EP3545340A1 - Verfahren zur signalverarbeitung eines photosensors - Google Patents

Verfahren zur signalverarbeitung eines photosensors

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Publication number
EP3545340A1
EP3545340A1 EP17811181.1A EP17811181A EP3545340A1 EP 3545340 A1 EP3545340 A1 EP 3545340A1 EP 17811181 A EP17811181 A EP 17811181A EP 3545340 A1 EP3545340 A1 EP 3545340A1
Authority
EP
European Patent Office
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formula
scintillation
signals
linear
pet
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP17811181.1A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Christoph Lerche
Arne Berneking
Nadim Joni Shah
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Forschungszentrum Juelich GmbH
Original Assignee
Forschungszentrum Juelich GmbH
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Filing date
Publication date
Application filed by Forschungszentrum Juelich GmbH filed Critical Forschungszentrum Juelich GmbH
Publication of EP3545340A1 publication Critical patent/EP3545340A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
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    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/248—Silicon photomultipliers [SiPM], e.g. an avalanche photodiode [APD] array on a common Si substrate

Definitions

  • the invention relates to a method for signal processing of a photosensor.
  • positron emission tomography detector rings are used to detect the ⁇ + ⁇ " annihilation radiation.”
  • the rings consist of scintillation crystals adjoining photosensors that are capable of detecting the scintillation radiation Photosensors are photomultipliers (PMTs), avalanche photodiodes (APDs), photodiodes and silicon photomultipliers (SiPMs) .
  • the structure is such that the detector ring is usually circular, with the object to be measured, for example a body part of a patient or Tiers are placed in the center of the detector ring (PET ring) .
  • the use of radiodiagnostic agents generates ß + ß ⁇ annihilation radiation, which is to be detected.
  • the ß + ß " annihilation radiation, hereinafter called annihilation radiation strikes scintillation crystals, the are arranged annularly or quadratically around the object to be examined and generates the di e Scintillation radiation
  • the scintillation radiation is in turn registered by the photosensors, which are located in the concentric arrangement behind the scintillation crystal with respect to the radiation source.
  • the photosensors can also be arranged on other sides of the scintillation crystal, for example in front of the scintillation crystal or laterally thereof.
  • the scintillation crystal is a three-dimensional body. Relative to an arrangement in which the object to be examined emits annihilation radiation from the center of the detector ring, the cross section on which the annihilation radiation strikes the scintillation crystal biases an xy-axis. The depth of the scintillation crystal is referred to in this nomenclature as the z-axis.
  • an object to be examined or an emission source for radiation of an energy of 511 keV which ideally meets the xy plane of the scintillation crystal and has a penetration depth along the z-axis of the scintillation crystal, is located in the center of the detector ring ,
  • the 511 keV annihilation radiation then initiates scintillation at a point on the scintillation crystal along the z axis which is registered as a signal by the photosensor, for example a SiPM.
  • a SiPM is able to detect even single photons.
  • the design of a PET ring compromises between increasing the sensitivity of longer scintillation crystals and reducing the DOI error due to shorter scintillation crystals.
  • close-fitting PET rings detector rings
  • the PET ring must fit into the opening of the MRI scanner tube.
  • the diameter of the PET ring used must be small in order to fit into the opening of the MRI ring.
  • the object to be examined for example, a body part of a small animal or even a human can be centered, but measured to the diameter of the PET ring is dimensioned so that he extends far into the edge regions of the opening of the PET ring.
  • the DOI problem becomes significant.
  • the resolution has been significantly improved in small animal PET scanners with the use of pixilated scintillation crystal blocks with smaller and smaller pixel sizes.
  • the pixelization on the xy plane is realized, so that tubes of pixels which are aligned in the z direction are formed in the scintillation crystal.
  • the pixel size has already reached the submillimeter range. That's why there are more and more problems that need to be solved.
  • the pixilated crystal blocks consist of adhesive and reflector foil, which is located between the individual scintillation crystals, so as to build up the pixilated block.
  • the layer of adhesive and reflector foil has an approximate thickness of 70pm.
  • very small pitch pixelized arrays have an increased sensitivity loss.
  • the ratio of adhesive and film to scintillation crystal is significantly reduced, so that adhesive and film account for as much as 29%.
  • the scintillation crystal fraction is logically reduced to 71%. In the other 29% volume no gamma quanta can be stopped and converted into light. If even smaller pixilated arrays of, for example, 0.5 cm ⁇ 0.5 cm are used, the crystal fraction is even reduced to 59%. Therefore, increasing the resolution with pixilated arrays is always tied to a loss of sensitivity.
  • the second problem with pixilated scintillation crystal arrays is that the emitted light is concentrated on a smaller area of the photosensor surface. This is a problem especially for binary photosensors such as SiPM.
  • a SiPM consists of several microcells that function as binary elements. They detect whether light has been detected or not. When light is detected, the microcell makes a breakthrough. The number of broken microcells quantify how much light the detector surface has reached. When two or more light quanta triggers a microcell, the output remains the same. The more light that hits a SiPM, the higher the likelihood that two or more light quanta will hit the same microcell of the SiPM. These additional light quanta can then not be detected.
  • Prior art detectors use SiPM-based photosensor technologies to enable magnetic resonance tomography compatibility (MRI compatibility) for use in MR / PET hybrid scanners.
  • MRI magnetic resonance tomograph
  • Another problem with hybrid scanners is that the space for PET detectors and associated electronics is limited by the tube diameter of the magnetic resonance tomograph (MRI). This is especially true for ultra high field tomographs.
  • the PET scintillation crystals must be as short as possible. Shorter scintillation crystals also reduce the sensitivity. This also means that due to the conditions of the tube diameter, the PET ring is closer to the examination object. The parallax error is the closer the annihilations and thus the resulting LOR take place on the PET ring, the greater.
  • a PET ring with a diameter of 8 cm and a length of 10 cm results in a detector surface of 251 cm 2 . If a 1-to-1 coupling of scintillation crystals and photosensors with a crystal pixel size of 0.8 mm is used, 39270 read-out channels are required if each channel is read out individually.
  • a concept published in [7] proves the possibility of constructing a PET detector consisting of monolithic crystals and SiPMs.
  • monolithic crystals solve the problem of loss of sensitivity due to the space required by reflector films and associated adhesives.
  • the production costs of monolithic crystals are lower.
  • the used thickness of the crystals is 2mm.
  • DOI detection which only detects light on one side of the crystal using monolithic crystals, is published in [8] and patented in [9]. It uses the well-known Principle that the light distribution of the crystal is dependent on the DOI.
  • the detector concept used is coupled with monolithic crystals to Hamamatsu's position sensitive photomultiplier (PMT) H8500.
  • PMT position sensitive photomultiplier
  • a resistor network is used, which allows position coding and thus also output channel reduction. The standard deviation of the light distribution is used to estimate the DOI.
  • the detector described in [7] is realized with monolithic crystals.
  • a close-fitting ring was designed to increase sensitivity.
  • monolithic crystals were used. Due to the resulting short distance between the scintillation crystals and the examination subject, the DOI problem is increased. Therefore, the developers of the ring are limited to 2 mm crystal thickness. As a result, the sensitivity gained through the narrow ring and the use of monolithic crystals is lost again due to the short thickness of the scintillation crystals. However, this work proves that high resolution with monolithic crystals is possible.
  • DOI positions can be determined by attaching sensors to two crystal surfaces. This requires the double photosensor area.
  • sensors are one of the most expensive components of a PET ring.
  • a three-dimensional animal PET scanner was designed by Judenhofer et. al. [11] integrated in a 7T animal scanner. It is based on APDs using scintillation crystals 4.5 mm thick and consisting of crystal arrays of 144 crystals spaced 1.6 mm apart. The crystal array is coupled to a 3 by 3 APD array. The axial field of view (FOV) is 19 mm. This developed system shows that special space is heavily limited for integrated systems, which forces a compromise between crystal thickness and axial FOV. This results in the low sensitivity of 0.23% of the system. In addition, the DOI problem also limits the crystal thickness here.
  • German patent applications 102016006056.5 and 102016008904.0 disclose sensor chips with which the DOI problem can be solved or reduced.
  • a method is to be provided which enables the use of scintillation single crystals for the detection of signals in positron emission tomography, whereby the DOI problem can be avoided by reducing the parallax error in the determination of the LOR.
  • the method should be suitable for all types of photosensors with monolithic crystals and pixilated crystal arrays, which produce an interaction depth-dependent light distribution and additionally each contain a spatial encoding which should be as linear as possible.
  • the PET detector does not need to be modified. Therefore, it is also possible to upgrade existing PET and MR-PET systems with the software-based method.
  • the sensitivity and the resolution of photosensors should be improved, since in addition the depth of interaction is determined.
  • the depth of interaction resolution depends on the xy resolution of the photosensor.
  • the method which is also compatible with MR, should be suitable for using photosensors together with an MRI, in particular at high magnitudes. net fields, operate.
  • the accuracy of small-sized PET rings or PET rings, which are close to the object under investigation, should be improved.
  • the space required by the measuring device normally associated additional electronics for determining the depth of interaction should be reduced. It is to be saved by the unnecessary integration of, for example, resistor networks space, which can usually consume sensitive photosensor area. The cost of the device should be reduced.
  • the method should not be limited in its application to use in PET, but should generally be used for scintillation single crystals and arrays of scintillation crystals that have a light distribution dependent on the depth of interaction.
  • the object is achieved with the features specified in the characterizing part of claim 1.
  • Sensitivity and the resolution of the measuring method and the device are improved.
  • the use of z-direction longer scintillation single crystals is possible.
  • the method can also be applied to photosensors operating in conjunction with an MRI apparatus. Particularly in the case of devices with a small tube dimensioning or if the PET ring is in close contact with the examination subject, the parallax error is reduced. There is space for the associated electronics and costs saved.
  • the method according to the invention achieves an accuracy of z-resolution dependent on the x-y resolution. This can lead to a very high resolution of the depth of interaction, in particular with high-resolution photosensors such as LG-SiPM, SeSP or iSiPM. This leads to a more accurate estimate of the 2nd order moment.
  • the inventive method is for all photosensors encoded on the site, which encoding should be as linear as possible, such as SiPM such as LG-SiPM, SeSP and iSIPM, ADP such as position-sensitive APD or PMT such as position-sensitive PMT and arrays of scintillation crystals have a distribution of light dependent on the distribution of light, applicable.
  • each individual detector has at least one scintillation single crystal and at least one photosensor positioned on one side of the scintillation crystal.
  • the Photosensor on the xy plane of Szintiallations single crystal attached, more preferably on the side of the scintillation single crystal, which faces away from the center of the detector ring.
  • the photosensor may be attached to a side of the scintillation single crystal that is not on the xy plane, for example, on the xz or yz plane.
  • this has the disadvantage that for photosensors mounted on the xz or yz plane, scanner sensitivity losses are incurred. If the sensor is on the side facing the center, additional Compton effects are created.
  • the use of the scintillation single crystal has the advantage that the sensitivity of the single crystal to pixellated scintillation crystals can be maximized.
  • the efficiency of the scintillation crystals is significantly reduced, for example, to only 71% or 59% at 0.8mm x 0.8mm or 0.5mm x 0.5mm crystal pixel size of a pixellated crystal array.
  • the scintillation monocrystal can, however, for example not be made up of LSO, LYSO, BGO, GSO, BaF 2 or Nal: TI (thallium-doped sodium iodide). The materials are known to the person skilled in the art.
  • the ratio of the z-dimension of the scintillation single crystal to its extension in the x-direction of less than or equal to 1 leads to good results with a square cross section for xy. The best results are obtained at a ratio of 0.25. Optionally, the ratio may be smaller.
  • the length of the scintillation single crystal achieved in this case is determined more by practical circumstances, such as the diameter of the PET ring or the costs associated with large single crystals.
  • the sizing of the scintillation single crystal in the z-direction depends on the desired sensitivity that is to be achieved. Achieving the large z-direction scintillation single crystal expansion is a result of the photosensor readout of the invention described below, which allows such dimensioning to minimize DOI errors.
  • the method can also be used when using specially prepared scintillation crystal arrays.
  • Condition here is that the crystal arrays are constructed so that a light distribution over the sensor surface depending on the depth of interaction results.
  • a recently published method is to install a light guide for distributing the light to the surface facing away from the sensor. There, scintillation light is reflected and distributed to several pixels depending on the depth of interaction in the pixel. [18].
  • Another known method for this is the superimposition of two or more crystal arrays, which are offset from each other are such that an upper crystal diffuses light to several - usually 4 - underlying crystals. Thus it can be decided by the width in which crystal array layer the scintillation event took place [19], [20].
  • a photosensor or a plurality of small photosensors can be applied, which are assembled to form a larger photosensor. These can be adhered to the scintillation single crystal. In the event that several small photosensors are combined, these are considered as a single photosensor in the sense of the invention when they are mounted together on one side of the scintillation single crystal.
  • the adhesive used should be translucent.
  • a layer of a light distributor can be located between the scintillation single crystal and the photosensor if the light intensity is to be bundled.
  • An arrangement is also possible in which more than one photosensor is attached to the single crystal. For example, there may be stacking along the z-axis where photosensors and scintillation crystals alternate.
  • photosensors may also be attached to the sides of the scintillation single crystal that are not on the xy plane of the scintillation single crystal. There may be one, two or more, for example, 3 photosensors mounted on different sides. In this case, photosensors may be mounted on two opposite sides of the scintillation single crystal or on adjacent sides of the scintillation single crystal lying in the xz or yz direction. Every sub-combination is conceivable.
  • the variant in which photosensors are mounted on opposite sides has the advantage that it increases the accuracy when a measurement signal is received. According to the embodiment of the method and the device according to the invention, however, there is the particular advantage that the signals need only be read on one side of the scintillation single crystal. This corresponds to an embodiment with a single photosensor. Thus, the inventive method and the device are also inexpensive.
  • the photosensor is designed so that it allows in the x-direction and / or in the y-direction linear encoding of the currents with respect to the position of the corresponding pixel.
  • the sensor chip can be designed differently, among other things rem with the mentioned in the prior art coding options, which can be realized for example with a resistor network.
  • an arbitrary combination of readout channels with linearly increasing and decreasing signal strengths can be used for the linear coding for which the linearly rising and linearly descending signals are multiplied together.
  • the direction over which the signal strengths rise and fall linearly can deviate from the x and y direction of the photosensor.
  • a direction of the linearly rising and falling signal strengths is referred to as e.
  • the readout channels lie exclusively on the x-axis or the y-axis of the photosensor.
  • output channels A and B are available for the x-direction and output channels C and D for the y-direction, which provide a linearly coded signal of the light distribution.
  • the x-position is calculated from the currents Q of the channels A and B according to the formula
  • the y-position is calculated from the currents Q of the channels C and D according to the formula 2: (Formula 2)
  • the xy position is calculated from the detected currents Q of the channels A to D.
  • the x and y position results from the formulas: (Formula 1) and (Formula 2)
  • the signals of the channels A and B for the x-direction and C and D for the y-direction are multiplied together.
  • the signal strengths for the x and / or y position may be described by formulas 3 and 4.
  • x ((Q F + Q H ) - (Q E + Q G)) (Q E + Q F + Q G + Q H ) (Formula 3)
  • resistor networks or resistive layers can be used.
  • the currents that lead to the signals can be distributed to the corners of the photosensor, for example.
  • a photosensor with the corners E, F, G and H is shown in FIG.
  • Formula 5 or 6 calculates the energy or the moment 0th order ⁇ 0 and the position along x and / or y the moment 1. Order i ⁇ of the scanned light distribution.
  • the 2nd order moment is determined in the prior art by a summing network which generates a signal squared square in the x or y position.
  • the output signals obtained by the output channels A and B and / or C and D are multiplied together, if the spatial coding according to formula 1 and / or 2 takes place.
  • ⁇ 2 is the approximated by the product and then normalized moment.
  • the constants ⁇ and ß are to be determined by means of calibration measurement.
  • ⁇ 2 ' the standard deviation which, as described above and generally known, is a function of the depth of interaction can be determined. This is shown by way of example in FIGS. 8 and 11.
  • the functions for calculating the depth of interaction from the standard deviation shall be determined from appropriate calibration measurements. The methods are known to the person skilled in the art.
  • the multiplication can be carried out for both embodiments for a direction x or y or for both directions x and y.
  • the DOI problems described at the outset are solved and an information about the depth of the signal along the z-direction of the scintillation single crystal or of the crystal array with interaction depth-dependent light distribution of the sensor chip used is obtained.
  • the tasks are all solved.
  • the method can be carried out with all photosensors, which include a spatial encoding, which should correspond to a linear encoding if possible.
  • the output signal of one channel or a combination of channels must change as linearly ascending as possible with the x- or y- or e-position, while the output signal of another channel or a combination of channels should descend as linearly as possible with the x- or y-position. or e-position changes.
  • the direction e is an arbitrary direction, which can also be composed of x and y direction vectors.
  • Directional vectors, which result solely from signals of the x-direction or the y-direction, are special cases of signals of the e-direction.
  • a linear coding is to be understood as any coding which corresponds to the formula 11.
  • Q1 is the charge of the e-position rising output channels and Q2 is the charge of the e-position descending output channels.
  • e denotes the coding direction, ie x or y or a combination thereof.
  • Q x ⁇ e) d - e ⁇ + approx
  • Formula 11 takes into consideration that embodiments which do not meet the requirements of strict linearity may still be suitable for realizing the teaching according to the invention. Ideally, linear coding is strictly linear.
  • a sensor chip it is possible for a sensor chip to have linear coding in more than one e-direction, eg e 2 , e 3 , etc.
  • the second order moment is multiplied by the respective increasing and decreasing signal strengths along the coding direction approximated.
  • a special case are the sensor chips described above, which contain two coding directions, the x and e 2 corresponding to the y direction. In this case, there is a linear coding in at least one e-direction.
  • the second-order torque is additionally determined using a resistance network. Thus, the depth of interaction can be determined even more accurately.
  • SiPM-based sensors such as LG-SiPM, SeSP and iSIPM
  • ADP-based sensors such as position-sensitive APD or PMT-based sensors, such as position-sensitive PMT.
  • PMT-based sensors such as position-sensitive PMT.
  • sensors which have a location coding along x- and y-direction, which is as linear as possible, the method is applicable.
  • Fig. 1 a photosensor with the output channels A, B, C and D in a schematic form.
  • Fig. 2 a photosensor with the output channels E, F, G and H in a schematic form.
  • 3 shows the multiplied photocurrent profile of channels A and B versus time in seconds.
  • Fig. 4 the voltage curve of the channels E and F against the time in seconds.
  • FIG. 5 shows typical light distributions which are measured using monolithic scintillator crystals with position-resolving photodetectors.
  • Fig.6 1. Normalized moment, which can be determined with the aid of position-coded currents according to the prior art.
  • Fig. 7 2nd Normalized moment, which with the help of the position coded currents after the
  • State of the art can be determined by means of a summing circuit.
  • Fig. 8 Standard deviation, which can be determined from the normalized 1st and 2nd moment with the aid of formula 7 according to the prior art.
  • FIG. 9 approximated second normalized moment, which according to the invention can be calculated from the product of the position-coded currents.
  • FIG. 10 linear transformed approximated second torque according to formula 8.
  • FIG. 11 Standard deviation, which according to the invention is determined from the normalized 1 st and the linearly transformed approximated 2 nd moment with the aid of formula 7.
  • Figure 1 shows in schematic form a photosensor with the outputs A, B, C and D, wherein the outputs A and B lie on the y-axis and the outputs C and D on the x-axis.
  • the x-axis and the y-axis are indicated by the arrows.
  • FIG. 2 shows in schematic form a photosensor which has a resistance network or a resistive layer which distributes the charges to the corners, wherein the output channels for the charge E, F, G and H to be read are positioned in the corners of the photo sensor.
  • the arrows indicate the x-axis and the y-axis.
  • FIG. 3 shows a curve which maps the multiplication of the photocurrents in [A 2 ] of two read-out channels A and B, which linearly ascend and descend with the x or y or e direction, against time in [s].
  • Figure 4 shows a graph in which the voltage in [V] of channel J for the embodiment which makes use of the second-order moment from a summing network is mapped against time in [s]. From the comparison of FIGS. 3 and 4, it can be seen that, for the multiplication according to the invention, the signal strength rising linearly and linearly for the x-direction is obtained equivalent results are obtained as for the determination of the second order moment by means of a summing network.
  • Axis of abscissa Actual photo-conversion position x along the sensor surface, ordinate axis: Measured standard deviation [a.u.].
  • Abscess axis actual photo-conversion position x along the sensor surface
  • ordinate axis linear transformed approximated 2nd normalized moment (scaled, measured, normalized product of the two signals) [au].
  • Abscissa axis actual photo-conversion position x along the sensor surface
  • ordinate axis measured, approximated standard deviation [au].

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Signalverarbeitung eines Photosensors mit dem das LOR-Problem gelöst bzw. minimiert werden kann. Erfindungsgemäß wird für die e-Richtung eine Linearkodierung vorgenommen, die für diese Richtungen jeweils linear aufsteigende und linear absteigende Signale beinhaltet, wobei für jede Richtung die Signale der linear aufsteigenden Signale mit den linear absteigenden Signalen multipliziert werden.

Description

B e s c h r e i b u n g
Verfahren zur Signalverarbeitung eines Photosensors
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Signalverarbeitung eines Photosensors.
Nach dem Stand der Technik werden Positronen-Emissions-Tomographie-Detektorringe eingesetzt um die ß+ß" Annihilationsstrahlung zu detektieren. Die Ringe bestehen aus Szintil- lationskristallen an denen Photosensoren angrenzen, die dazu in der Lage sind die Szintilla- tionsstrahlung zu detektieren. Typische Photosensoren sind Photomultiplier (PMT), Avalan- che 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 ß+ß~ Annihilationsstrahlung erzeugt, die detektiert werden soll. Die ß+ß" Annihilationsstrahlung, im Folgenden Vernichtungsstrahlung genannt, trifft auf Szintillationskristalle, die ringförmig oder quadratisch um das zu untersuchende Objekt angeordnet sind und erzeugt die Szintillations- strahlung. Die Szintillationsstrahlung wird wiederum von den Photosensoren registriert, die sich bezogen auf die Strahlungsquelle, in der konzentrischen Anordnung hinter dem Szintilla- tionskristall befindet. Die Photosensoren können jedoch auch an anderen Seiten des Szintil- lationskristalls 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 Vernichtungs- Strahlung 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 Szintillations- kristalls 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 Vernichtungs- Strahlung 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 Vernichtungs- Strahlung 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 70pm. Demzufolge haben pixilierte Arrays mit besonders geringem Pixelabstand einen erhöhten Sensitivitätsverlust. Im Falle eines Arrays mit 0.8 cm x 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 x 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 verwen- det 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 Mag- netresonanztomographs (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 Szintillati- onskristalle 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 2mm. 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-lnformationen 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 Szintilla- tionskristallen 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 ange- bracht 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 x 3.7 mm x 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 ent- stehen 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 be- nutzt, 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 102016006056.5 und 102016008904.0 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 mög- liehst 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 Mag- netfeldern, 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 ha- ben, 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 positionssensitive 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 ein- zelne 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, bei- spielsweise auf nur 71 % oder 59 % bei 0,8mm x 0,8mm oder 0,5mm x 0,5 mm Kristallpixelgröße eines gepixelten Kristallarrays. Der Szintillations-Einkristall kann beispielsweise aber nicht beschränkend aus LSO, LYSO, BGO, GSO, BaF2 oder Nal:TI (Thallium dotiertes Natri- umjodid) bestehen. Die Materialien sind dem Fachmann bekannt. Das Verhältnis der z-Ausdehnung des Szintillations-Einkristalls zu dessen Ausdehnung in x-Richtung von klei- ner 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 Szintillati- ons-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 Szintillationskris- tallarrays 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 klei- ne 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 Szintillationsein- kristalle 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 ande- rem 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 Figur 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 : (Formel l)
Die y-Position berechnet sich aus den Strömen Q der Kanäle C und D nach der Formel 2: (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: (Formel 1) und (Formel 2)
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 = ((QF+QH)-(QE+QG)) (QE+QF+QG+QH) (Formel 3)
y = ((QE+QF)-(QG+QH)) / (QE+QF+QG+QH) (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 Figur 2 dargestellt.
Die Gesamtenergie eines Szintillationsereignisses berechnet sich wie folgt: E = const. · (QA + QB + QC + QD) (FORME| 5)
bzw.
E = const. * (QE + QF + QG + QH) (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 i^ der abgetasteten Lichtverteilung.
Die Standardabweichung der Lichtverteilung welche die DOI Information enthält, berechnet sich mit Hilfe des 2. Moments μ2 gemäß folgender Formel: (Formel 7)
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:
(QF+QH)*(QE+QG) für die x-Richtung (Formel 8)
und/oder
(QE+QF)*(QG+QH) für die y-Richtung (Formel 9)
Weil die Signale QA, QB, Qc, QD, QF, QH, QE, Qc und Q2 aus den Formeln 1 , 2, 3, 4, 5, 6, 8, 9 sowie der nachfolgend beschriebenen Formel 1 1 , linear mit der Position des stromliefernden Pixels kodiert sind, müssen die Produkte (QF+QH)*(QE+QG),
(QE+QF)*(QG+QH),QA*QB, QC*QD und Q 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 Figur 3 dargestellt ist und welche bis auf eine globale, lineare Transformation identisch zum Signal von einer Summierschaltung ist, wie in Figur 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 Mischter- me, 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 ß 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 Figuren 8 und 1 1 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 Infor- mation 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 Rich- tung, 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. Qx{e) = d - e^ + ca
Q2(e) = c4 · eC5 + ce
C | = const. 6 (0, oo)
C/I = consi. G (—00 , 0)
C3 , ß = const. e (— oo, oo)
0, 5 < c2. crj < 1, 5 (Formel 11)
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. 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 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 positionssensitive 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:
Fig. 1 : einen Photosensor mit den Ausgangskanälen A, B, C und D in schematischer Form. Fig. 2: einen Photosensor mit den Ausgangskanälen E, F, G und H in schematischer Form. Fig. 3: den multiplizierten Photostromverlauf der Kanäle A und B gegen die Zeit in Sekunden. Fig. 4: den Spannungsverlauf der Kanäle E und F gegen die Zeit in Sekunden.
Beschreibung der Figuren
Fig. 5: typische Lichtverteilungen, die bei Verwendung von monolithischen Szintillatorkristal- len mit positionsauflösenden Photodetektoren gemessen werden.
Fig.6: 1. Normiertes Moment, welches mit Hilfe der positionskodierten Ströme nach dem Stand der Technik bestimmt werden kann.
Fig. 7: 2. Normiertes Moment, welches mit Hilfe der positionskodierten Ströme nach dem
Stand der Technik mit Hilfe einer Summierschaltung bestimmt werden kann.
Fig. 8: Standardabweichung, welche aus den normierten 1. und 2. Moment mit Hilfe von Formel 7 nach dem Stand der Technik bestimmt werden kann.
Fig. 9: approximiertes 2. Normiertes Moment, welches erfindungsgemäß aus dem Produkt der positionskodierten Ströme berechnet werden kann.
Fig. 10: linear transformiertes approximiertes 2. Moment gemäß Formel 8
Fig. 11 : Standardabweichung, welche erfindungsgemäß aus den normierten 1. Und dem linear transformierten approximierten 2. Moment mit Hilfe von Formel 7 bestimmt wird.
Figur 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.
Figur 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 Photo- sensors positioniert sind. Die Pfeile bezeichnen die x-Achse und die y-Achse.
Figur 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.
Figur 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 Figuren 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.
Figur 5 zeigt typische Lichtverteilungen, die bei Verwendung von monolithischen Szintillati- onskristallen mit positionsauflösenden Fotodetektoren gemessen werden, wenn die Foto- konversion 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.].
Fig.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.]. Fig. 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.].
Fig. 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 Standardab- weichung [a.u.].
Fig. 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 Fotokon- versionsposition x entlang der Sensorfläche, Ordinatenachse: approximiertes 2. normiertes Moment (normiertes Produkt der beiden Signale) [a.u.].
Fig. 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. Abszis- senachse: Tatsächliche Fotokonversionsposition x entlang der Sensorfläche, Ordinatenachse: linear transformiertes approximiertes 2. normiertes Moment (skaliertes, gemessenes, normiertes Produkt der beiden Signale) [a.u.]. Fig. 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.].
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Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Verfahren zur Signalverarbeitung eines Photosensors, bei dem eine Linearkodierung in mindestens eine e-Richtung dadurch vorgenommen wird, dass eine beliebige Kombination von Auslesekanälen einer Richtung e mit linear aufsteigender und linear absteigender Signalstärke gemessen werden,
dadurch gekennzeichnet,
dass die aufsteigenden und absteigenden Signalstärken von Auslesekanälen der Richtung e, die jeweils für die Linearkodierung herangezogen werden, mit einander multipliziert werden, wobei die Linearkodierung die Randbedingung nach Formel 11
Q2{ ) = c4 ■ e 5 + c6
c-| = const. e (0. oo)
c,\ = const.€ (—oc, 0)
C3. f,— const. 6 (—00, oc)
0, 5 < c2., Cr, < 1, 5 (Formel H) erfüllt,
in der Q1 die Ladung der über die e-Position aufsteigenden Signalstärken von Ausgangskanälen, Q2 die Ladung der über die e-Position absteigenden Signalstärken von Ausgangskanälen und die Kodierungsrichtung bezeichnen,
wobei die Interaktionstiefe unter Verwendung von Formel 7 (Formel 7) und zugehörigen Kalibrationsmessungen aus dem 1. Moment der e-Richtung und einer linearen Transformation des 2. Moments der e-Richtung approximiert wird.
2. Verfahren nach Anspruch 1
dadurch gekennzeichnet,
dass die Linearkodierung in x-Richtung mittels der Signale der Ausgangskanäle A und B gemäß Formel 1 - Q B
X =
+ QB (Formel l ) erfolgt und die Signale der Ausgangskanäle A und B miteinander multipliziert werden und/oder bei dem die Linearkodierung in y-Richtung mittels der Signale der Ausgangskanäle C und D gemäß Formel 2 (Formel 2) erfolgt und die Signale der Ausgangskanäle C und D miteinander multipliziert werden.
3. 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 = ((QF+QH)-(QE+QG)) (QE+QF+QG+QH) (Formel 3) erfolgt und/oder bei dem die Linearkodierung in y-Richtung mittels der Signale gemäß Formel 4 y = ((QE+QF)-(QG+QH)) / (QE+QF+QG+QH) (Formel 4) erfolgt, wobei die Signale für die Kodierung der x-Richtung nach Formel 8
(QF+QH)*( QE+QG) für die x-Richtung (Formel 8) und die Signale für die Kodierung der y-Richtung nach Formel 9
(QE+QF)*( QG+QH) für die y-Richtung (Formel 9) multipliziert werden. 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.
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