WO2015158509A1 - Direct-converting x-ray radiation detector and ct system - Google Patents

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WO2015158509A1
WO2015158509A1 PCT/EP2015/056367 EP2015056367W WO2015158509A1 WO 2015158509 A1 WO2015158509 A1 WO 2015158509A1 EP 2015056367 W EP2015056367 W EP 2015056367W WO 2015158509 A1 WO2015158509 A1 WO 2015158509A1
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WO
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cathode
ray detector
grid
chnet
anode
Prior art date
Application number
PCT/EP2015/056367
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German (de)
French (fr)
Inventor
Thorsten Ergler
Edgar Göderer
Björn KREISLER
Mario Reinwand
Christian Schröter
Original Assignee
Siemens Aktiengesellschaft
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2921—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras
    • G01T1/2928—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras using solid state detectors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors

Definitions

  • the invention relates to a direct-converting X-ray detector for detecting X-radiation, comprising at least one semiconductor used for the detection of X-radiation, a cathode applied to one side of the semiconductor and a pixelated anode applied to an opposite side, one pixel of the
  • Anode is formed in each case from a group of subpixels, and a scattered radiation grid for reducing the incidence of scattered X-radiation. Furthermore, the invention relates to a CT system with a direct-conversion X-ray detector.
  • direct-conversion detectors based on semiconducting materials, such as CdTe, CdZnTe, CdZnTeSe,
  • the polarization refers to the reduction of the detected count rate at high photon or Strahlungsflüs ⁇ sen.
  • the polarization is caused by the very low mobility of the charge carriers, in particular the electron imperfections or holes, and by the concentration of intrinsic impurities in the semiconductor.
  • the polarization thus results from the reduction of the electric field due to fixed charges bound to impurities, the so-called space charge of the semiconductor, which act as trapping and recombination centers for the charge carriers generated by the X-rays. This reduces the carrier lifetime and mobility, which in turn leads to a reduction in the detected count rate at the high radiation flux density.
  • the space charge in the semiconductor can be distributed unevenly in the material due to an inhomogeneous incident on the semiconductor X-ray and change in the course of irradiation. These changes result in a lateral shift of the detected counts in a pixellated electrode. That is, the count rates of adjacent pixels of the electrode are different, whereby the spatial allocation of the count events becomes erroneous. Ultimately, image artifacts are the result.
  • the inhomogeneities in the irradiation of the semiconductor are Doomed ⁇ gently through the object to be examined.
  • the X-rays differ ⁇ Liche directions of incidence of the individual rays on the semiconductor due to a different scattering in the object to be examined on, so that can not be exactly predicted, from which direction the X-ray radiation on the
  • WO 2008/108 995 Al describes a cap made of a flexible circuit board for a Röntgenstrahlungs- detector for the reduction of edge effects in the detector material, the cap, the entire detector material, a ⁇ finally the electrode covering applied thereto. Furthermore, the use of control electrodes is described here, which are arranged directly below the cap. The use of such an X-ray detector in CT systems is not described.
  • X-ray facing side of the detecting semiconductor material is arranged.
  • a control electrode is arranged around the individual pixels of the anode.
  • an additional non-uniformity of the electric field can be introduced into the semiconductor, which counteracts the intrinsically existing and radiation-induced inhomogeneities, so that the inhomogeneities is mutually ausglei ⁇ chen and the drift reduced within a pixel. Furthermore, by means of a structured cathode
  • the cathode can be structured differently, that is, the recesses of the cathode can be shaped differently.
  • the shape of the cathode is determined by the shape and arrangements of the recesses.
  • a cathode of a plurality of individual, spaced apart tiles the electrical connection of the individual tiles is ensured by an additional conductor layer on the tiles or elekt ⁇ -conductive connecting webs between the tiles. It is thereby possible to apply a uniform voltage to all tiles.
  • the size of a tile essentially corresponds to the size of at least one subpixel or one pixel.
  • the tiles can be arranged congruent ⁇ equal to the subpixels or to the pixels. The same applies analogously to the recesses of a grid-shaped cathode.
  • the tiles are contacted by means of the additional conductor layer.
  • the grid-shaped cathode can be insulated from the conductor layer by an additional insulation layer or passivation layer.
  • the voltage supply of the cathodes can then take place laterally, for example over the outer edge of the detector surface.
  • the inventors propose a direct-conversion X-ray detector for detecting X-radiation, in particular for use in a CT system, comprising at least one semiconductor used to detect X-radiation, a cathode applied on one side of the semiconductor and one on an opposite one ,
  • the effect to improve side applied pixelated anode wherein a pixel of the ano ⁇ de each composed of a group is formed of sub-pixels, and an anti-scatter grid to reduce the incidence of scattered X-rays, that the cathode anode pixel size-related recesses having to lower ⁇ differences in the course of the electrical Field in the semiconductor on the basis of different ⁇ incident X-ray radiation compensate.
  • the semiconductor is advantageously the materials commonly used in direct-conversion detectors for use in CT systems, such as CdTe, CdZnTe, CdZnTeSe or CdTeSe.
  • an electrode designed as a metallization layer is applied in each case.
  • the cathode is on one of the X-ray radiation side facing the semiconductor applied and the anode corresponding to the overlying against ⁇ , facing away from the X-ray radiation side of the semiconductor.
  • the anode is formed pixelated, that is, it comprises a plurality of pixels, which in turn are each composed of a group of non-shadowed subpixels.
  • the pixels also called image pixels, are used for radiation detection and are therefore not shaded by the scattered radiation grid by the incident X-ray radiation.
  • Subpixels are arranged in each case between these counting image pixels, which separate the pixels from one another. This separating sub-pixels are arranged beneath the grating bars of the scattered ray grid ⁇ and are thus shadowed ⁇ incident from the X-ray radiation.
  • the subpixels of a pixel and the remaining, shaded subpixels are each electrically connected to the detector electronics.
  • the cathode has anode pixel size-related recesses.
  • anode pixel size based clarifies that the size or area is a recess in a certain relation to the size of a sub-pixel or pixel, in particular based on the large ⁇ SSE and positioning.
  • a recess in the context of the invention represents a continuous through the material of the cathode
  • the recesses are formed periodically.
  • the recesses are formed uniformly.
  • Another embodiment provides different recesses.
  • the recesses are rectangular, wherein the sides of the rectangular recesses are arranged parallel, in particular projectively congruent, to the sides of the pixels or subpixels.
  • An embodiment of the invention provides that a lattice-shaped cathode is formed by the recesses.
  • a grid-shaped cathode is preferably formed by rectangular, periodically arranged and spaced-apart recesses, that is to say gable-shaped recesses. Furthermore, in the case of a grid-shaped cathode, the center lines of the grid-shaped cathode are projectively arranged congruently to the center lines of the scattered radiation grid. In the direction of incidence of
  • the width of a grid web of the grid cathode can be either narrower or wider than or equal to the width of a grid web of the scatter ⁇ beam grid. Consequently, the recesses of the git ⁇ terförmigen cathode are preferably arranged above the scoring, non-shaded pixels and sub-pixels and the lattice TerStege the cathode via the non-scoring, shaded sub-pixels.
  • the recesses of the grid-shaped cathode advantageously have an area which corresponds at least to the area of at least one subpixel of the anode.
  • the recesses are arranged vertically above the subpixels.
  • an off ⁇ savings has a surface which approximately corresponds to the area of a pixel of the anode.
  • a kacheiförmige cathode is formed with a plurality of individual tiles through the recesses.
  • the recesses are formed lattice-shaped in this embodiment.
  • the center of a tile projectively congruent with the center of a free area within the scattered radiation grid.
  • the tiles of the cathode are therefore preferably located directly below the free areas.
  • a tile on a surface which corresponds at least to the surface Minim ⁇ least a subpixel of the anode.
  • a tile has an area ⁇ which approximately corresponds to the area of a pixel of the anode.
  • the tiles are preferably arranged approximately congruent to the pixels or subpixels.
  • the lattice-shaped recesses of the cachet-shaped cathode are preferably arranged above the non-counting, shadowed subpixels.
  • a tile of the cathode may therefore cover several sub-pixels or a pixel from ⁇ , so that the drift can be reduced to sub-pixel or pixels ⁇ level.
  • the individual tiles are advantageously electrically conductively connected to each other, so that the kacheiförmige cathode can be beauf beat with a single potential ⁇ .
  • an additional conductor layer can be applied to the kacheiförmigen cathode, which connects the tiles electrically to each other.
  • the conductor layer is preferably used as a xible, conductive layer, also called HV-Flex layer, out ⁇ forms.
  • a material for this purpose for example, is a conductive or coated or provided with integrated metal ⁇ sheets plastic film.
  • Connecting webs are arranged to miteinan ⁇ the tiles to connect, for example, from the same materials as the electrodes.
  • Yet another embodiment of the invention provides that both a lattice-shaped cathode and a kacheiförmige cathode are formed by the recesses, wherein the grid-shaped cathode and the kacheiförmige cathode are subjected to different voltages.
  • the tiles of the kacheiförmigen cathode are preferably in the spaces between the grid bars of the lattice-shaped
  • the tiles and the grid webs of the cathodes are each arranged at a distance from one another.
  • the grid-shaped cathode is formed for example as a control electrode, also called steering grid.
  • the lattice-shaped cathode is particularly preferably arranged below the scattered radiation grid, ie above the non-counting, shadowed subpixels of the anode.
  • an insulating layer is advantageously applied, which is the lattice-shaped
  • the field line courses in the semiconductor can be compensated for and the drift can be reduced.
  • the drift can be reduced in the shaded by the Streustrahlgit ⁇ ter of the x-radiation areas of the semiconductor.
  • the inventors propose a CT system comprising a direct conversion X-ray detector according to the invention.
  • image artifacts can be avoided by the drift-reduced detector.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of a CT system
  • FIG. 2 is a schematic, fragmentary cross-sectional ⁇ representation of an X-ray detector
  • FIG. 3 shows a schematic, fragmentary cross-sectional illustration of an X-ray detector according to the invention with a cachet-shaped cathode in a first embodiment
  • FIG 3 is a schematic, fragmentary plan view of the X-ray detector with a kacheiförmigen cathode in another embodiment
  • FIG 6 is a schematic, fragmentary cross-sectional ⁇ representation of the X-ray detector according to the invention with a grid-shaped cathode
  • FIG 8 is a schematic, sectional Querterrorismsdar ⁇ position of the X-ray detector according to the invention having a grid and cathode de kacheiförmigen and
  • FIG 9 is a schematic, fragmentary plan view of the
  • Figure 1 shows an exemplary CT system Cl.
  • 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 fastened with an opposite first detector C3.
  • a second x-ray tube C4 is provided with a second opposing detector C5.
  • This process is controlled by a computing and control unit C10 using computer programs Prgi to Prg n .
  • the detectors C3 and C5 are formed as Suitekonvertierende Rönt ⁇ genstrahlungsdetektoren, which in the embodiment shown here, a semiconductor used for the detection of X-rays, a cathode and an countertransference lying pixelized anode, wherein a pixel of the anode is formed in each case from a group of subpixels (see, for example, Figures 4 and 7), and a scattered radiation grid having a plurality of grid bars for reducing the incidence of scattered X-radiation.
  • the cathode anode pixel size related From ⁇ savings on to compensate for differences in the course of the electric potential lines in the semiconductor due to different incident X-rays (see Figures 3, 6 and 8).
  • FIG. 2 shows a schematic, partial cross-sectional view of a known ⁇ X-ray detector during incidence of X-rays.
  • the pixelated anode On the side facing away from the X-ray side of the semiconductor 1, the pixelated anode is applied, wherein in this illustration, only the subpixels 2 are shown.
  • the subpixels 2 are grouped in groups to be counted pixels, which are used for detection.
  • the pixels or the unshaded subpixels 2 are each arranged in the free areas between the grid bars 5. Between the pixels, that is to say below the grating webs 5, the subpixels 2 are shaded by the grating webs 5 from the X-radiation and are therefore not used for detection.
  • These shadowed sub-pixels 2 space and isolate the counting pixels (see, for example, FIG. 4).
  • a detector electronics 4 is arranged, which is formed in the embodiments shown here as an ASIC.
  • the cathode 6 is applied to the opposite, the X-radiation side facing the semiconductor 1, wherein the cathode 6 is formed according to the prior art as Wegge ⁇ ing, full-surface metallization.
  • the incident X-ray radiation causes curvature of the electric field or a curvature of the potential lines E. This is particularly pronounced in the areas below the grid web 5 shown here of the scattered beam grid ⁇ .
  • the curvature of the potential lines E occurs a lateral charge carrier migration and thus a drift in each adjacent pixel.
  • FIG. 3 shows a schematic, partial cross-sectional view of a ⁇ X-ray detector according to the invention with a cathode in an ERS kacheiförmigen th embodiment.
  • the kacheiförmige cathode comprises a plurality of rectangular, periodically arranged tiles 6a.
  • the recesses 6c of the cathode are thus arranged in a grid shape and space the tiles 6a.
  • the recesses 6c are arranged below the grating webs 5, ie above the shadowed subpixels 2. Accordingly, the tiles 6a are arranged above the counting pixels of the anode (see FIG. 4).
  • the potential lines E of the electric field in the semiconductor 1 have less inhomogeneities under X-radiation than in the situation shown in FIG.
  • the potential lines E run approximately parallel here. The curvatures of the potential lines E in the shaded areas are thus balanced.
  • an additional conductor layer 7 is formed, which electrically conductively connects the spaced apart tiles 6a so that they can be subjected to a uniform voltage.
  • Thechroszu ⁇ leadership for example, the sides carried by the detector edges off.
  • FIG 4 is a schematic, fragmentary plan view of the ⁇ X-ray detector according to the figure 3 shows ⁇ ge. This view shows in particular the pixelation of the ano de ⁇ with the shaded and non-shaded Subpi- xeln 2.
  • the hatched tiles illustrated 6a of the cathode are disposed on the pixels of the anode and the same size, while the recesses 6c under the grid bars 5 and are arranged above the non-counting, shaded subpixels 2.
  • the center of a tile 6a projectively congruent with the center of a free area between the grid bars 5.
  • a representation of the conductor layer is omitted.
  • FIG. 5 shows a schematic, fragmentary, top view of the X-ray detector with a kacheiförmigen cathode between the grid bars 5 of the scattered radiation grid in another embodiment.
  • the individual tiles 6a of the kacheiförmigen cathode are connected by means of connecting webs 8 electrically conductive together.
  • a representation of the anode and of the semiconductor is dispensed with.
  • FIGS. 6 and 7 show a further embodiment of the structured cathode.
  • the recesses form here a grid-shaped cathode 6b.
  • FIG. 6 shows a schematic cross-sectional representation. It can be seen, the arrangement of the grid bars of the grid-shaped cathode 6b below the grid bars 5 of the scattered radiation grid. In other words, the center lines of the scattered beam grid and the grid-shaped cathode 6b projectively congruent.
  • the grid-cathode terförmige 6b is mentioned about the shaded sub ⁇ pixels 2 and the recesses are shown on the counted pixels as in the plan view of Figure 7 are arranged.
  • FIGS. 8 and 9 show a further embodiment of the cathode structured according to the invention.
  • the cathode is formed both lattice and kacheiförmig.
  • the tiles 6a are each between the grid bars of the grid-shaped Cathode disposed 6b, wherein the tiles 6a and the grid-shaped cathode 6b are each spaced from each other (see ⁇ figure 8).
  • the lattice-shaped cathode 6b according to FIG. 6 is arranged below the lattice webs 5 of the scattered-beam lattice, and the louvers 6a are arranged in the non-shaded regions between the lattice webs 5 according to FIG.

Abstract

The invention relates to a direct-converting x-ray radiation detector (C3, C5) for detecting x-ray radiation, at least having a semiconductor (1) used for detection of x-ray radiation, a cathode (6) attached to a side of the semiconductor (1), and a pixelated anode attached to an opposite side, wherein each pixel of the anode is formed from a group of sub-pixels (2), and a scattered radiation grid for reducing the incidence of scattered x-ray radiation, wherein the cathode (6) has recesses (6c) based on the size of the anode pixels in order to equalize differences in the course of the potential lines (E) of the electrical field in the semiconductor (1) based on differently incident x-ray radiation. The invention further relates to a CT system (C1), having a direct-converting x-ray radiation detector (C3, C5) according to the invention.

Description

Beschreibung description
Direktkonvertierender Röntgenstrahlungsdetektor und CT-System Die Erfindung betrifft einen direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor zur Detektion von Röntgenstrahlung, zumindest aufweisend einen zur Detektion von Röntgenstrahlung verwendeten Halbleiter, eine auf einer Seite des Halbleiters aufgebrachte Kathode und eine auf einer gegenüberliegenden Seite aufgebrachte pixelierte Anode, wobei ein Pixel derThe invention relates to a direct-converting X-ray detector for detecting X-radiation, comprising at least one semiconductor used for the detection of X-radiation, a cathode applied to one side of the semiconductor and a pixelated anode applied to an opposite side, one pixel of the
Anode jeweils aus einer Gruppe von Subpixeln gebildet wird, und ein Streustrahlgitter zur Reduzierung des Einfalls gestreuter Röntgenstrahlung. Weiter betrifft die Erfindung ein CT-System mit einem direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor . Anode is formed in each case from a group of subpixels, and a scattered radiation grid for reducing the incidence of scattered X-radiation. Furthermore, the invention relates to a CT system with a direct-conversion X-ray detector.
Für die Detektion von Gamma- und Röntgenstrahlung, insbesondere in CT-, Dual-Energy-CT-, SPECT- und PET-Systemen, werden unter anderem direktkonvertierende Detektoren, basierend auf halbleitenden Materialien, wie CdTe, CdZnTe, CdZnTeSe, For the detection of gamma and X-rays, especially in CT, dual-energy CT, SPECT and PET systems, direct-conversion detectors based on semiconducting materials, such as CdTe, CdZnTe, CdZnTeSe,
CdTeSe, CdMnTe, InP, TIBr2, Hgl2, verwendet. Bei diesen Mate¬ rialien tritt jedoch insbesondere bei einer für CT-Geräte notwendigen hohen Strahlungsflussdichte der Effekt der Pola- risation auf. CdTeSe, CdMnTe, InP, TIBr 2 , Hgl 2 . These mate ¬ rials but the effect of pola- risation occurs particularly in the case of a necessary for CT scanners high radiation flux density.
Die Polarisation bezeichnet die Reduktion der detektierten Zählrate bei hohen Photonen- beziehungsweise Strahlungsflüs¬ sen. Verursacht wird die Polarisation durch die sehr geringe Mobilität der Ladungsträger, vor allem der Elektronenfehlstellen beziehungsweise Löcher, und durch die Konzentration intrinsischer Störstellen im Halbleiter. Die Polarisation entsteht also durch die Reduktion des elektrischen Feldes aufgrund von an Störstellen gebundenen, ortsfesten Ladungen, die so genannte Raumladung des Halbleiters, die als Einfang- und Rekombinationszentren für die durch die Röntgenstrahlung erzeugten Ladungsträger wirken. Hierdurch wird die Ladungsträgerlebensdauer und -beweglichkeit reduziert, was wiederum zu einer Reduktion der detektierten Zählrate bei der hohen Strahlungsflussdichte führt. The polarization refers to the reduction of the detected count rate at high photon or Strahlungsflüs ¬ sen. The polarization is caused by the very low mobility of the charge carriers, in particular the electron imperfections or holes, and by the concentration of intrinsic impurities in the semiconductor. The polarization thus results from the reduction of the electric field due to fixed charges bound to impurities, the so-called space charge of the semiconductor, which act as trapping and recombination centers for the charge carriers generated by the X-rays. This reduces the carrier lifetime and mobility, which in turn leads to a reduction in the detected count rate at the high radiation flux density.
Weiterhin kann sich die Raumladung im Halbleiter aufgrund einer inhomogen auf den Halbleiter einfallenden Röntgenstrahlung ungleichmäßig im Material verteilen und sich im Laufe der Bestrahlung ändern. Diese Änderungen haben eine laterale Verschiebung der detektierten Zählereignisse in einer pixe- lierten Elektrode zur Folge. Das heißt, die Zählraten von be- nachbarten Pixeln der Elektrode sind unterschiedlich, wodurch die räumliche Zuordnung der Zählereignisse fehlerhaft wird. Letztendlich sind Bildartefakte die Folge. Furthermore, the space charge in the semiconductor can be distributed unevenly in the material due to an inhomogeneous incident on the semiconductor X-ray and change in the course of irradiation. These changes result in a lateral shift of the detected counts in a pixellated electrode. That is, the count rates of adjacent pixels of the electrode are different, whereby the spatial allocation of the count events becomes erroneous. Ultimately, image artifacts are the result.
Herkömmlicherweise werden die Inhomogenitäten in der Bestrah- lung des Halbleiters durch das zu untersuchende Objekt verur¬ sacht. Insbesondere weist die Röntgenstrahlung unterschied¬ liche Einfallsrichtungen der einzelnen Strahlen auf den Halbleiter aufgrund einer unterschiedlichen Streuung im Untersuchungsobjekt auf, sodass sich nicht exakt vorhersagen lässt, aus welcher Richtung die Röntgenstrahlung auf denConventionally, the inhomogeneities in the irradiation of the semiconductor are Doomed ¬ gently through the object to be examined. In particular, the X-rays differ ¬ Liche directions of incidence of the individual rays on the semiconductor due to a different scattering in the object to be examined on, so that can not be exactly predicted, from which direction the X-ray radiation on the
Halbleiter trifft. Typischerweise werden jedoch Streustrahlgitter eingesetzt, welche die durch das Untersuchungsobjekt gestreute Röntgenstrahlung absorbieren und so die auf den Halbleiter einfallende Röntgenstrahlung homogenisieren. Dabei ist die Position des Streustrahlgitters relativ zum Halblei¬ ter fixiert, sodass die durch das Streustrahlgitter verursachte räumliche Inhomogenität der Röntgenstrahlung und somit auch der Raumladung bekannt ist, da in den abgeschatteten Bereichen unterhalb dem Streustrahlgitter keine Strahlung auf den Halbleiter trifft. Semiconductor hits. Typically, however, scattered radiation grids are used, which absorb the scattered by the examination object X-ray radiation and thus homogenize the incident on the semiconductor X-ray radiation. The position of the anti-scatter grid is fixed relative to the semiconducting ¬ ter, so that caused by the scattered ray grid spatial inhomogeneity of the X-ray radiation and thus also the space charge is known, as is true in the shaded areas below the anti-scatter grid is no radiation on the semiconductor.
Weitere Inhomogenitäten der Raumladung können durch die auf dem Halbleiter aufgebrachte metallisierte, pixelierte Elekt¬ rode verursacht werden. In den nicht-metallisierten Bereichen des Halbleiters, also die Bereiche des Halbleiters, welche nicht von einem Pixel abgedeckt sind, ist das elektrische Feld schwächer und es bildet sich unter Röntgenbestrahlung eine höhere Raumladung aus. Sonstige Inhomogenitäten der Raumladung werden durch Störstellen im Material verursacht, die jedoch ungleichmäßig ver¬ teilt sind. Da deren Vorkommen in Bezug auf räumliche Anord- nung und Häufigkeit im Halbleiter nicht kontrolliert werden kann, wäre eine Messung der dadurch verursachten Effekte in jedem einzelnen Detektor individuell notwendig, um diese Inhomogenitäten zu berücksichtigen. Bisher ist noch keine Lösung bekannt, die gesamte Inhomogeni¬ tät der Raumladungen im Halbleiter auszugleichen. Other inhomogeneities of the space charge can be caused by the load applied to the semiconductor metallized pixelated Elect ¬ rode. In the non-metallized regions of the semiconductor, ie the regions of the semiconductor which are not covered by one pixel, the electric field is weaker and a higher space charge is formed under X-ray irradiation. Other inhomogeneities of the space charge caused by impurities in the material, but they are unevenly ver ¬ shares. Since their occurrence in terms of spatial arrangement and frequency in the semiconductor can not be controlled, a measurement of the effects caused thereby in each individual detector would be individually necessary to account for these inhomogeneities. So far, no solution is known to compensate for the total inhomogeneity ¬ ity of space charges in the semiconductor.
Die Druckschrift WO 2008/108 995 AI beschreibt eine Kappe aus einer flexiblen Leiterplatte für einen Röntgenstrahlungs- detektor zur Reduktion von Randeffekten in dem Detektormaterial, wobei die Kappe das gesamte Detektormaterial, ein¬ schließlich der darauf aufgebrachten Elektroden, abdeckt. Weiterhin wird hier der Einsatz von Steuerungselektroden beschrieben, welche direkt unterhalb der Kappe angeordnet sind. Der Einsatz eines derartigen Röntgenstrahlungsdetektors in CT-Systemen ist nicht beschrieben. The document WO 2008/108 995 Al describes a cap made of a flexible circuit board for a Röntgenstrahlungs- detector for the reduction of edge effects in the detector material, the cap, the entire detector material, a ¬ finally the electrode covering applied thereto. Furthermore, the use of control electrodes is described here, which are arranged directly below the cap. The use of such an X-ray detector in CT systems is not described.
Aus der Druckschrift WO 2012/035 466 A2 ist ein Röntgenstrah¬ lungsdetektor mit einer durchgehenden Kathode und einer pixe- Herten Anode bekannt, wobei die Anode nicht auf der derFrom the document WO 2012/035 466 A2 an X-Ray ¬ Averaging Detector with a solid cathode and an anode pixe- Herten is known, wherein the anode is not on the
Röntgenstrahlung zugewandten Seite des detektierenden Halbleitermaterials angeordnet ist. Um die einzelnen Pixel der Anode herum ist jeweils eine Steuerungselektrode angeordnet. Es ist daher Aufgabe der Erfindung, einen direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor zu schaffen, in welchem eine inhomogene Ausbildung von Raumladungen im Halbleiter verhindert beziehungsweise ausgeglichen wird. Weiter ist es eine Aufgabe der Erfindung, ein CT-System mit einem direktkonver- tierenden Röntgenstrahlungsdetektor zu schaffen. Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen X-ray facing side of the detecting semiconductor material is arranged. A control electrode is arranged around the individual pixels of the anode. It is therefore an object of the invention to provide a direct-converting X-ray detector in which an inhomogeneous formation of space charges in the semiconductor is prevented or compensated. It is a further object of the invention to provide a CT system with a direct-conversion X-ray detector. This task is characterized by the characteristics of the independent
Patentansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungen der Er¬ findung sind Gegenstand untergeordneter Ansprüche. Die Erfinder haben erkannt, dass es möglich ist, die in einem zur Detektion von Röntgenstrahlung verwendeten Halbleiter vorkommenden, ungleichmäßig verteilten Raumladungen und den daraus resultierenden, ungleichmäßigen Verlauf der elektrischen Potentiallinien auszugleichen, um die daraus folgenden Artefakte in der Bildgebung zu vermeiden. Insbesondere können Drifteffekte, die bei der Bestrahlung des Halbleiters in den abgeschatteten Bereichen entstehen und eine inhomogene Raumladung erzeugen, ausgeglichen werden. Zum Ausgleich der Raumladungen wird eine auf dem Halbleiter aufgebrachte Kathode strukturiert. Mit anderen Worten wird die Kathode nicht durchgehend beziehungsweise vollflächig, sondern mit mehrfachen Aussparungen beziehungsweise Unterbrechungen ausgeführt. Die ausgesparten Bereiche der Kathode können entweder über den zählenden oder über den nicht- zählenden Subpixeln des Halbleiters angeordnet werden. Claims solved. Advantageous further developments of the invention are the subject ¬ subordinate claims. The inventors have recognized that it is possible to compensate for the unevenly distributed space charges occurring in a semiconductor used for the detection of X-ray radiation and the resulting, uneven course of the electrical potential lines, in order to avoid the resulting artifacts in the imaging. In particular, drift effects that arise in the irradiation of the semiconductor in the shaded areas and generate an inhomogeneous space charge can be compensated. To compensate for the space charges, a cathode applied to the semiconductor is patterned. In other words, the cathode is not continuous or full surface, but executed with multiple recesses or interruptions. The recessed areas of the cathode can be arranged either over the counting or over the non-counting subpixels of the semiconductor.
Durch die erfindungsgemäße Strukturierung der Kathode kann eine zusätzliche Inhomogenität des elektrischen Feldes in den Halbleiter eingebracht werden, welche den intrinsisch vorhandenen und strahlungsinduzierten Inhomogenitäten entgegen wirkt, sodass sich die Inhomogenitäten gegenseitig ausglei¬ chen und die Drift innerhalb eines Pixels reduziert wird. Des Weiteren können mittels einer strukturierten KathodeThe inventive structure of the cathode, an additional non-uniformity of the electric field can be introduced into the semiconductor, which counteracts the intrinsically existing and radiation-induced inhomogeneities, so that the inhomogeneities is mutually ausglei ¬ chen and the drift reduced within a pixel. Furthermore, by means of a structured cathode
Drifteffekte und daraus resultierende Inhomogenitäten, die während der Bestrahlung des Halbleiters mit Röntgenstrahlung in den aufgrund des Streustrahlgitters von der Röntgenstrah¬ lung abgeschatteten Bereichen entstehen, reduziert werden. Drift effects and resulting inhomogeneities, which arise during the irradiation of the semiconductor with X-rays in the due to the scattered radiation grid shaded areas of the X-ray ¬ treatment areas are reduced.
Die Kathode kann unterschiedlich strukturiert werden, das heißt, die Aussparungen der Kathode können unterschiedlich geformt sein. Beispielsweise kann die Kathode in Form eines Gitters oder als eine Vielzahl von einzelnen Kacheln ausgebildet werden. Die Form der Kathode wird dabei durch die Form und Anordnungen der Aussparungen bestimmt. The cathode can be structured differently, that is, the recesses of the cathode can be shaped differently. For example, the cathode in the form of a Grid or be formed as a variety of individual tiles. The shape of the cathode is determined by the shape and arrangements of the recesses.
Bei einer kacheiförmigen Kathode, also eine Kathode aus einer Vielzahl von einzelnen, voneinander beabstandeten Kacheln, wird die elektrische Verbindung der einzelnen Kacheln durch eine zusätzliche Leiterschicht über den Kacheln oder elekt¬ risch leitende Verbindungsstege zwischen den Kacheln gewährleistet. Es ist dadurch möglich, alle Kacheln mit einer einheitlichen Spannung zu beaufschlagen. Die Größe einer Kachel entspricht im Wesentlichen der Größe mindestens eines Sub- pixels oder eines Pixels. Dabei können die Kacheln deckungs¬ gleich zu den Subpixeln beziehungsweise zu den Pixeln angeordnet werden. Gleiches gilt analog für die Aussparungen einer gitterförmigen Kathode. In a kacheiförmigen cathode, ie a cathode of a plurality of individual, spaced apart tiles, the electrical connection of the individual tiles is ensured by an additional conductor layer on the tiles or elekt ¬ -conductive connecting webs between the tiles. It is thereby possible to apply a uniform voltage to all tiles. The size of a tile essentially corresponds to the size of at least one subpixel or one pixel. The tiles can be arranged congruent ¬ equal to the subpixels or to the pixels. The same applies analogously to the recesses of a grid-shaped cathode.
Weiterhin ist auch eine Kathode mit einer kombinierten Furthermore, a cathode with a combined
Kachel- und Gitterstruktur möglich. Hierbei werden die kacheiförmige Kathode, also deren einzelne Kacheln, und die gitterförmige Kathode mit unterschiedlichen Spannungen beauf¬ schlagt. Durch die mit unterschiedlichen Spannungen beaufschlagten Kathodenbereiche ist vorteilhafterweise ein genaue¬ rer Ausgleich der Inhomogenitäten im Halbleiter möglich. Tile and grid structure possible. Here, the kacheiförmige cathode, ie their individual tiles, and the grid-shaped cathode with different voltages beauf ¬ hits. By applied with different voltages cathode regions a precise ¬ rer compensation of inhomogeneities in the semiconductor is advantageously possible.
Dazu werden die Kacheln mittels der zusätzlichen Leiterschicht kontaktiert. Die gitterförmige Kathode kann durch eine zusätzliche Isolationsschicht beziehungsweise Passivie- rungsschicht gegenüber der Leiterschicht isoliert werden. Die Spannungszuführung der Kathoden kann dann seitlich erfolgen, beispielsweise über den äußeren Rand der Detektorfläche. For this purpose, the tiles are contacted by means of the additional conductor layer. The grid-shaped cathode can be insulated from the conductor layer by an additional insulation layer or passivation layer. The voltage supply of the cathodes can then take place laterally, for example over the outer edge of the detector surface.
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 verwendeten Halbleiter, eine auf einer Seite des Halbleiters aufgebrachte Kathode und eine auf einer gegenüberliegenden Seite aufgebrachte pixelierte Anode, wobei ein Pixel der Ano¬ de jeweils aus einer Gruppe von Subpixeln gebildet wird, und ein Streustrahlgitter zur Reduzierung des Einfalls gestreuter Röntgenstrahlung, dahingehend zu verbessern, dass die Kathode anodenpixelgrößenbezogene Aussparungen aufweist, um Unter¬ schiede im Verlauf des elektrischen Feldes im Halbleiter auf¬ grund von unterschiedlich einfallender Röntgenstrahlung auszugleichen . Bei dem Halbleiter handelt es sich vorteilhafterweise um die in direktkonvertierenden Detektoren für die Verwendung in CT- Systemen üblichen Materialien, wie zum Beispiel CdTe, CdZnTe, CdZnTeSe oder CdTeSe. Auf zwei gegenüberliegenden Seiten des Halbleiters ist jeweils eine als Metallisierungsschicht aus- gebildete Elektrode aufgebracht. Bevorzugt ist die Kathode auf einer der Röntgenstrahlung zugewandten Seite des Halbleiters aufgebracht und die Anode entsprechend auf der gegen¬ überliegenden, von der Röntgenstrahlung abgewandten Seite des Halbleiters. Die Anode ist pixeliert ausgebildet, das heißt, sie umfasst eine Vielzahl von Pixeln, welche wiederum jeweils aus einer Gruppe von nicht-abgeschatteten Subpixeln zusammengesetzt werden. Die Pixel, auch Bildpixel genannt, werden zur Strahlungsdetektion verwendet und werden folglich vom Streustrahlgitter nicht von der einfallenden Röntgenstrahlung ab- geschattet. Zwischen diesen zählenden Bildpixeln sind jeweils Subpixel angeordnet, die die Pixel voneinander trennen. Diese trennenden Subpixel sind unterhalb der Gitterstege des Streu¬ strahlgitters angeordnet und werden somit von der einfallen¬ den Röntgenstrahlung abgeschattet. Die Subpixel eines Pixels sowie die restlichen, abgeschatteten Subpixel sind jeweils elektrisch an die Detektorelektronik angeschlossen. Accordingly, the inventors propose a direct-conversion X-ray detector for detecting X-radiation, in particular for use in a CT system, comprising at least one semiconductor used to detect X-radiation, a cathode applied on one side of the semiconductor and one on an opposite one , The effect to improve side applied pixelated anode, wherein a pixel of the ano ¬ de each composed of a group is formed of sub-pixels, and an anti-scatter grid to reduce the incidence of scattered X-rays, that the cathode anode pixel size-related recesses having to lower ¬ differences in the course of the electrical Field in the semiconductor on the basis of different ¬ incident X-ray radiation compensate. The semiconductor is advantageously the materials commonly used in direct-conversion detectors for use in CT systems, such as CdTe, CdZnTe, CdZnTeSe or CdTeSe. On two opposite sides of the semiconductor, an electrode designed as a metallization layer is applied in each case. Preferably, the cathode is on one of the X-ray radiation side facing the semiconductor applied and the anode corresponding to the overlying against ¬, facing away from the X-ray radiation side of the semiconductor. The anode is formed pixelated, that is, it comprises a plurality of pixels, which in turn are each composed of a group of non-shadowed subpixels. The pixels, also called image pixels, are used for radiation detection and are therefore not shaded by the scattered radiation grid by the incident X-ray radiation. Subpixels are arranged in each case between these counting image pixels, which separate the pixels from one another. This separating sub-pixels are arranged beneath the grating bars of the scattered ray grid ¬ and are thus shadowed ¬ incident from the X-ray radiation. The subpixels of a pixel and the remaining, shaded subpixels are each electrically connected to the detector electronics.
Erfindungsgemäß weist die Kathode anodenpixelgrößenbezogene Aussparungen auf. Der Begriff anodenpixelgrößenbezogen stellt klar, dass die Größe beziehungsweise Fläche einer Aussparung in einer bestimmten Relation zu der Größe eines Subpixels beziehungsweise Pixels steht, insbesondere bezogen auf die Grö¬ ße und Positionierung. Eine Aussparung im Sinne der Erfindung stellt eine durch das Material der Kathode durchgehende According to the invention, the cathode has anode pixel size-related recesses. The term anode pixel size based clarifies that the size or area is a recess in a certain relation to the size of a sub-pixel or pixel, in particular based on the large ¬ SSE and positioning. A recess in the context of the invention represents a continuous through the material of the cathode
Unterbrechung der Fläche der Kathode dar, mit anderen Worten ein Loch. Durch die Aussparungen werden beim Einfall von Röntgenstrahlung in dem Halbleiter zusätzliche Inhomogenitä- ten des elektrischen Feldes erzeugt, die dann wiederum die anderen, im Halbleiter vorhandenden Inhomogenitäten ausgleichen . Interruption of the surface of the cathode, in other words a hole. The incisions generate additional inhomogeneities of the electric field when X-rays are incident in the semiconductor, which in turn compensate the other inhomogeneities present in the semiconductor.
Vorzugsweise sind die Aussparungen periodisch ausgebildet. In einer Ausführungsform sind die Aussparungen einheitlich ausgebildet. Eine andere Ausführungsform sieht unterschiedliche Aussparungen vor. Weiterhin vorzugsweise sind die Aussparungen rechteckig ausgebildet, wobei die Seiten der rechteckigen Aussparungen parallel, insbesondere projektiv deckungsgleich, zu den Seiten der Pixel beziehungsweise Subpixel angeordnet sind . Preferably, the recesses are formed periodically. In one embodiment, the recesses are formed uniformly. Another embodiment provides different recesses. Further preferably, the recesses are rectangular, wherein the sides of the rectangular recesses are arranged parallel, in particular projectively congruent, to the sides of the pixels or subpixels.
Eine erfindungsgemäße Ausführungsform sieht vor, dass durch die Aussparungen eine gitterförmige Kathode ausgebildet ist. Eine gitterförmige Kathode wird bevorzugt durch rechteckige, periodisch angeordnete und beabstandete Aussparungen, das heißt kacheiförmige Aussparungen, ausgebildet. Weiterhin sind bei einer gitterförmigen Kathode die Mittellinien der gitter- förmigen Kathode projektiv deckungsgleich zu den Mittellinien des Streustrahlgitters angeordnet. In Einfallsrichtung derAn embodiment of the invention provides that a lattice-shaped cathode is formed by the recesses. A grid-shaped cathode is preferably formed by rectangular, periodically arranged and spaced-apart recesses, that is to say gable-shaped recesses. Furthermore, in the case of a grid-shaped cathode, the center lines of the grid-shaped cathode are projectively arranged congruently to the center lines of the scattered radiation grid. In the direction of incidence of
Röntgenstrahlung betrachtet sind folglich die Gitterstege des Streustrahlgitters über den Gitterstegen der gitterförmigen Kathode angeordnet, sodass das Streustrahlgitter und die Kathode deckungsgleich sind. Hierbei kann die Breite eines Gittersteges der Gitterkathode entweder schmäler oder breiter als oder gleich der Breite eines Gittersteges des Streu¬ strahlgitters sein. Folglich sind die Aussparungen der git¬ terförmigen Kathode vorzugsweise über den zählenden, nicht- abgeschatteten Pixeln und Subpixeln angeordnet und die Git- terstege der Kathode über den nicht-zählenden, abgeschatteten Subpixeln . Im Sinne der anodenpixelgrößenbezogen ausgeführten Aussparungen weisen die Aussparungen der gitterförmigen Kathode vorteilhafterweise eine Fläche auf, welche zumindest der Fläche mindestens eines Subpixels der Anode entspricht. Bevorzugt sind die Aussparungen senkrecht über den Subpixeln angeordnet. Eine besondere Ausführungsform sieht vor, dass eine Aus¬ sparung eine Fläche aufweist, welche annähernd der Fläche eines Pixels der Anode entspricht. Considered X-rays are therefore arranged, the grid bars of the scattered radiation grid over the grid bars of the grid-shaped cathode, so that the scattered radiation grid and the cathode are congruent. In this case, the width of a grid web of the grid cathode can be either narrower or wider than or equal to the width of a grid web of the scatter ¬ beam grid. Consequently, the recesses of the git ¬ terförmigen cathode are preferably arranged above the scoring, non-shaded pixels and sub-pixels and the lattice TerStege the cathode via the non-scoring, shaded sub-pixels. In the sense of the recesses formed anode pixel size-related, the recesses of the grid-shaped cathode advantageously have an area which corresponds at least to the area of at least one subpixel of the anode. Preferably, the recesses are arranged vertically above the subpixels. A particular embodiment provides that an off ¬ savings has a surface which approximately corresponds to the area of a pixel of the anode.
Eine andere erfindungsgemäße Ausführungsform sieht vor, dass durch die Aussparungen eine kacheiförmige Kathode mit einer Vielzahl von einzelnen Kacheln ausgebildet ist. Mit anderen Worten sind die Aussparungen in dieser Ausführungsform gitterförmig ausgebildet. Vorteilhafterweise ist der Mittelpunkt einer Kachel projektiv deckungsgleich zu dem Mittelpunkt eines freien Bereiches innerhalb des Streustrahlgitters. Die Kacheln der Kathode sind folglich bevorzugt direkt unter den freien Bereichen angeordnet. Weiterhin vorteilhaft weist eine Kachel eine Fläche auf, welche zumindest der Fläche mindes¬ tens eines Subpixels der Anode entspricht. Eine besondere Ausführungsform sieht vor, dass eine Kachel eine Fläche auf¬ weist, welche annähernd der Fläche eines Pixels der Anode entspricht. Hierbei sind die Kacheln bevorzugt annähernd deckungsgleich zu den Pixeln beziehungsweise Subpixeln angeordnet. Folglich sind die gitterförmigen Aussparungen der kacheiförmigen Kathode vorzugsweise über den nicht-zählenden, abgeschatteten Subpixeln angeordnet. Eine Kachel der Kathode kann also mehrere Subpixel beziehungsweise ein Pixel ab¬ decken, sodass die Drift auf Subpixel- beziehungsweise Pixel¬ ebene reduziert werden kann. Another embodiment of the invention provides that a kacheiförmige cathode is formed with a plurality of individual tiles through the recesses. In other words, the recesses are formed lattice-shaped in this embodiment. Advantageously, the center of a tile projectively congruent with the center of a free area within the scattered radiation grid. The tiles of the cathode are therefore preferably located directly below the free areas. Further advantageously, a tile on a surface which corresponds at least to the surface Minim ¬ least a subpixel of the anode. A particular embodiment provides that a tile has an area ¬ which approximately corresponds to the area of a pixel of the anode. In this case, the tiles are preferably arranged approximately congruent to the pixels or subpixels. Consequently, the lattice-shaped recesses of the cachet-shaped cathode are preferably arranged above the non-counting, shadowed subpixels. A tile of the cathode may therefore cover several sub-pixels or a pixel from ¬, so that the drift can be reduced to sub-pixel or pixels ¬ level.
Weiterhin sind die einzelnen Kacheln vorteilhafterweise elektrisch leitend miteinander verbunden, sodass die kacheiförmige Kathode mit einem einheitlichen Potential beauf¬ schlagt werden kann. Hierzu kann in einer Ausführungsform eine zusätzliche Leiterschicht auf der kacheiförmigen Kathode aufgebracht werden, welche die Kacheln elektrisch miteinander verbindet. Die Leiterschicht ist vorzugsweise als eine fle- xible, leitende Schicht, auch HV-Flex-Schicht genannt, ausge¬ bildet. Als Material eignet sich hierfür zum Beispiel eine leitfähige oder beschichtete oder mit eingebundenen Metall¬ bahnen versehene Kunststofffolie . In einer anderen Ausfüh- rungsform können zwischen den Kacheln elektrisch leitendeFurthermore, the individual tiles are advantageously electrically conductively connected to each other, so that the kacheiförmige cathode can be beauf beat with a single potential ¬ . For this purpose, in one embodiment, an additional conductor layer can be applied to the kacheiförmigen cathode, which connects the tiles electrically to each other. The conductor layer is preferably used as a xible, conductive layer, also called HV-Flex layer, out ¬ forms. As a material for this purpose, for example, is a conductive or coated or provided with integrated metal ¬ sheets plastic film. In another embodiment, between the tiles electrically conductive
Verbindungsstege angeordnet werden, um die Kacheln miteinan¬ der zu verbinden, beispielsweise aus den gleichen Materialien wie die Elektroden. Noch eine andere erfindungsgemäße Ausführungsform sieht vor, dass durch die Aussparungen sowohl eine gitterförmige Kathode als auch eine kacheiförmige Kathode ausgebildet sind, wobei die gitterförmige Kathode und die kacheiförmige Kathode mit unterschiedlichen Spannungen beaufschlagt sind. Bei dieser kombinierten Form beziehungsweise Strukturierung der Kathode sind die Kacheln der kacheiförmigen Kathode bevorzugt in den Freiräumen zwischen den Gitterstegen der gitterförmigen Connecting webs are arranged to miteinan ¬ the tiles to connect, for example, from the same materials as the electrodes. Yet another embodiment of the invention provides that both a lattice-shaped cathode and a kacheiförmige cathode are formed by the recesses, wherein the grid-shaped cathode and the kacheiförmige cathode are subjected to different voltages. In this combined form or structuring of the cathode, the tiles of the kacheiförmigen cathode are preferably in the spaces between the grid bars of the lattice-shaped
Kathode angeordnet. Vorteilhafterweise sind die Kacheln und die Gitterstege der Kathoden jeweils voneinander beabstandet angeordnet. Die gitterförmige Kathode ist beispielsweise als Steuerungselektrode ausgebildet, auch steering grid genannt. Besonders bevorzugt ist die gitterförmige Kathode in dieser Ausführungsform unterhalb des Streustrahlgitters, also über den nicht-zählenden, abgeschatteten Subpixeln der Anode, an- geordnet. Cathode arranged. Advantageously, the tiles and the grid webs of the cathodes are each arranged at a distance from one another. The grid-shaped cathode is formed for example as a control electrode, also called steering grid. In this embodiment, the lattice-shaped cathode is particularly preferably arranged below the scattered radiation grid, ie above the non-counting, shadowed subpixels of the anode.
Auf der gitterförmigen Kathode ist vorteilhafterweise eine Isolationsschicht aufgebracht, welche die gitterförmige On the grid-shaped cathode, an insulating layer is advantageously applied, which is the lattice-shaped
Kathode gegenüber der Leiterschicht oberhalb der kachelförmi- gen Kathode isoliert, sodass die Beaufschlagung mit unter¬ schiedlichen Potentialen möglich ist. Insulated cathode opposite the conductor layer above the tiled cathode, so that the application of different ¬ potential potentials is possible.
Insgesamt können also mittels der vorstehend beschriebenen, erfindungsgemäß strukturierten Kathode die Feldlinienverläufe im Halbleiter ausgeglichen und die Drift reduziert werden.Overall, therefore, by means of the above-described cathode structured according to the invention, the field line courses in the semiconductor can be compensated for and the drift can be reduced.
Insbesondere kann die Drift in den durch das Streustrahlgit¬ ter von der Röntgenstrahlung abgeschatteten Bereichen des Halbleiters reduziert werden. Weiterhin schlagen die Erfinder ein CT-System, aufweisend einen erfindungsgemäßen direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor, vor. Vorteilhafterweise können durch den driftreduzierten Detektor Bildartefakte vermieden werden. In particular, the drift can be reduced in the shaded by the Streustrahlgit ¬ ter of the x-radiation areas of the semiconductor. Furthermore, the inventors propose a CT system comprising a direct conversion X-ray detector according to the invention. Advantageously, image artifacts can be avoided by the drift-reduced detector.
Im Folgenden wird die Erfindung anhand der bevorzugten Ausführungsbeispiele mit Hilfe der Figuren näher beschrieben, wobei nur die zum Verständnis der Erfindung notwendigen Merk- male dargestellt sind. Es werden folgende Bezugszeichen ver¬ wendet: 1: Halbleiter; 2: Subpixel; 4: Detektorelektronik 5: Gittersteg des Streustrahlgitters; 6: Kathode; 6a: Kachel; 6b: gitterförmige Kathode; 6c: Aussparung; 7: Leiterschicht; 8: Verbindungssteg; 9: Isolationsschicht; Cl : CT-System; C2 : erste Röntgenröhre; C3 : erster Detektor; C4 : zweite Röntgen¬ röhre (optional); C5 : zweiter Detektor (optional); C6: Gant- rygehäuse; C7 : Patient; C8 : Patientenliege; C9: Systemachse; CIO: Rechen- und Steuereinheit; Prgi bis Prgn: Computerpro¬ gramme; E: Potentiallinien des elektrischen Feldes. In the following the invention will be described in more detail with reference to the preferred embodiments with the aid of the figures, wherein only the features necessary for understanding the invention are shown. The following reference symbols are used : 1: semiconductors; 2: subpixels; 4: detector electronics 5: grid web of the scattered radiation grid; 6: cathode; 6a: tile; 6b: grid-shaped cathode; 6c: recess; 7: conductor layer; 8: connecting bar; 9: insulation layer; Cl: CT system; C2: first X-ray tube; C3: first detector; C4: second X-ray tube ¬ (optional); C5: second detector (optional); C6: Ganty housing; C7: patient; C8: patient couch; C9: system axis; CIO: computing and control unit; PRGI to Prg n: Computerpro ¬ programs; E: Potential lines of the electric field.
Es zeigen im Einzelnen: They show in detail:
FIG 1 eine schematische Darstellung eines CT-Systems mit 1 shows a schematic representation of a CT system with
Recheneinheit,  Processing unit,
FIG 2 eine schematische, ausschnittweise Querschnitts¬ darstellung eines Röntgenstrahlungsdetektors, 2 is a schematic, fragmentary cross-sectional ¬ representation of an X-ray detector,
FIG 3 eine schematische, ausschnittweise Querschnitts- darstellung eines erfindungsgemäßen Röntgenstrahlungsdetektors mit einer kacheiförmigen Kathode in einer ersten Ausführungsform, 3 shows a schematic, fragmentary cross-sectional illustration of an X-ray detector according to the invention with a cachet-shaped cathode in a first embodiment,
FIG 4 eine schematische, ausschnittweise Draufsicht des 4 shows a schematic, fragmentary plan view of the
Röntgenstrahlungsdetektors gemäß der Figur 3, FIG 5 eine schematische, ausschnittweise Draufsicht des Röntgenstrahlungsdetektors mit einer kacheiförmigen Kathode in einer anderen Ausführungsform, FIG 6 eine schematische, ausschnittweise Querschnitts¬ darstellung des erfindungsgemäßen Röntgenstrahlungsdetektors mit einer gitterförmigen Kathode, X-ray detector according to the figure 3, 5 is a schematic, fragmentary plan view of the X-ray detector with a kacheiförmigen cathode in another embodiment, FIG 6 is a schematic, fragmentary cross-sectional ¬ representation of the X-ray detector according to the invention with a grid-shaped cathode,
FIG 7 eine schematische, ausschnittweise Draufsicht des 7 shows a schematic, fragmentary plan view of the
Röntgenstrahlungsdetektors gemäß der Figur 6,  X-ray detector according to FIG. 6,
FIG 8 eine schematische, ausschnittweise Querschnittsdar¬ stellung des erfindungsgemäßen Röntgenstrahlungsdetektors mit einer gitter- und kacheiförmigen Katho- de und FIG 8 is a schematic, sectional Querschnittsdar ¬ position of the X-ray detector according to the invention having a grid and cathode de kacheiförmigen and
FIG 9 eine schematische, ausschnittweise Draufsicht des FIG 9 is a schematic, fragmentary plan view of the
Röntgenstrahlungsdetektors gemäß der Figur 8. Die Figur 1 zeigt ein beispielhaftes CT-System Cl . Das CT- X-ray detector according to the figure 8. Figure 1 shows an exemplary CT system Cl. The 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 Systemachse C9 verschiebbaren Patientenliege C8, mit der er wäh¬ rend der Abtastung mit der Röntgenstrahlung kontinuierlich oder sequentiell entlang der Systemachse C9 durch ein Mess- feld 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 C10 mit Hilfe von Computerprogrammen Prgi bis Prgn gesteuert. Die Detektoren C3 und C5 sind als direktkonvertierende Rönt¬ genstrahlungsdetektoren ausgebildet, welche in der hier gezeigten Ausführungsform einen zur Detektion von Röntgenstrahlung verwendeten Halbleiter, eine Kathode und eine gegenüber- liegend aufgebrachte pixelierte Anode, wobei ein Pixel der Anode jeweils aus einer Gruppe von Subpixeln gebildet wird (siehe zum Beispiel Figuren 4 und 7), sowie ein Streustrahlgitter mit einer Vielzahl von Gitterstegen zur Reduzierung des Einfalls gestreuter Röntgenstrahlung aufweisen. Erfindungsgemäß weist die Kathode anodenpixelgrößenbezogene Aus¬ sparungen auf, um Unterschiede im Verlauf der elektrischen Potentiallinien im Halbleiter aufgrund von unterschiedlich einfallender Röntgenstrahlung auszugleichen (siehe Figuren 3, 6 und 8) . 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 fastened with an opposite first detector C3. Optionally, a second x-ray tube C4 is provided with a second opposing detector C5. A patient C7 located on a slidable in the direction of the system axis C9 patient couch C8, with which he field currency ¬ rend of the scan with the X-rays continuously or sequentially along the system axis C9 by a measurement between the X-ray tubes C2 and C4 and the respective associated detectors C3 and C5 can be pushed. This process is controlled by a computing and control unit C10 using computer programs Prgi to Prg n . The detectors C3 and C5 are formed as direktkonvertierende Rönt ¬ genstrahlungsdetektoren, which in the embodiment shown here, a semiconductor used for the detection of X-rays, a cathode and an countertransference lying pixelized anode, wherein a pixel of the anode is formed in each case from a group of subpixels (see, for example, Figures 4 and 7), and a scattered radiation grid having a plurality of grid bars for reducing the incidence of scattered X-radiation. According to the invention the cathode anode pixel size related From ¬ savings on to compensate for differences in the course of the electric potential lines in the semiconductor due to different incident X-rays (see Figures 3, 6 and 8).
Die Figur 2 zeigt eine schematische, ausschnittweise Quer¬ schnittsdarstellung eines bekannten Röntgenstrahlungsdetektors während des Einfalls von Röntgenstrahlung. Auf der von der Röntgenstrahlung abgewandten Seite des Halbleiters 1 ist die pixelierte Anode aufgebracht, wobei in dieser Darstellung lediglich die Subpixel 2 dargestellt sind. Die Subpixel 2 sind gruppenweise zu zählenden Pixeln zusammengefasst , welche zur Detektion verwendet werden. Die Pixel beziehungsweise die nicht-abgeschatteten Subpixel 2 sind jeweils in den freien Bereichen zwischen den Gitterstegen 5 angeordnet. Zwischen den Pixeln, also unterhalb der Gitterstege 5, werden die Subpixel 2 durch die Gitterstege 5 von der Röntgenstrahlung abgeschattet und daher nicht zur Detektion verwendet. Diese abgeschatteten Subpixel 2 beabstanden und isolieren die zählenden Pixel (siehe zum Beispiel Figur 4) . Unter der Anode ist eine Detektorelektronik 4 angeordnet, welche in den hier gezeigten Ausführungsformen als ASIC ausgebildet ist. Die Kathode 6 ist auf der gegenüberliegenden, der Röntgenstrahlung zugewandten Seite des Halbleiters 1 aufgebracht, wobei die Kathode 6 gemäß dem Stand der Technik als durchge¬ hende, vollflächige Metallisierungsschicht ausgebildet ist. Die einfallende Röntgenstrahlung verursacht Krümmung des elektrischen Feldes beziehungsweise eine Krümmung der Potentiallinien E. Diese ist besonders ausgeprägt in den Bereichen unterhalb des hier gezeigten Gittersteges 5 des Streustrahl¬ gitters. Durch die Krümmung der Potentiallinien E kommt es zu einer lateralen Ladungsträgerwanderung und somit zu einer Drift im jeweils benachbarten Pixel. 2 shows a schematic, partial cross-sectional view of a known ¬ X-ray detector during incidence of X-rays. On the side facing away from the X-ray side of the semiconductor 1, the pixelated anode is applied, wherein in this illustration, only the subpixels 2 are shown. The subpixels 2 are grouped in groups to be counted pixels, which are used for detection. The pixels or the unshaded subpixels 2 are each arranged in the free areas between the grid bars 5. Between the pixels, that is to say below the grating webs 5, the subpixels 2 are shaded by the grating webs 5 from the X-radiation and are therefore not used for detection. These shadowed sub-pixels 2 space and isolate the counting pixels (see, for example, FIG. 4). Under the anode, a detector electronics 4 is arranged, which is formed in the embodiments shown here as an ASIC. The cathode 6 is applied to the opposite, the X-radiation side facing the semiconductor 1, wherein the cathode 6 is formed according to the prior art as durchge ¬ ing, full-surface metallization. The incident X-ray radiation causes curvature of the electric field or a curvature of the potential lines E. This is particularly pronounced in the areas below the grid web 5 shown here of the scattered beam grid ¬ . The curvature of the potential lines E occurs a lateral charge carrier migration and thus a drift in each adjacent pixel.
Im Folgenden werden die erfindungsgemäßen Ausführungen des Röntgenstrahlungsdetektors mit strukturierter Kathode be¬ schrieben. Der Grundaufbau entspricht dabei jeweils dem be¬ kannten Röntgenstrahlungsdetektor gemäß der Figur 2. Es wird daher lediglich auf die erfindungswesentlichen Details eingegangen. Gleiche Bauteile sind mit gleichen Bezugszeichen ge- kennzeichnet. Hereinafter, embodiments of the invention of the X-ray detector will be ¬ written with structured cathode. The basic structure corresponds to each of the be ¬ knew ray detector according to the figure 2. It is therefore only address the present essential details. Identical components are identified by the same reference numerals.
Die Figur 3 zeigt eine schematische, ausschnittweise Quer¬ schnittsdarstellung eines erfindungsgemäßen Röntgenstrahlungsdetektors mit einer kacheiförmigen Kathode in einer ers- ten Ausführungsform. Die kacheiförmige Kathode umfasst eine Vielzahl von rechteckigen, periodisch angeordneten Kacheln 6a. Die Aussparungen 6c der Kathode sind demnach gitterförmig angeordnet und beabstanden die Kacheln 6a. In dieser Ausführungsform sind die Aussparungen 6c unterhalb der Gitterstege 5 angeordnet, also über den abgeschatteten Subpixeln 2. Entsprechend sind die Kacheln 6a über den zählenden Pixeln der Anode angeordnet (siehe Figur 4) . 3 shows a schematic, partial cross-sectional view of a ¬ X-ray detector according to the invention with a cathode in an ERS kacheiförmigen th embodiment. The kacheiförmige cathode comprises a plurality of rectangular, periodically arranged tiles 6a. The recesses 6c of the cathode are thus arranged in a grid shape and space the tiles 6a. In this embodiment, the recesses 6c are arranged below the grating webs 5, ie above the shadowed subpixels 2. Accordingly, the tiles 6a are arranged above the counting pixels of the anode (see FIG. 4).
Im Bereich unterhalb des hier gezeigten Gittersteges 5 weisen die Potentiallinien E des elektrischen Feldes im Halbleiter 1 unter Röntgeneinstrahlung weniger Inhomogenitäten auf, als gemäß der in der Figur 2 gezeigten Situation. Die Potentiallinien E verlaufen hier annähernd parallel. Die Krümmungen der Potentiallinien E in den abgeschatteten Bereichen sind also ausgeglichen. In the region below the grid web 5 shown here, the potential lines E of the electric field in the semiconductor 1 have less inhomogeneities under X-radiation than in the situation shown in FIG. The potential lines E run approximately parallel here. The curvatures of the potential lines E in the shaded areas are thus balanced.
Oberhalb der Kacheln 6a ist eine zusätzliche Leiterschicht 7 ausgebildet, welche die voneinander beabstandeten Kacheln 6a elektrisch leitend verbindet, sodass diese mit einer einheit- liehen Spannung beaufschlagt werden können. Die Spannungszu¬ führung kann beispielsweise seitlich von den Detektorrändern aus erfolgen. In der Figur 4 ist eine schematische, ausschnittweise Drauf¬ sicht des Röntgenstrahlungsdetektors gemäß der Figur 3 ge¬ zeigt. Diese Ansicht zeigt vor allem die Pixelierung der Ano¬ de mit den abgeschatteten und nicht-abgeschatteten Subpi- xeln 2. Die schraffiert dargestellten Kacheln 6a der Kathode sind über den Pixeln der Anode angeordnet und gleich groß, während die Aussparungen 6c unter den Gitterstegen 5 und über den nicht-zählenden, abgeschatteten Subpixeln 2 angeordnet sind. Mit anderen Worten ist der Mittelpunkt einer Kachel 6a projektiv deckungsgleich zu dem Mittelpunkt eines freien Bereiches zwischen den Gitterstegen 5. Zur besseren Übersicht ist auf eine Darstellung der Leiterschicht verzichtet. Above the tiles 6a, an additional conductor layer 7 is formed, which electrically conductively connects the spaced apart tiles 6a so that they can be subjected to a uniform voltage. The Spannungszu ¬ leadership, for example, the sides carried by the detector edges off. In the figure 4 is a schematic, fragmentary plan view of the ¬ X-ray detector according to the figure 3 shows ¬ ge. This view shows in particular the pixelation of the ano de ¬ with the shaded and non-shaded Subpi- xeln 2. The hatched tiles illustrated 6a of the cathode are disposed on the pixels of the anode and the same size, while the recesses 6c under the grid bars 5 and are arranged above the non-counting, shaded subpixels 2. In other words, the center of a tile 6a projectively congruent with the center of a free area between the grid bars 5. For clarity, a representation of the conductor layer is omitted.
Die Figur 5 zeigt eine schematische, ausschnittweise Drauf- sieht des Röntgenstrahlungsdetektors mit einer kacheiförmigen Kathode zwischen den Gitterstegen 5 des Streustrahlgitters in einer anderen Ausführungsform. Die einzelnen Kacheln 6a der kacheiförmigen Kathode sind hier mittels Verbindungsstege 8 elektrisch leitend miteinander verbunden. Zur besseren Über- sieht ist auf eine Darstellung der Anode und des Halbleiters verzichtet . FIG. 5 shows a schematic, fragmentary, top view of the X-ray detector with a kacheiförmigen cathode between the grid bars 5 of the scattered radiation grid in another embodiment. The individual tiles 6a of the kacheiförmigen cathode are connected by means of connecting webs 8 electrically conductive together. For a better overview, a representation of the anode and of the semiconductor is dispensed with.
In den Figuren 6 und 7 ist eine weitere Ausführungsform der strukturierten Kathode gezeigt. Die Aussparungen bilden hier eine gitterförmige Kathode 6b aus. Die Figur 6 zeigt eine schematische Querschnittsdarstellung. Zu sehen ist, die Anordnung der Gitterstege der gitterförmigen Kathode 6b unterhalb der Gitterstege 5 des Streustrahlgitters. Mit anderen Worten sind die Mittellinien des Streustrahlgitters und der gitterförmigen Kathode 6b projektiv deckungsgleich. Die git- terförmige Kathode 6b ist also über den abgeschatteten Sub¬ pixeln 2 und die Aussparungen sind über den zählenden Pixeln, wie in der Draufsicht der Figur 7, dargestellt, angeordnet. Die Figuren 8 und 9 zeigen eine weitere Ausführungsform der erfindungsgemäß strukturierten Kathode. Hier ist die Kathode sowohl gitter- als auch kacheiförmig ausgebildet. Die Kacheln 6a sind jeweils zwischen den Gitterstegen der gitterförmigen Kathode 6b angeordnet, wobei die Kacheln 6a und die gitter- förmige Kathode 6b jeweils voneinander beabstandet sind (sie¬ he Figur 8) . Dabei ist die gittertörmige Kathode 6b gemäß der Figur 6 unter den Gitterstegen 5 des Streustrahlgitters ange- ordnet und die Kacheln 6a sind gemäß der Figur 3 in den nicht-abgeschatteten Bereichen zwischen den Gitterstegen 5 angeordnet : FIGS. 6 and 7 show a further embodiment of the structured cathode. The recesses form here a grid-shaped cathode 6b. FIG. 6 shows a schematic cross-sectional representation. It can be seen, the arrangement of the grid bars of the grid-shaped cathode 6b below the grid bars 5 of the scattered radiation grid. In other words, the center lines of the scattered beam grid and the grid-shaped cathode 6b projectively congruent. The grid-cathode terförmige 6b is mentioned about the shaded sub ¬ pixels 2 and the recesses are shown on the counted pixels as in the plan view of Figure 7 are arranged. FIGS. 8 and 9 show a further embodiment of the cathode structured according to the invention. Here, the cathode is formed both lattice and kacheiförmig. The tiles 6a are each between the grid bars of the grid-shaped Cathode disposed 6b, wherein the tiles 6a and the grid-shaped cathode 6b are each spaced from each other (see ¬ figure 8). In this case, the lattice-shaped cathode 6b according to FIG. 6 is arranged below the lattice webs 5 of the scattered-beam lattice, and the louvers 6a are arranged in the non-shaded regions between the lattice webs 5 according to FIG.
Beide Kathoden sind mit unterschiedlichen Potentialen beauf- schlagt. Um dies zu gewährleisten und um die Kathoden gegeneinander zu isolieren, ist auf der gitterförmigen Kathode 6b eine zusätzliche Isolationsschicht 9 aufgebracht, welche die¬ se Kathode von der mit den Kacheln 6a elektrisch leitend verbundenen Leiterschicht 7 isoliert. Dies ist in der Draufsicht der Figur 9 gezeigt. Die Spannungszuführung der Kacheln 6a erfolgt über die zusätzliche Leiterschicht 7 von der Seite des Detektors aus, ebenso wie die Spannungszuführung der git¬ terförmigen Kathode 6b. Obwohl die Erfindung im Detail durch das bevorzugte Ausführungsbeispiel näher illustriert und beschrieben wurde, so ist die Erfindung nicht durch die offenbarten Beispiele einge¬ schränkt und andere Variationen können vom Fachmann hieraus abgeleitet werden, ohne den Schutzumfang der Erfindung zu verlassen. Both cathodes are charged with different potentials. To ensure this and to isolate the cathodes against each other, an additional insulation layer 9 is applied to the grid-shaped cathode 6b, which isolates the ¬ se cathode of the electrically conductive with the tiles 6a connected conductor layer 7. This is shown in the plan view of FIG. The voltage supply of the tiles 6a is carried out via the additional conductor layer 7 from the side of the detector, as well as the voltage supply of the git ¬ terförmigen cathode 6b. Although the invention in detail by the preferred embodiment has been illustrated and described in detail, the invention is not limited ¬ by the disclosed examples and other variations can be derived therefrom by the skilled artisan without departing from the scope of the invention.

Claims

Patentansprüche claims
1. Direktkonvertierender Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) zur Detektion von Röntgenstrahlung, insbesondere zur Verwendung in einem CT-System (Cl), zumindest aufweisend : 1. Direct-converting X-ray detector (C3, C5) for detecting X-radiation, in particular for use in a CT system (Cl), comprising at least:
1.1. einen zur Detektion von Röntgenstrahlung verwendeten Halbleiter (1),  1.1. a semiconductor used for the detection of X-radiation (1),
1.2. eine auf einer Seite des Halbleiters (1) aufgebrachte Kathode (6) und eine auf einer gegenüberliegenden Seite aufgebrachte pixelierte Anode, wobei ein Pixel der Ano¬ de jeweils aus einer Gruppe von Subpixeln (2) gebildet wird, und 1.2. one on one side of the semiconductor (1) deposited cathode (6) and a coating applied to an opposite side of pixelated anode, wherein a pixel of the ano ¬ de each of a group of sub-pixels (2) is formed, and
1.3. ein Streustrahlgitter zur Reduzierung des Einfalls ge- streuter Röntgenstrahlung,  1.3. a scattered radiation grid for reducing the incidence of scattered X-radiation,
dadurch gekenn zei chnet , dass  characterized in that zei chnet
1.4. die Kathode (6) anodenpixelgrößenbezogene Aussparun¬ gen (6c) aufweist, um Unterschiede im Verlauf der 1.4. the cathode (6) anode pixel size related Aussparun ¬ gene (6c) for differences in the course of
Potentiallinien (E) des elektrischen Feldes im Halblei- ter (1) aufgrund von unterschiedlich einfallender Röntgenstrahlung auszugleichen.  Equalize potential lines (E) of the electric field in the semiconductor (1) due to different incident X-rays.
2. Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 1, dadurch ge kenn- ze i chnet , dass die Aussparungen (6c) periodisch ausgebildet sind. 2. X-ray detector (C3, C5) according to the preceding patent claim 1, characterized ge kenn- ze i chnet that the recesses (6c) are periodically formed.
3. Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 oder 2, dadurch ge kenn zei chnet , dass durch die Aussparungen3. X-ray detector (C3, C5) according to one of the preceding claims 1 or 2, characterized ge kenn zei chnet that through the recesses
(6c) eine gitterförmige Kathode (6b) ausgebildet ist. (6c) a grid-shaped cathode (6b) is formed.
4. Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 3, dadurch ge kenn- ze i chnet , dass die Mittellinien der gitterförmigen4. X-ray detector (C3, C5) according to the preceding patent claim 3, characterized GE kenn- ze i chnet that the center lines of the lattice-shaped
Kathode (6b) projektiv deckungsgleich zu den Mittellinien des Streustrahlgitters angeordnet sind. Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 3 oder 4, dadurch ge kenn zei chnet , dass eine Aussparung (6c) der gittertörmigen Kathode (6b) eine Fläche aufweist, wel¬ che zumindest der Fläche mindestens eines Subpixels (2) der Anode entspricht. Cathode (6b) projectively congruent to the center lines of the scattered radiation grid are arranged. X-ray detector (C3, C5) according to one of the preceding claims 3 or 4, characterized ge kenn zei chnet that a recess (6c) of the lattice-shaped cathode (6b) has a surface wel ¬ che at least the surface of at least one subpixel (2) Anode corresponds.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 5, dadurch ge kennze i chnet , dass eine Aussparung (6c) der gitterför- migen Kathode (6b) eine Fläche aufweist, welche annä¬ hernd der Fläche eines Pixels der Anode entspricht. X-ray detector (C3, C5) in accordance with the preceding Patent Claim 5, characterized ge kennze i seframe that a recess (6c) of gitterför--shaped cathode (6b) has a surface which Annae ¬ hernd corresponds to the area of a pixel of the anode.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 oder 2, dadurch ge kenn zei chnet , dass durch die Aussparungen (6c) eine kacheiförmige Kathode mit einer Vielzahl von einzelnen Kacheln (6a) ausgebildet ist. X-ray detector (C3, C5) according to one of the preceding claims 1 or 2, characterized ge kenn zei chnet that through the recesses (6c) a kacheiförmige cathode with a plurality of individual tiles (6a) is formed.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 7, dadurch ge kennze i chnet , dass der Mittelpunkt einer Kachel (6a) projektiv deckungsgleich zu dem Mittelpunkt eines freien Bereiches innerhalb des Streustrahlgitters ist. X-ray detector (C3, C5) according to the preceding claim 7, characterized ge ize i chnet that the center of a tile (6a) is projectively congruent with the center of a free area within the scattered radiation grid.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 7 oder 8, dadurch ge kenn zei chnet , dass eine Kachel (6a) eine Flä¬ che aufweist, welche zumindest der Fläche mindestens eines Subpixels (2) der Anode entspricht. X-ray detector (C3, C5) according to one of the preceding claims 7 or 8, characterized ge kenn zei chnet that a tile (6a) has a Flä ¬ che, which corresponds at least to the surface of at least one subpixel (2) of the anode.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 9, dadurch ge kennze i chnet , dass eine Kachel (6a) eine Fläche auf¬ weist, welche annähernd der Fläche eines Pixels der Anode entspricht Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der vor anstehenden Patentansprüche 7 bis 10, dadurch ge kenn zei chnet , dass eine zusätzliche Leiter¬ schicht (7) vorgesehen ist, welche die Kacheln (6a) elektrisch miteinander verbindet. X-ray detector (C3, C5) according to the preceding claim 9, characterized ge ize it chnet that a tile (6a) has a surface ¬ , which corresponds approximately to the area of a pixel of the anode X-ray detector (C3, C5) according to one of the preceding patent claims 7 to 10, characterized ge kenn zei chnet that an additional conductor ¬ layer (7) is provided, which connects the tiles (6a) electrically to each other.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der vor anstehenden Patentansprüche 7 bis 10, dadurch ge kenn zei chnet , dass zwischen den Kacheln (6a) elektrisch leitende Verbindungsstege (8) ausgebildet sind . X-ray detector (C3, C5) according to one of the preceding patent claims 7 to 10, characterized ge kenn zei chnet that between the tiles (6a) electrically conductive connecting webs (8) are formed.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der voranstehenden Patentansprüche 1 bis 12, dadurch ge kenn zei chnet , dass durch die Aussparungen (6c) sowohl eine gittertörmige Kathode (6b) als auch eine kacheiförmige Kathode (6a) ausgebildet sind, wobei die gittertörmige Kathode (6b) und die kacheiförmige Kathode (6a) mit unterschiedlichen Spannungen beaufschlagt sind. X-ray detector (C3, C5) according to one of the preceding claims 1 to 12, characterized ge kenn zei chnet that through the recesses (6c) both a lattice-shaped cathode (6b) and a kacheiförmige cathode (6a) are formed, wherein the lattice-shaped cathode (6b) and the kacheiförmige cathode (6a) are subjected to different voltages.
Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß dem voranstehenden Patentanspruch 13, dadurch ge kennze i chnet , dass auf die gitterförmige Kathode (6b) eine Isolationsschicht (9) aufgebracht ist. X-ray detector (C3, C5) according to the preceding claim 13, characterized ge ize it chnet that on the grid-shaped cathode (6b) an insulating layer (9) is applied.
CT-System (Cl), aufweisend einen direktkonvertierenden Röntgenstrahlungsdetektor (C3, C5) gemäß einem der vor anstehenden Patentansprüche 1 bis 14. CT system (Cl), comprising a direct-conversion X-ray detector (C3, C5) according to one of the preceding claims 1 to 14.
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