Loading...
 
PDF Print

Félvezető fotodetektorok

PIN dióda

A PIN dióda egy p-típusú, intrinsic és n-típusú rétegekből álló félvezető dióda. A félvezetők (melyeknek 4 vegyértékelektronjuk van), 3 (akceptor, p) vagy 5 (donor, n) vegyértékű szennyezővel doppolhatók. Ilyenkor a vegyérték (akceptor, p) vagy a vezetési (donor, n) sávhoz közeli nívók jönnek létre. Ha közéjük szennyezetlen réteget alakítunk ki, a bejövő fény hatására keletkező e-lyuk párok döntően a kiürített rétegben keletkeznek, ahol a rekombináció valószínűsége kicsi, tehát a keltett töltéshordozók nagy valószínűséggel hozzájárulnak a fotoáramhoz. (A tiltott sáv szélességénél nagyobb, ~3 eV nagyságrendű energiájú a látható fény). Gyakorlatilag jó fotodiódaként használható.
Kicsi, mechanikailag ellenálló, doziméterként kompakt és nem sérülékeny, de Gamma-kamerát is csináltak már így (PET-hez jó időzítés is kellene.)

APD (Avalanche Photo Diode)

Viszonylag nagy feszültséggel záróirányba előfeszített fotodióda. A kiürített rétegben kialakuló nagy térerősség miatt záró irányban lavina jelenség jöhet létre (letörés), az áram erősen nem lineárisan nő, ezt használja az APD.
Előnye, hogy MR kompatibilis. A Siemens agyi PET-MR berendezésében APD-ket alkalmaznak. Hátránya, hogy kicsi az erősítése (\approx 10^3) és nagyon hőmérsékletfüggő, ezért ASIC (Application SpecificIntegrated Circiut) kell hozzá erősítőnek. Most úgy tűnik, a SiPM ígéretesebb jelölt az MR kompatibilis fotodetektorok létrehozására.

SiPM

Silicon Photo Multilpier, vagy MPPC, vagy GAPD, vagy SSPM, vagy SPAD...
Elve, hogy az APD erősen nemlineáris jelének használata helyett a diódát még jobban előfeszítjük záró irányban, de minden diódát csak 1 bit információra használunk! Lemondunk a jel nagyságáról, ha nem jön foton, nulla, ha jön egy vagy több foton, nem nulla a jel. Sok kis SiPM diódát szorosan letéve egy felületre, egy SiPM-be (cellába) várhatóan csak egy foton jut, így jelük összege már lineáris lehet energiában.
Előnye, hogy MR kompatibilis, erősítése nagy ~10^6, nem igényel ASIC-ot és nagyfeszültséget, de egyelőre nem olcsó és nagy a sötétárama, tipikusan 1 MHz/mm^2, emiatt nagy felületről származó jeleket nehéz összevonni. Hőmérsékletérzékeny, bár ez kalibrálható. Telítésbe vihető, ilyenkor nem lineáris (energiában, azaz fotonszámban), de ez szintén könnyen korrigálható. Új és gyorsan fejlődő terület, sok gyártó számára lehetőség arra, hogy megtörjék a Hamamatsu hegemóniáját a fotodetektor-gyártásban.

A gerjesztett cellák száma (N_{\mathrm{fired cells}}) a következőképpen határozható meg:
Egy SiPM több ezer cellából áll. Egy kiszemelt cella ugyanolyan jelet ad, ha egy, kettő, vagy akárhány foton gerjeszti, a holtideje ~mikroszekundumos nagyságrendű, ezért könnyen előfordulhat, hogy ugyanabból a szcintillációból több foton is gerjessze, hiszen a kristály lecsengési ideje ~40 ns LYSO esetén. Ez azt jelenti, hogy az egy szcintillációból érkező fotonok rövidebb idő alatt jönnek be, mint egy cella holtideje. Vagyis ha több foton érkezik egy cellába, abból csak az elsőt látjuk. Ilyenkor a SiPM celláinak összegzett jeléből kevesebb elkapott foton látszik, mint amit valójában detektált az SiPM. Nézzük meg, mitől és hogyan függ ez.
A PDE lényegében azt jelenti, hogy a SiPM mennyi fotont kap el a szcintilláció során keletkezett összesből, ahol az "összes" pl. LYSO esetén egy 511 keV-es gamma-fotonra kb. 16000. Tegyük fel, hogy minden cella egyformán valószínű. Egy cella gerjesztődésének valószínűsége így
p=\frac{\mathrm{PDE}}{N_{\mathrm{cells}}}
N fényhozamú kristálynál (511 keV-en) a Poisson-folyamat paramétere:
\lambda=\frac{\mathrm{PDE} \cdot \mathrm{N}}{N_{\mathrm{cells}}}
Annak valószínűsége, hogy egy cellát egy vagy kettő vagy ... sok foton gerjeszt:
\sum_{k=1}^{N}\frac{\lambda^k}{k!}\cdot e^{-\lambda}\approx \sum_{k=1}^{\infty}\frac{\lambda^k}{k!}\cdot e^{-\lambda} = e^{-\lambda}\cdot \left( \sum_{k=1}^{\infty}\frac{\lambda^k}{k!} + \frac{\lambda^0}{0!} -1 \right)= e^{-\lambda}\cdot \left( \sum_{k=0}^{\infty}\frac{\lambda^k}{k!} -1 \right)= e^{-\lambda} \left( e^{\lambda} -1 \right)=1-e^{-\lambda}
Ez tehát egy kiszemelt cella gerjesztődésének a valószínűsége. Mivel N_{\mathrm{c}} cella van, várhatóértékben
N_{\mathrm{fired cells}}=N_{\mathrm{cells}}\cdot (1-e^{-\frac{\mathrm{PDE} \cdot \mathrm{N}}{N_{\mathrm{cells}}}})
lesz a gerjesztett cellák száma. Energia-, vagy időfelbontás mérésben ez az, amit látunk, nem pedig az elkapott fotonok száma, tehát ezt kell beírni az elkapott fotonok helyére. Amíg a cellák száma jóval nagyobb, mint az elkapott fotonok száma, addig ez közel egy. De nyilván telítésbe vihető a SiPM, ezért mindig több fotont kapunk el, mint ami a felbontásokból látszik.

CZT

A CZT (kadmium-cink-tellurid) egy 'wide band gap', azaz széles tiltott sávú félvezető (1.5 eV a termikus átgerjesztődés, ami a sötétáramot okozza, Arrhenius fv., szobahőmérsékleten is jól működik, bár azért jót tesz neki, ha hűtik kicsit). Ráadásul (relatíve) nagy rendszámú anyagokból áll (a Z_{Si}=14-hez képest Z_{Te}=52, Z_{Cd}=48).
Az alapötlet az, hogy ahelyett, hogy a \gamma fotonokat szcintillációs kristályban látható fénnyé alakítanánk, majd a fotokatódra kilépő fotonokból fotoelektronokon keresztül elektromos jelet kapjunk, próbáljunk meg egy közvetlen \gamma foton - elektromos jel átalakítást létrehozni.
Egyelőre felületegységre drágább, mint a PMT, és nagyobb energián (pl. 511 keV, PET), kicsi a hatásfoka. Előnye, hogy nagyon jó energiafelbontása van a PMT-szcintillációs kristály kombinációhoz képest (bár a hűtött Ge detektorok alatt marad), és nem igényel hűtést, legalábbis nem folyékony nitrogént. A NUCAM3 egy működő kardio-SPECT, (18.5 x 20.1 cm2 detektor), de nagy detektorok nemigen vannak, mert a felületára még mindig magas. PET-re nem jó, mert kicsi a hatásfoka, gamma-kamerához és SPECT-hez pedig nagy felület kellene.

(Major Péter előadás és jegyzete alapján készült.)

Export

Medical Imaging

Site Language: English

Log in as…