DE102017009365B3

DE102017009365B3 - Verfahren zur Signalverarbeitung eines Photosensors

Info

Publication number: DE102017009365B3
Application number: DE102017009365.2A
Authority: DE
Inventors: Christoph Lerche; Arne Berneking; Nadim Joni Shah
Original assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Current assignee: Forschungszentrum Juelich GmbH
Priority date: 2016-11-25
Filing date: 2017-10-05
Publication date: 2018-03-22
Anticipated expiration: 2037-10-06
Also published as: WO2018095447A1; CN109997058A; JP2020501117A; EP3545340A1; JP7022125B2; US20190339399A1; US10539686B2

Abstract

Verfahren zur Signalverarbeitung eines Photosensors, bei dem eine Linearkodierung in mindestens eine e-Richtung dadurch vorgenommen wird, dass eine beliebige Kombination von Auslesekanälen einer e-Richtung mit linear aufsteigender und linear absteigender Signalstärke gemessen werden, wobei die aufsteigenden und absteigenden Signalstärken von Auslesekanälen der e-Richtung, die jeweils für die Linearkodierung herangezogen werden, mit einander multipliziert werden, wobei die Linearkodierung die Randbedingung nach Formel 11erfüllt, in der Q1 die Ladung der über die e-Richtung aufsteigenden Signalstärken von AusAuslesekanälen, Q2 die Ladung der über die e-Position absteigenden Signalstärken von Auslesekanälen und die e-Richtung die Kodierungsrichtung bezeichnen, wobei die Interaktionstiefe unter Verwendung der Standardabweichung σlight nach Formel 7in der µ0das Moment 0. Ordnung, µ1das Moment 1. Ordnung und µ2das Moment 2. Ordnung bezeichnen, und zugehörigen Kalibrationsmessungen aus dem 1. Moment µ1 der e-Richtung und einer linearen Transformation des 2. Moments µ2 der e-Richtung approximiert wird.

Description

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Signalverarbeitung eines Photosensors.
Nach dem Stand der Technik werden Positronen-Emissions-Tomographie-Detektorringe eingesetzt um die β⁺β^– Annihilationsstrahlung zu detektieren. Die Ringe bestehen aus Szintillationskristallen an denen Photosensoren angrenzen, die dazu in der Lage sind die Szintillationsstrahlung zu detektieren. Typische Photosensoren sind Photomultiplier (PMT), Avalanche Photodioden (APD), Photodioden und Silizium Photomultiplier (SiPM). Der Aufbau gestaltet sich derart, dass der Detektorring in der Regel kreisförmig ist, wobei das zu vermessende Objekt, beispielsweise ein Körperteil eines Patienten oder Tiers, in das Zentrum des Detektorrings (PET-Ring) gelegt wird. Durch die Verwendung von Radiodiagnostika wird β⁺β^– Annihilationsstrahlung erzeugt, die detektiert werden soll. Die β⁺β^– Annihilationsstrahlung, im Folgenden Vernichtungsstrahlung genannt, trifft auf Szintillationskristalle, die ringförmig oder quadratisch um das zu untersuchende Objekt angeordnet sind und erzeugt die Szintillationsstrahlung. Die Szintillationsstrahlung wird wiederum von den Photosensoren registriert, die sich bezogen auf die Strahlungsquelle, in der konzentrischen Anordnung hinter dem Szintillationskristall befindet. Die Photosensoren können jedoch auch an anderen Seiten des Szintillationskristalls angeordnet sein, beispielsweise vor den Szintillationskristall oder seitlich davon. Der Szintillationskristall ist ein dreidimensionaler Körper. Bezogen auf eine Anordnung, bei der das zu untersuchende Objekt vom Zentrum des Detektorrings Vernichtungsstrahlung emittiert, spannt der Querschnitt auf den die Vernichtungsstrahlung auf den Szintillationskristall trifft, eine xy-Achse auf. Die Tiefe des Szintillationskristalls wird in dieser Nomenklatur als z-Achse bezeichnet. In einer idealisierten Darstellung befindet sich im Zentrum des Detektorrings ein zu untersuchendes Objekt bzw. eine Emissionsquelle für Strahlung einer Energie von 511 keV, die idealerweise senkrecht auf die xy-Ebene des Szintillationskristalls trifft und eine Eindringtiefe entlang der z-Achse des Szintillationskristalls aufweist. Die 511 keV Vernichtungsstrahlung löst dann an einem Punkt des Szintillationskristalls entlang der z-Achse eine Szintillation aus, die vom Photosensor, beispielsweise einem SiPM, als Signal registriert wird. Ein SiPM ist fähig sogar einzelne Photonen zu detektieren.
Es besteht ein Zusammenhang zwischen der Sensitivität des Szintillationskristalls und dessen Länge entlang der z-Achse. Je tiefer der Szintillationskristall dimensioniert ist, desto empfindlicher ist er, da es umso wahrscheinlicher zu einem Szintillationsereignis kommt. Bei der Detektion der Vernichtungsstrahlung werden von dem Punkt, an dem die Vernichtungsstrahlung emittiert wird, Strahlen in zwei entgegengesetzte Richtungen emittiert, so dass die Strahlen einen Winkel von 180° ausbilden. Die Linie, die durch diese Strahlen gebildet wird, wird als „line of response” (LOR) bezeichnet. Entsprechend treffen bei einem ringförmigen Detektor entlang der LOR zwei Strahlen auf Szintillationskristalle, die – bezogen auf die ringförmige Anordnung in deren Zentrum sich die Emissionsquelle befindet – auf gegenüberliegenden Seiten liegen. Für Photodetektoren mit einer Lichtdetektion an nur einer Seite des Szintillatioskristalls existieren verschiedene etablierte Methoden, um die x- und y-Position eines Events zu bestimmen. Diese beinhalten jedoch nicht die z-Position und somit ist nicht die genaue Position im Szintillationskristall bestimmt, wo das Gammaphoton auf der z-Achse gestoppt und in Licht umgewandelt wurde. Wird die z-Position nicht mit bestimmt, kommt es bei der Bestimmung der LOR zu Parallaxefehlern, die auf das sogenannte Interaktionstiefenproblem (DOI-Problem) zurückzuführen sind. Das DOI-Problem kommt immer dann zu Stande, wenn der Punkt, von dem die Emission der Vernichtungsstrahlung ausgeht in einem ringförmigen Detektor nicht genau im Zentrum liegt. Je weiter sich das Emissionszentrum für eine LOR außerhalb des Zentrums eines PET-Rings befindet, desto größer wird das Problem. Dadurch kommt es beim Design eines PET-Ringes zu einem Kompromiss zwischen Erhöhung der Sensitivität durch längere Szintillationskristalle und Verringerung der DOI-Fehler durch kürzere Szintillationskristalle. In einigen Bereichen der PET-Anwendung besteht der Bedarf, eng am Untersuchungsobjekt anliegende PET-Ringe (Detektorringe) zu verwenden. Das ist insbesondere in der Medizin der Fall, wenn Patienten gleichzeitig mit einem MRT-Verfahren und einem PET-Verfahren untersucht werden sollen. Bei diesen Hybridscannern muss der PET-Ring in die Öffnung der MRT-Scannerröhre passen. Das hat zur Folge, dass der verwendete PET-Ring im Durchmesser klein dimensioniert sein muss, damit er in die Öffnung des MRT-Rings passt. Bei einer kleinen Dimensionierung des PET-Rings besteht jedoch das Problem, dass das zu untersuchende Objekt, beispielsweise ein Körperteil eines Kleintiers oder auch eines Menschen zwar zentriert angeordnet werden kann, jedoch gemessen an dem Durchmesser des PET-Rings so dimensioniert ist, dass er bis weit in die Randbereiche der Öffnung des PET-Rings reicht. Damit sind jedoch auch Punkte, von denen Vernichtungsstrahlung ausgeht so dicht am PET-Ring positioniert, dass das DOI-Problem erheblich wird.
In den vergangenen Jahren wurde insbesondere die Auflösung bei Kleintier-PET-Scannern mit der Verwendung von pixilierten Szintillationskristallblöcken mit immer kleineren Pixelgrößen deutlich verbessert. Dabei ist die Pixelung auf der xy-Ebene verwirklicht, so dass sich im Szintillationskristall Röhren von Pixeln, die in z-Richtung ausgerichtet sind, ausbilden. Dies wurde besonders durch den Bedarf an immer höherer Ortsauflösung in Kleintier-PET-Scannern gefördert, da das untersuchte Objekt sehr klein ist. Mittlerweile hat die Pixelgröße bereits den Submillimeterbereich erreicht. Deswegen kommt es verstärkt zu zwei Problemen, die gelöst werden müssen. Erstens bestehen die pixilierten Kristallblöcke aus Kleber und Reflektorfolie, welche sich zwischen den einzelnen Szintillationskristallen befindet, um so den pixilierten Block aufzubauen. Die Schicht Kleber und Reflektorfolie hat eine ungefähre Dicke von 70 μm. Demzufolge haben pixilierte Arrays mit besonders geringem Pixelabstand einen erhöhten Sensitivitätsverlust. Im Falle eines Arrays mit 0.8 cm × 0.8 cm großen Kristallpixeln, wie sie zum Beispiel in [1] verwendet wurden, verringert sich das Verhältnis von Kleber und Folie zu Szintillationskristall deutlich, so dass Kleber und Folie bereits einen Anteil von 29% ausmachen. Der Szintillationskristallanteil ist folgerichtig auf 71% reduziert. In den anderen 29% Volumen können keine Gammaquanten gestoppt und in Licht umgewandelt werden. Verwendet man noch kleinere pixilierte Arrays von beispielsweise 0.5 cm × 0.5 cm, reduziert sich der Kristallanteil sogar auf 59%. Deswegen ist die Erhöhung der Auflösung mit pixilierten Arrays immer an einen Verlust von Sensitivität gebunden. Das zweite Problem mit pixilierten Szintillationskristallarrays ist, dass das emittierte Licht auf einen kleineren Bereich der Photosensorfläche konzentriert wird. Dies ist insbesondere für binäre Photosensoren wie SiPM ein Problem. Ein SiPM besteht aus mehreren Mikrozellen, welche als binäre Elemente funktionieren. Sie detektieren, ob Licht detektiert wurde oder nicht. Wird Licht detektiert vollzieht die Mikrozelle einen Durchbruch. Die Anzahl der durchgebrochenen Mikrozellen geben quantitativ an, wie viel Licht die Detektoroberfläche erreicht hat. Wenn zwei oder mehr Lichtquanten eine Mikrozelle triggern, bleibt das Ausgangssignal gleich. Je mehr Licht einen SiPM trifft, umso höher ist die Wahrscheinlichkeit, dass zwei oder mehr Lichtquanten auf die gleiche Mikrozelle des SiPM treffen. Diese zusätzlichen Lichtquanten können dann nicht detektiert werden. Konsequenter Weise ist die Wahrscheinlichkeit von Sättigung einer Mikrozelle deutlich höher, wenn pixilierte Szintillationskristallarrays verwendet werden, da diese das Licht stärker auf einen kleinen Bereich des Photosensors konzentrieren. Sättigungseffekte führen auch zu einer schlechteren Energieauflösung der Detektoren.
Detektoren vom Stand der Technik verwenden SiPM-basierte Photosensortechnologien, um Magnetresonanztomographiekompatibilität (MRI-Kompatibilität) für den Gebrauch in MR/PET Hybridscannern zu ermöglichen. Ein weiteres Problem mit Hybridscannern ist, dass der Platz für PET-Detektoren und zugehörige Elektronik durch den Röhrendurchmesser des Magnetresonanztomographs (MRT) begrenzt ist. Dies trifft insbesondere für Ultra-Hochfeld-Tomographen zu. Als Konsequenz der schmaleren Röhrendurchmesser müssen die PET-Szintillationskristalle so kurz wie möglich sein. Kürzere Szintillationskristalle verringern ebenfalls die Sensitivität. Die bedeutet auch, dass sich durch die Bedingungen des Röhrendurchmessers der PET-Ring näher am Untersuchungsobjekt befindet. Der Parallaxefehler ist umso größer, je näher die Annihilationen und damit die resultierenden LOR am PET-Ring stattfinden. Dies liegt daran, dass die Gammaquanten nicht mehr senkrecht in die Szintillationskristalle einfallen, wenn die Annihilation nahe am PET-Ring ereignet. Dies hat im PET-Ringdesign die Folge, dass die Parallaxefehler zunehmen und stärker werden, wenn der PET-Ring sich nahe am zu untersuchenden Objekt befindet, da in diesem Fall Annihilation ebenfalls nahe am PET-Ring stattfinden können. Abgesehen von Beschränkungen durch Hybridgeräte versucht man auch auf Grund einer höheren Sensitivität und geringerer Kosten die PET-Ringe so schmal wie möglich zu entwerfen.
Weiterhin ist bekannt, dass Photosensorkonzepte eine Kodierung der Ausgangskanäle beinhalten können, da durch die Erhöhung der Ausgangskanäle die Leistungsaufnahme des PET-Ringes erhört wird. Diese ist allerdings konstruktionsbedingt limitiert. Eine einfache Rechnung verdeutlicht dies. Ein PET-Ring mit einem Durchmesser von 8 cm und einer Länge von 10 cm resultiert in einer Detektoroberfläche von 251 cm². Wird eine 1-zu-1-Kopplung von Szintillationskristallen und Photosensoren mit einer Kristallpixelgröße von 0.8 mm verwendet, werden bereits 39270 Auslesekanäle benötigt, falls jeder Kanal individuell ausgelesen wird.
Um höhere Ortsauflösungen zu erzielen, bestehen aktuelle Sensordesigns aus Sensorchips mit schmaleren Pixelgrößen. Dies führt zu einer deutlichen Erhöhung der Auslesekanäle, welche durch die Leistungsaufnahme, Platz und Datenraten begrenzt sind. Als Konsequenz daraus wurden positionssensitive (PS) Kodierungsmethoden entwickelt, um die Anzahl der Auslesekanäle eines Photosensors zu reduzieren [1–6]. Ein in [7] publiziertes Konzept beweist die Möglichkeit einen PET-Detektor bestehend aus monolithischen Kristallen und SiPMs aufzubauen. Wie bereits zuvor erwähnt, lösen monolithische Kristalle das Problem von Sensitivitätsverlusten durch den Platzbedarf von Reflektorfolien und zugehörigen Klebern. Außerdem fallen dadurch die Produktionskosten von monolithischen Kristallen geringer aus. Die verwendete Dicke der Kristalle beträgt 2 mm. Dadurch werden mit dem in [7] verwendeten Aufbau Parallaxfehler reduziert was jedoch durch die geringe Ausdehnung des Szintillationskristalls in z-Richtung erkauft wird. Gleichzeitig ist die Detektionseffizienz durch die geringe Kristallhöhe jedoch gering.
Es gibt verschiedene Möglichkeiten DOI-Informationen zu messen und damit Parallaxefehler zu korrigieren, welche zusätzlich an einer weiteren Kristallseite Licht detektieren. Besonders für SiPMs vom Stand der Technik erhöhen sich die Kosten dadurch immens. Ein Konzept für DOI-Detektion, welches nur an einer Kristallseite Licht detektiert und dabei monolithische Kristalle verwendet, ist in [8] publiziert und in [9] patentiert. Es verwendet das bekannte Prinzip, dass die Lichtverteilung des Kristalls abhängig von der DOI ist. Das verwendete Detektorkonzept ist mit monolithischen Kristallen an positionssensitive Photomultiplier (PMT) H8500 von Hamamatsu gekoppelt. Außerdem wird ein Widerstandsnetzwerk verwendet, welches Positionskodierung und damit auch Ausgangskanalreduzierung ermöglicht. Dabei wird die Standardabweichung der Lichtverteilung verwendet, um die DOI abzuschätzen. Zur Berechnung der Standardabweichung benötigt man das Moment der 1. und 2. Ordnung der Lichtverteilung. Das Moment 1. Ordnung ist bereits durch die Linearkodierung der Ausgangskanäle gegeben. Zur Bestimmung des Moments 2. Ordnung ist ein Summennetzwerk entwickelt worden und in das Widerstandsnetzwerk integriert. Dies erhöht die Komplexität des Sensorchips deutlich.
Einen Überblick von PET-Detektoren mit DOI-Detektion ist in [10] zusammengefasst. Beschreibungen und Ergebnisse von Kleintier-PET- und MR/PET-Hybridscannern, welche in den letzten Jahren entwickelt worden sind, befinden sich in [11–14].
Der in [7] beschriebene Detektor ist mit monolithischen Kristallen realisiert. Es wurde ein eng anliegender Ring entworfen, um die Sensitivität zu erhöhen. Gleichzeitig wurden monolithische Kristalle verwendet. Aufgrund der resultierenden kurzen Distanz zwischen den Szintillationskristallen und dem Untersuchungsobjekt, ist das DOI Problem erhöht. Deswegen sind die Entwickler des Ringes auf 2 mm Kristalldicke eingeschränkt. Dies hat zur Folge, dass die gewonnen Sensitivität durch den schmalen Ring und die Verwendung von monolithischen Kristallen durch die kurze Dicke der Szintillationskristalle wieder verloren geht. Allerdings beweist diese Arbeit, dass eine hohe Auflösung mit monolithischen Kristallen möglich ist.
DOI-Positionen können bestimmt werden, indem an zwei Kristallflächen Sensoren angebracht werden. Diese benötigt die doppelte Photosensorfläche. Aktuell sind Sensoren eine der teuersten Komponenten eines PET-Rings.
Ein dreidimensionaler Tier-PET-Scanner wurde von Judenhofer et. al. [11] in einem 7T Tierscanner integriert. Er basiert auf APDs welche Szintillationskristalle mit einer Dicke von 4.5 mm verwenden und aus Kristallarrays mit 144 Kristallen bestehen, welche einen Abstand von 1.6 mm haben. Das Kristallarray ist an ein 3-mal-3 großes APD-Array gekoppelt. Das axiale Bildfeld (FOV) beträgt 19 mm. Dieses entwickelte System zeigt, dass spezielle für integrierte Systeme der Platz stark limitiert ist, welches einen Kompromiss zwischen Kristalldicke und axialem FOV erzwingt. Dies resultiert in der niedrigen Sensitivität von 0.23% des Systems. Darüber hinaus limitiert auch hier das DOI-Problem die Kristalldicke.
Ein weiterer Prototypenscanner, der unter dem Namen MADPET veröffentlicht wurde, ist in seiner ersten Version in München entwickelt worden [12]. Er ist mit APDs, welche direkt an 3.7 mm × 3.7 mm × 12 mm Kristalle gekoppelt wurde, realisiert. Dieser Prototypenscanner zeigt das Problem einer Erhöhung der Auslesekanäle bei Verwendung von 1-zu-1 Kopplung. Im ersten Scanner ist es nicht möglich alle Kanäle gleichzeitig auszulesen. Außerdem ist geringe Sensitivität ein Problem des Scanners. In einer zweiten Version des Scanners, MADPET II, wurde dieses Problem gelöst und die Auslese aller APDs ist möglich [15]. Die zweite Version verfügt auch über ein zweilagiges Auslesesystem, mit zwei Schichten von Kristallen mit dazwischenliegenden APDs. Da die Kristalle demzufolge aufgeteilt sind, lassen sich auch DOI-Positionen bestimmen. Es wird allerdings auch die doppelte Menge an Photosensorflächen benötigt und damit werden die Auslesekanäle erneut erhöht. Außerdem entstehen durch die ungefähr doppelte Photosensormenge höhere Kosten.
Die Möglichkeit von DOI-Detektion mit positionssensitiven PMTs ist in [10, 17] bewiesen worden.
Forschungsergebnisse mit Detektoren bestehend aus SiPMs und monolithischen Kristallen sind in [16] publiziert. In diesem Ansatz werden SiPMs auf der gleichen Art und Weise benutzt, wie das ursprüngliche Konzept mit für PMTs und APDs in [8, 9] publiziert wurde. In diesem Verfahren werden die Photosensoren an nur eine Seite des Einkristalls optisch angekoppelt. Der linear kodierte Sensor muss allerdings um ein Widerstandsnetzwerk erweitert werden.
Die Deutschen Patentanmeldungen DE 10 2016 006 056 A1 und DE 10 2016 008 904 A1 der Anmelderin offenbaren Sensorchips, mit denen das DOI-Problem gelöst bzw. vermindert werden kann.
Es ist die Aufgabe der Erfindung ein Verfahren zum Auslesen von Signalen eines Photosensors zur Verfügung zu stellen, das die Nachteile des Standes der Technik überwindet und mit dem der Parallaxenfehler bei der Bestimmung einer LOR verringert werden kann. Es soll ein Verfahren zur Verfügung gestellt werden, das die Verwendung von Szintillations-Einkristallen für die Detektion von Signalen bei der Positronen-Emissions-Tomographie ermöglicht, wobei das DOI-Problem vermieden werden kann, indem der Parallaxenfehler bei der Bestimmung der LOR verringert wird. Das Verfahren soll für alle Photosensortypen mit monolithischen Kristallen und pixilierten Kristallarrays, die eine Interaktionstiefenabhängige Lichtverteilung produzieren und zusätzlich jeweils eine Ortskodierung beinhalten, die möglichst linear seien sollte, geeignet sein. Der PET-Detektor muss hierbei nicht modifiziert werden. Deswegen ist es auch möglich bestehende PET und MR-PET-Systeme mit der Methode softwareseitig aufzurüsten. Die Empfindlichkeit und die Auflösung von Photosensoren soll verbessert werden, da zusätzlich die Interaktionstiefe bestimmt wird. Die Interaktionstiefenauflösung hängt dabei von der x-y-Auflösung des Photosensors ab. Weiterhin soll das auch für MR kompatible Verfahren geeignet sein, um Photosensoren zusammen mit einem MRT, insbesondere bei hohen Magnetfeldern, zu betreiben. Die Genauigkeit von klein dimensionierten PET-Ringen bzw. bei PET-Ringen, die eng an Untersuchungsobjekt anliegen, soll verbessert werden. Der Platzbedarf durch die der Messanordnung normalerweise zugehörigen zusätzlichen Elektronik zur Bestimmung der Interaktionstiefe soll verringert werden. Es soll durch die nicht notwendige Integration von beispielsweise Widerstandsnetzwerken Platz, der üblicherweise sensitive Photosensorfläche verbrauchen kann, eingespart werden. Die Kosten für die Vorrichtung sollen verringert werden. Das Verfahren soll in seiner Anwendung nicht auf die Verwendung in der PET beschränkt sein, sondern soll generell für Szintillations-Einkristalle und Arrays von Szintillationskristallen, die eine von der Interaktionstiefe abhängige Lichtverteilung haben, verwendet werden können.
Ausgehend von dem Oberbegriff des Anspruchs 1 wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst mit den im kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1 angegebenen Merkmalen.
Die eingangs genannten Aufgaben werden gelöst.
Mit dem erfindungsgemäßen Verfahren ist es nunmehr möglich, Parallaxenfehler bei der Bestimmung der LOR's, insbesondere bei Szintillations-Einkristallen, zu verringern. Die Empfindlichkeit und die Auflösung der Messmethode und der Vorrichtung werden verbessert. Der Einsatz von in z-Richtung längeren Szintillations-Einkristallen wird ermöglicht. Das Verfahren kann auch auf Photosensoren, die zusammen mit einem MRT-Gerät betrieben werden, angewandt werden. Insbesondere bei Geräten mit kleiner Röhrendimensionierung oder wenn der PET-Ring eng am Untersuchungsobjekt anliegt wird der Parallaxenfehler verringert. Es wird Platz für die zugehörige Elektronik und Kosten eingespart. Das erfindungsgemäße Verfahren erreicht eine von der x-y-Auflösung abhängige Detailgenauigkeit der z-Auflösung. Dies kann zu einer sehr hohen Auflösung der Interaktionstiefe, insbesondere bei hochauflösenden Photosensoren wie LG-SiPM, SeSP oder iSiPM führen. Dies führt zu einer genaueren Schätzung des Moments 2. Ordnung. Das erfindungsgemäße Verfahren ist für alle Photosensoren, die über den Ort kodiert sind, wobei die Kodierung möglichst linear seien sollte, wie beispielsweise SiPM wie LG-SiPM, SeSP und iSIPM, ADP wie positions-sensitive APD oder PMT wie positionssensitive PMT und Arrays von Szintillationskristallen, die eine von der Interaktionstiefe abhängige Lichtverteilung haben, anwendbar.
Im Folgenden wird die Erfindung in ihrer allgemeinen Form beschrieben, ohne dass dies einschränkend auszulegen ist.
Es wird ein Detektorkonzept für PET-Messungen zur Verfügung gestellt, bei dem jeder einzelne Detektor mindestens einen Szintillations-Einkristall und mindestens einen Photosensor aufweist, der an einer Seite des Szintillationskristalls positioniert ist. Vorzugsweise ist der Photosensor auf der xy-Ebene des Szintiallations-Einkristalls angebracht, besonders bevorzugt auf der Seite des Szintillations-Einkristalls, die dem Zentrum des Detektorrings abgewandt ist. In einer anderen Ausführungsform kann der Photosensor an einer Seite des Szintillations-Einkristalls angebracht sein, die sich nicht auf der xy-Ebene befindet, beispielsweise auf der xz- oder yz-ebene. Das hat jedoch den Nachteil, dass für Photosensor, die auf der xz- oder yz-Ebene angebracht sind, Scannersensitivitätsverluste entstehen. Befindet sich der Sensor auf der dem Zentrum zugewandten Seite, entstehen zusätzliche Compton-Effekte.
Es können auch mehrere Szintillations-Einkristalle an einen oder mehrere Photosensoren gekoppelt werden.
Die Verwendung des Szintillations-Einkristalls hat den Vorteil, dass die Sensitivität des Einkristalls gegenüber gepixelten Szintillationskristallen maximiert werden kann. Bei gepixelten Szintillationskristallen wird die Effizienz der Szintillationseinkristalle erheblich reduziert, beispielsweise auf nur 71% oder 59% bei 0,8 mm × 0,8 mm oder 0,5 mm × 0,5 mm Kristallpixelgröße eines gepixelten Kristallarrays. Der Szintillations-Einkristall kann beispielsweise aber nicht beschränkend aus ISO, LYSO, BGO, GSO, BaF₂ oder NaI:Tl (Thallium dotiertes Natriumjodid) bestehen. Die Materialien sind dem Fachmann bekannt. Das Verhältnis der z-Ausdehnung des Szintillations-Einkristalls zu dessen Ausdehnung in x-Richtung von kleiner oder gleich 1 führt zu guten Ergebnissen bei quadratischem Querschnitt für xy. Die besten Ergebnisse erhält man bei einem Verhältnis von 0,25. Gegebenenfalls kann das Verhältnis auch kleiner sein. Die dabei erreichte Länge des Szintillations-Einkristalls ist eher durch praktische Umstände bestimmt, wie beispielsweise den Durchmesser des PET-Ringes oder die Kosten, die mit großen Einkristallen verbunden sind. Die Dimensionierung des Szintillations-Einkristalls in z-Richtung hängt von der gewünschten Sensitivität ab, die erreicht werden soll. Das Erreichen der großen Ausdehnung des Szintillations-Einkristalls in z-Richtung ist ein Resultat der im folgenden beschriebenen erfindungsgemäßen Auslesung des Photosensors, welche eine solche Dimensionierung ermöglicht, bei der es zu einer Minimierung von DOI-Fehlern kommt.
Das Verfahren lässt sich auch bei Verwendung von speziell angefertigten Szintillationskristallarrays anwenden. Bedingung ist hierbei, dass die Kristallarrays so aufgebaut sind, dass sich eine Lichtverteilung über der Sensorfläche abhängig von der Interaktionstiefe ergibt. Ein kürzlich publiziertes Verfahren ist einen Lightguide zur Lichtverteilung an die dem Sensor abgewandte Oberfläche anzubringen. Dort wird Szintillationslicht reflektiert und abhängig von der Interaktionstiefe im Pixel auf mehrere Pixel verteilt. [18]. Ein weiteres bekanntes Verfahren hierfür ist das Überlagern von 2 oder mehreren Kristallarrays, die zueinander versetzt sind, so dass ein oberer Kristall Licht an mehrere – in der Regel 4 – darunterliegende Kristalle aufteilt. So kann anhand der Breite entschieden werden, in welcher Kristallarrayschicht das Szintillationsereignis stattgefunden hat [19], [20].
Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren kann jeder Photosensor eingesetzt werden, der eine Ortskodierung enthält. An einem Szintillations-Einkristall können ein Photosensor oder mehrere kleine Photosensoren aufgebracht sein, die zu einem größeren Photosensor zusammengesetzt werden. Diese können auf den Szintillations-Einkristall aufgeklebt werden. Für den Fall, dass mehrere kleine Photosensoren zusammengefasst werden, gelten diese als ein einziger Photosensor im Sinne der Erfindung, wenn sie zusammen auf einer Seite des Szintillations-Einkristalls angebracht sind. Der dazu verwendete Klebstoff soll lichtdurchlässig sein. Weiterhin kann sich zwischen dem Szintillations-Einkristall und dem Photosensor eine Schicht eines Lichtverteilers befinden, falls die Lichtintensität zu gebündelt ist. Es ist auch eine Anordnung möglich, bei der mehr als ein Photosensor an dem Einkristall angebracht ist. Beispielsweise kann eine Stapelung entlang der z-Achse vorliegen, bei der sich Photosensoren und Szintillationseinkristalle abwechseln. Dies ist insbesondere dann sinnvoll, wenn Szintillations-Einkristalle verwendet werden, in denen sich die Lichtverteilung in bestimmten Kristallbereichen nicht so stark unterscheiden lässt, und eine Aufteilung des Szintillations-Einkristalls in mehrere Schichten mit jeweils einem Sensor sinnvoll ist. In einer anderen Ausführungsform können auch Photosensoren an den Seiten des Szintillations-Einkristalls angebracht sein, die nicht auf der xy-Ebene des Szintillations-Einkristalls liegen. Es können ein, zwei oder mehrere, beispielsweise 3 Photosensoren auf verschiedenen Seiten angebracht sein. Dabei können Photosensoren auf zwei gegenüberliegenden Seiten des Szintillations-Einkristalls oder auf angrenzenden Seiten des Szintillations-Einkristalls angebracht sein, die in xz- oder yz-Richtung liegen. Es ist jede Unterkombination denkbar. Die Variante, bei der Photosensoren auf gegenüberliegenden Seiten angebracht sind, hat den Vorteil, dass damit die Genauigkeit gesteigert wird, wenn ein Messsignal empfangen wird. Gemäß der erfindungsgemäßen Ausgestaltung des Verfahrens und der Vorrichtung besteht jedoch gerade der Vorteil, dass die Signale lediglich an einer Seite des Szintillations-Einkristalls ausgelesen werden müssen. Das entspricht einer Ausführungsform mit einem einzigen Photosensor. Damit werden das erfindungsgemäße Verfahren und die Vorrichtung auch kostengünstig.
Erfindungsgemäß ist der Photosensor so ausgestaltet, dass er in die x-Richtung und/oder in die y-Richtung eine Linearkodierung der Ströme bezüglich der Position des entsprechenden Pixels ermöglicht. Dazu kann der Sensorchip unterschiedlich ausgestaltet sein, unter anderem mit den im Stand der Technik genannten Kodierungsmöglichkeiten, welche z. B. mit einem Widerstandsnetzwerk realisiert werden können.
Dann ergeben sich bei einer Linearkodierung der Signale bzw. der Ströme in der x-Richtung und in der y-Richtung für die Ausgangskanäle jeweils linear aufsteigende und linear absteigende Signalstärken, die erfindungsgemäß jeweils für die x-Richtung und/oder für die y-Richtung miteinander multipliziert werden.
Erfindungsgemäß kann eine beliebige Kombination aus Auslesekanälen mit linear auf- und absteigenden Signalstärken für die Linearkodierung herangezogen werden für die die linear austeigenden und linear absteigenden Signale miteinander multipliziert werden. Die Richtung über die die Signalstärken linear auf- und absteigen können von x- und y-Richtung des Photosensors abweichen. Hierbei wird eine Richtung der linear auf- und absteigenden Signalstärken als e bezeichnet. In einem in der Regel bevorzugten Fall liegen die Auslesekanäle ausschließlich auf der x-Achse oder der y-Achse des Photosensors. In einer Ausführungsform stehen, wie aus 1 zu sehen ist, für die x-Richtung Ausgangskanäle A und B und für die y-Richtung Ausgangskanäle C und D zu Verfügung, welche ein linear kodiertes Signal der Lichtverteilung bereitstellen.
Die x-Position berechnet sich dabei aus den Strömen Q der Kanäle A und B nach der Formel 1:
Die y-Position berechnet sich aus den Strömen Q der Kanäle C und D nach der Formel 2:
Die x-y-Position berechnet sich hierbei aus den detektierten Strömen Q der Kanäle A bis D. Somit ergibt sich die x- und y-Position aus den Formeln:
und
In dieser Ausführungsform werden die Signale der Kanäle A und B für die x-Richtung sowie C und D für die y-Richtung miteinander multipliziert.
In einer Ausführungsform der Erfindung bei der vier Auslesekanäle einen Beitrag zu der Linearkodierung haben, nämlich eine beliebige Kombination von Auslesekanälen zu den linear auf- und absteigenden Signalstärken oder in einem speziellen Fall linear auf- und absteigenden Signalstärken in x- und/oder y-Richtung können die Signalstärken für die x- und/oder y-Position durch die Formeln 3 und 4 beschrieben werden. x = ((Q_F + Q_H) – (Q_E + Q_G))/(Q_E + Q_F + Q_G + Q_H) (Formel 3) y = ((Q_E + Q_F) – (Q_G + Q_H))/(Q_E + Q_F + Q_G + Q_H) (Formel 4)
Bei dieser Ausführungsform können Widerstandsnetzwerke oder resistive Schichten eingesetzt werden. Dabei können die Ströme, die zu den Signalen führen beispielsweise auf die Ecken des Photosensors verteilt werden. Zur Verdeutlichung ist ein Photosensor mit den Ecken E, F, G und H in 2 dargestellt.
Die Gesamtenergie eines Szintillationsereignisses berechnet sich wie folgt: E = const.·(Q_A + Q_B + Q_C + Q_D) (Formel 5) bzw. E = const.·(Q_E + Q_F + Q_G + Q_H) (Formel 6)
Formel 5 bzw. 6 berechnet die Energie bzw. das Moment 0. Ordnung μ₀ und die Position entlang x und/oder y das Moment 1. Ordnung μ₁ der abgetasteten Lichtverteilung.
Die Standardabweichung der Lichtverteilung σ_light, welche die DOI Information enthält, berechnet sich mit Hilfe des 2. Moments μ₂ gemäß folgender Formel:
Das Moment 2. Ordnung, wird nach dem Stand der Technik durch ein Summiernetzwerk bestimmt, welches ein Signal erzeugt, das quadratisch in der Position x oder y codiert ist.
Erfindungsgemäß werden die Ausgangssignale, die durch die Ausgangskanäle A und B und/oder C und D erhalten werden miteinander multipliziert, falls die Ortskodierung nach Formel 1 und/oder 2 erfolgt.
Erfolgt die Ortskodierung nach Formel 3 und 4, erhält man einen dem Moment 2. Ordnung sehr ähnlichen Wert durch folgende Multiplikation: (Q_F + Q_H)·(Q_E + Q_C) für die x-Richtung (Formel 8) und/oder (Q_E + Q_F)·(Q_C + Q_H) für die y-Richtung (Formel 9)
Weil die Signale Q_A, Q_B, Q_C, Q_D, Q_F, Q_H, Q_E, Q_C und Q₁, Q₂ aus den Formeln 1, 2, 3, 4, 5, 6, 8, 9 sowie der nachfolgend beschriebenen Formel 11_, linear mit der Position des stromliefernden Pixels kodiert sind, müssen die Produkte (Q_F + Q_H)·(Q_E + Q_G), (Q_E + Q_F)·(Q_G + Q_H), Q_A·Q_B, Q_C·Q_D und Q₁·Q₂ quadratisch mit der Position des stromliefernden Pixels kodiert sein. Im Fall von Strömen in jeweils nur einem einzelnen Pixel, d. h. alle Ströme in den anderen Pixeln verschwinden, ergibt sich eine exakte quadratische Kodierung, die in 3 dargestellt ist und welche bis auf eine globale, lineare Transformation identisch zum Signal von einer Summierschaltung ist, wie in 4 dargestellt. Dabei kann die lineare Transformation zu Signalen mit anderen Einheiten führen, ohne dass diese die Funktionstüchtigkeit der Methode beeinträchtigt. Im Fall von Strömen von mehreren Pixeln, zum Beispiel erzeugt durch typische Szinitllatorlichtverteilungen, ergeben sich zusätzliche Mischterme, welche aber die Funktionsweise der Methode nicht stören. Diese lässt sich am einfachsten durch Simulationen zeigen, wie in den Figuren zu entnehmen ist.
Da sich bei der Multiplikation ein dem Moment 2. Ordnung sehr ähnliches Signal ergibt, kann mit diesem erhaltenen approximierten Momenten 2. Ordnung die Standardabweichung der Lichtverteilung berechnet werden. Hierzu ist vor dem Anwenden der Formel 7 noch eine allgemeine lineare Transformation des approximierten 2. Moments durchzuführen: Beispielhaft kann dafür die Gleichung nach Formel 10 herangezogen werden. μ₂' = α(β + μ₂) (Formel 10)
Wobei μ₂ das mit Hilfe des Produktes approximierte und anschließend normierte Moment ist. Die Konstanten α und β sind mit Hilfe von Kalibrationsmessung zu bestimmen. Mit Hilfe von μ₂' kann die Standardabweichung bestimmt werden, welche wie oben beschrieben und allgemein bekannt, eine Funktion der Interaktionstiefe ist. Dies ist beispielhaft in den 8 und 11 dargestellt. Die Funktionen zur Berechnung der Interaktionstiefe aus der Standardabweichung sind aus geeigneten Kalibrationsmessungen zu bestimmen. Die Methoden sind dem Fachmann bekannt.
Die Multiplikation kann für beide Ausführungsformen für eine Richtung x oder y oder für beide Richtungen x und y durchgeführt werden. Verwendet man für die Abschätzung des Moments 2. Ordnung beide Richtungen, lässt sich dieses genauer approximieren.
Erfindungsgemäß werden die eingangs beschriebenen DOI-Probleme gelöst und eine Information über die Tiefe des Signals entlang der z-Richtung des Szintillationseinkristalls oder des Kristallarrays mit interaktionstiefenabhängiger Lichtverteilung des verwendeten Sensorchips erhalten. Die gestellten Aufgaben werden alle gelöst.
Das Verfahren kann mit allen Photosensoren, die eine Ortskodierung beinhalten, wobei diese möglichst einer Linearkodierung entsprechen soll, durchgeführt werden. Hierbei muss sich das Ausgangssignal eines Kanals oder einer Kombination aus Kanälen möglichst linear aufsteigend mit der x- oder y- oder e-Position ändern, während das Ausgangssignal eines anderen Kanals oder einer Kombination aus Kanälen sich möglichst linear absteigend mit der x- oder y- oder e-Position ändert. Die Richtung e ist eine beliebige Richtung, die sich auch aus x- und y-Richtungsvektoren zusammensetzen kann. Richtungsvektoren, die sich alleine aus Signalen der x-Richtung oder der y-Richtung ergeben, sind Sonderfälle von Signalen der e-Richtung. Unter einer Linearkodierung im Sinne der Erfindung ist jede Kodierung zu verstehen, die der Formel 11 entspricht. Hierbei ist Q1 die Ladung der über die e-Position aufsteigenden Ausgangskanäle und Q2 die Ladung der über die e-Position absteigenden Ausgangskanäle. Die Größe e bezeichnet die Kodierungsrichtung, also x oder y oder eine Kombination davon.
Formel 11 nimmt Rücksicht darauf, dass Ausführungsformen, die nicht den Anforderungen an eine strenge Linearität genügen, noch geeignet sein können, die erfindungsgemäße Lehre zu verwirklichen. Im Idealfall ist die Linearkodierung streng linear. Darüber hinaus ist es möglich, dass ein Sensorchip eine Linearkodierung in mehr als eine e-Richtung besitzt, z. B. e₁, e₂, e₃, usw.. Hierbei wird das Moment 2. Ordnung jeweils durch Multiplikation der entsprechenden auf- und absteigenden Signalstärken entlang der Kodierungsrichtung approximiert. Je mehr Kodierungsrichtungen vorhanden sind, umso besser kann das Moment 2. Ordnung approximiert werden. Ein Sonderfall sind die oben beschriebenen Sensorchips, welche zwei Kodierungsrichtungen enthalten, wobei e₁ der x- und e₂ der y-Richtung entspricht. In diesem Fall liegt eine Linearkodierung in mindestens eine e-Richtung vor.
In einer Vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung wird zu der Multiplikation der Ausgangssignale nach der erfindungsgemäßen Methode zusätzlich das Moment 2. Ordnung mit einem Widerstandsnetzwerk bestimmt. Damit kann die Interaktionstiefe noch genauer bestimmt werden.
Aktuelle Photosensoren sind SiPM basierte Sensoren, wie LG-SiPM, SeSP und iSIPM, ADP basierte Sensoren, wie positionssensitive APD oder PMT basierte Sensoren, wie positions-sensitive PMT. Auch in Zukunft entwickelte Sensoren, die über eine Ortskodierung entlang x- und y-Richtung verfügen, welche möglichst linear ist, ist das Verfahren anwendbar.
Die Figuren zeigen Photosensoren in schematischer Form, bei denen die Ausgangskanäle dargestellt sind, sowie Spannungsverläufe:
Es zeigt:
1: einen Photosensor mit den Ausgangskanälen A, B, C und D in schematischer Form.
2: einen Photosensor mit den Ausgangskanälen E, F, G und H in schematischer Form.
3: den multiplizierten Photostromverlauf der Kanäle A und B gegen die Zeit in Sekunden.
4: den Spannungsverlauf der Kanäle E und F gegen die Zeit in Sekunden. Beschreibung der Figuren
5: typische Lichtverteilungen, die bei Verwendung von monolithischen Szintillatorkristallen mit positionsauflösenden Photodetektoren gemessen werden.
6: 1. Normiertes Moment, welches mit Hilfe der positionskodierten Ströme nach dem Stand der Technik bestimmt werden kann.
7: 2. Normiertes Moment, welches mit Hilfe der positionskodierten Ströme nach dem Stand der Technik mit Hilfe einer Summierschaltung bestimmt werden kann.
8: Standardabweichung, welche aus den normierten 1. und 2. Moment mit Hilfe von Formel 7 nach dem Stand der Technik bestimmt werden kann.
9: approximiertes 2. Normiertes Moment, welches erfindungsgemäß aus dem Produkt der positionskodierten Ströme berechnet werden kann.
10: linear transformiertes approximiertes 2. Moment gemäß Formel 8
11: Standardabweichung, welche erfindungsgemäß aus den normierten 1. Und dem linear transformierten approximierten 2. Moment mit Hilfe von Formel 7 bestimmt wird.
1 zeigt in schematischer Form einen Photosensor mit den Ausgängen A, B, C und D, wobei die Ausgänge A und B auf der y-Achse und die Ausgänge C und D auf der x-Achse liegen. Die x-Achse und die y-Achse werden durch die Pfeile bezeichnet.
2 zeigt in schematischer Form einen Photosensor welcher ein Widerstandsnetzwerk oder eine resistive Schicht besitzt, welche die Ladungen auf die Ecken verteilen, wobei die Ausgangskanäle für die auszulesende Ladung E, F, G und H in den Ecken des Photosensors positioniert sind. Die Pfeile bezeichnen die x-Achse und die y-Achse.
3 zeigt eine Kurve, die die Multiplikation der Photoströme in [A²] von zwei mit der x- oder y- oder e-Richtung linear auf- und absteigenden Auslesekanälen A und B gegen die Zeit in [s] abbildet.
4 zeigt eine Kurve bei der die Spannung in [V] des Kanals J für die Ausführungsform, die für die Bestimmung des Moments 2. Ordnung von einem Summiernetzwerk Gebrauch macht, gegen die Zeit in [s] abgebildet ist.
Aus dem Vergleich der 3 und 4 geht hervor, dass für die erfindungsgemäße Multiplikation der für die x-Richtung linear aufsteigenden und linear absteigenden Signalstärke gleichwertige Ergebnisse erhalten werden, wie für die Bestimmung des Moments 2. Ordnung mittels eines Summiernetzwerkes. 5 zeigt typische Lichtverteilungen, die bei Verwendung von monolithischen Szintillationskristallen mit positionsauflösenden Fotodetektoren gemessen werden, wenn die Fotokonversion in verschiedenen Wechselwirkungstiefen t = 0.1, t = 0.2, t = 0.3, und t = 0.4 beliebige Einheiten ([a. u.]) im monolithischen Szintillationskristall stattfinden. Abszissenachse: x Position entlang der Sensorfläche [a. u.], Ordinatenachse: Signalintensität [a. u.].
6 zeigt für verschiedenen Wechselwirkungstiefen t = 0.1, t = 0.2, t = 0.3, und t = 0.4 [a. u.] das 1. normiertes Moment, welches mit Hilfe der positionskodierten Ströme nach dem Stand der Technik bestimmt werden kann. Abszissenachse: Tatsächliche Fotokonversionsposition x entlang der Sensorfläche, Ordinatenachse: Gemessene Fotokonversionsposition (Anger-Position) [a. u.].
7 zeigt für verschiedenen Wechselwirkungstiefen t = 0.1, t = 0.2, t = 0.3, und t = 0.4 [a. u.] das 2. normiertes Moment, welches mit Hilfe der positionskodierten Ströme nach dem Stand der Technik mit Hilfe einer Summierschaltung bestimmt werden kann. Abszissenachse: Tatsächliche Fotokonversionsposition x entlang der Sensorfläche, Ordinatenachse: Gemessenes 2. Moment [a. u.].
8 zeigt für verschiedenen Wechselwirkungstiefen t = 0.1, t = 0.2, t = 0.3, und t = 0.4 [a. u.] die Standardabweichung, welche aus den normierten 1. und 2. Moment mit Hilfe von Formel 7 nach dem Stand der Technik bestimmt werden kann. Abszissenachse: Tatsächliche Fotokonversionsposition x entlang der Sensorfläche, Ordinatenachse: Gemessene Standardabweichung [a. u.].
9 zeigt für verschiedenen Wechselwirkungstiefen t = 0.1, t = 0.2, t = 0.3, und t = 0.4 [a. u.] das approximiertes 2. normiertes Moment, welches erfindungsgemäß aus dem Produkt der positionskodierten Ströme berechnet werden kann. Abszissenachse: Tatsächliche Fotokonversionsposition x entlang der Sensorfläche, Ordinatenachse: approximiertes 2. normiertes Moment (normiertes Produkt der beiden Signale) [a. u.].
10 zeigt für verschiedenen Wechselwirkungstiefen t = 0.1, t = 0.2, t = 0.3, und t = 0.4 [a. u.] das linear transformiertes approximiertes 2. normalisierte Moment gemäß Formel 8. Abszissenachse: Tatsächliche Fotokonversionsposition x entlang der Sensorfläche, Ordinatenachse: linear transformiertes approximiertes 2. normiertes Moment (skaliertes, gemessenes, normiertes Produkt der beiden Signale) [a. u.].
11 zeigt für verschiedenen Wechselwirkungstiefen t = 0.1, t = 0.2, t = 0.3, und t = 0.4 [a u.] die Standardabweichung, welche erfindungsgemäß aus den normierten 1. Und dem linear transformierten approximierten 2. Moment mit Hilfe von Formel 7 bestimmt wird. Abszissenachse: Tatsächliche Fotokonversionsposition x entlang der Sensorfläche, Ordinatenachse: Gemessene, approximierte Standardabweichung [a. U.].
Zitierter Stand der Technik:

[1]: Gola, A., et al., ”A Novel Approach to Position-Sensitive Silicon Photomultipliers: First Results”.
[2]: Schulz, V., et al., ”Sensitivity encoded silicon photomultiplier – a new sensor for high-resolution PET-MRI.” Physics in medicine and biology 58.14 (2013): 4733.
[3]: Fischer, P., Piemonte, C., ”Interpolating silicon photomultipliers”, NIMPRA, Nov. 2012.
[4]: Berneking, A., ”Characterization of Sensitivity encoded Silicon Photomultiplier for high resolution simultaneous PET/MR Imaging”, Diploma thesis, RWTH Aachen University, 3.12.2012.
[5]: Grazioso, R., et al., „APD performance in light sharing PET applications”. Nuclear Science Symposium Conference Record, 2003 IEEE (Volume: 3)
[6]: Watanabe, M., et. al., ”A HIGH RESOLUTION ANIMAL PET SCANNER USING COMPACT PS-PMT DETECTORS”, Nuclear Science Symposium, 1996. Conference Record., 1996 IEEE (Volume: 2)
[7]: Espana, S., et al., ”DigiPET: sub-millimeter spatial resolution small-animal PET imaging using thin monolithic scintillators”.
[8]: Lerche, Ch. W., et al., ”Depth of interaction detection for γ-ray imaging”.
[9]: US7476864 (B2) .
[10]: Ito, M., et al., ”Positron Emission Tomography (PET) Detectors with Depth-of-Interaction (DOI) Capability”.
[11]: Judenhofer, M. S., et al., ”Simultaneous PET-MRI: a new approach for functional and morphological imaging”.
[12]: Ziegler, S. I., et al., ”A prototype high-resolution animal positron tomograph with avalanche photodiode arrays and LSO crystals”.
[13]: Balcerzyk, M., et al., ”Preliminary performance evaluation of a high resolution small animal PET scanner with monolithic crystals and depth-of-interaction encoding”.
[14]: Balcerzyk, M., et al., ”Initial performance evaluation of a high resolution Albira small animal positron emission tomography scanner with monolithic crystals and depth-of-interaction encoding from a user's perspective”.
[15]: McElroy, D. P., et al., ”First Results From MADPET-II: A Novel Detector and Readout System for High Resolution Small Animal PET”.
[16]: González Martinez, A. J., et al., ”Innovative PET detector concept based on SiPMs and continuous crystals”.
[17]: Siegel, S., et al., ”Simple Charge Division Readouts for Imaging Scintillator Arrays using a Multi-Channel PMT”.
[18]: Niknejad, T., et al., „Development of high-resolution detector module with depth of interaction identification for positron emission tomography”.
[19]: Tsuda, T., et al., „Performance Evaluation of a Subset of a Four-Layer LSO Detector for a Small Animal DOI PET Scanner: jPET-RD”.
[20]: González, A. J., et al. „The MINDView brain PET detector, feasibility study based on SiPM arrays”

Claims

Verfahren zur Signalverarbeitung eines Photosensors, bei dem eine Linearkodierung in mindestens eine e-Richtung dadurch vorgenommen wird, dass eine beliebige Kombination von Auslesekanälen einer e-Richtung mit linear aufsteigender und linear absteigender Signalstärke gemessen werden, wobei die aufsteigenden und absteigenden Signalstärken von Auslesekanälen der e-Richtung, die jeweils für die Linearkodierung herangezogen werden, mit einander multipliziert werden, wobei die Linearkodierung die Randbedingung nach Formel 11
erfüllt, in der Q₁ die Ladung der über die e-Richtung aufsteigenden Signalstärken von AusAuslesekanälen, Q₂ die Ladung der über die e-Position absteigenden Signalstärken von Auslesekanälen und die e-Richtung die Kodierungsrichtung bezeichnen, wobei die Interaktionstiefe unter Verwendung der Standardabweichung σ_light nach Formel 7
in der µ₀das Moment 0. Ordnung, µ₁das Moment 1. Ordnung und µ₂das Moment 2. Ordnung bezeichnen, und zugehörigen Kalibrationsmessungen aus dem 1. Moment µ₁ der e-Richtung und einer linearen Transformation des 2. Moments µ₂ der e-Richtung approximiert wird.
Verfahren nach Anspruch 1 dadurch gekennzeichnet, dass die Linearkodierung in x-Richtung mittels der Signale der Auslesekanäle A und B gemäß Formel 1
erfolgt und die Signale der Auslesekanäle A und B miteinander multipliziert werden und/oder bei dem die Linearkodierung in y-Richtung mittels der Signale der Auslesekanäle C und D gemäß Formel 2
erfolgt und die Signale der Auslesekanäle C und D miteinander multipliziert werden, um das Moment 2. Ordnung µ₂ zu approximieren.
Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass für die Linearkodierung vier Auslesekanäle mit den Ausgängen E, F, G und H herangezogen werden, die jeweils einen Beitrag zur Linearkodierung in die x-Richtung und die y-Richtung leisten, die Linearkodierung für die x-Richtung mittels der Signale gemäß Formel 3 x = ((Q_F + Q_H) – (Q_E + Q_G))/(Q_E + Q_F + Q_G + Q_H) (Formel 3) erfolgt und/oder bei dem die Linearkodierung in y-Richtung mittels der Signale gemäß Formel 4 y = ((Q_E + Q_F) – (Q_G + Q_H))/(Q_E + Q_F + Q_G + Q_H) (Formel 4) erfolgt, wobei die Signale für die Kodierung der x-Richtung nach Formel 8 (Q_F + Q_H)·(Q_E + Q_G) für die x-Richtung (Formel 8) und die Signale für die Kodierung der y-Richtung nach Formel 9 (Q_E + Q_F)·(Q_G + Q_H) für die y-Richtung (Formel 9) multipliziert werden, um das Moment 2. Ordnung µ₂ zu approximieren.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass das Moment 2. Ordnung zusätzlich durch ein Summiernetzwerk bestimmt wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass eine strenge Linearkodierung vorgenommen wird.