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PRIORITÄTSANSPRUCH
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Diese
Anmeldung beansprucht den Nutzen der provisorischen US-Anmeldung mit der
Serien-Nr. 60/614,799, die am 30. September 2004 gemäß 35 USC § 119 eingereicht
wurde.
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TECHNISCHES
GEBIET
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Ein
Gebiet der Erfindung ist die hochauflösende radiologische Bildgebung.
Eine beispielhafte Anwendung der Erfindung ist eine Vorrichtung
zur Positronenemissionstomographie (PET).
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TECHNISCHER
HINTERGRUND
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Herkömmlich sind
Szintillationskristalle in Verfahren der nicht-invasiven medizinischen Diagnostik verwendet
worden, die strahlungsemittierende Materialien einsetzen. Ein solches
Verfahren ist die Positronenemissionstomographie (PET), die in-vivo
eine funktionelle Information über
die molekulare Biochemie einer gegebenen radioaktiv markierten Verbindung
(Tracer) liefert, die in einen lebenden Patienten eingebracht wurde. Die
Radioaktivmarkierung ist ein Positronenstrahler, der zu hochenergetischen
Photonenemissionen führt, wenn
sich Positronen mit Elektronen in Körpergewebe auslöschen. Die
tomographische Bildgebung ist über die
Detektion und Lokalisierung der vielen begleitenden hochenergetischen
Photonen möglich,
die emittiert werden.
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Bei
der herkömmlichen
PET werden die Photonen in einem Szintillationskristall absorbiert,
der einen Lichtblitz abgibt. Das Licht wird von einem Photodetektor
gesammelt, der das Licht detektiert und in eine elektrische Ladung
umwandelt, die verstärkt
wird. Das Ergebnis ist ein starkes elektrisches Signal mit einer
Amplitude, die die Energie des einfallenden Photons darstellt, einer
Position, die angibt, woher das energetische Photon in dem bildgebenden
Patienten gekommen ist, und einem Zeitstempel, der kennzeichnet,
wann das Ereignis aufgetreten ist. Für eine Bildgebung mit hoher
räumlicher
Auflösung,
die es einem gestattet, äußerst kleine
Strukturen zu sehen, beruht die herkömmliche PET auf einer sehr
genauen Lokalisierung der energetischen Photonenemissionen. Das
bedeutet, dass der Szintillationsdetektor über eine sehr feine Positionsauflösung der
eintreffenden Photonen verfügen
muss. Um jedoch die einfallenden Photonen effizient zu absorbieren,
muss der Kristall auch relativ dick sein. Eine effiziente Absorption
von einfallenden Photonen ist wichtig, um eine hohe Zähl-Empfindlichkeit
zu gestatten, was sich in eine gute Bildqualität überträgt. Ferner sollten die erzeugten
Signale so stark wie möglich
sein.
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Der
Stand der Technik wurde durch die Erfindung weiter geführt, die
in dem US-Patent Nr. 6,114,703 von Levin et al. beschrieben ist.
Das Patent '703
stellte ein effizientes Verfahren und Vorrichtungen zum Sammeln
bereit und machte die großen
Oberflächen
von langen und schmalen Szintillationskristallen für die Detektion
verfügbar.
Das Patent '703
offenbarte Verfahren und Vorrichtungen, die die sperrigen und teueren
Photomultiplier (PMTs) durch die Verwendung von Halbleiter-Photodetektoren
ersetzt haben, wobei solche Halbleiter-Photodioden direkt an Oberflächen der
Szintillationskristalle einschließlich mindestens einer großen Oberfläche des
Szintillationskristalles angewendet wurden. Die Vorrichtung aus
dem Patent '703
hat das aus einem Szintillationsereignis gemessene Ausmaß an Licht
verbessert, während
die von langen und schmalen Szintillationskristallen gebotene hohe
räumliche
Auflösung
aufrechterhalten wurde. Das Patent '703 hat ferner die herkömmlichen
Einzelplättchen-artige
Vorrichtungen verbessert, die Strahlung in der großen Fläche des Kristall-Plättchens
aufnehmen, indem die mit den optischen Grenzflächen zwischen dem Kristall
und PMT assoziierten Kopplungsverluste beseitigt und der PMT der
herkömmlichen
Vorrichtungen durch direkt abgeschiedene Halbleiter-Photodioden ersetzt
wurden.
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Ein
maßgebliches
Ziel bei der radiologischen Bildgebung besteht darin, rekonstruierte
Bilder mit einer sehr hohen räumlichen
Auflösung
zu erhalten. Verbesserungen der räumlichen Auflösung bei
rekonstruierten Bildern wurden am häufigsten durch Verringerungen
der Größe und Vergrößerungen
der Anzahl von Szintillationskristallen erreicht. Die Detektionsempfindlichkeit
ist aber einer weiterer beschränkender
Faktor. Das Patent '703
war auf Verbesserungen bei der Detektionsempfindlichkeit gerichtet.
Um eine hohe Detektionsempfindlichkeit und gute Bildqualität aufrechtzuerhalten,
bestanden die Herausforderungen darin, ein fein gepixeltes Array
von Szintillationskristallen mit sowohl hoher Detektionseffizienz
als auch hoher Lichtsammlung zu entwickeln. Hohe Detektionseffizienz
bedeutet, dass die Kristalle relativ lang, dicht gepackt sein und
ein relativ großes
axiales Sichtfeld (FOV, field-of-view) abdecken müssen. Hohe
räumliche
Auflösung
bedeutet, dass die Kristalle sehr schmal sind.
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Ein
Problem bei Ausgestaltungen, die über kleine Szintillationskristalle
für eine
hohe Auflösung
verfügen,
besteht darin, dass die Herstellung eine signifikante Herausforderung
darstellt. Es ist kostspielig und komplex, viele sehr kleine Kristallelemente
zu handhaben und sie mit entsprechenden Photodetektorelementen zu justieren.
Geringfügige
Fehljustierungen könnten
die Effizienz der Lichtsammlung verringern. Ein Nachteil bei herkömmlichen
Kristall-Plättchen-Vorrichtungen
für die
PET besteht darin, dass das Plättchen
dünn sein
muss, so dass es einen relativ schmalen Lichtstrahl auf der Photodetektorebene
erzeugt. Somit leiden Kristall-Plättchen-Detektoren (z. B. Gammastrahl-Koinzidenzkameras),
die in der PET verwendet worden sind, an geringer Effizienz beim
Aufhalten der hochenergetischen Photonen.
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Eine
frühere
Anmeldung mit der Seriennummer 10/664,768, die nun als US-2004-0124360-A1
veröffentlicht
ist und am 17. September 2003 eingereicht wurde, (die Anmeldung '768) liefert einen zusätzlichen
Hintergrund für
die vorliegende Erfindung. Die Anmeldung '768 offenbart unter anderem Szintillationskristall-Plättchen,
die in zueinander parallelen Stapeln angeordnet sind. Positionsdetektoren
mit Halbleiter-Photodetektoren lesen Licht von großen Flächen der
Szintillationskristall-Plättchen,
um Wechselwirkungen in den Szintillationskristall-Plättchen zu
detektieren, und liefern unabhängig
Positionsinformation, die die Wechselwirkungen relativ zu zwei Achsen
betrifft.
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Eine
bevorzugte Ausführungsform
in der Anmeldung '768
schließt
ein Array von Szintillationskristall-Plättchen ein, die in einer Vorrichtung
angeordnet sind, so dass Strahlung auf kleine Endflächen der
Plättchen
einfällt
("Endflächen-Geometrie" oder "edge-on Geometrie"), und ist in der
Anmeldung '768 vollständig beschrieben.
Halbleiter-Photodioden lesen Licht von großen Flächen der Kristall-Plättchen.
Die Halbleiter-Photodioden in der Anmeldung '768 können gepixelt sein, was bedeutet,
dass die Halbleiterdioden sowohl die Detektion von Photonen, die
in den Szintillationskristallen erzeugt werden, als auch Positionsinformation über eine
Detektion bereitstellen, oder können
ein großes
Pixel mit einer Fähigkeit
zur Positionsbestimmung in dem Pixel sein. In einer weiteren bevorzugten
Ausführungsform
der Anmeldung '768
fällt Strahlung
auf eine große Fläche von
Szintillationskristallen ein ("Großflächen-Geometrie" oder "face-on Geometrie").
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OFFENBARUNG
DER ERFINDUNG
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Bevorzugte
Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung stellen eine Vorrichtung zur radiologischen
Bildgebung bereit. Die Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung
umfasst eine Photonenemissionen erzeugende Patientenbestrahlungsstation
und mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektor, der hinsichtlich
der emittierten Photonen in einer edge-on Orientierung) angeordnet
ist, um die emittierten Photonen direkt aufzunehmen und ein Signal
zu erzeugen. Der Halbleiter-Kristall-Detektor umfasst mindestens
eine Anode und mindestens eine Kathode, die das Signal als Reaktion
auf die emittierten Photonen erzeugt.
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Ein
bevorzugtes Verfahren zur radiologischen Bildgebung wird ebenfalls
bereitgestellt. Eine Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren wird bereitgestellt,
die hinsichtlich einer Patientenbestrahlungsstation edge-on orientiert
ist. Jeder der Halbleiter-Kristall-Detektoren umfasst einen Halbleiter-Kristall,
mindestens eine Anode, die auf einer großen Fläche des Kristalls angebracht
ist, und mindestens eine Kathode, die auf einer gegenüberliegenden
großen
Fläche
des Kristalls angebracht ist. Emittierte Photonen werden aus der
Patientenbestrahlungsstation von den Halbleiter-Kristall-Detektoren
direkt aufgenommen, so dass der Halbleiter-Kristall die emittierten
Photonen direkt absorbiert. Die mindestens eine Anode und Kathode
erzeugen ausreichende elektrische Impulse, um eine Position der
emittierten Photonen zu bestimmen.
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KURZE BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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1 zeigt
eine beispielhafte Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung, die
ein Array von Halbleiterdetektionskristallen einschließt, gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung;
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2 zeigt
eine beispielhafte Cross-Strip-CZT-Platte gemäß einer bevorzugten Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung;
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3 ist
eine schematische Ansicht der Cross-Strip-CZT-Platte;
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4 ist
eine schematische Ansicht von beispielhaften elektrischen Verbindungen
für die Cross-Strip-CZT-Platte;
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5 zeigt
berechnete elektrische Feldlinien, die an Anoden enden (durchgezogene
Linien), Steuerungselektroden (gestrichelte Linien) und Kathoden
(gepunktete Linien) der Cross-Strip-CZT-Platte der 3;
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6 zeigt
einen beispielhaft befestigten CZT-Detektor in einer Ausgangsfächer-Trägerplatine
zur Kopplung mit Auslese-Elektronik;
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7A zeigt
Na 511 keV Impulshöhenspektren,
die in einem 5 mm dicken CZT-Detektor-Array von eV Products gemessen
wurden, das mit einer kollimierten Bestrahlung von Photonen bestrahlt
wurde;
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7B zeigt
Na 511 keV Impulshöhenspektren,
die in einem 5 mm dicken CZT-Detektor-Array von eV Products gemessen
wurden, das mit einer großflächigen Bestrahlung
von Photonen bestrahlt wurde;
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8 zeigt
die Koinzidenz-Zeit (Zeit-Amplitude-Wandler (TAC, time-amplitude
converter)), die aus ansteigenden Signalen gemessen wurde, die auf
Kathoden von gegenüberliegenden
CZT-Detektoren induziert wurde,
die zu einfallenden 511 keV Photonen edge-on angeordnet waren;
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9A zeigt
eine Reaktion von 32 × 32 × 2 mm3 Detektor-Anoden-Streifen, die in drei zweier Gruppen für einen
effektiven zweier Abstand mit einem kollimierten Strahl von 511
keV Photonen verbunden sind, die entlang eines ~ 3 mm Bereiches
in 0,2 mm Schritten übertragen
werden;
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9B–9C zeigen
eine Zinnmaske, die ausgeschnitten wurde, um die räumliche
Reaktion eines beispielhaften CZT-Cross-Strip-Detektors bzw. ein Schattenbild von
60 keV Strahlen zu zeigen, die durch die Zinnmaske geschickt wurden;
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10 zeigt
ein beispielhaftes CZT-Array, das hinsichtlich eines kollimierten
Photonenstrahles edge-on angeordnet ist;
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11A–11D zeigen TAC-Spektren der Kathode zu Anode gegenüber einer
kollimierten (0,8 mm breiten) Strahlenposition für edge-on Bestrahlung von 5
mm dicken gepixelten Detektoren von eV und Imarad (11A–11B) und eine Beziehung zwischen dem TAC-Wert des
Peaks und der Tiefen-Koordinaten der Kathode zu Anode (11C–11D);
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12A–12B zeigen eine bevorzugte Ausführungsform
einer Anoden-Ebene bzw. Kathoden-Ebene für eine Cross-Strip-CZT-Detektor-Platte;
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13 zeigt
eine beispielhafte Anordnung für
einen Cross-Strip-Detektor
einer zylindrischen Detektor-Gantry;
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14A–14D zeigen Ausgestaltungen mit einer zylindrischen
Röhre,
mehreren Bögen,
einem Kasten oder einer Raute bzw. einem doppelten Flachpaneel für die Anordnung
von Halbleiter-Detektor-Arrays;
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15 zeigt 22Na Energiespektren der face-on Energie
vor und nach Korrekturen der Impulshöhe, die von einer einzelnen
effektiven Anode aus einem beispielhaften Cross-Strip-CZT-Array
gemessen wurden, das mit einer benachbarten Streifengruppierung
getestet wurde, um ein Cross-Strip-Elektrodenmuster nachzuahmen;
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16A–16B zeigen 22Na keV Impulshöhenspektren
der Anode, die in einem gepixelten 5 mm Anoden-CZT-Detektor-Array
von Imarad Imaging Systems bei kollimierter bzw. großflächiger Bestrahlung
gemessen wurden;
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17A–17J zeigen unbearbeitete 22Na
Energiespektren mit edge-on
kollimiertem Strahl, die von gepixelten CZT-Arrays von eV Products
(17A–17E) und von Imarad (17F–17J) für
verschiedene Strahlenpositionen zwischen der Kathode und Anode (0,8
mm Strahlenbreite) gemessen wurden;
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18 zeigt
einen kollimierten Strahl und eine Struktur eines CZT-Arrays für die Ergebnisse,
die in den 17A–17J gezeigt
sind;
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19A–19D zeigen die Verteilung der Impulshöhenverhältnisse von
Kathode/Anode für
verschiedene 22Na kollimierte Strahlenpositionen
zwischen der Kathode und Anode, die mit dem gepixelten CZT-Array
von eV Products und dem gepixelten CZT-Array von Imarad gemessen wurde;
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20A–20C zeigen gepixelte Arrays von Imarad und von
eV Products; und
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21 zeigt
Schritte in einem beispielhaften Bildgebungsverfahren.
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DIE BESTE
ART UND WEISE ZUR AUSFÜHRUNG
DER ERFINDUNG
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Bevorzugte
Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung stellen unter anderem eine Vorrichtung zur
radiologischen Bildgebung bereit, die eine Photonenemissionen erzeugende
Patientenbestrahlungsstation und einen Halbleiter-Kristall-Detektor
einschließt,
der angeordnet ist, um die emittierten Photonen aus der Bestrahlungsstation
direkt zu detektieren und elektrische Impulse zu erzeugen. Im Gegensatz
zu der herkömmlichen
radiologischen Bildgebung, die z. B. in der herkömmlichen PET verwendet wird,
ist ein Szintillationskristall nicht erforderlich. Im Vergleich
mit auf Szintillation basierenden Detektoren gestattet dies eine
direkte und effizientere Umwandlung der emittierten Photonen in
ein elektrisches Signal.
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Die
Kristall-Detektoren werden aus einem Halbleiter mit hoher Dichte
und hoher Ordnungszahl (z) hergestellt. Solche Halbleiter werden
aus Materialien ausgewählt,
die in der Lage sind, die notwendige Absorption von 511 keV Photonen
für eine
hochqualitative Bildgebung zu liefern. In einer bevorzugten Ausführungsform wird
der Halbleiter Cadmium-Zink-Tellurid (CZT) verwendet, obwohl andere
Halbleiter mit hohem z-Wert verwendet werden können, einschließlich, aber
nicht darauf beschränkt,
Quecksilberjodid, hochreines Germanium, usw. Diese und andere bevorzugte
Halbleitermaterialien gestatten die Absorption der einfallenden
Photonen und erzeugen Signale, die für eine qualitative Bildgebung
ausreichend stark sind.
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Obwohl
ein Halbleitermaterial mit hohem z-Wert verwendet wird, können der
z-Wert und die Dichte niedriger sein als z. B. bei einem herkömmlichen
organischen Szintillationskristall. Somit kann ein einziger Wafer
für die
erforderliche Absorption von hochenergetischen Photonen ungenügend dick
sein. Aufgrund der Energie der einfallenden Photonen ist es wichtig,
dass die Dicke des Kristalls, auf den die Photonen treffen, so groß wie möglich ist.
Als ein nicht beschränkendes
Beispiel ist es erwünscht,
dass 90–95%
oder mehr der einfallenden Photonen von dem Kristall absorbiert
werden. Basierend auf der Energie der Photonen und auf dem linearen
Schwächungskoeffizienten
des jeweiligen Halbleitermaterials kann eine bestimmte erforderliche
Dicke festgelegt werden.
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Zum
Beispiel ist es bei CZT erwünscht,
dass der Halbleiter-Kristall
mindestens 4 cm dick ist, um 511 keV Photonen effizient zu absorbieren.
Es ist jedoch unpraktisch, CZT-Kristalle mit einer solchen Dicke
zu bilden, es wäre
schwierig, ein hohes elektrisches Feld entlang derartiger Vorrichtungen
zu erzeugen, und solche Kristalle könnten unerwünschte Ladungsverlust- oder
Leckstromeffekte erzeugen. In Halbleiter-Kristallen sind Verunreinigungen
und Defekte vorhanden und je länger
Elektronen und Löcher
vor der Sammlung wandern müssen,
umso wahrscheinlicher haften sie sich an die Verunreinigungen und
Defekte.
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Um
das Problem der Dicke anzugehen und eine optimale Verwendung von
Halbleitern, wie z. B. CZT, zu gestatten, werden die Halbleiter-Kristalle
vorzugsweise so angeordnet oder orientiert, dass sie hinsichtlich der
einfallenden Photonen edge-on sind. Unter "edge-on" ist es vorgesehen, dass die Halbleiter-Kristalle
derart angeordnet sind, dass die einfallenden Photonen zuerst auf
die Kante einer gegebenen Kristallplatte treffen, im Gegensatz dazu,
dass sie zuerst auf die Fläche
der Kristallplatte treffen (face-on). Einfallende Photonen, die
edge-on auf einen Stapel dieser Kristallplatten stoßen, begegnen
im Durchschnitt einer minimalen Dicke, die der Plattenbreite des
Kristalls gleich ist. Diese edge-on Anordnung gestattet es den einfallenden
Photonen, dass sie so viel von dem Halbleitermaterial treffen wie
physikalisch möglich
ist, und zwar indem die von den Photonen durchwanderte Kristallabmessung
so groß wie
möglich
gemacht wird.
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Ein
Halbleiter-Kristall, wie z. B. ein CZT-Kristall, der hinsichtlich
der einfallenden 511 keV Photonen edge-on angeordnet ist, kann eine überragende
Detektionseffizienz für
511 keV Photonen erreichen, was zu signifikant gesteigerten Bildzählungen
führt.
Die direkte Umwandlung der Energie der 511 keV Photonen in Ladung
gestattet es dem CZT, ausgezeichnete Energieauflösungen zu erreichen (~ 2–3% für 511 keV
Photonen), was dabei hilft, Zufalls- und Streuungskoinzidenzhintergrund
im Vergleich zu auf Szintillationskristallen basierten Systemen
für eine
verbesserte Quantifizierung der Bilddaten und Auflösung des
Bildkontrastes signifikant zu verringern. Das Halbleitermaterial
und die edge-on Anordnung können
ferner zum Beispiel die Korrektur von Verunreinigungen in dem Material
gestatten, so dass weniger teuere Materialien verwendet werden können. Die
Verwendung eines relativ neuen, kosteneffektiven Materials für CZT-Detektor-Arrays,
beschränkte
elektronische Komplexität
und kommerziell erhältliche
Auslese-Elektronik begrenzen die Entwicklungskosten einer herkömmlich teueren
Detektor-Technologie.
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Halbleiter-Kristall-Detektoren
können
eine Elektroden-Konfiguration einschließen, die entweder eine gepixelte
oder eine Cross-Strip-Anordnung
ist. Die gepixelte oder Cross-Strip-Anordnung erleichtert zum Beispiel
die 3-D Ereignislokalisierung. Die räumliche Auflösung kann
durch die Konfiguration der Elektroden-Streifen bestimmt werden, die auf den
Halbleiteroberflächen
abgeschieden ist, die bei CZT ohne signifikante Schwierigkeit < 1 mm betragen kann.
Diese elektrodenbestimmte Pixelung erleichtert die Herstellung von
ultrahochauflösenden
Detektoren sehr. Im Gegensatz dazu verfügen standardmäßige Szintillationsdetektoren nur über eine
2-D Ereignislokalisierung und eine ultrahohe Auflösung erfordert
das Schneiden und Zusammenpacken von winzigen (< 1 mm) Szintillationskristallen, was
sehr komplex und kostspielig ist.
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Die
bevorzugte Lokalisierung der 3-D Photonenwechselwirkung erleichtert
die Auflösung
der Wechselwirkungstiefe (< 5
mm), was es einem System mit einem kleineren FOV (z. B. 8 cm) gestattet,
die Effizienz der Koinzidenz-Detektion signifikant zu verstärken (~
20%), während
die Einheitlichkeit der räumlichen
Auflösung
erhalten wird (z. B. ist für
einen 20° Inzidenzwinkel
die Unschärfe
der Tiefenauflösung
der Photonenwechselwirkung durchweg < 1,0 mm). Typische auf Szintillationskristallen
basierte PET-Systeme
für Kleintiere können andererseits
die Tiefe der Photonenwechselwirkung nicht auflösen und benötigen einen relativ großen Detektorenkreis
(um den Parallaxenfehler zu abzuschwächen), der eine Effizienz der
Koinzidenz-Detektion von nur 2–3%
ergibt (pro Zeiteinheit werden weniger Photonen detektiert). Ihre
volumetrische räumliche
Auflösung
ist gut in der Mitte aber schlecht (> 20 mm3) bei größeren radialen
Positionen in dem typischerweise zylindrisch geformten System.
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Einzelne
Kristalle in dem bevorzugten Kristall-Array sind vorzugsweise gestapelt
und hinsichtlich der Patientenbestrahlungsstation mit sehr kleinen
Lücken
und > 99% Kristallpackungsanteil
angeordnet. Zum Beispiel kann das Halbleiter-Kristall-Array in einer Ringform,
Plattenform oder Kastenform um die Patientenbestrahlungsstation
angeordnet werden. Bestimmte bevorzugte Anordnungen begünstigen
eine um eine Größenordnung
höhere
Detektionseffizienz der 511 keV Photonen im Vergleich zu auf Szintillation
basierten zylindrischen Ausgestaltungen, die einen relativ großen Durchmesser,
kurze Kristalle und größere und
variierende Lücken
aufweisen, die den Kristallpackungsanteil erniedrigen. Kombinierte
Verbesserungen der Detektionseffizienz und räumliche und energetische Auflösungen werden
direkt in eine Steigerung mit einer logarithmischen Ordnung der
molekularen Probenempfindlichkeit im Vergleich zu erhältlichen
Systemen mit Szintillationskristallen übertragen.
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In
bevorzugten Ausführungsformen
können
neue Verfahren bereitgestellt werden, um Photonen genau zu positionieren,
die in dem Detektor-Gantry gestreut wurden. Das ist bei Systemen
mit Szintillationskristallen nicht möglich, weil die Detektoren über Mehrfacharray-Kristalle
verfügen,
die zu einem PMT gemultiplext werden.
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Zusätzlich verwenden
bevorzugte Verfahren CZT-Signale zur Korrektur des CZT-Zeitstempels,
um die Auflösung
der Koinzidenz-Zeit
unter Verwendung der bekannten Abhängigkeit des Signalanstieges
mit der Wechselwirkungsstelle in einem Detektor zu verbessern. Das
ist bei Lichtsignalen, die in Szintillationskristallen erzeugt werden,
nicht möglich,
weil die Ausbreitung des Lichtsignals in dem Kristall so schnell
ist.
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Bezugnehmend
nun auf die Zeichnungen ist eine bevorzugte Ausführungsform einer PET-Vorrichtung 10 gezeigt.
Eine Patientenbestrahlungsstation 12 der Vorrichtung ist
herkömmlich
und wird nicht im Detail dargestellt. Die Patientenbestrahlungsstation 12 kann
zum Beispiel zu kommerziellen PET-Vorrichtungen ähnlich sein, wie z. B. diejenigen,
die von GE und Siemens hergestellt werden. Die Patientenbestrahlungsstation 12 erzeugt
Photonenemissionen 14, die von einem Halbleiter-Kristall-Detektionsarray 16 detektiert
werden. Das Detektionsarray schließt eine Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren,
die Kristallwafer oder -platten 18 aufweisen, und eine
Vielzahl von Leitern 20 ein, die sich von einer unteren
Kante 22 der Platten erstrecken. Wie gezeigt ist, sind
die Platten 18 gestapelt, um Schichten zu bilden, und das
Array 16 ist hinsichtlich der einfallenden Photonen 14 in
einer edge-on Orientierung angeordnet, so dass die Photonen auf
eine obere Kante 24 der Platten 18 treffen.
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Die
Halbleiter-Kristallplatten 18 werden aus einem Halbleitermaterial
hergestellt, wie z. B. Cadmium-Zink-Tellurid (CZT), in dem die emittierten
Photonen 14 damit wechselwirken, um Elektronen und Löcher zu
erzeugen. Für
die Kristallplatten 18 wird ein Material mit einem sehr
hohen spezifischen Widerstand bevorzugt, so dass ein großes elektrisches
Feld ohne einen Überschuss
an Leckstrom angelegt werden kann. Der Kristall 18 ist
vorzugsweise von hohem Widerstand und dennoch so einheitlich wie
möglich,
indem er so frei wie möglich
von Defekten und Verunreinigungen sein sollte.
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Im
Allgemeinen wird ein elektrisches Feld erzeugt, das zu der großen Fläche 26 der
Platten senkrecht ist. Die erzeugten Löcher wandern parallel zu dem
Feld, wie auch der resultierende Strom. Eine resultierende Stromspitze
wird in den Anoden- und Kathodenelektroden induziert, die auf den
Platten 18 angebracht sind. Aufgrund der edge-on Anordnung
der Platten 18 betreten die einfallenden Photonen 14 somit
diejenige Kante, die zu der Richtung des erzeugten Stromes parallel
ist, und zwar im Gegensatz zu einer typischen Anordnung eines Detektionskristalles,
in der die Photonen eine Fläche
betreten, die zu der Stromrichtung senkrecht ist. Die Stromspitzen
(Impulse) liefern Signale, die vorzugsweise verstärkt, digitalisiert
und gespeichert und/oder analysiert werden. Die bestimmten Platten 18,
die von den Photonen getroffen werden, als auch die bestimmten getroffenen
Elektroden liefern X-, Y- und Z-Positionskoordinaten für die einfallenden
Photonen 14. Ein Verhältnis
zwischen den Elektrodensignalen der Anode und Kathode oder die Messung
der Zeitdifferenz zwischen ankommenden Anoden- und Kathodensignalen
(TAC) liefert eine Z-Positionskoordinate (in der von Anode zu Kathode
gehenden Richtung).
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Die
Kristallplatten 18 stellen positionsempfindliche Detektoren
für die
PET-Vorrichtung bereit, die die emittierten Photonen 14 direkt
absorbieren anstatt über
den zusätzlichen
Energieumwandlungsschritt, der Szintillationskristalle beinhaltet.
Die positionsempfindlichen Halbleiter-Kristall-Detektoren (Platten 18)
werden vorzugsweise in der edge-on Konfiguration platziert, um eine
hohe Effizienz der Photonenabsorption zu unterstützen. Ein wichtiger Vorteil
der Halbleiter-Detektoren mit direkter Detektion besteht darin,
dass die gesamte einfallende Photonen energie direkt in ein elektrisches
Signal in den Halbleitern selbst umgewandelt wird, anstatt auf dem
Umwandlungsschritt des Szintillationslichtes zu beruhen, der relativ
ineffizient ist. Das gestattet im Prinzip ein größeres elektronisches Basissignal
und eine bessere Energieauflösung.
Ferner kann eine sehr feine räumliche
Auflösung
unter Verwendung von standardmäßigen Techniken
zur Herstellung der relevanten Elektroden für die Halbleiter-Detektor-Arrays
verwirklicht werden. Das könnte
dabei behilflich sein, die Auflösungsgrenzen
der PET oder anderer radiologischer Bildgebungstechniken weiter
zu verschieben.
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Die
edge-on Konfiguration gestattet es den Photonen, eine relativ große Länge des
Halbleiters zu überqueren.
Das ist für
eine hohe Absorptionseffizienz entscheidend, weil typischerweise
ein Halbleiter mit direkter Absorption eine niedrigere Ordnungszahl
und Dichte als organische Szintillationskristalle aufweisen würde, und
somit über
ein geringeres Absorptionsvermögen
für die
einfallenden Photonen 14 verfügen würde. Zum Beispiel würde 4 cm
breites CZT, das hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on
angeordnet ist, eine adäquate
Absorptionseffizienz für
511 keV Photonen in der PET bereitstellen. Falls sie in der herkömmlichen face-on
Konfiguration orientiert würden,
müssten
viele positionsempfindliche Halbleiter-Arrays zusammen gestapelt
werden, um eine adäquate
Detektionseffizienz bereitzustellen, weil die Vorrichtungen in der
face-on Richtung relativ dünn
sind. Das wäre
ineffizient und könnte
auch eine komplexe Herstellung und Probleme des elektrischen Auslesens
aufweisen.
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Die
elektronischen Leiter 20, die sich von den Elektroden auf
dem positionsempfindlichen Halbleiter-Kristall 18 erstrecken,
liefern die Vorspannung und das Auslesen für jeden Kristall. Wie in der 1 gezeigt ist,
erstrecken sich die Leiter 20 von der unteren Kante 22 anstatt
von der Rückseite,
was die Standardtechnik darstellt. Bei dieser Konfiguration sind
die Leiter 20 nicht im Weg und erfordern keine signifikanten
Lücken
zwischen den Halbleitern, die die Effizienz der Photonenabsorption
verringern würden.
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Es
ist bevorzugt, dass die positionsempfindlichen Halbleiterplatten 18 in
sehr enger Nachbarschaft zueinander in dem Stapel 16 platziert
werden. Auf diese Weise muss eine Barriere, die jede Platte 18 trennt,
minimal oder vorzugsweise nicht vorhanden sein, damit keine signifikanten
Lücken
zwischen den Detektionsebenen für
einen hohen Kristallpackungsanteil, optimale Photonenabsorptionseffizienz
und hohe Abtastung der Strahlungsverteilung vorhanden sind. Falls
jedoch eine Barriere verwendet wird, ist eine beispielhafte Barriere eine
elektrisch isolierende Schicht, mit oder ohne eingebetteten elektrischen
Spuren. Um die Signale von jeder Elektrode in dieser dicht gepackten
Anordnung auszulesen, sind vorzugsweise die Leiter 20 mit
einem ASIC-Vorverstärker,
Verstärker
und Auslösechip
und anschließend
mit einem Digitalisierer und einer Steuerung gekoppelt. Die Position
der Leiter 20 (die sich von der unteren Kante 22 erstrecken)
gestattet es den Platten 18, eng gestapelt und hinsichtlich
der einfallenden Photonen 14 edge-on angeordnet zu werden,
was das Auslesen der Signale aus den Elektroden erlaubt.
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Die 2–3 stellen
eine beispielhafte "Cross-Strip"-Einzelkristall-CZT-Detektor-Platte 30 dar.
Die Platte 30 umfasst einen 32 mm × 32 mm × 2 mm dicken CZT-Wafer 32 mit
einem Cross-Strip-Elektrodenmuster 33,
das auf dessen großflächigen Oberflächen abgeschieden
wurde, das die Anoden-Streifen 34 an dem Unterteil des
Wafers und die Kathoden-Streifen 36 an dem Oberteil einschließt, die
senkrecht zu den Anoden orientiert sind. Die Elektroden in der Detektor-Platte 30 können aus
beliebigen verschiedenen leitfähigen
Materialien sein, die an den großen Flächen der Platte haften. Das
Elektrodenmuster bestimmt die Wechselwirkungsposition der einfallenden
Photonen 14, die auftreffen. Das abgeschiedene Muster schließt somit
eine spezifische Größe, Breite
und Abstand der Elektrode ein. In bevorzugten Ausführungsformen
zur Verwendung in der PET sind die Anoden-Streifen 34 sehr
schmal (als ein nicht beschränkendes
Beispiel, 50 μm
breite Spuren) und die Kathoden-Streifen 36 sind verhältnismäßig viel
breiter (als ein nicht beschränkendes Beispiel, 10-100-fach
breiter). Die breiteren Kathoden-Streifen 36 gestatten
zum Beispiel verbesserte Charakteristika des Signaltimings. Für eine andere
Photonendetektion als in der PET kann es jedoch bevorzugt sein,
dass die Anoden- und Kathoden-Streifen 34, 36 von ähnlicher
oder gleicher Größe sind.
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In
der gezeigten Platte 30 (Anodenseite nach oben in der 2)
gibt es 64 Anoden- + 64 Kathoden-Streifen (128 elektronische Kanäle pro Array).
Die Elektroden 34, 36 sind auf dem beispielhaften
CZT-Wafer 32 mit einem 0,5 mm Abstand platziert und die
Crossed-Strip-Konfiguration ergibt 0,5 × 0,5 = 0,25 mm2 Pixel.
In einer alternativen Ausführungsform
kann ein größerer Streifen-Abstand implementiert
werden, um die Anzahl von benötigten
elektronischen Auslesekanälen
signifikant zu verringern (und damit die Komplexität und Kosten).
In weiteren alternativen Ausführungsformen
kann zur Verringerung der Streifenanzahl ein feiner Abstand des
Anoden- und Kathoden-Streifens verwendet werden, aber benachbarte
Streifen können
miteinander verbunden werden, um den erwünschten größeren Streifen-Abstand über die
resultierenden Teilgruppen von Streifen effektiv zu erhalten.
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Es
ist ungefähr
ein 1 mm Totbereich 37 vorhanden, der den Umfang von jedem
Array umgibt. Einer der Vorteile einer edge-on Orientierung besteht
darin, dass dieser Totbereich den Packungsanteil zwischen den Modulen
nicht beeinträchtigt.
Zusätzliche "Steuerungs"-Elektroden 38 bei
einem 500 μm
Abstand sind zwischen den Anoden-Streifen 34 platziert,
um das lokale elektrische Feld zwischen den Anoden zugunsten einer besten
Ladungssammlung zu formen, indem die Ladung in Richtung auf die
Anoden gesteuert wird. Die Komponenten oben, unten und rechts von
dem Array sind "Zebra"-Streifen, die verwendet
werden, um sowohl die Anode als auch Kathode mit dem Ausleseschaltkreis
zu verbinden. Ein Auffangring (guard ring) 39, der um die Kante
des Kristalls 30 angebracht ist, macht das Feld um die
Kante herum einheitlich.
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Die
Anoden 34 sammeln die Ladung für die Analyse der Impulshöhe und X-Position
ein, während
die Kathoden 36 die Y-Position und das Timingsignal für das Ereignis
liefern. Die Ereignisposition kann der Anode 34 mit dem
größten Signal
zugewiesen werden oder ein gewichteter Mittelwert oder eine andere
Analyse der einzelnen Anoden-Streifen-Signale kann durchgeführt werden,
um eine intrinsische räumliche
Auflösung
zu erhalten, die größer als
der Streifen-Abstand ist. Die Anodenempfindlichkeit auf Lochsignale
wird durch Ausnutzung des "Kleinpixel-Effektes" in einer Streifenelektrodenkonfiguration
minimiert, indem schmale Anoden verwendet werden. Somit kann die
Detektor-Platte 30 eine selektierbare räumliche Auflösung auf
der Basis des Musters der Elektroden 34, 36 und
des Abstandes zwischen den Spuren bereitstellen. Diese Auflösung in
bevorzugten Ausführungsformen
kann viel größer gemacht
werden als sie für
herkömmliche
Szintillationskristalle verfügbar
ist.
-
Ein
beispielhaftes Verfahren zur Lieferung der Zeit, Position und Energie
unter Verwendung der beispielhaften Halbleiter-Kristall-Detektoren 30 ist
im Allgemeinen in der 21 gezeigt. Ein hochenergetisches Photon
betritt eine Detektor-Gantry,
die die Detektoren 30 hält
(Schritt 150), und das Photon wechselwirkt in mindestens
einem der Detektoren unter Erzeugung von Elektronen und Löchern (Schritt 152).
Die Löcher
wandern in Richtung auf die Ebene, auf der die Kathoden 36 abgeschieden
sind (Schritt 154), und die Elektronen wandern in Richtung
auf die Ebene, auf der die Anoden 34 abgeschieden sind.
-
Um
eine Zeit der Photonenwechselwirkung zu bestimmen, wird ein Ereigniszeitstempel
aus einem Anstieg des Kathodensignals gemessen (Schritt 156).
Der Ereigniszeitstempel wird unter Verwendung einer bekannten Abhängigkeit
der Signalanstiegszeit oder anderer zeitabhängiger Signaleigenschaften
mit Z-Koordinaten (Wechselwirkungstiefe) korrigiert (Schritt 158).
Um die Z-Koordinate zu bestimmen, werden die induzierten Signale
auf der Anode 34 und Kathode 36 digitalisiert
(Schritt 160). Die Wechselwirkungskoordinaten X und Y werden
aus den Anoden- und Kathodensignalen bestimmt und die Z-Koordinaten
werden entweder durch das Impuls höhenverhältnis der Kathode zu Anode
oder aus der Zeitdifferenz zwischen der Ankunft der Kathoden- und
Anoden-Impulse bestimmt (Schritt 162).
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Um
die Ereignisenergie zu bestimmen, wird die Anoden-Impulshöhe aus der
Anoden-Impulshöhe
bestimmt (Schritt 164). Die Ereignisenergie wird unter
Verwendung einer bekannten Abhängigkeit
(z. B. über
Systemkalibrierung) der Impulshöhe
und der bestimmten Z-Koordinate
korrigiert (Schritt 166).
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Die 4 zeigt
einen beispielhaften Cross-Strip-CZT-Detektor 40, der mit
der Auslese-Elektronik 41 gekoppelt ist. Die 6 zeigt
den Detektor 40 in einer Ausgangsfächer-Trägerplatine zur Kopplung mit
der Elektronik 41 montiert. Eine beispielhafte Ausgestaltung
verwendet 40 × 40
mm2 Cross-Strip-CZT-Wafer. Die Anoden 42 sind
50 μm breit
und sind als schmale vertikale Banden in der 4 gezeigt.
Die Steuerungselektroden 44, zum Beispiel 200 μm breit,
sind zwischen (100 μm
beabstandet von) den Anoden-Streifen 42 eingefügt, um das
Wichtungspotential der Anoden nahe der Anoden zu konzentrieren.
Die 5 zeigt die modelberechneten Ergebnisse für elektrostatische
Feldlinien für
die Streifen-Konfiguration. Die elektrostatischen Äquipotentialoberflächen sind
senkrecht zu den gezeigten elektrischen Feldlinien. Die Steuerungselektroden 44,
die sämtlich
miteinander verbunden und unter einer etwas (~ 10%) niedrigeren
Vorspannung als das Anodenpotential sind, formen ebenfalls das Feld,
um die Ladungssammlung zu verbessern, indem Ladungsverluste zu den
Lücken
zwischen Elektroden minimiert werden. Diese Elektroden führen die
Signalladung, die in dem Lückenbereich
wandert, von der Lücke
weg in Richtung auf die Anoden.
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Die
Kathoden 46 sind als horizontale Banden angezeigt und sind
in dem beispielhaft gezeigten Detektor 40 400 μm breit und
um 100 μm
getrennt. In einer bevorzugten Ausgestaltung sind die Kathoden-Streifen 46 ~
4,95 mm breit auf einem 5 mm Abstand. Aufgrund der relativen Größe der Kathoden 46 und
Anoden 42 werden die Kathodensignale induziert, sobald
die Ladung erzeugt wurde. Somit werden die Kathodensignale für das Ereignistiming
verwendet. Die Kathodenseite wird nahe der Bezugsmasse gehalten.
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Bei
der Cross-Strip-Elektroden-Konfiguration, wie z. B. bei derjenigen,
die in der Cross-Strip-Platte 30 gezeigt ist, wird die
Wechselwirkungstiefe Z zwischen der Anode 34 und Kathode 36 stark
mit dem Verhältnis der
Impulshöhe
von Kathode zu Anode und ferner an der Zeitdifferenz zwischen der
Ankunft der Anoden- und Kathodensignale korreliert. Diese Beziehung
ist wichtig, weil sie die Z-Position für das Ereignis liefert. Für Photonenwechselwirkungen,
die näher
an der Oberseite (Kathodenseite) des Detektors auftreten, kann sich
ferner ein Elektroneneinfang ereignen. Das führt dazu, dass die Ladungssammlung
der Anode und deshalb das Energiesignal tiefenabhängig wird.
Intrinsische Schwankungen bei dem Elektronentransport durch einen
Detektor hindurch können
in jedem Pixel gegenüber
der Tiefe kalibriert werden. Somit können Unterschiede in der Detektorqualität (z. B.
Verunreinigungsgrade) in den Kleinpixel- oder Cross-Strip-Detektoren im Vergleich
zu anderen gebräuchlicheren
Detektorausgestaltungen toleriert werden. Bei der PET, wenn die
Arrays hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on orientiert
sind, kann die Tiefen-Koordinate Z zwischen der Kathode und der
Anode entweder die axiale oder tangentiale (transaxiale) Koordinate
in der entsprechenden Systemausgestaltung darstellen, und zwar abhängig von
der Orientierung der Detektor-Platten hinsichtlich der Systemachse.
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Die
Charakteristika der Signalfortpflanzung in dem Cross-Strip-Detektor sind untersucht
worden. Die auf den Kathoden 36 induzierten Signale fallen
typischerweise annähernd
linear mit der Wechselwirkungstiefe von der Kathode ab und werden
für Wechselwirkungen,
die nicht unmittelbar unter einem Kathoden-Streifen sind, von zwei oder mehreren
Kathoden wahrgenommen. Andererseits nehmen die Anoden 34 aufgrund
ihrer schmalen Breite und des Vorhandenseins der breiteren Steuerungselektrode
die Elektronenwolke solange nicht wahr, bis sie relativ nahe ist.
Weil das Wichtungspotential in der unmittelbaren Nachbarschaft von
jeder Anode lokalisiert ist, werden somit die Anodensignale durch
den Locheinfang nicht signifikant beeinträchtigt. Der Effekt hiervon
ist, dass die Anoden 34 am meisten auf das Elektronensignal
empfindlich sind, was dem "Kleinpixel-Effekt" äquivalent ist, der bei der
Ausgestaltung von gepixelten CZT-Detektoren
häufig
ausgenutzt wird. Jedoch unterliegt das Elektronensignal dennoch
dem Einfang bei ungefähr
dem 10%-Niveau für
nicht tiefe Wechselwirkungen (die nahe der Kathoden-Ebene auftreten)
aufgrund der relativ langen Wanderungszeiten zu der Anode. Unter
der gegebenen großen
Abhängigkeit
des Kathodensignals von der Tiefe kann das Anodensignal um dessen
Tiefenabhängigkeit
korrigiert werden, indem das Signalverhältnis der Kathode/Anode analysiert
und kalibriert wird, um im Wesentlichen die Photopeak-Ausschweifung
zu verringern und Energieauflösungen
von ~ 2% FWHM bei 511 keV zu erzielen.
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Weil
die durch eine hochenergetische Photonenwechselwirkung erzeugte
Elektronenladungswolke für Streifendetektoren
mit einem 500 μm
Abstand so groß wie
ein paar Hundert Mikrometer an den Anoden 34 sein kann,
erzeugt ein signifikanter Anteil von Wechselwirkungen Ladungswolken,
die von zwei benachbarten Anoden wahrgenommen oder geteilt werden.
Effekte der Ladungsteilung sind eingehend untersucht worden. Eine
zusätzliche
Verbesserung bei der Photopeak-Reaktion ist über die Verwendung der Nachbarstreifen-Summierung
möglich,
um die Ladungsteilung zu korrigieren. Um das vollständige Signal
für solche
Ereignisse wiederherzustellen, schließt das bevorzugte Datenverarbeitungssystem
die Beiträge
aus Nachbarstreifen in der Messung der Ereignisenergie ein. Das
bedeutet, dass die Impulshöhen
aus sämtlichen
beteiligten Anoden für
jedes Ereignis summiert werden, um die Gesamtimpulshöhe zu bilden,
aus der die Energiereaktion bestimmt wird. Zusätzlich kann die transversale
Position aus dem Verhältnis
der beteiligten einzelnen Anodensignale genau bestimmt werden. Diese
Information gestattet eine Korrektur des Signalverlustes an den
Steuerungselektroden und Lücken.
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Anstelle
der Cross-Strip-CZT-Detektor-Platte 30 schließen alter native
Ausführungsformen
ein vollständig
gepixeltes (Matrix aus winzigen quadratischen Pixelelektroden) CZT-Array
ein, von dem Beispiele in den 14A–14C gezeigt sind. Dieser Arraytypus schließt vorzugsweise
eine herkömmliche
Kathoden-Ebene und eine gepixelte Anoden-Ebene ein. Zwei getestete
Vorrichtungen wiesen eine 5 mm Dicke und 64 (8×8) bzw. 256 (16×16) Pixel
auf. Die 64-Pixel
Vorrichtung verfügte über 2,4
mm Pixel (Platin) auf einem 2,5 mm Abstand (eV Products, Saxonburg,
PA). Die 256-Pixel Vorrichtung verfügte über 2,25 mm Pixel (Indium)
auf einem 2,5 mm Abstand (Imarad, Rehovot, Israel). Aufgrund der
relativ großen
Pixelgrößen der
Anode und der vollständig
gepixelten Beschaffenheit liefern diese Vorrichtungen nicht so gute
energetische und räumliche
Auflösungsergebnisse
wie bevorzugte Cross-Strip-Arrays und können mehr als fünfmal so
viele Auslesekanäle
pro Fläche
erfordern. Bei anderen Detektionsverfahren für Photonen als die PET kann
es jedoch erwünscht
sein, die gepixelte Anordnung zu verwenden.
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Der
spezifische Widerstand und der Leckstrom in beiden gepixelten Detektoren
wurden durch Messung des I-R-Abfalls in dem GΩ Lastwiderstand an jedem Detektor
gemessen. Der gemessene spezifische Widerstand und der Leckstrom
für das
CZT-Material von eV Products bzw. Imarad betragen 1,5 × 1011 und 3,0 × 1010 Ω–cm,
und 0,4 und 2,0 nA bei 200 V in den Detektoren. Diese Parameter
erlauben uns sicherzustellen, dass das Imarad-Material, das wegen
seinen geringeren Kosten ein mögliches
Material für
einen bevorzugten Cross-Strip-Detektor darstellt, von hoher Qualität ist.
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Um
die Elektroden der getesteten Detektoren mit der Auslese-Elektronik zu verbinden,
wurden in einer beispielhaften Ausführungsform "Zebrastreifen" (Z-Streifen) von Fujipoly verwendet,
die den Zusammenbau und das Auseinandernehmen zum Testen einfach
gestatten. Die Z-Streifen sind Stücke aus Silikongummi mit silberteilchenbeladenen
Streifenebenen mit einem 125 μm
Abstand. Für
das Cross-Strip-Array werden die Streifen vorzugsweise auf den Pads
am Ende von jeder Elektrodenebene auf jeder Seite des Detektors
platziert und die Pads auf der Vorspannungsplatine werden mit der
anderen Seite des Z-Streifens ausgerichtet. Die Vorspannungsplatine
stellt das R-C-Netzwerk der Vorspannung zu jeder einzelnen Anode
und den Steuerungselektroden bereit und leitet ihre Signale zu einem
Satz von Mikrokonnektoren. Durch Aufbringen von Druck auf die Z-Streifen
wird der elektrische Kontakt zwischen den Pads und den Elektroden
hergestellt. In dem Fall, der in der 1 gezeigt
ist, wurden T-förmige
Z-Streifen verwendet, um die Signale von dem Oberteil des Detektors
zu dem Schaltkreisplatine direkt unterhalb des Arrays (nicht gezeigt)
zu kanalisieren.
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Die 6 zeigt
die Cross-Strip-Detektor-Platte 30, die in einer Ausgangsfächer-Trägerplatine
montiert ist, die ferner Vorspannungs- und Filterkomponenten hält. Die
128 (Anode plus Kathode) Signalkanäle wurden zu einzelnen Eingangskanälen von
acht 32-Kanal-ASIC-Signalprozessoren geroutet, die als RENA-Chips (Readout Electronics
for Nuclear Applications, Auslese-Elektronik für nukleare Anwendungen) bezeichnet
werden und von Nova R&D,
Inc. (Riverside, CA) entwickelt wurden. Jeder RENA-Kanal schließt einen
ladungsempfindlichen Vorverstärker,
Filterverstärker,
Peakdetektor und Peak Sample & Hold,
Smart/Sparse-Auslesetechnologie
und einen Ausgang zu einem herkömmlichen
Impulshöhenanalysator
ein. Die RENA-Platinen und eine Hilfsplatine in dem ADC zur Digitalisierung
der einzelnen Impulshöhen
kommunizieren mit einer Logikplatine, die über eine FPGA-Steuerung verfügt und sämtliche
Strom- und Datenverbindungen für
den Laborcomputer bereitstellt. Die RENA-Chips werden von einem
Analysesystem auf der Basis eines Labor-PCs gesteuert und ausgelesen.
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Die 7A–7B zeigen
das Ergebnis der Bestrahlung des gepixelten 5 mm dicken Detektors
von eV Products (500 V Vorspannung) mit sowohl einem kollimierten
(Breite ~ 0,8 mm) Strahl (links) als auch einer großflächigen Bestrahlung
(rechts) mit 22Na (511 keV) Photonen. Die
Amplitude der Signale in CZT-Detektoren ist eine Funktion der Wechselwirkungstiefe,
was auch bei Szintillationsdetektoren der Fall ist. Bei CZT besteht diese
Tiefen abhängigkeit
aufgrund der unvollständigen
Ladungssammlung für
Wechselwirkungsstellen, die von der Anode entfernt liegen. Diese
Schwankung bei der Ladungssammlung mit der Tiefe erzeugt eine niedrige
Energieausschweifung in dem Peak des Impulshöhenspektrums, wie in den Spektren
der 7A–7B vor
der Korrektur zu sehen ist.
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In
CZT kann die Wechselwirkungstiefe für jedes Ereignis aus dem Verhältnis der
Signale von Kathode zu Anode genau bestimmt werden und mit der richtigen
Kalibrierung von Korrekturfaktoren kann dieser Effekt der Ladungsabschwächung für jedes
Ereignis korrigiert werden. Das bedeutet, dass unter Verwendung
des Verhältnisses
von Kathode zu Anode Korrekturfaktoren bestimmt werden und dass
die Impulshöhe
für jedes Ereignis
mit dem entsprechenden Korrekturfaktor multipliziert wird. Jedes
Ereignis kann somit um tiefenabhängige
Effekte der Ladungsabschwächung,
wie z. B. Locheinfang, korrigiert werden und korrigierte Spektren
hoher Qualität,
wie z. B. in 7A–7B gezeigt
ist, können
im Vergleich zu dem Fall vor der Korrektur immer mit einer effektiven
Steigerung der Photopeak-Effizienz erzielt werden. Die gemessene
Energieauflösung
bei 511 keV beträgt
5 bzw. 2% FWHM vor und nach der Impulshöhenkorrektur für sowohl
den großflächigen (7A)
als kollimierten auch (7B) Fall. Wir zeigen in den
Auftragungen den Fall, in dem wir die Ereignisse mit Verhältnissen
von Kathode/Anode verwerfen, die zu hoch (> 1) oder zu niedrig (< 0,35) sind, was einige der Ereignisse
in dem Kontinuum der Compton-Streuung entfernt aber die korrigierte
Photopeak-Effizienz nicht verändert.
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Um
die Messungen der Koinzidenz-Zeitauflösung in CZT auszuwerten, haben
wir zwei 2 mm dicke CZT-Detektoren mit flachen Kathoden hinsichtlich
zueinander edge-on angeordnet, eine 22Na
Punktquelle zwischen den beiden Detektoren platziert und die Reaktion
des Zeit-zu-Amplitude-Wandlers (TAC) als eine Funktion der Vorspannung
und des Energiegrenzwertes aufgezeichnet (Leading-Edge-Diskriminierung
wurde verwendet). Die Start- und Stopsignale für die TAC-Einheit wurden von
den beiden Detektorkathodensignalen geliefert. Die 8 zeigt
das resultierende TAC-Spektrum unter Verwendung einer 400 V Vorspannung
und eines 450 keV Energiegrenzwertes. Eine Koinzidenz-Zeitauflösung von
8,4 ns FWHM wurde erzielt.
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Die
Zeitauflösung
der System-Koinzidenz wird durch die Fluktuation der Schleife des
Spannungssignals pro Zeit (dV/dt) bestimmt, die auf der Kathode
von einem sich bewegenden Ladungsträger induziert wird. Diese Schleife
fluktuiert, wenn ein Bereich von absorbierten Energien, signifikanter
Leckstrom und schwankende Wechselwirkungstiefen vorliegen. Mit einem
schmalen Fenster um den Photopeak herum und einer relativ niedrigen
Vorspannung werden die Fluktuationen der Anstiegszeit von der wechselwirkungstiefenabhängigen Ladungssammlung
dominiert. Die von CZT-Detektoren gelieferte Information der Wechselwirkungstiefe
kann verwendet werden, um die Zeitauflösung der Koinzidenz durch Korrektur
von Ereigniszeitstempeln zu verbessern, ähnlich zu dem Verfahren, das
zur Korrektur von Impulshöhenschwankungen
für eine
bessere Energieauflösung
verwendet wird.
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Als
Nächstes
wurde die räumliche
Reaktion des Cross-Strip-CZT-Detektors
getestet. Das 32 × 32 × 2 mm2 Cross-Strip-Array weist Abstände der
Anoden- und Kathoden-Streifen von 0,5 mm auf. Durch die Gruppierung
von Sätzen
zweier benachbarter Anoden und 10 benachbarter Kathoden können wir
eine bevorzugte Konfiguration der Anoden- bzw. Kathoden-Streifen
simulieren, die einen 1,0 mm und 5 mm Abstand aufweisen. Die 9 zeigt die resultierende Anodenreaktion
für drei
solche Gruppierungen benachbarter Anoden. Ein kollimierter Strahl
(Breite ~ 0,8 mm) von 511 keV Photonen wurde stufenweise über die
drei effektiven Streifen in 0,2 mm Schritten geführt. Die Auftragung zeigt die
effektive Reaktion des 1 mm Anodenabstandes und wie die Ladung zwischen
benachbarten Anoden geteilt wird während der Strahl über dem
Bereich zwischen ihnen übertragen
wird.
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Die 9C zeigt
die Bildgebungsergebnisse aus der Projektion von 60 keV Röntgenstrahlen
durch eine Zinnmaske mit einem ausgeschnittenen Logo (9B) auf den 32 × 32 × 2 mm3 Cross-Strip-CZT-Detektor.
Die Anoden und Kathoden waren in diesem Fall nicht gruppiert und
alle 64 Streifen wurden von dem RENA-System ausgelesen. Einige der
einzelnen Pixel sind in den offenen Bereichen des resultierenden Übertragungsbildes
zu sehen, und der Detektor löst
deutlich 0,5 mm Merkmale auf, wie z. B. den dünnen diagonalen Zinn-Streifen,
der sich von oben links nach unten rechts des Bibliothekmusters
in dem Logo erstreckt. Diese Ergebnisse zeigen, dass die intrinsische
räumliche
Auflösung
der Cross-Strip-Vorrichtung mindestens so gut wie der Streifen-Abstand ist.
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Als
Nächstes
wurde die räumliche
Reaktion von gepixelten Detektoren von Imarad und von eV Products
untersucht, wenn sie hinsichtlich der einfallenden 511 keV Photonen
edge-on orientiert wurden. In einer bevorzugten Systemkonfiguration,
die in der 10 gezeigt ist, sind gepixelte
CZT-Detektor-Arrays 50 in einem Ring hinsichtlich der einfallenden
Photonen 14 edge-on angeordnet. Das bedeutet, dass die
tangentiale Koordinate einer Wechselwirkung in dem Scanner dadurch
bestimmt wird, wo zwischen der Kathode eine Anodenenergie abgeschieden
wurde. Somit besteht ein Grundbestandteil darin, genaue Leistungsfähigkeiten
zu demonstrieren, um die Wechselwirkungstiefe zwischen der Kathode
und Anode zu bestimmen.
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Wir
haben die Kante der gepixelten Arrays von eV Products und von Imarad
mit einem 0,8 mm breiten Strahl von 511 keV Photonen bestrahlt und
haben die Strahlenposition an mehreren Stellen zwischen der Kathode
und Anode stufenweise bewegt. Um die Eigenschaften der Signalformation
als eine Funktion der Tiefe zu analysieren, haben wir eine TAC-Analyse
verwendet, wobei dieses Mal das Startsignal von der Kathode und der
Stop von dem verzögerten
Anodensignal desselben Detektors geliefert wurde. Das TAC-Signal
ist eine Anzeige der Wechselwirkungstiefe zwischen der Anode und
Kathode und steht somit direkt in Beziehung zu dem Verhältnis der
Signale von Kathode zu Anode. Ein kleines TAC-Signal stellt eine
tiefe Wechselwirkung, relativ weit von der Kathode, mit kürzeren Zeiten
der Ladungswanderung zu der Anode und einer vollständigeren
Ladungssammlung durch die Anode dar. Ein großer TAC-Wert entspricht relativ
untiefen Ereignissen, nahe der Kathode, mit längeren Zeiten der Elektronenwanderung
zu der Anode.
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Die 11A–11D zeigen die wichtigen Ergebnisse, dass in beiden
Detektormaterialien sich das TAC-Spektrum bewegt, wenn sich der
Photonenstrahl bewegt, und dass es eine lineare Beziehung zwischen der
Wechselwirkungstiefe zwischen der Kathode und Anode und dem TAC-Signal
gibt. Das TAC-Signal ist somit ein direktes Maß der Punktverteilungsfunktion
der Tiefen-Koordinate. Wenn man die Zeitdifferenz zwischen dem Anstieg
der Anoden- und Kathodensignale zeitlich anpassen kann, kann man
somit die Wechselwirkungstiefe mit einer hohen Genauigkeit kennen.
Wie in den 11C–11D zu
sehen ist, beträgt
die Auflösung der
Tiefen-Koordinate < 1 mm. Wir erwarten,
dass diese Beziehung bei einer Cross-Strip-Elektroden-Ausgestaltung
sogar noch ausgeprägter
ist. Dieselbe lineare Beziehung wird zwischen dem Verhältnis von
Kathode/Anode und der Wechselwirkungstiefe zwischen der Kathode
und Anode erwartet.
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Als
Nächstes
wurde die Charakterisierung von 511 keV Wechselwirkungen in beispielhaften
CZT-Arrays (Cross-Strip-Arrays) bestimmt. Wir haben Monte-Carlo-Simulationen
von 511 keV Photonenwechselwirkungen in sowohl CZT- als auch herkömmlichen
Szintillationskristallen durchgeführt, die in hochauflösenden PET-Systemen verwendet
werden. In den Simulationen haben wir für sämtliche Materialien einen scharfen Strahl
von 511 keV Photonen auf die Mitte eines 8 cm breiten und 4 cm hohen
Bereichs des Detektormaterials gelenkt. Dieser simulierte Bereich
entspricht sechszehn der bevorzugten 40 × 40 × 5 mm3 dicken
Detektoren zusammen gestapelt und hinsichtlich des einfallenden
Photonenstrahles edge-on angeordnet. Für die CZT-Simulationen nahmen
wir eine 4 cm Dicke in der parallelen Richtung zu dem Strahl an,
wie es bevorzugt ist (siehe 12).
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Die 12A–12B zeigen eine schematische Abbildung der Anoden- und Kathoden-Ebenen
einer bevorzugten Ausgestaltung eines CZT-Cross-Strip-Detektors. In der 12A umfasst die Anoden-Ebene 40 Anoden-Streifen
(grau) auf einem 1 mm Abstand, jeder 50 μm breit. 200 μm breite
Steuerungselektroden (schwarz) befinden sich zwischen jeder Anode.
Zwei Auffangstreifen (guard strips) befinden sich an dem äußeren Umfang.
Wie in der 12B gezeigt ist, verwendet die
Kathoden-Ebene auf der anderen Seite des CZT-Wafers 8 Streifen, jeder 4,95 mm breit
auf einem 5 mm Abstand, orthogonal zu den Anoden-Streifen.
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Die 13 zeigt
einen Cross-Strip-Detektor 70 einer zylindrischen Detektor-Gantry 72.
Bevorzugt in der Detektororientierung bestimmen die Anodensignale
die axiale Koordinate der Wechselwirkung und die Kathoden bestimmen
die radiale (ρ)
Richtung. Die tangentiale Richtung (Φ) wird durch die Tiefe der
Wechselwirkung zwischen den Anoden- und Kathoden-Ebenen bestimmt.
Die Verbindungen mit der RENA-Platine werden an dem äußeren Radius
für die
Anodenpads und an dem oberen Ende des Tomographenzylinders für die Kathodenpads
vorgenommen.
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Die 14A–14D zeigen beispielhafte Konfigurationen von CZT-Detektoren, die hinsichtlich
der einfallenden Photonen edge-on gestapelt sind, um ein PET-System
zu bilden. Die 14A zeigt eine zylindrische
Röhre 80;
die 14B zeigt zwei Detektorbögen 82 aus
einer zylindrischen Röhre;
die 14C zeigt eine Kasten- oder
Rautenkonfiguration 84, die aus Berechnungen über die
höchste
geometrische Detektionseffizienz für die bevorzugten CZT-Detektoren
mit rechtwinkliger Platte verfügt;
und die 14D zeigt eine Ausgestaltung
mit doppeltem Flachpaneel 86. Man beachte, dass im Prinzip
beliebige angemessene menschliche Organe oder Tiere in den gezeigten
Konfigurationen, einschließlich
einer menschlichen Brust, eines Kopfes oder ganzen Körpers, unter
der Voraussetzung abgebildet werden können, dass die Größe der Öffnung entsprechend
ist.
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Die
in der 14C gezeigte Kastenkonfiguration 84 liefert bestimmte
Vorteile für
die Photonendetektion. Durchgeführte
Tests haben gezeigt, dass die Kastenkonfiguration 84 im
Wesentlichen eine verbesserte Effizienz der Koinzidenz-Detektion
(z. B. einen Faktor von sieben), die auch als Instrumentempfindlichkeit
bezeichnet wird, und eine räumliche
Auflösung,
Lokalisierung der 3-D Wechselwirkung und niedrigere Zufalls- und
Streuungskontamination des Hintergrundes für eine verbesserte Bildqualität und quantitative
Genauigkeit im Vergleich zu herkömmlichen
hochauflösenden
PET-Systemen für
Tiere liefert. Das ist zum Beispiel durch folgendes begründet: die
mögliche
kleine Öffnung
des Systemdetektors, damit die Detektoren den Photonenemissionen
aus dem Patienten näher
sind; die Detektoren können
dicker gemacht werden; die Detektoren können enger zusammengepackt
werden; und die Detektoren können
eine höhere
Auflösung
der Photonenenergie aufweisen (z. B. 3% gegenüber > 18%). Eine höhere Energieauflösung verbessert
die Instrumentempfindlichkeit, weil sie es einem gestattet, eine
schmalere Fenstereinstellung der elektronischen Impulshöhe zu verwenden,
damit mehr Zufalls- und Streuungsereignisse des Hintergrundes verworfen
werden, während
ein großer
Anteil von positiven Ereignissen beibehalten wird.
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Die
verbesserte Effizienz der Koinzidenz-Detektion kann wiederum eine
verbesserte Detektion, Sichtbarmachung und Quantifizierung feiner
molekularer Signale gestatten, die aus molekularen Prozessen hervorgehen,
die unter Verwendung einer molekularen PET-Sonde untersucht werden. Das Zählen von
mehr sich auslöschenden
Photonen in einer gegebenen Zeit bedeutet, dass weniger Glättung während des
Wiederherstellungsprozesses des tomographischen Bildes erfordert
wird, was dabei hilft, die erwünschte
räumliche
Auflösung
zur besseren Sichtbarmachung molekularer Signale zu erzielen. Alternativ
dazu erfordert eine solche Effizienz eine geringere Bildgebungszeit,
um einen gegebenen Grad der Bildqualität zu erhalten.
-
Für Simulationen
eines Szintillationskristalles haben wir eine 1,0; 1,5 und 2,0 cm
Dicke angenommen. Detektoren mit einer 1,0 cm Dicke werden in bestehenden
hochauflösenden
PET-Systemen für
Kleintiere von Concorde Microsystems (LSO) und Philips Medical Systems
(GSO) verwendet. Die Ergebnisse für die Arten von Wechselwirkungen
eines 511 keV Einfalls sind unten in der Tab. 1 angegeben (10
6 simulierte Ereignisse). Die Daten der 1,5
und 2,0 cm dicken Szintillationskristalle sind als Vergleich dargestellt.
-
In
dem simulierten Detektor werden die Ereignisse als vollständig absorbiert
betrachtet, wenn eine photoelektrische Absorption irgendwo in dem
bestrahlten Bereich resultiert und die gesamte abgeschiedene Energie über einem
gegebenen Grenzwert liegt. Für
die getesteten bevorzugten CZT-Detektor-Arrays beträgt die Energieauflösung bei
511 keV ~ 5% bzw. 2% FWHM vor und nach den Korrekturen der tiefenabhängigen Impulshöhe. Diese
hohe Energieauflösung
gestattet es einem, ein viel schmaleres Energiefenster zu verwenden,
während
dennoch eine hohe Empfindlichkeit beibehalten wird. Man beachte,
dass sogar ohne die tiefenabhängigen
Korrekturen eine Energieauflösung
von 5% FWHM bei 511 keV hervorragend ist im Vergleich zu der besten
Zahl von 12–14%
aus relativ großen
LSO-Kristallen, die über
keine Auflösung
der Wechselwirkungstiefe verfügen.
Wenn der untere Energiegrenzwert des Systems sogar noch niedriger
eingestellt werden kann (z. B. auf 470 keV), würde das die Zufalls- und Streuungskoinzidenzen
signifikant verringern als auch die Totzeit des Systems begrenzen.
-
Aufgrund
der Probleme bei der Simulation von genauen Energieauflösungen für sämtliche
Abmessungen der Szintillationskristalle für einen angemessenen Vergleich
mit CZT haben wir eine perfekte Energieauflösung für sämtliche Materialien angenommen.
Bei einbezogenen Effekten der Energieauflösung würde die signifikant höhere Energieauflösung von
CZT die Werte in der Tab. 1 in eine Richtung modifizieren, die sogar mehr
zugunsten von CZT ist. Somit haben wir für die Simulationen angenommen,
dass, falls die Summe sämtlicher
Wechselwirkungsenergien pro Ereignis nicht genau 511 keV beträgt, sie
in die Kategorie "nur
Compton" platziert
wurde. Ein kleiner Anteil der Ereignisse "nur Compton" würde
in die Werte "vollständig absorbiert" unter der Voraussetzung
verschoben werden und diese erhöhen,
dass die Summe der Ereignisenergie über einem definierten Grenzwert
war. Man beachte ferner, dass ein Anteil der Ereignisse "1 Compton + PE", die in einem hochlokalisierten
Volumen auftreten, von einer einzelnen Photoabsorption, die den
Spaltenwert "nur photoelektrisch" effektiv steigern
würde,
nicht unterschieden werden kann. Zum Beispiel würden in den bevorzugten CZT-Detektoren
solche äußerst beschränkten Ereignisse
6,6% zu dem gegenwärtigen
effektiven Wert "nur
photoelektrisch" von
15,4% zu einem Gesamtwert von 22,0% effektiv "nur photoelektrisch" beitragen. Wenn das Photon das Material
ohne irgendwelche Wechselwirkungen durchwanderte, wurde es in die
Spalte "keine Wechselwirkung" gesetzt. Man beachte,
dass die Summe der Werte "vollständig absorbiert" + "nur Compton" + "keine Wechselwirkung" immer 100% beträgt. Aus
unseren Simulationen können
wir die folgenden Schlussfolgerungen ziehen:
Die Wahrscheinlichkeiten
der Gesamtabsorption sind in dem bevorzugten CZT-Detektor höher. Aus
der Tab. 1 sehen wir, dass, obwohl CZT im Prinzip einen kleineren
linearen Schwächungskoeffizienten
bei 511 keV aufweist, in der bevorzugten edge-on Orientierung der
CZT-Detektoren die Photonen eine viel größere Materialdicke (4 cm) sehen.
Im Vergleich zu < 2,0
cm dickem LSO ist somit der Anteil an vollständig absorbierten Ereignissen
viel höher
(~ 68 gegenüber
41% für
einzelne und 46 gegenüber
17% für
koinzidente) für
die bevorzugten CZT-Detektoren. Für sämtliche in der Tab. 1 aufgelisteten
Kristalleingaben hatte nur das 2 cm dicke BGO eine höhere Absorptionswahrscheinlichkeit
als der bevorzugte CZT-Detektor. Man beachte, dass das 4 cm dicke
CZT einen signifikant höheren
photoelektrischen Anteil im Vergleich. zu dem 1,0 cm dicken GSO
aufweist.
-
Mehrfachwechselwirkungen
stellen für
die bevorzugten CZT-Detektoren
kein Problem dar. Bei Szintillations- oder CZT-Detektorsystemen können die Ereignisse aufgrund
von Streuung in mehreren Detektormodulen absorbiert werden. Aus
der Tab. 1 sehen wir, dass die Zahl der vollständig absorbierten Ereignisse
mit Doppelwechselwirkung (1 Compton + PE) gewöhnlicher für 2 cm dickes LSO und BGO als
für GSO
oder 4 cm dickes CZT auftritt. Die Tatsache, dass es eine höhere Wahrscheinlichkeit
von > 2 Wechselwirkungen
in 4 cm dickem CZT im Vergleich zu LSO und GSO gibt, stellt kein
Problem dar. In der bevorzugten Konfiguration des CZT-Detektors
trifft das Folgende zu:
- (a) Die Stellen der
Wechselwirkung können
in den meisten Fällen
aufgrund der Detektorsegmentierung unterschieden werden. Zum Beispiel
aus dem 24,5 Wert für
Ereignisse "1 Compton
+ PE" in CZT haben
17,7 beide Wechselwirkungen bevorzugt in derselben 5 mm dicken Detektor-Platte
und davon sind 16,5 (93%) durch die Segmentierung der Kathode und
Anode aufgelöst.
Die 1,2 (7%) "nicht
aufgelöste" Ereignisse mit Doppelwechselwirkung
weisen zwei räumlich
getrennte Stellen der Wechselwirkung auf, die in demselben Pixel
auftreten, das von 1 mm Anoden- und 5 mm Kathoden-Streifen definiert
wird.
- (b) Die Stelle der ersten Wechselwirkung kann unter Verwendung
der Kinematik der Compton-Streuung genau bestimmt werden. Zum Beispiel
von den 16,5 "aufgelösten" "1 Compton + PE" Ereignissen weisen 4,0 eine Energieabscheidung
von 20–165
keV auf und aufgrund der Kinematik ist die niedrigere Energieabscheidung
die erste (Compton) Wechselwirkungsstelle. Die anderen 16,5 – 4,0 =
12,5 "aufgelösten" Ereignisse mit Doppelwechselwirkung
haben die niedrigere Energieabscheidung zwischen 165 und 255 keV.
Die Auswahl, dass die erste Wechselwirkungsstelle dort sein soll,
wo die Wechselwirkung mit niedrigerer Energieabscheidung auftritt,
resultiert in diesem Fall im Durchschnitt in einem Fehler der Ereignispositionierung von < 1 mm (die "korrekte" Position wäre entlang
der Linie, die von dem einfallenden simulierten Strahl gebildet
wird).
- (c) Die Summe der in benachbarten Detektoren abgeschiedenen
Energie kann bestimmt werden. Zum Beispiel von dem 24,5 "1 Compton + PE" Wert haben 24,5 – 17,7 =
6,9 [siehe (a)] Wechselwirkungen in zwei benachbarten 5 mm Platten.
Die Gesamtenergie für
das Ereignis wäre
die Summe der Energien, die in den zwei Detektoren oberhalb eines
ausgewählten
Grenzwertes aufgezeichnet wurden. Wieder unter Verwendung der Compton-Kinematik
resultiert die Auswahl, dass die erste Wechselwirkung diejenige
mit der niedrigsten Energieabscheidung sein soll, im Durchschnitt
in einem Fehler der Ereignispositionierung von < 1 mm für die Mehrfachwechselwirkung
in zwei Detektoren.
-
Zusammengefasst
ist im Vergleich zu < 2,0
cm dickem LSO der Anteil von vollständig absorbierten Ereignissen
viel höher
für die
bevorzugten edge-on Cross-Strip-CZT-Detektoren. Die meisten Ereignisse
mit Mehrfachwechselwirkung, die einen oder mehrere der bevorzugten
Detektoren beinhalten, sind positive Ereignisse. Weil die bevorzugten
Detektor-Arrays hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on orientiert
sind, können
wir identifizieren, welche Platten des Detektor-Arrays getroffen
wurden, und für
Ereignisse der Compton-Streuung können wir genau identifizieren,
welcher Detektor zuerst und wo getroffen wurde. Bei bestehenden
in der PET verwendeten Szintillationskristall-Detektoren geht eine
derartige Information typischerweise verloren, weil ein Ereignis
mit zwei Kristallwechselwirkungen irgendwo zwischen den zwei Kristallen
(ungenau) positioniert wird und keine der in (3) beschriebenen Analysen
möglich
wäre. Bei
den CZT-Detektoren, die aufgrund der Orientierung und der Fähigkeiten
der 3-D Positionsbestimmung bevorzugt sind, ist es somit möglich, Zweideutigkei ten
eines Streuungsereignisses für
eine genauere Positionsbestimmung von Ereignisses aufzulösen.
-
Bei
Betrachtung von Schätzungen
der Effizienz (Empfindlichkeit) von Photonenzählungen für eine bevorzugte Vorrichtung
können
wir die Empfindlichkeit der 511 keV Punktquelle in der Mitte einer
beispielhaften 8 cm Durchmesser, 4 und 8 cm langen, 4 cm dicken
zylindrischen aus CZT hergestellten Schale schätzen. Beispielhafte Ausgestaltungen
und Anordnungen eines CZT-Cross-Strip-Detektors sind in den 13A–13B und 14A–14D abgebildet. Aus Detektor-Simulationsergebnissen
(Tab. 1) können
wir erwarten, dass ~ 70% der zu einem Detektor gelenkten Ereignisse
mit einer Energie von größer als
470 keV, unser bevorzugter Energiegrenzwert, vollständig absorbiert
werden. Somit beträgt
die Effizienz der Koinzidenz-Detektion bei 511 keV ~ 0,7 × 0,7 =
0,49. Wir können
die Detektoren edge-on zusammenbauen (z. B. stapeln), um einen Ring mit
~ 40 μm
Abstand oder < 1%
Totraum zwischen zwei benachbarten 5 mm dicken Detektoren für > 99% Packungsanteil
zu bilden. In diesem Fall entspricht die 5 mm Detektordicke den
tangentialen (transaxialen) Abmessungen von jedem Detektor. Die
geometrische Effizienz der bevorzugten zylindrischen Schale (8 cm Durchmesser)
beträgt
ungefähr
50% bzw. 67% für
4 und 8 cm lange Zylinder. Somit würde die gesamte koinzidente
Zähl-Empfindlichkeit
etwa 0,49 × 0,99 × (0,5 oder
0,67) = 24% bzw. 33% für
das 4 oder 8 cm Durchmesser lange System betragen. Das 8 cm lange
System liefert 38% mehr Empfindlichkeit im Vergleich zu dem 4 cm
langen System. Diese Werte der Empfindlichkeit sind um eine Größenordnung
höher als
in bestehenden Systemen, die < 2–3% betragen.
Diese gesteigerte Zähl-Empfindlichkeit
gestattet es uns, die bevorzugten Verbesserungen der räumlichen
Auflösung
(≤ 1 mm FWHM,
einheitlich) in Bezug auf SNR in den rekonstruierten Bildern zu
realisieren.
-
Um
die Zählrate
und Totzeit eines Systems auszuwerten, wird eine 100 μCi Punktquelle
in Luft angenommen, die auf 3,7 M dis/sec oder eine detektierte
Geschwindigkeit eines Einzelphotons von (siehe oben): 2 (Photonen) × 0,7 × 0,99 × 0,5 × 3,7 M/sec
= 2,6 Mcps für
den 4 cm langen Zylinder übertragen
wird. Der bevorzugte 4 cm lange Detektor-Ring umfasst 50 CZT-Detektor-Arrays.
Somit beträgt
die Geschwindigkeit der Einzelzählung
pro Array etwa 50 kHz für
eine 100 μCi
Punktquelle in Luft. Die bevorzugten CZT-Arrays und das Datenerfassungsystem
sind in der Lage, diese Geschwindigkeit der Einzelereignisse zu
handhaben. Wenn wir annehmen, dass die Totzeit des Systems durch
den Grad der Impulsaufstauung bestimmt wird und dass eine maximale
Shaping-Zeit des
Detektors 2 μs
in dem RENA-2-System beträgt,
weist jedes Array unabhängig
eine Zählleistungsfähigkeit
der Einzelgeschwindigkeit von 500 kHz auf, bevor die Impulsaufstauung auftritt.
Somit wird für
die meisten Konfigurationen der Quelle erwartet, dass die Totzeit
sehr gering ist. Tatsächlich
könnte
man eine Punktquelle mit bis zu 1 mCi in Luft verwenden, bevor die
Impulsaufstauung und die Totzeit auftreten. Das RENA-2-Datenerfassungssystem
kann Ereignisgeschwindigkeiten von bis zu ~ 1 MHz pro 36-Kanal-Chip
handhaben. Wir haben ein Ausgestaltungsziel von < 2% Totzeit für eine 100 μCi Punktquelle in Luft gesetzt.
-
In
zusätzlichen
Experimenten, die für
weitere Ausführungsformen
durchgeführt
wurden, wurden die Elektrodenebenen des Detektor-Arrays hinsichtlich der Richtung der
einfallenden Photonen sowohl face-on (senkrecht zu) als auch edge-on
(parallel zu) orientiert. Für
jedes Ereignis, in dem die Anoden- und Kathodensignale einbezogen
wurden, wurden die Wechselwirkungen ausgelesen und im List-Modus
digitalisiert. Wir haben sowohl 22Na (511
keV) als auch 137Cs (662 keV) Photonenquellen
für diese
zusätzlichen
Experimente verwendet.
-
Das
face-on bestrahlte Cross-Strip-CZT-Array wurde analysiert, wie in
der Anordnung der 15 gezeigt ist. Um die vorgeschlagene
Ausgestaltung der Cross-Strip-Elektrode für Experimente mit Cross-Strip-Array
nachzuahmen, wurden benachbarte Anoden- und Kathoden-Streifen des
ursprünglichen
Cross-Strip-Arrays gruppiert, um effektive 1 mm Anoden- und 5 mm
Kathoden-Streifen-Abstände
zu erzeugen. Anders als bei den untersuchten viereckigen Pixelarrays
sind aufgrund des "Kleinpixel-Effektes" und des "Potentialeffektes
der Anodenwichtung" der
Ausgestaltung des Cross-Strip-Arrays die Anoden-Impulshöhen aus
dem Cross-Strip-Detektor
von der Wechselwirkungsstelle (Tiefe) zwischen der Kathode und Anode
viel weniger abhängig.
Somit beeinträchtigen
Impulshöhenkorrekturen
die Spektren nicht so drastisch wie bei den Großpixelarrays. Mit der Korrektur
erreicht der Cross-Strip-Prototyp
2,5% Halbwertsbreite (FWHM, full-width-half-maximum) bei 511 keV,
wie in der 15 zu beobachten ist. Die gezeigten
korrigierten Daten verfügen
ferner über ein
ausgewähltes
Signalverhältnis
der Kathode/Anode.
-
Die 16A–16B zeigen die gemessenen Spektren der Impulshöhe für face-on
kollimierte bzw. großflächige Bestrahlung
für das
gepixelte Array von Imarad. Diese Auftragungen zeigen, dass das
CZT-Material von Imarad auch hochqualitative Energiespektren erzeugt.
In den 16A–16B wurden 22Na 511 keV Impulshöhenspektren der Anode in dem
5 mm dicken gepixelten CZT-Detektor-Array der Anode von Imarad Imaging Systems
für kollimierte
(16A) und großflächige (16B) Bestrahlung gemessen. Die gezeigten Spektren
sind vor und nach der Impulshöhenkorrektur
um die tiefenabhängige
Ladungsschwächung unter
Verwendung des Verhältnisses
der Kathode/Anode für
jedes Ereignis. In den gezeigten Daten der korrigierten Spektren
wurden ferner Ereignisse mit Impulshöhenverhältnissen der Kathode/Anode
von > 1 oder < 0,5 verworfen,
aber diese Grenzwertfestlegung für
das Verhältnis
ist nicht notwendig, um die Photopeak-Auflösung unter Verwendung des Korrekturverfahrens
der Impulshöhe
zu verbessern.
-
Um
eine Ausführungsform
zu zeigen, in der gepixelte Detektoren edge-on bestrahlt werden,
zeigen die 17A–17E die
gemessenen unbearbeiteten (nicht korrigierten) Ergebnisse der Energiespektren
aus der Bestrahlung der Kante des 5 mm dicken Arrays von eV Products
mit einem kollimierten Strahl (0,8 mm Strahlenbreite) von 511 keV
Photonen bei unterschiedlichen Tiefen zwischen der Kathode und Anode
von jedem Detektor. Die 17F–17J zeigen ähnliche
Ergebnisse für
die Arrays von Imarad. Die 18 zeigt die
verwendete Konfiguration. Weil die Pixel relativ groß sind,
ist ein signifikantes Ladungsdefizit, das auf der Anode durch Locheinfang
induziert wird, für
jedes Ereignis vorhanden, was eine niedrige Energieausschweifung
auf dem Photopeak in den unbearbeiteten (nicht korrigierten) Spektren
erzeugt.
-
In
einer weiteren bevorzugten Ausführungsform
sind die Cross-Strip-CZT-Detektor-Arrays
hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on orientiert und tangential
konfiguriert, um einen Tomographiering zu bilden (wie in den 13 und 14A–14D gezeigt ist). In dieser Anordnung wird die
axiale Koordinate einer Photonenwechselwirkung von dem Anoden-Streifen
mit dem größten Signal,
die radiale Koordinate von dem entsprechend getroffenen Kathoden-Streifen
und die tangentiale oder transaxiale Koordinate von der Wechselwirkungstiefe
zwischen der Kathode und Anode bestimmt. Die Auftragungen in den 19A–19D zeigen, dass die Wechselwirkungen der Positionsbestimmung
in der Richtung zwischen der Kathode und Anode auch erreicht werden
können,
indem einfach die gemessenen Impulshöhenverhältnisse der Kathode/Anode für jedes
Ereignis verwendet werden, um tangentiale räumliche Auflösungen in
der Größe von 1
mm mit einem hohen Grad an räumlicher
Linearität
zu erzielen. Diese edge-on Daten sind für die Detektor-Arrays von eV
Products und von Imarad gezeigt.
-
Die
für bevorzugte
Detektoren erforderliche räumliche,
zeitliche und spektrale Information hängt von Signalen guter Qualität von sowohl
der Anode als auch Kathode ab. Wir können den Beitrag des Leckstromes zu
der Energieauflösung
der Anode und Kathode in dem vorgeschlagenen Cross-Strip-Detektor
von Imarad über
Messungen an dem gepixelten Imarad-Detektor abschätzen. Der
gemessene Leckstrom für
das CZT-Material von Imarad beträgt
pro Anode ~ 1,6 nA bei 172 V entlang des von uns getesteten gepixelten
Detektors (spezifische Widerstand von 1,3 × 1010 W–cm).
-
Die
effektive Pixelgröße des Imarad-Arrays
beträgt
2,5 mm × 2,5
mm = 6,25 mm2. Das vorgeschlagene Cross-Strip-Array
des Imarad- Materials
verfügt über eine
1 mm × 40
mm = 40 mm2 Anode und eine 5 mm × 40 mm
= 200 mm2 Kathode. Weil sich der Leckstrom
mit dem Streifenauslesebereich vergrößert, würden die Leckströme für das vorgeschlagene
Cross-Strip-Array für
dieselbe Detektor-Vorspannung ungefähr (40/6,25) × 1,6 =
10 nA pro Anoden-Streifen und (200/6,25) × 1,6 = 50 nA pro Kathoden-Streifen
betragen. Bei einer bevorzugten 500 V Vorspannung wären diese
Leckstromwerte um ungefähr
500/172 höher
oder 29 bzw. 145 nA pro Anoden- und Kathoden-Streifen betragen.
Der Beitrag dieser geschätzten
Leckströme
in dem vorgeschlagenen Cross-Strip-Detektor von Imarad zu der Energieauflösung wurde
geschätzt,
indem die Vorspannung auf dem gepixelten Imarad-Array eingestellt
wurde, bis der gemessene Leckstrom an der Anode oder Kathode diesen
Leckstromwerten entsprach, und indem die Auflösung der Rauschimpulshöhe für beide
Elektroden gemessen wurde. Die Ergebnisse dieser Messungen zeigen,
dass der Leckstrom in den vorgeschlagenen Detektoren ungefähr 2,3%
FWHM pro Anoden- und 6,0% pro Kathoden-Streifen bei 511 keV beiträgt. Unter
Verwendung der gemessenen Auflösung
des Anoden-Streifens von 2,5% FWHM bei 511 keV erwarten wir, dass
insgesamt eine 511 keV Energieauflösung von 3,3 bzw. 6,5% FWHM
für die
Energieauflösungen
der Anode und Kathode erreicht wird. Das Impulshöhenverhältnis der Kathode zu Anode
wird verwendet, um die Impulshöhe
und die zeitlichen Korrekturfaktoren sowie die Wechselwirkungstiefe
zu bestimmen. Diese Impulshöhenauflösungen der
Anode und Kathode pflanzen sich bis zu einer ungefähren Auflösung der
Tiefe (Position zwischen Kathode und Anode) von 0,6 mm FWHM fort,
und zwar unter der Annahme eines Strahles von Punktgröße.
-
Die 20A–20C zeigen Bilder der gepixelten Arrays mit 40 × 40 × 5 mm3 von Imarad und mit 20 × 20 × 5 mm3 von
eV Products, die getestet wurden. Man beachte, dass die CZT-Detektoren
im Prinzip benachbart zueinander und, wie wir vorschlagen, hinsichtlich
der einfallenden Photonen edge-on und im Wesentlichen ohne Totbereich
platziert werden können.
-
Während spezifische
Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung gezeigt und beschrieben worden sind,
sollte verstanden werden, dass andere Modifikationen, Substitutionen
und Alternativen einem Durchschnittsfachmann ersichtlich sind. Solche
Modifikationen, Substitutionen und Alternativen können vorgenommen
werden, ohne von dem Wesen und Schutzumfang der Erfindung abzuweichen,
der aus den angefügten Ansprüchen bestimmt
werden sollte.
-
Verschiedene
Merkmale der Erfindung sind in den angefügten Ansprüchen dargelegt.
-
Zusammenfassung
-
Eine
Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung. Die Vorrichtung zur radiologischen
Bildgebung umfasst eine Photonenemissionen erzeugende Patientenbestrahlungsstation;
und mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektor, der hinsichtlich
der emittierten Photonen in einer edge-on Orientierung angeordnet
ist, um die emittierten Photonen direkt aufzunehmen. Der Halbleiter-Kristall-Detektor
umfasst mindestens eine Anode und mindestens eine Kathode, die das
Signal als Reaktion auf die emittierten Photonen erzeugt.