金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFET)和二极管传感器已经用于辐射治疗中的辐射剂量测定[1]和其他应用，诸如空间和个体剂量测定。MOSFET通过在栅极氧化物中捕获与沉积在栅极中的被吸收剂量成比例的正电荷来工作。累积电荷改变了在恒定电流下测量的MOSFET传感器的阈值电压[2]。MOSFET传感器的优点是其较薄的敏感体栅极氧化物(sensitive volume-gate oxide)(代表性地小于1微米)；这允许以较高的空间分辨率来测量剂量图案，而这在强度调制辐射治疗(IMRT)和适形治疗以及近距治疗中很重要。MOSFET检测器的另一优点是其在辐射期间积累剂量并在多次读出后保持剂量信息的能力，借助热释光剂量仪(TLD)检测器无法实现这一点。
用于辐射剂量测定的硅二极管通常以无源模式工作。二极管的p-n结产生的内部电场在二极管基极中的扩散长度内收集辐射所感生的电荷；这提供了与辐射剂量率成比例的短路电流。该电流的积分提供了对总剂量的测量。通常，二极管的敏感区的量级为50微米。这些二极管的简易性和鲁棒性使其对于辐射治疗和活体内实时剂量测定很有吸引力。在许多应用中，通过在辐射期间将二极管放置在患者身上，二极管被用于入射剂量和出射剂量的测量。这两种剂量都与在其中实现带电粒子均衡的等效水深(WED)Dmax处的测量相关联；通过在6至18MV之间改变X射线光子能量，该深度可以在1.5cm至4cm之间变化。为了使二极管传感器的构造小型化，使用了不同的材料，例如对于1至4MV的光子使用了Al或Cu，对于4至12MV的光子使用了黄铜，而对于12至25MV的光子使用了Ti[3]。
在过去的10年中，已经开发了各种MOSFET剂量测定系统。用于辐射治疗剂量测定的重要MOSFET参数包括：响应的各向异性、响应对于环境温度变化的非敏感性以及测量皮肤剂量和深度剂量的能力。已经提出了双MOSFET传感器以补偿阈值电压的温度依存性；使用比较电路对受辐射的MOSFET传感器和具有相同温度系数的控制MOSFET传感器的栅极电压进行比较[4]。
另一种剂量测定探测器包括在单个衬底上产生的双MOSFET(所以它们基本相同)。在辐射期间，配对的MOSFET的栅极以不同的正电压来偏置，导致了不同的响应；测试模式中的微分信号于是与被吸收的剂量成比例，同时补偿MOSFET的温度不稳定性[5]。
在包括双MOSFET探测器的许多种辐射MOSFET探测器中，MOSFET管芯(通常量级为1mm×1mm且0.35mm至0.5mm厚)位于具有其端部用作连接焊盘(pad)的嵌入式铜引线的Kapton牌聚合物的尾部的一端上，每个MOSFET的衬底、源极、漏极和栅极通过导线接合(利用铝或金导线)到该连接焊盘。铜引线的其他端部连接到插入数据读取器的插座。应用环氧树脂封壳来固定接合导线并保护MOSFET管芯免受环境情况的影响。铜引线和环氧树脂导致了附加的响应各向异性，尤其是对于较低能量的光子，诸如在HDR近距治疗(其中以360keV的平均光子能量来使用Ir-192源)和诊断技术中所使用的光子。这种封装具有环氧树脂的形状不可再现的附加问题，这导致对于每个探测器的构造都不同以及在WED中约0.7mm至1mm的差异[14]。
用于辐射治疗应用的MOSFET传感器，无论是无源的还是有源的，当前都被提供作为或者一次性的(“OneDose”[7])或者多次使用的(Thompson Nelson MOSFET系统)MOSFET，或者用于内部使用的无线供电且可植入的MOSFET；所有的MOSFET传感器都构造有环氧树脂封壳或其他覆盖物。这对于在身体内部进行剂量测量(利用可植入的无线MOSFET[8])时的内部使用来说问题较少，其中存在带电粒子均衡并且MOSFET响应主要由从周围组织而非从环氧树脂产生的高能次级电子来驱动。然而，当用于皮肤剂量测定或者在解剖腔内部时(其中，组织-空气接口处的剂量测定对于剂量规划系统(DPS)验证很关键)，环氧树脂和当前的封装使得无法实现MOSFET剂量仪的栅极氧化物的微米厚度的全部优点。类似的问题也存在于用于这些应用的二极管传感器。
一种用于改进MOSFET检测器响应的各向异性的技术[9]将MOSFET管芯放置在Kapton尾部的表面上，其中管芯的后部与导线接合到顶侧(基本如上文所述)，但是具有与MOSFET管芯相同厚度的虚拟Si管芯与MOSFET管芯的表面相邻以覆盖MOSFET表面栅极的有源区和周围区域；环氧树脂封壳也用来提供机械固定和免于受环境影响的保护。在两个Si主体层之间插入敏感的剂量测定微米表面层(即MOSFET栅极或二极管p-n结)使得辐射路径更加各向同性。也已经提出了用于侧向MOSFET检测器的类似方案[10]，用来在微束辐射治疗(MRT)中测量通过窄微米同步加速器X射线微束所沉积的剂量，以使在扫描穿过微束的侧向MOSFET时的散射条件变得一致。然而，该方法没有解决借助MOSFET检测器或二极管进行皮肤剂量测定的问题，增加了剂量测量的WED，并且产生了由于环氧树脂造成的WED大和WED再现性差的问题。
由于表皮的基底层在深度为70微米至200微米处的辐射损伤，所以皮肤剂量的精确测量在X射线MV治疗和辐射诊断中很重要。重要的是，确定由于来自加速器和患者之间的空气柱中的光子相互作用的电子污染造成的皮肤剂量。皮肤剂量取决于波束在患者身上的入射角、患者身体表面的曲率；其随着增加的波束入射角和波束尺寸而增大，尤其是在借助乳腺癌治疗中的切线辐射波束的情况下。由于身体表面上缺少带电粒子均衡，所以剂量梯度是陡峭的，这在MOSFET测量的WED高并且在一批MOSFET内有不可再现性的缺陷的情况下，导致了皮肤剂量测定中的误差。实时的皮肤剂量控制对于避免会导致严重的并发症(特别是在乳腺癌的治疗期间)的辐射烧伤很重要。
[11，14]已经报道了具有上文所述的圆形环氧树脂封壳并且WED为1.8mm的MOSFET，用于借助6MeV的X射线波束来进行测量，其中场尺寸为10cm×10cm。人为地尝试部分移除环氧树脂使得同一批MOSFET的WED散布在0.04mm至0.15mm的范围中[12]，导致了对于皮肤剂量测定不可接受的缺乏WED再现性。
具有参考文献[8]中描述的类型的封装的MOSFET的响应的改进的各向异性依然没有在辐射治疗中提供正确的皮肤剂量测定。
已经证实的是[13]，使用裸(未封装)MOSFET允许精确测量模型的表面上的剂量；这利用了剂量测定层(即栅极氧化物)薄的优点，但是使MOSFET的栅极相对于潮湿和机械损坏没有保护是不现实的。
在背景技术中，通常使用双MOSFET传感器和双偏置电源在辐射期间对传感器的栅极进行不同的偏置，来实现传感器响应的温度稳定性。[5]中采用了这种技术。
可替选地，MOSFET的电流-电压特性上的热稳定点在测量期间保持为可被识别的。然而，与电流-电压特性的热稳定点相对应的读出电流对于任何特定的MOSFET来说是唯一的，并随批次而变化。

根据第一概括方面，本发明提供了一种半导体辐射传感器，其包括：
衬底；
安装到衬底的载体材料；以及
安装到载体材料的半导体检测器；
其中，半导体检测器的辐射敏感部分朝着载体材料定位并通常远离衬底，并且载体材料适用于向半导体检测器的辐射敏感部分传输辐射。
因此，载体材料覆盖并保护半导体检测器的辐射敏感部分。
传感器通常配备有与半导体检测器相耦合的电连接器。
根据该方面的传感器可以是小尺寸的，因此可以位于例如窄导管或体腔中用于在活体内实时监测辐射剂量或剂量率，包括在医学过程期间。可以采用物理或无线连接的电子读取器作为数据收集器以收集数据。
载体材料优选地包括柔性聚合物材料，例如聚酰胺。
衬底可以包括用于容纳半导体检测器的后部的孔(或凹入部)。该后部可以被环氧树脂材料所覆盖。
载体材料和半导体检测器可以至少局部涂有聚酰胺或其他聚合物材料。
半导体检测器可以包括平面二极管或MOSFET管芯。
根据该方面，还提供了一种辐射传感器，其包括：
可安装到衬底的载体材料；以及
安装到载体材料的半导体检测器；
其中，半导体检测器的辐射敏感部分朝着载体材料定位并通常远离衬底，并且载体材料适用于向半导体检测器的辐射敏感部分传输辐射。
根据本发明的另一方面，提供了一种剂量仪，其包括上文所述的辐射传感器。
根据本发明的又一方面，提供了一种制造辐射传感器的方法，其包括：
将半导体检测器安装到载体材料，其中半导体检测器的辐射敏感部分朝着所述载体材料定位，并且所述载体材料适用于向半导体检测器的辐射敏感部分传输辐射；以及
将载体材料安装在衬底上，其中半导体检测器的辐射敏感部分通常远离衬底。
根据本发明的再一方面，提供了一种用于对半导体检测器(诸如MOSFET或二极管传感器)进行热稳定的方法，其包括根据源极-衬底p-n结的正向压降来修正由于温度变化引起的阈值电压漂移。
在一个实施例中，该方法包括：使半导体检测器的衬底相对于源极偏置，以为p-n结提供基本恒定的电流；
对源极-衬底p-n结两端的压降变化进行定标和采样(诸如通过对源极-衬底p-n结两端的压降变化进行定标，并随后采样已定标的压降变化)；以及
在每个读出周期期间，从阈值电压中减去已定标的压降变化。
该方法还可以包括使用预定的校准(诸如校准曲线)或查询表，将已测量的阈值电压变化转换为剂量。
在另一实施例中，该方法包括：
选择通过正向偏置的p-n结的正向电流，使得可以使用源极-衬底p-n结两端的压降随着变化的温度而发生的变化来控制通过半导体检测器的衬底的阈值电压。
本领域的技术人员会理解的是，本发明的上述方面的每个可选特征可以与其他可选特征以及本发明的任何其他方面进行任意组合来在适当的地方采用。
附图说明
为了使本发明可以更加明确，下面将参考附图通过示例的方式来描述实施例，在附图中：
图1是根据本发明的实施例的辐射传感器的俯视示意图；
图2是图1的辐射传感器的正视示意图；
图3A是图1的辐射传感器的铝连接条带的俯视图平面图，该铝连接条带在使用中位于辐射传感器的聚酰胺柔性载体上面；
图3B是图3A的铝连接条带的侧视图；
图4是图1的具有与源极、栅极、漏极和衬底相对应的接触焊盘的辐射传感器的MOSFET管芯的示意图；
图5是适用于在根据本发明另一个实施例的辐射传感器中使用的双MOSFET型MOSFET管芯的示意图；
图6绘出了在相同条件下，对于不同入射角和来自直线加速器(LINAC)的6MeV辐射，借助如下器件测量的皮肤剂量：i)图1中的辐射传感器，ii)背景技术中的辐射传感器，以及iii)ATTIX平面平行电离室；
图7是在6MeV的X射线波束垂直入射的相同条件下，具有背景技术的环氧树脂泡的OneDose牌单次使用MOSFET位于如下位置时的响应叠加在ATTIX室的响应上的图：(a)在固体水模型的表面上，以及(b)在固体水模型内深度为5mm；
图8在6MeV的X射线波束的垂直入射的相同条件下，对于不同的场尺寸，以Dmax处的深度剂量的百分比绘出了借助如下器件获得的已测量的表面剂量：i)图1的辐射传感器，ii)在检测器的敏感体上面包含环氧树脂泡的背景技术的辐射传感器，以及iii)ATTIX平面平行电离室；
图9是在距离Ir-192源18mm处的固体水模型中，图1的辐射传感器的角度响应的图；
图10是根据图1的实施例的MOSFET阈值电压热稳定电路的图；以及
图11是p-MOSFET传感器在具有和不具有根据图10的实施例的热稳定的这两种情况中阈值电压Vth(mV)与温度T(℃)之间的关系的图。

图1和2分别是根据本发明实施例的辐射传感器100的俯视示意图和正视示意图。传感器100被设计用于在剂量测定系统中使用，该系统适用于辐射治疗(包括HDR近距治疗)中的皮肤和内部实时活体内剂量测定，其中需要具有ICRU[14]所规定的WED的可再现的皮肤剂量测量，并且该系统适用于具有最小MOSFET探测器各向异性的与温度无关的内部剂量测定。
传感器100包括由提供机械刚性的陶瓷材料(在本实施例中)制成的与组织等效的(或接近于与组织等效的)衬底102(10mm×2.5mm且0.38mm厚)。传感器100还包括位于衬底102上的柔性聚酰胺载体104(0.02mm厚)，以及安装到载体104(但是在该载体下面，所以在图1中以虚线示出)并且延伸到衬底102中的矩形孔108内的MOSFET芯片或“管芯”106。
在其他实施例中，衬底102可以是其他所需的尺度，包括在所期望的情况下长度小于10mm。衬底102的厚度被选择为与MOSFET管芯106相符。环氧树脂薄层202用来覆盖MOSFET管芯106的后部并用来将MOSFET管芯固定在孔108中。如以上所讨论的，MOSFET管芯的有源区域(即栅极氧化物)面朝上但是被覆盖，因而受到载体104的一部分的形式的聚酰胺膜薄层的保护。
通过在与孔108相邻(与预沉积铝焊盘相邻)的三个点110处进行超声波焊接，将载体104附到衬底102，使得MOSFET管芯106的位置相对于衬底102保持稳定。使孔108的尺寸与MOSFET管芯的后部相符；管芯的尺度为0.8mm×0.6mm并且厚度(即图2的视图中的垂直方向)在150μm和350μm之间。然而，在一些其他实施例中，管芯更厚，在一些情况下，厚达500μm并且其中衬底102具有类似的厚度。
在另一实施例中，采用平面二极管而非MOSFET管芯106。在一些实施例中，衬底102可以由Kapton牌的聚合物代替。
传感器100包括电耦合到MOSFET管芯106的载体104上面的4个薄延伸铝连接条带(在112处示意性地示出)；因此，载体104位于衬底102和铝条带112之间。这些铝条带112提供了到MOSFET管芯106的所需电连接，如下文中更详细描述的。因此，载体104用作MOSFET栅极上面具有固定且可再现的厚度的保护性组织等效层，并且用作铝条带112的载体。
如果采用双MOSFET，则传感器100会包括附加的铝连接条带(参阅图5)。
图3A和3B是在302、304、306和308处被分离地识别出的铝条带112的俯视图和正视图。这些铝条带厚度为0.02mm。在310处以虚线示出的是MOSFET管芯106的前部(在传感器100中位于铝条带302、304、306和308下面并通过载体104与其隔开)，包括其四个铝接触焊盘。图4是包括这些接触焊盘402(包括衬底、源极、栅极和漏极的焊盘)的MOSFET管芯106的前部400的放大视图。在包括平面二极管而非MOSFET管芯的实施例中，借助二极管管芯的阴极和阳极来实现电接触。
载体104包括与接触焊盘402的位置一致的四个孔(未示出)，使得可以在铝条带与MOSFET管芯106的接触焊盘402之间实现电接触。可以通过超声波焊接将铝条带302、304、306和308附着到MOSFET管芯106的接触焊盘402。然而，铝条带302、304、306和308没有覆盖MOSFET栅极的敏感区，这避免了剂量增强效应受到从铝散射出的电子的影响。
铝条带远离MOSFET管芯106的端部312配备有位于每个条带的安装区314中的焊锡球312，并且(通过超声波焊接)连接至沉积在衬底102上(或可替选地嵌入衬底102中)的连接铜导线或条带114；铜条带114或者连接到插头(在一次性MOSFET的情况下)，或者连接到带状线缆(在多次使用MOSFET的情况下)。该实施例具有后者：传感器100包括连接至铜条带114的带状线缆116。
这种布置提供了平坦的可再现的安装，并且保护传感器100免受环境危害。通过层压具有所期望厚度的附加聚酰胺的传感器，可以调整安装的厚度，以产生所需的WED；这样的层压还提供了防水或防潮封壳。所得到的是具有平面条带形式的传感器，宽度为1.8mm至2.5mm，厚度为0.4mm(尽管在该实施例的一些变形中可达到0.5mm)，长度为10mm(尽管可以根据期望来改变，但是可以想象传感器通常会较短)。
在另一实施例中，传感器包括具有两个MOSFET的MOSFET管芯，每个MOSFET都具有不同的栅极氧化物厚度，因此具有不同的灵敏度。图5在500处示意性地阐明了这种MOSFET管芯。MOSFET管芯500包括衬底502、具有相对较薄的氧化物层的第一晶体管504a以及具有相对较厚的氧化物层的第二晶体管504b。管芯500包括用于第一晶体管504a的铝衬底、源极、栅极和漏极的连接焊盘506a、508a、510a、512a，以及用于第二晶体管504b的铝衬底、源极、栅极和漏极连接焊盘506b、508b、510b、512b。管芯的尺寸为0.55mm×1.7mm，而厚度与图1和图2的MOSFET管芯106的厚度相似(基本上是管芯500中具有第二晶体管504b的那一半)。
示例
图6是借助如下两个MOSFET传感器，根据Dmax处的深度剂量百分比示出已测量的表面剂量的角度依赖性的图，其中20×20cm2的辐射场来自6MV的LINAC且SSD(源皮距)＝100cm：一个是根据图1至图4的实施例的传感器(被称作“MOSKIN”(商标))，而另一个是背景技术的“RADFET”MOSFET传感器。该图将这些数据与来自测量表面剂量的ATTIX平面平行电离室的结果(用于做决定的“黄金标准”)相比较。明显的是，在固体水模型的表面上的入射波束的较大角度范围上，MOSKIN响应接近于ATTIX电离室，要留意的是，ATTIX测量中的WED小于MOSKIN测量中的WED。借助这种特定的MOSKIN传感器测量的WED是0.12mm，而对于具有环氧树脂泡的RADFET传感器来说是大约1mm。
图7是在相同条件下(即10×10cm2的辐射场，6MV的LINAC并且SSD＝100cm)，在固体水模型中位于表面上和在固体水仿真模型内深度为5cm处具有环氧树脂泡的OneDose牌单次使用MOSFET传感器的响应叠加在ATTIX室的响应上的图。当位于表面上时，OneDose牌传感器测量的剂量在1.2mm深度处(数据点(a))，即10倍于有临床价值的深度；在5cm深度处(数据点(b))观测到相同的1.2mm深度的偏移量。
图8是对于尺寸在5cm2到40cm2的场，在波束垂直入射处，由MOSKIN、具有环氧树脂泡的RADFET以及ATTIX电离室所测量的皮肤剂量的图。明显的是，MOSKIN传感器对于辐射治疗中使用的所有辐射场在0.12mm深度处都提供了可靠的皮肤剂量测量，而环氧树脂覆盖的RADFET传感器对皮肤剂量过度估计了两倍或更多。
MOSKIN传感器还具有更为一致的角度响应，这对于如在HDR近距治疗中所采用的较低能量的光子(Ir-192源的平均能量约360keV)来说尤其重要。图9是固体水模型中与Ir-192源距离18mm处的MOSKIN传感器的角度响应的图。MOSKIN传感器展现出大体为±2％的各向异性。
传感器响应的温度稳定性
根据本发明，在MOSFET传感器上的阈值电压的读出模式期间，使用同一MOSFET传感器的源极-衬底p-n结来实现热稳定性。
图10是根据该实施例的MOSFET阈值电压热稳定电路1000的图。电路1000使用源极-衬底p-n结的正向压降(该正向压降是MOSFET管芯106内部的温度的函数)来工作，以修正由于温度变化而出现的Vth漂移。为此，传感器100的MOSFET管芯106的衬底1002通过电阻器R以相对于源1004为-Vst的电势来偏置，实际上低于零偏置，以为p-n结提供恒定电流。在微处理器控制的读取器1006中的每个读出周期期间，源极-衬底p-n结两端的压降变化被定标、采样并从阈值电压Vth中减去，读取器1006还将已测量的Vth转换为剂量，并以无线方式将该剂量传输至数据收集计算机1008。
可替选地，如果选择适当的通过正向偏置的p-n结的正向电流，则源极-衬底p-n结两端的压降随着变化的温度而发生的变化可以用来控制通过衬底1002的Vth。在这种情况下，在MOSFET管芯106内部创建了反馈回路，所以不需要图10的电路中的定标器1010以及采样和保持模块1012。
图11是对于150μA的读出电流，在p-MOSFET传感器不具有配备有图10的电路的热稳定(交叉线)和具有该热稳定(方块)的情况下，阈值电压Vth(mV)和温度T(℃)之间的关系的图。阈值电压Vth在30℃和50℃之间几乎不变化。
因为对靠近栅极1014的MOSFET管芯106中的温度进行直接探测，所以本方案的优点是其简易性。这使得本方案可应用于基本上任何MOSFET传感器。
结论
因此，传感器100具有如下关键特征和优点：
i)传感器100采用“落入”式封装，其中从MOSFET管芯106的顶部提供管芯的电连接和机械固定；
ii)铝条带302、304、306和308通过柔性聚酰胺载体104中的洞连接MOSFET管芯106的铝衬底、源极、栅极和漏极的焊盘；
iii)聚酰胺载体104保护MOSFET管芯的顶部(并且因此保护了MOSFET的敏感元件，即栅极)，并同时提供了WED为0.12mm(对应于表皮的基底层所在处的皮肤剂量)的可再现安装厚度；
iv)(Kapton的或陶瓷的)衬底102具有MOSFET管芯“落入”其中的孔，并连接用于连接至铝条带的端部的铜条带；
v)聚酰胺或其他TE材料的层压板用来提供WED的最终调整，并用来使传感器防水或坚固；
vi)MOSFET管芯106的源极-栅极p-n结用于阈值电压Vth的热稳定，以避免剂量测定中与温度变化相关联的误差；以及
vii)无线读取器1006将已测量的Vth转换为剂量。
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本领域的技术人员可以容易地实现本发明的范围内的多种修改。因此，要理解的是，本发明不限于上文以示例方式描述的具体实施例。
在所附权利要求以及本发明的以上说明书中，除非上下文通过语言表达或必要的示意做出了相反要求，否则词语“包括”或其变形以开放式含义使用，即，指示了所表述特征的存在，但并不排除本发明各个实施例中附加的或另外的特征的存在。
此外，这里对现有技术的任何引用并不意味着该现有技术形成了澳大利亚或任何其他国家的公共常识的一部分。
相关申请
本申请基于2007年6月4日提交的澳大利亚申请第2007903003号并要求其申请日期的优先权益，该申请所提交的内容通过将其整体引用而合并于此。