiation detector and process for fabrication thereof
US20080164418A1 (en) * 2007-01-08 2008-07-10 Arie Shahar Method, apparatus, and system of reducing polarization in radiation detectors
US7652258B2 (en) 2007-01-08 2010-01-26 Orbotech Medical Solutions Ltd. Method, apparatus, and system of reducing polarization in radiation detectors
US20110253886A1 (en) 2010-04-19 2011-10-20 Siemens Aktiengesellschaft X-Ray Detector Comprising A Directly Converting Semiconductor Layer And Calibration Method For Such An X-Ray Detector
US20120068078A1 (en) 2010-09-19 2012-03-22 Nuctech Company Limited Radiation detector, imaging device and electrode structure thereof, and method for acquiring an image

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Publication number Publication date
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US9400335B2 (en) 2016-07-26
US20150260856A1 (en) 2015-09-17
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