EP3918375A1 - Sensorchip für die lichtdetektion - Google Patents

Sensorchip für die lichtdetektion

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Publication number
EP3918375A1
EP3918375A1 EP19842862.5A EP19842862A EP3918375A1 EP 3918375 A1 EP3918375 A1 EP 3918375A1 EP 19842862 A EP19842862 A EP 19842862A EP 3918375 A1 EP3918375 A1 EP 3918375A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
sensor chip
coding
resistors
chip according
outputs
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP19842862.5A
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
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Forschungszentrum Juelich GmbH filed Critical Forschungszentrum Juelich GmbH
Publication of EP3918375A1 publication Critical patent/EP3918375A1/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • 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
    • G01T1/1644—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using an array of optically separate scintillation elements permitting direct location of scintillations
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/249—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors specially adapted for use in SPECT or PET
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography

Definitions

  • the invention relates to a sensor chip which is suitable for a positron emission tomography detector ring.
  • positron emission tomography detector rings are used to detect the ⁇ + ⁇ ⁇ annihilation radiation.
  • the rings consist of scintillation crystals that are adjacent to the sensors and are able to detect the scintillation radiation.
  • Typical detectors are SiPM (silicon photomultiplier).
  • the structure is such that the detector ring is generally circular, with the object to be measured, for example a body part of a patient or animal, being placed in the center of the detector ring (PET ring).
  • PET ring detector ring
  • ß + ß ⁇ annihilation radiation is generated which is to be detected.
  • the ß + ß ⁇ annihilation radiation strikes scintillation crystals which are arranged in a ring around the object to be examined and generates the scintillation radiation.
  • the scintillation radiation is in turn registered by the SiMP, which is located in relation to the radiation source in the concentric arrangement behind the scintillation crystal.
  • the SiMP can also be arranged on other sides of the scintillation crystal, for example in front of the scintillation crystal or on the side thereof.
  • the scintillation crystal is a three-dimensional body.
  • the cross section that the annihilation radiation hits the scintillation crystal spans an xy plane.
  • the depth of the scintillation crystal is referred to as the z-axis in this nomenclature.
  • an object to be examined or an emission source for radiation with an energy of 51 1 keV is located in the center of the detector ring, which ideally strikes the xy plane of the scintillation crystal perpendicularly and a penetration depth along the z axis of the scintillation crystal having.
  • the 51 1 keV destruction radiation then triggers scintillation at a point of the scintillation crystal along the z-axis, which is registered as a signal by the sensor, for example an SiPM.
  • a SiPM is able to detect even single photons.
  • the SiPM micro cell experiences a breakdown of the diode.
  • the micro cells are therefore also called single avalanche photo diodes, SPAD. This generates a current pulse, which can be measured at the output of the component.
  • a so-called quench resistor prevents the cell from generating a critical current that becomes so high that the component is destroyed.
  • the output current of a SiPM microcell is independent of the amount of light that reaches the sensor and the breaking process has started.
  • An SiPM microcell is a binary sensor that detects whether light is incident or not. To obtain quantitative information about the incident light, a SiPM consists of a large number of microcells. A micro cell consists of a photodiode and a quench resistor. The number of cells broken through then gives information about the amount of light that has entered.
  • 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 so that it fits into the opening of the MRT ring.
  • the object to be examined for example a body part of a small animal or also a human being, can be arranged in a centered manner, but measured in terms of the diameter of the PET ring is dimensioned so that it extends far into the edge areas of the opening of the PET ring.
  • the pixilated crystal blocks consist of adhesive and reflector foil, which is located between the individual scintillation crystals, in order to build up a pixilated block with optically isolated pixels.
  • the layer of adhesive and reflector foil has an approximate thickness of 70mm.
  • pixilated scintillation crystal arrays If you use even smaller pixilated arrays of, for example, 0.5 cm x 0.5 cm, the crystal content is reduced to 59%. For this reason, 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 SiPM detector area.
  • An SiPM consists of several micro cells, which, as described above, function as binary elements. The more light hits an SiPM, the higher the probability that two or more light quanta will hit the same microcell of the SiPM. These additional light quanta cannot then be detected.
  • detectors from the prior art use SiPM-based sensor technologies to enable magnetic resonance tomography compatibility (MRI compatibility) for use in MR / PET hybrid scanners.
  • MRI compatibility magnetic resonance tomography compatibility
  • MRT magnetic resonance tomograph
  • the PET scintillation crystals must be as short as possible. Shorter scintillation crystals also reduce the sensitivity. This also means that the conditions of the tube diameter mean that the PET ring is closer to the object under examination.
  • attempts are also being made to use PET rings with the smallest possible diameter due to their higher sensitivity and lower costs.
  • SiPM sensor concepts for PET devices include coding of the output channels, since the power consumption of the PET ring is increased by increasing the output channels. However, this is limited by design. A simple calculation shows this. 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 SiPMs with a crystal pixel size of 0.8 mm is used, 39270 readout channels are required if each channel is read out individually.
  • This latest detector concept enables the advantage of output channel reduction due to the channel coding with simultaneous high detector array resolution, which is achieved by using pixilated scintillation crystal arrays with a spacing of less than one millimeter. However, it does not include DOI information detection.
  • a concept published in [4] proves the possibility of building a PET detector consisting of monolithic crystals and SiPMs.
  • monoli- thical crystals the problem of loss of sensitivity due to the space requirement of reflector foils and associated adhesives.
  • the production costs of monolithic crystals are lower.
  • the thickness of the crystals used is 2mm.
  • Detector concepts that are based on current SiPM-based technology and contain position coding for channel reduction do not include DOI detection. For this reason, PET rings built with these detectors contain parallax errors in the reconstructed images.
  • most scintillation detectors use pixilated scintillator crystal arrays. As described above, this leads to a loss of sensitivity due to the reflector film and the adhesive between the crystals of the array. Due to the lack of DOI information, the thickness of the crystals is limited. An increase in sensitivity due to thicker crystals is accompanied by a loss of spatial resolution due to missing DOI information and the resulting parallelism errors.
  • the DOI concepts for pixilated crystals mentioned in [7] are also Realizable with arbitrarily small scintillator crystals, but the disadvantages mentioned, such as saturation effects and loss of sensitivity, also apply to these concepts.
  • SiPM sensors are currently one of the most expensive components of a PET ring.
  • the concept which is implemented in [5, 6], uses position-sensitive PMT, which cannot be used in strong magnetic fields. As a result, they are not MRI compatible.
  • the concept could be implemented with MRI-compatible avalanche photodiodes (APD), which has not yet happened to date.
  • APDs are photodiodes that are operated in the proportional working range by applying a suitable bias voltage.
  • a charge carrier pair generated by an optical photon generates further charge carrier pairs (charge carrier avalanches) by repeated secondary ionization.
  • the resulting photocurrent depends on the light intensity, as is the case with PMTs. Nevertheless, realizing this concept at the SiPM microcell level is another challenge, since SiPM microcells are binary sensors and are operated in a different mode, the so-called Geiger mode.
  • German patent applications 10 2016 006 056, 10 2016 014 113 and 10 2016 008 904 disclose sensor chips with which the DOI problem can be solved or reduced.
  • the coding resistances and the resistances used for the current divider must be significantly smaller, that is to say at least a factor of 100, better 1000, than the summing resistances, which again must be significantly smaller than the quenching resistors by a factor of 100, better 1000.
  • the sensor chip disclosed there is based on encoding as many individual micro cells as possible. This should also be ensured for the largest possible photosensitive sensor area (ie large extension in the x and / or y direction).
  • two coding resistors are required for each x and / or y direction.
  • Quench and summation resistors each have the same values, in contrast to the coding resistors, which is easier to implement with common technologies for IC (integrated circuits) manufacture.
  • Another disadvantage is that produced ICs with the same coding of coding resistors cannot be combined with one another and their channels without irretrievably deactivating the position coding and the interaction depth coding.
  • Interconnecting several sensor chips with a small sensor area to form a larger unit with a large sensor area while maintaining the correct position coding and the interaction depth coding is very advantageous, since the production yield per unit area is greater for sensor chips with a small area than for sensor chips with a large area. This has a very advantageous effect on the production unit costs.
  • the resistors on the IC take up a relatively large amount of space, which is why the available space for photodiodes is reduced, which leads to a reduction in the photosensitive area and thus in the efficiency of photodetection efficiency (PDE).
  • a sensor chip is to be made available which enables the use of scintillation single crystals for the detection of signals in positron emission tomography, wherein the DOI problem can be avoided by reducing the parallax error in the determination of the LOR.
  • the sensitivity and the resolution of the sensor chip should be improved. Furthermore, the sensor chip should be suitable to be operated together with an MRT, particularly in the case of high magnetic fields and small internal magnet diameters. The accuracy of small-sized PET rings or PET rings that are close to the object to be examined is to be improved. The space required by the electronics associated with the measuring arrangement is to be reduced. The cost of the device should be reduced.
  • the application of the sensor chip should not be limited to use in PET, but should generally be able to be used for scintillation single crystals. Furthermore, the number of micro cell positions that are to be encoded is to be increased.
  • Coding over a larger number of microcells than according to the prior art is to be made possible, the limitation being to be reduced or eliminated by means of resistance values which can be implemented on the IC.
  • the one required by the resistors Area should be reduced so that there is more space for microcells or SPADs on the chip.
  • the sensor chip should enable light detection, particularly in the IR, visual and UV ranges.
  • the detector can be operated together with an MRI device.
  • the parallax error is reduced particularly in the case of devices with small dimensions or when the PET ring lies closely against the examination object. Space for the associated electronics and costs are saved.
  • the sensor chip according to the invention achieves a very high level of detail. This is because the number of scans of the light distribution function is significantly increased, since even scanning at the microcell level is possible. This increases the granularity, which is available for the determination of the second moment, by a factor which, depending on the implementation methods described later, can be up to 160 or higher compared to conventional SiPMs, photomultipliers or avalanche diodes. This leads to a more precise determination of the moment. Furthermore, the number of micro cell positions to be encoded is increased.
  • Coding over a larger area of microcells than according to the prior art is made possible, there being no limitation of resistance quantities or this being reduced.
  • the space occupied by the resistors on the chip is reduced, which increases the available space for photodiodes.
  • Sensor chips with larger photosensitive areas can be encoded.
  • a linear coding of the currents and a square coding of the voltage drops can be sorchips possible. Light detection in the IR, visual and UV ranges is made possible.
  • currents are linearly coded in one readout direction x or in two readout directions x and y, the linear coding being carried out in the x and / or y direction by a series connection of coding resistors.
  • the linearly coded signal can be tapped for the x direction at the outputs Ch A and Ch B and for the y direction at the outputs Ch C and Che. This results in approximately linear, increasing or decreasing dependencies between the signals at the output and the xy position at which signals are injected by the microcells into the coding network.
  • the method can be carried out with all photosensors which contain a spatial coding, which should correspond to a linear coding if possible.
  • Linear coding in the sense of the invention is to be understood as any coding that corresponds to Formula 1.
  • Q1 is the charge of the output channels rising via the e-position and Q2 the charge of the output channels descending from the e-position.
  • e denotes the coding direction, i.e. x or y, C 1-6 denote constants.
  • brackets for the expressions c 1 , c 4 , c 3 and C 6 in Formula 1 are open intervals in the mathematical sense.
  • Formula 1 takes into account that embodiments that do not meet the requirements for exact linearity, that is to say that only produce approximately linear codings, can still be suitable for realizing the teaching according to the invention.
  • the linear coding is exactly linear.
  • the photocurrent is distributed to the outputs and ends in positions within the series connections which have a number of coding resistances R h in the x and R v directions in the y direction, which corresponds to the position to be coded .
  • the photocurrents are distributed to the outputs Ch A , Ch B , Ch C and Ch D , since depending on the position there are more or less resistances between the micro cell position and the corresponding outputs and thus the total resistance to the corresponding outputs with the position varies.
  • N + 1 resistors of the same size are required for N x positions or only M + 1 resistors of the same size are required for M x positions.
  • Resistance value in the sense of the invention is to be understood as the nominal value of the resistance in ohms.
  • the resistance values are the same for the same resistance geometry.
  • the resistance values are different in size with the same spiral geometry. With resistance materials of the same conductivity and different resistance geometry, the resistance values are also of different sizes.
  • resistance refers to physical resistance as a physical object that is functionally designated without the resistance value being intended to be set nominally.
  • the sensor chip has a multiplicity of microcells which are distinguished in that each microcell is assigned its own (x, y) position.
  • a microcell in the sense of the invention consists of at least one photodiode D n, m , and a current divider S q, nm , with outputs S q, v, nm , for the y direction and outputs S q, h, nm for the x- Direction, with means for quenching, for example quenching resistances R q, h, nm and R q, v, nm, which divides the generated photocurrent of the diodes into two parts of equal size.
  • the indexing h means that the corresponding signal buses lead to the output Ch A , Ch B , for the identification of the x position, and that the indexing v indicates that the corresponding signal buses in leads the output Ch C , Ch D for the identification of the y position.
  • Single avalanche photodiodes in particular can be used as photodiodes, the quenching resistors simultaneously taking on the function of the current divider.
  • the quench process can also be carried out by active quenching, using the methods or means known to those skilled in the art for quenching, for. B. can be initiated using a transistor and a comparator.
  • a quench resistor Rq or a current divider S realized with the quench resistors R q, v, nm and R q, h, nm is disclosed in the disclosed embodiments.
  • another equivalent means for quenching for example a transistor or comparator, can also be used in all embodiments, so that the disclosure is not restricted to the use of a quench resistor.
  • the microcells are arranged in a grid in which the microcells are arranged in rows in the x direction and in the y direction.
  • the microcells are in rows or
  • Columns are preferably arranged parallel to the x-axis and the y-axis. Typically, 10, 50, 100 or 1000 microcells are arranged in the x-direction and the y-direction, respectively.
  • N and M are also the number of microcells in the x and y directions.
  • the directions x and y are preferably arranged orthogonally to one another, but they can also be arranged at an angle that deviates from 90 °, so that a diamond pattern is created.
  • a sensor chip can have a plurality of blocks, which are arranged in a grid.
  • a block can be placed on the same substrate (or waver, or chip), or on different ones.
  • the outputs of the current dividers S q , nm implemented with the quench resistors are connected via the connections C h, nm and C v, nm with signal buses N s, h, n for the x and signal buses N s, v, m for the y Direction connected.
  • an electrical connection of the signal buses N s, v, 0 ... N s, v, M and N s, h, 0 ... N s, h, N can be made via contacts of the sensor chip between different sensor chips and with external electronic or electrical circuits are made possible.
  • the 1st output of all current dividers in the same column n of the sensor chip are connected to the same signal bus N s, h, n of the sensor chip. All signals from a column of the sensor chip thus arrive in the same signal bus, which also opens at the node K h, n into the series connection of coding resistors R h, 0 , R h, 1 , ... R h, N.
  • the second output of all current dividers in the same row h of the sensor chip are connected to the same signal bus N s, v, m of the sensor chip.
  • N s, v, m the signal bus
  • all signals from a column of the sensor chip reach the same signal bus, which also opens at the node K v, m into the series connection of coding resistors R h, 0 , R v, 1 , ... R v , M.
  • the coding resistance values R h, 1 , ... R h, N-1 must have the same value R h .
  • the coding resistance values R v, 1 , ... R v, M-1 must have the same value R v .
  • the coding resistance values for the x-direction and the y-direction can differ.
  • the number of coding resistors N for R h and M for R v per sensor chip is at least two, and can have values from 0.001 ohms to 100 MOhms. The number is rather limited by practical circumstances.
  • the coding resistance values for coding Ch A and Ch B in the x direction and Ch C and Ch D in accordance with the y direction can be of different sizes. This can be advantageous, for example, if there are different numbers of micro cells in the x and y directions, so that the sensor chip or the micro cells deviate from the square shape. In this case, the coding resistance values encoding the larger number of pixels may be smaller than that along the other direction in which fewer pixel positions are to be encoded. In one embodiment, the sums of the coding resistance values can be the same for the two directions x and y.
  • the resistance values R h , 0 and R h, N must have the same value R h / 2.
  • the resistance values R v , 0 and R v, M must have the same value R v / 2.
  • N + 1 or M + 1 coding resistors are required for N or M x or y positions.
  • the X and Y mean value of the light distribution detected with the active sensor surface of the sensor chip can be according to
  • A, B, C, D are the signals that can be tapped via the outputs Ch A , Ch B, Ch C and Ch D. They are generally currents; they can be charges if the currents are integrated over time intervals by appropriate electronic components.
  • ⁇ E> is proportional to the energy of the detected gamma photon.
  • ⁇ X> and ⁇ Y> supply the x and y positions of the photo conversion within the active sensor area of the sensor chip.
  • the sensor chip In order to enlarge the active sensor area of the sensor chip, the sensor chip can be enlarged.
  • the potentials on the signal buses N S, h, 1 , N S, h, 2 ... N S, h, N and N S, v, 1 , N respectively S, v, 2 ... N S, v, M tapped via the summing resistors R S, h, n or R S, v, m , and into a summing network N S, h or N S, v with a summing amplifier connected downstream O h and O v with the output channels Ch E and Ch F performed .
  • An embodiment is possible in which the signal buses N S, h, 1 , N S, h, 2 , ...
  • N S, h, N for the x direction and / or the signal buses N S, v, 1 , N S, v, 2 ... N S, v, M for the y direction to an external summing circuit consisting of summing networks N S, h and N S, v , downstream summing amplifiers O h and O v with the output channels Ch E and Ch F are connected.
  • the resistance values for the summing resistors R S, h, n and R S, v, m are each of the same size in a summing network N S, h or N S, v .
  • the total resistance values can range from 1 W to 100 MW.
  • the summation resistances R S, h, n or R S, v, m must be large enough that the generated photocurrent is not significantly influenced by the microcells, but small enough so as not to influence the quenching behavior of the microcells.
  • the summing resistors R S, h, n and R S, v, m are brought together via the signal buses of the summing networks Ns, h and N S, v . The signals are thus summed up.
  • the summing amplifiers O h and / or O v can contain an operational amplifier OP h or OP v , which is grounded and has a negative feedback with a resistor R S, h or R S, v .
  • the amplification of the signal of the output channels Ch E and Ch F can be set via the ratio of R S, h / R S, h, n or Rs.v / R S, v, m .
  • the summing circuit consisting of summing networks N S, h and N S, v , downstream summing amplifiers O h and O v can be integrated into the sensor chip or parts of it can each be located less preferably outside the sensor chip.
  • R S, h, n and R S, v, 1 , R S, v, m can be integrated on the sensor chip, so that only the summing networks N S , h and N S, v have to be led out of the relevant sensor chips as signal buses and can be connected to external summing amplifiers O h and / or O v . If the entire summing circuit consisting of summing networks Ns.h and N S, v , downstream summing amplifiers O h and O v is outside the sensor chip, this means that all networks N S, h, n and / or N S, v , m are led out of the sensor chip as signal buses, which leads to a very high number of output channels.
  • the complete summing circuit consisting of summing networks N S, h and N S, v , downstream summing amplifiers O h and O v into the sensor chip and the signal buses N S, h, 1 , N S, h, 2 , ..., N S, h, N and N S, v, 1 , N S, V, 2 , ..., N S, v, M from the Lead out sensor chip, but only to integrate the resistances R S, h, 1 , ..., R S, h, n and R S, v, 1 , .... R S, v, m on the sensor chip and only lead the summing networks N S, h and N S, v out of the relevant sensor chip.
  • the potentials F (N S, h, n ) and F (N S, v, m ) on the signal buses N S, h, n and N S, v, m should each be as quadratic as possible as a function of the position of the photocurrents Have microcells in the x and y directions. This is necessary to obtain the 2nd order moment of the signal distribution along the x-direction and along the y-direction.
  • R S, h, N and R S, v, 1 , ..., R S, v, M is negligible to the current which flows through the series connections R h, 0 , R h, 1 , ... R h and R v, 0 , R v, 1 , ... R v, M.
  • the outputs Ch A , Ch B , Ch C and Ch D are preferably connected to the inputs of external (not integrated on the chip) amplifiers with a very low input impedance, which is why the potential of the outputs Ch A , Ch B , Ch C and Ch D in relation to the nodes K h, 1 , ..., K h, N and K v, 1 , ..., K v, M 0, that is to say on ground. Then, for the total resistance, the current on the signal bus N S, h, i sees in the i-th position along the x direction:
  • the resulting signals at the outputs Ch E , Ch F of the summing networks O h and O v are proportional to the width of the light distribution that strikes the sensor chip.
  • the width of the light distribution correlates strongly with the interaction depth of the gamma photon and therefore allows the same to be determined after calibration of the circuits in Figures 1-7.
  • the linear coding for the photocurrent is given, which allows a determination of the interaction position in the xy plane via the outputs Ch A , Ch B , Ch C and Ch D.
  • the potentials F (N S, h, n ) or F (N S, v, m ) on the signal buses N S, h, n and N S, v, m can be achieved by appropriate additional resistances or by modified ones Coding resistances also differ from an exact square coding.
  • R S, h, 1 , .... R S, h, N and R S, v, 1 , ..., R S, v, M on the sensor chip and leading out the signal buses N S, h and N S, v and the use of external summing networks O h and O v or external operational amplifiers with feedback resistors R S, h and R S, v (FIG. 6) allows an interconnection of several sensor chips according to FIGS. 3 and 7 while maintaining the information about the interaction depth and the interaction position in the xy plane.
  • the potentials F (N S, h, n ) and F (N S, v, m ) on the networks N S, h, n and N S, v, m can also be achieved by appropriate additional resistors or by modified coding resistors deviate from an exact square coding.
  • the figures show representations of the circuit according to the invention of a sensor chip and parts thereof.
  • FIG. 1 A representation in which individual microcells are connected via signal buses to the output channels with the linear coding according to the invention.
  • FIG. 2 An embodiment in which four SPADs with associated quench resistors are combined to form a microcell
  • Fig. 3 Summing circuit consisting of summing networks and downstream summing amplifiers.
  • Fig. 4 An embodiment in which 4 sensor chips are connected over an entire row and column.
  • Fig.5 A representation as in Figure 1 with summing networks.
  • Fig. 6 Summing amplifier as an external circuit for summing networks integrated on the sensor chip.
  • FIG. 7 A representation as in FIG. 4 with summing networks implemented on the sensor chip.
  • FIG. 1 shows microcells with photodiodes D nm , which open into a current divider S q, nm , which is realized with the quenching resistors R q, h, nm , R q, v, nm .
  • the outputs of the current dividers R q, h, nm open into signal buses N S, h, n , which go into the nodes K h, n and via the series circuit R h, 0 , R h, 1 , ... R h, N , open into the output channels Ch A and Ch B.
  • FIG. 3 shows summing circuits in which the summing networks N S, v and N S, h , which are connected to operational amplifiers OP v and OP h , and are connected to a ground at their non-inverting input.
  • a negative feedback is achieved via the output channel Ch E or Ch F by means of the resistors R S, h or R S, v .
  • FIG. 4 shows four sensor chips M 1 , M 2 , M 3 , M 4 which are connected via Ch 1A , Ch 1B , Ch 2A and Ch 2B or Ch 3A , Ch 3B , Ch 4A and Ch 4, B and the output channels Ch 3D , Ch 3C , Ch 1D and Ch 1C or Ch 4D , Ch 4C , Ch 2D and Ch 2C are connected.
  • the summing networks N S1, v, 1 - NS 2, v, 1 , N S 1, v, 2 - N S2, v, 2 , N S1, v, M - N S2, v, M and N S3 are analogous, v, 1 - N S4, v, 1 , N S3, v, 2 - N S4, v, 2 , N S3, v, M - N S4, v, M and N S3, h, 1 - N S1, h , 1 , N S3, h, 2 - N S1, h, 2 , N S3, h, N - N S1, h, N and N S4, h, 1 - N S2, h, 1 , N S4, h, 2 - N S2, h, 2 , N S4 h N - N S2, h, N connected via the sensor chips M 1 , M 2 , M 3 , M 4 .
  • FIG. 5 shows microcells with photodiodes D nm , which open into a current divider S q, nm , which is realized with the quenching resistors R q, h, nm , R q, v, nm .
  • the outputs of the current dividers R q, h, nm open into signal buses N S, h, n , which go into the nodes K h, n and via the series circuit R h, 0 , R h, 1 , ... R h, N , open into the output channels Ch A and Ch B.
  • the outputs of the current dividers R q, v, nm open into signal buses N S, v, m , which go into the nodes K v, m and via the series circuit R v, 0 , R v, 1 , ... R v, M in the output channels Ch C and Ch D open.
  • the resistances R h, 0 - R h, N and R v, 0 - R v, M form a series connection, the ends of which are the outputs Ch A and Ch B or Ch C and Ch D.
  • the resistors R S, h, 1 , ..., R S, h, n and R S, v, 1 , ..., R S, v, m are integrated on the sensor chip and only the summing networks N S, h and N S, v are led out of the sensor chips.
  • FIG. 7 shows four sensor chips M 1 , M 2 , M 3 , M 4 via which the output channels Ch 1 Ch 1 B , Ch 2A and Ch 2B or Ch 3A , Ch 3B , Ch 4A and Ch 4 , B and the output channels Ch 3D , Ch 3C , Ch 1D and Ch 1C or Ch 4D , Ch 4C , Ch 2D and Ch 2C are connected.
  • the summing networks N S1, v -N S4, v and N S1, h -N S4, h are connected via the sensor chips M 1 , M 2 , M 3 , M 4 .

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Abstract

Die Erfindung betrifft einen Sensorchip für die Lichtdetektion. Erfindungsgemäß wird ein Sensorchip bereitgestellt, welcher eine Linearkodierung von Signalen aus Mikrozellen mit einer x- und y- Position im Sensorchip durch eine Reihenschaltung von Kodierwiderständen Rh,0, Rh,1, Rh,2,... Rh,N bzw. Rv,0, Rv,1, Rv,2,... Rv,M in den Auslesekanälen ChA und ChB bzw. Auslesekanälen ChC und ChD verwirklicht.

Description

B e s c h r e i b u n g Sensorchip für die Lichtdetektion
Die Erfindung betrifft einen Sensorchip der für einen Positronen-Emissions-Tomographie- Detektorring geeignet ist.
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 die Sensoren angrenzen, die dazu in der Lage sind die Szintillationsstrah- lung zu detektieren. Typische Detektoren sind SiPM (Silizium Photomultiplier). Der Aufbau gestaltet sich derart, dass der Detektorring in der Regel kreisförmig ist, wobei das zu ver- messende Objekt, beispielsweise ein Körperteil eines Patienten oder Tieres 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· Annihilationsstrah- lung, im Folgenden Vernichtungsstrahlung genannt, trifft auf Szintillationskristalle, die ring- förmig um das zu untersuchende Objekt angeordnet sind und erzeugt die Szintillationsstrah- lung. Die Szintillationsstrahlung wird wiederum von den SiMP registriert, die sich bezogen auf die Strahlungsquelle, in der konzentrischen Anordnung hinter dem Szintillationskristall befindet. Die SiMP können jedoch auch an anderen Seiten des Szintillationskristalls ange- ordnet sein, beispielsweise vor dem Szintillationskristall oder seitlich davon. Der Szintillati- onskristall ist ein dreidimensionaler Körper. Bezogen auf eine Anordnung, bei der das zu untersuchende Objekt vom Zentrum des Detektorrings Vernichtungsstrahlung emittiert, spannt der Querschnitt auf den die Vernichtungsstrahlung auf den Szintillationskristall trifft, eine xy-Ebene auf. Die Tiefe des Szintillationskristalls wird in dieser Nomenklatur als z- Achse bezeichnet. In einer idealisierten Darstellung befindet sich im Zentrum des Detektor- rings ein zu untersuchendes Objekt bzw. eine Emissionsquelle für Strahlung einer Energie von 51 1 keV, die idealerweise senkrecht auf die xy-Ebene des Szintillationskristalls trifft und eine Eindringtiefe entlang der z-Achse des Szintillationskristalls aufweist. Die 51 1 keV Ver- nichtungsstrahlung löst dann an einem Punkt des Szintillationskristalls entlang der z-Achse eine Szintillation aus, die vom Sensor, beispielsweise einem SiPM, als Signal registriert wird. Ein SiPM ist fähig sogar einzelne Photonen zu detektieren. Wenn das minimal benötigte Licht auf die aktive Sensorfläche trifft, erfährt die SiPM-Mikrozelle einen Durchbruch der Diode Die Mikrozellen werden deshalb auch Single Avalanche Photo Diode, SPAD genannt. Dies generiert einen Strompuls, welcher am Ausgang des Bauteiles gemessen werden kann. Ein sogenannter Quench-Widerstand verhindert, dass die Zelle einen kritischen Strom gene- riert, der so hoch wird, dass das Bauteil zerstört wird. Der Ausgangsstrom einer SiPM- Mikrozelle ist unabhängig von der Menge Licht, welche den Sensor erreicht und den Durch- bruchprozess gestartet hat. Eine SiPM-Mikrozelle ist ein binärer Sensor, welcher detektiert, ob Licht einfällt oder nicht. Um quantitative Informationen über das einfallende Licht zu erhal- ten, besteht ein SiPM aus einer Vielzahl von Mikrozellen. Eine Mikrozelle besteht dabei aus einer Photodiode und einem Quenchwiderstand. Die Anzahl der durchgebrochenen Zellen gibt dann Informationen über die eingefallene Lichtmenge an.
Es besteht ein Zusammenhang zwischen der Sensitivität des Szintillationskristalls und des- sen Länge entlang der z-Achse. Je dicker (längere Ausdehnung in z-Richtung) der Szintillati- onskristall 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 Vernich- tungsstrahlung emittiert wird, Strahlen in zwei entgegengesetzte Richtungen emittiert, so dass die Strahlen einen Winkel von 180° ausbilden. Die Linie, die durch diese Strahlen ge- bildet 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 Detektoren mit einer Lichtdetektion durch Photodioden in Form von SiPMs 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 (Photokonversion). Wird die z-Position nicht mit bestimmt, kommt es bei der Bestimmung der LOR zu Parallaxefehlern, die auf das beschriebene Interaktionstiefenproblem (DOI-Problem) zurückzuführen sind. Das DOI- Problem kommt immer dann zu Stande, wenn die LOR nicht parallel zur z-Achse des Szintil- latorkristalls ist. Je weiter sich das Emissionszentrum für eine LOR außerhalb des Zentrums der transaxialen Ebene 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 kür- zere 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. Dann muss der PET-Ring in die Öff- nung 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 Men- schen, zwar zentriert angeordnet werden kann, jedoch gemessen an dem Durchmesser des PET- Rings so dimensioniert ist, dass er bis weit in die Randbereiche der Öffnung des PET- Rings reicht. Damit sind jedoch auch Punkte, von denen Vernichtungsstrahlung ausgeht so dicht am PET-Ring positioniert, dass das DOI-Problem erheblich wird.
In den vergangenen Jahren wurde insbesondere die Auflösung bei Kleintier-PET-Scannern mit der Verwendung von pixilierten Szintillationskristallblöcken mit immer kleineren Pixelgrö- ßen 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. Eine Verkleinerung der Pixelgröße in der xy-Ebene 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 einen pixilierten Block mit optisch gegeneinander isolierten Pixeln aufzubauen. Die Schicht Kleber und Reflektorfolie hat eine ungefähre Dicke von 70mm. 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 Gammaquanten nur sehr ineffizient gestoppt und in Licht umgewan- delt 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 Auflö- sung mit pixilierten Arrays immer an einen Verlust von Sensitivität gebunden. Das zweite Problem mit pixilierten Szintillationskristallarrays ist, dass das emittierte Licht auf einen klei- neren Bereich der SiPM-Detektorfläche konzentriert wird. Ein SiPM besteht aus mehreren Mikrozellen, welche, wie oben Beschrieben, als binäre Elemente funktionieren. 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 eines SIPM deutlich höher, wenn pixilierte Szintillationskristallarrays verwendet werden, da diese das Licht stärker auf einen kleinen Bereich des SiPM konzentrieren. Sättigungseffekte führen auch zu einer schlechteren Energieauflösung und Zeitauflösung der Detektoren.
Wie eingangs erwähnt, verwenden Detektoren vom Stand der Technik SiPM-basierte Sen- sortechnologien, um Magnetresonanztomographiekompatibilität (MRI-Kompatibilität) für den Gebrauch in MR/PET Hybridscannern zu ermöglichen. Ein weiteres Problem mit Hyb- ridscannern ist, dass der Platz für PET-Detektoren und zugehörige Elektronik durch den Röhrendurchmesser des Magnetresonanztomographens (MRT) begrenzt ist. Dies trifft ins- besondere für Ultra-Hochfeld-Tomographen zu. Als Konsequenz des schmaleren Röhren- durchmessers müssen die PET-Szintillationskristalle so kurz wie möglich sein. Kürzere Szin- tillationskristalle verringern ebenfalls die Sensitivität. Die bedeutet auch, dass sich durch die Bedingungen des Röhrendurchmessers der PET-Ring näher am Untersuchungsobjekt befin- det. Abgesehen von Beschränkungen durch Hybridgeräte versucht man auch auf Grund einer höheren Sensitivität und geringerer Kosten PET-Ringe mit möglichst geringem Durch- messer zu verwenden.
Weiterhin ist bekannt, dass viele SiPM-Sensorkonzepte für PET Geräte eine Kodierung der Ausgangskanäle beinhalten, da durch die Erhöhung der Ausgangskanäle die Leistungsauf- nahme 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 SiPMs mit einer Kristallpixelgröße von 0.8 mm verwendet, werden bereits 39270 Auslesekanäle benötigt, falls jeder Kanal individuell ausge- lesen wird.
Um höhere Ortsauflösungen zu erzielen, bestehen aktuelle Sensordesigns aus Sensorchips mit kleineren Pixelgrößen (d.h. aus mehreren, unabhängigen und in einer Matrix angeordne- ten, SiPMs). Hierbei bezeichnet ein Pixel des Sensorchips mehrere individuelle, parallel geschaltete Mikrozellen. 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 Auslese- kanäle eines Chips zu reduzieren [1 -3, 15]. Das aktuellste entwickelte Konzept heißt PS- SSPM [1] und basiert auf ladungsteilenden PS-SiPMs. Ladungsteilenden PS-SiPM- Mikrozellen detektieren das Licht wie herkömmliche SiPM-Mikrozellen. Jedoch beinhaltet dieses Sensorkonzept ein Widerstandsnetzwerk, welches die generierte Ladung abhängig von der Position und der Kodierung verteilt. Der in [1] vorgestellte Detektoraufbau besteht aus einem pixilierten Kristallarray mit einem Abstand von 0.8 mm.
Dieses aktuellste Detektorkonzept ermöglicht den Vorteil einer Ausgangskanalreduzierung durch die Kanalkodierung bei gleichzeitiger hoher Detektorarrayauflösung, welche durch den Gebrauch von pixilierten Szintillationskristallarrays mit einem Abstand von weniger als einem Millimeter erreicht wird. Allerdings beinhaltet es keine DOI-lnformationsdetektion.
Ein in [4] publiziertes Konzept beweist die Möglichkeit einen PET-Detektor bestehend aus monolithischen Kristallen und SiPMs aufzubauen. Wie bereits zuvor erwähnt, lösen monoli- thische Kristalle das Problem von Sensitivitätsverlusten durch den Platzbedarf von Reflektor- folien und zugehörigen Klebern. Außerdem fallen durch das entfallende Zuschneiden und Verkleben der Szintillatorpixel die Produktionskosten von monolithischen Kristallen geringer aus. Die verwendete Dicke der Kristalle beträgt 2mm. Dadurch werden mit dem in [4] ver- wendeten Aufbau Parallaxefehler vermieden, 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 [5] publiziert und in [6] 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 Aus- gangskanäle gegeben. Zur Bestimmung des Moments 2. Ordnung ist ein Summennetzwerk entwickelt worden und in das Widerstandsnetzwerk integriert
Einen Überblick von PET-Detektoren mit DOI-Detektion ist in [7] zusammengefasst. Be- schreibungen und Ergebnisse von Kleintier-PET- und MR/PET-Hybridscannern, welche in den letzten Jahren entwickelt worden sind, befinden sich in [8-1 1].
Detektorkonzepte, welche auf aktueller SiPM-basierter Technologie bestehen und eine Posi- tionskodierung zur Kanalreduktion enthalten, beinhalten keine DOI-Detektion. Deswegen beinhalten PET-Ringe, die mit diesen Detektoren aufgebaut sind, Parallaxefehler in den rekonstruierten Bildern. Darüber hinaus verwenden die meisten Szintillationsdetektoren pixilierten Szinitllatorkristallarrays. Dieses führt wie oben beschrieben zu einem Verlust an Sensitivität bedingt durch die Reflektorfolie und dem Kleber zwischen den Kristallen des Arrays. Aufgrund der fehlenden DOI-lnformation ist man bei der dicke der Kristalle begrenzt. Eine Erhöhung der Sensitivität durch dickere Kristalle geht einher mit einem Verlust an Ortsauflösung bedingt durch fehlende DOI-lnformation und die daraus resultierenden Pa- rallaxefehler. Die in [7] genannten DOI-Konzepte für pixilierte Kristalle sind prinzipiell auch mit beliebig kleinen Szinitllatorkristallen realisierbar, die erwähnten Nachteile wie Sättigungs- effekte und Sensitivtätsverlust gelten aber auch für diese Konzepte.
Aktuell sind SiPM-Sensoren eine der teuersten Komponenten eines PET-Rings.
Das Konzept, welches in [5, 6] realisiert ist, verwendet positionssensitive PMT, welche nicht in starken magnetischen Feldern verwendet werden können. Dadurch sind sie nicht MRT- kompatibel. Das Konzept könnte mit MRT-kompatiblen Avalanche Photodioden (APD) reali- siert werden, was bis heute noch nicht geschehen ist. APDs sind Photodioden, welche durch Anlegen einer geeigneten Bias Spannung im proportionalen Arbeitsbereich betrieben wer- den. Ein von einem optischen Photon generiertes Ladungsträgerpaar erzeugt hierbei durch wiederholte sekundäre Ionisierung weitere Ladungsträgerpaare (Ladungsträgerlawinen). Der resultierende Photostrom hängt von der Lichtintensität ab, wie es bei PMTs der Fall ist. Trotzdem ist eine Realisierung dieses Konzeptes auf SiPM-Mikrozellenebene eine andere Herausforderung, da SiPM-Mikrozellen binäre Sensoren sind und in einem anderen Modus, dem sogenannten Geiger-Modus betrieben werden.
Die Möglichkeit von DOI-Detektion mit positionssensitiven PMTs ist in [10, 11] bewiesen worden.
Forschungsergebnisse mit Detektoren bestehend aus SiPMs und monolithischen Kristallen sind in [12] publiziert. In diesem Ansatz werden SiPMs auf der gleichen Art und Weise be- nutzt, wie das ursprüngliche Konzept für PMTs und APDs in [5, 6] publiziert wurde.
Die Deutschen Patentanmeldungen 10 2016 006 056, 10 2016 014 113 und 10 2016 008 904 offenbaren Sensorchips, mit denen das DOI Problem gelöst oder vermindert werden kann.
Bei dem in der Deutschen Patentanmeldung 102016 006 056 offenbarten Sensorchip müs- sen die Kodierwiderstände und die Widerstände, welche für den Stromteiler verwendet wer- den, signifikant kleiner sein, also mindestens um den Faktor 100, besser 1000 kleiner sein, als die Summierwiderstände, welche wiederum signifikant kleiner sein müssen als die Quenchwiderstände also um den Faktor 100, besser 1000. Dadurch wird wegen des be- grenzten verfügbaren Platzes auf dem Sensorchip die Anzahl der zu kodierenden Mikrozel- lenpositionen begrenzt. Der dort offenbarte Sensorchip basiert jedoch darauf möglichst viele, einzelne Mikrozellen zu kodieren. Dies sollte darüber hinaus für eine möglichst große photo- sensitive Sensorfläche (d.h. große Ausdehnung in x- und/oder y- Richtung) gewährleistet sein. Weiterhin werden pro x- und/oder y- Richtung jeweils zwei Kodierwiderstände benötigt. Darüber hinaus wird die Differenz bzw. der Unterschied in der Größe zu den Nachbarwider- ständen immer geringer, je mehr Mikrozellenpositionen entlang der x- bzw. y- Richtung kodiert werden müssen. Dies führt zu Limitierungen des mit den Sensorchips durchgeführten Kodierverfahrens. Genauso kann dieses Verfahren durch technische Produktionslimitierung begrenzt werden, wo es nicht mehr möglich ist, Widerstandsgrößen präzise zu integrieren bzw. es komplizierter ist, Widerstände vieler verschiedener Werte zu realisieren. Die
Quench- und Summierwiderstände haben jeweils die gleiche Werte, im Gegensatz zu den Kodierwiderständen, was mit gängigen Technologien zur IC (Integrated circuits = integrierte Schaltungen) Herstellung leichter zu realisieren ist.
Ein weiterer Nachteil ist, dass produzierte ICs mit gleicher Kodierung von Kodierwiderstän- den nicht miteinander und deren Kanäle zusammengefasst werden können, ohne die Positi- onskodierung und die Wechselwirkungstiefenkodierung unwiederbringlich zu deaktivieren. Ein zusammenschalten mehrere Sensorchips mit kleiner Sensorfläche zu einer größeren Einheit mit großer Sensorflächer bei Beibehaltung der korrekten Positionskodierung und die Wechselwirkungstiefenkodierung ist sehr Vorteilhaft, da die Produktionsausbeute pro Flä- cheneinheit bei Sensorschips mit kleiner Fläche größer ist als bei Sensorschips mit großer Fläche. Dies wirkt sich sehr vorteilhaft auf die Produktionsstückkosten aus. Weiterhin neh- men die Widerstände auf dem IC relativ viel Platz ein, weswegen verfügbare der Platz für Photodioden verringert ist, was zu einer Reduzierung der Photosensitiven Fläche und somit der Effizienz der Photodetektion (Photodetection Efficiency (PDE) führt.
Es ist die Aufgabe der Erfindung einen Sensorchip zur Verfügung zu stellen, der die Nachtei- le des Standes der Technik überwindet mit dem der Parallaxenfehler bei der Bestimmung einer LOR verringert werden kann. Es soll ein Sensorchip zur Verfügung gestellt werden, der 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.
Die Empfindlichkeit und die Auflösung des Sensorchips sollen verbessert werden. Weiterhin soll der Sensorchip geeignet sein zusammen mit einem MRT insbesondere bei hohen Mag- netfeldern und geringen Magnetinnendurchmessern betrieben zu werden. Die Genauigkeit von klein dimensionierten PET-Ringen bzw. bei PET-Ringen, die eng am Untersuchungsob- jekt anliegen, soll verbessert werden. Der Platzbedarf durch die der Messanordnung zugehö- rige Elektronik soll verringert werden. Die Kosten für die Vorrichtung sollen verringert wer- den. Der Sensorchip soll in seiner Anwendung nicht auf die Verwendung in der PET be- schränkt sein, sondern soll generell für Szintillations-Einkristalle verwendet werden können. Weiterhin soll die Anzahl der Mikrozellenpositionen, die kodiert werden sollen, erhöht wer- den. Eine Kodierung über eine größere Anzahl von Mikrozellen als nach dem Stand der Technik soll ermöglicht werden, wobei die Limitierung durch auf dem IC realisierbare Wider- standswerte vermindert oder aufgehoben werden soll. Die von den Widerständen benötigte Fläche soll verringert werden, so dass auf dem Chip mehr Platz für Mikrozellen bzw. SPADs vorhanden ist. Aufgabe der Erfindung ist es auch gleichzeitig sowohl eine lineare Kodierung der Mikrozellenströme als auch eine quadratische Kodierung der von den Mikrozellenströme erzeugten Spannungsabfällen entsprechend ihrer xy Position zu erreichen, wobei die Kodie- rung insbesondere über die Grenzen eines individuellen Sensorchips erreicht werden soll um eine erfolgreiche Bestimmung der Position und Tiefe der Detektionsposition im monolithi- schen Kristall des Szintillationsdetektors zu erreichen, wenn monolithische Kristalle verwen- det werden, die größer als ein einzelner Sensorchip sind, und deshalb mehrere Sensorchips zum registrieren des Szintillationslichtes erforderlich sind. Der Sensorchip soll eine Lichtde- tektion, insbesondre im IR-, im visuellen und im UV-Bereich ermöglichen.
Ausgehend von dem Oberbegriff des Anspruchs 1 und des nebengeordneten Anspruchs wird die Aufgabe erfindungsgemäß gelöst mit den im kennzeichnenden Teil des Anspruchs 1 und des nebengeordneten Anspruchs angegebenen Merkmalen.
Die eingangs genannten Aufgaben werden gelöst.
Mit dem erfindungsgemäßen Sensorchip 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 soll ermöglicht werden.
Der Detektor kann zusammen mit einem MRT-Gerät betrieben werden. Insbesondere bei Geräten mit kleiner Dimensionierung oder wenn der PET-Ring eng am Untersuchungsobjekt anliegt wird der Parallaxenfehler verringert. Es wird Platz für die zugehörige Elektronik und Kosten eingespart. Der erfindungsgemäße Sensorchip erreicht eine sehr hohe Detailgenau- igkeit. Denn die Anzahl der Abtastungen der Lichtverteilungsfunktion wird dadurch signifikant erhöht, da sogar eine Abtastung auf Mikrozellebene möglich ist. Dadurch erhöht sich die Granularität, welche für die Bestimmung des 2. Momentes verfügbar ist, um einen Faktor, der abhängig von den später beschriebenen Implementierungsmethoden bis zu 160 oder höher gegenüber herkömmlichen SiPM's, Photomultipliem bzw. Avalanche-Dioden betragen kann. Dies führt zu einer genaueren Bestimmung des Moments 2.0rdnung führt. Weiterhin wird die Anzahl der Mikrozellenpositionen, die kodiert werden sollen, erhöht. Eine Kodierung über eine größere Fläche von Mikrozellen als nach dem Stand der Technik wird ermöglicht, wobei keine Limitierung von Widerstandsgrößen vorliegt oder diese vermindert wird. Der Platz, den die Widerstände auf dem Chip einnehmen, wird verringert, weswegen verfügbare der Platz für Photodioden vergrößert wird. Es können Sensorchips mit größeren photosensi- tiven Flächen (größere Anzahl von Mikrozellen) kodiert werden. Eine Linearkodierung der Ströme und eine quadratische Kodierung der Spannungsabfälle sind über mehrere Sen- sorchips möglich. Es wird eine Lichtdetektion im IR-, im visuellen und im UV-Bereich ermög- licht.
Vorteilhafte Weiterbildungen der Erfindung sind in den Unteransprüchen angegeben.
Im Folgenden wird die Erfindung in ihrer allgemeinen Form beschrieben, ohne dass dies einschränkend auszulegen ist.
Erfindungsgemäß wird bei einem Sensorchip eine Linearkodierung von Strömen in einer Ausleserichtung x oder in zwei Ausleserichtungen x und y vorgenommen, wobei die Linear- kodierung in x- und/oder y-Richtung durch eine Reihenschaltung von Kodierwiderständen erfolgt.
Dabei kann das linear-kodierte Signal für die x-Richtung an den Ausgängen ChA, und ChB, und für die y-Richtung an den Ausgängen ChC, und Che, abgegriffen werden. Hierbei ergibt sich annährend lineare, ansteigende oder absteigende Abhängigkeiten zwischen den Signa- len am Ausgang und der x-y-Position an welcher eine Signalinjektion durch die Mikrozellen in das Kodiernetzwerk erfolgt.
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 Position ändern, während das Ausgangssignal eines anderen Kanals oder einer Kombination aus Kanälen sich möglichst linear absteigend mit der x- oder y- Position ändert. Unter einer Linearkodierung im Sinne der Erfindung ist jede Kodierung zu verstehen, die der Formel 1 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, C1-6 bezeichnen Konstanten.
Die Klammern für die Ausdrücke c1, c4, c3 und C6 in Formel 1 sind offene Intervalle im ma- thematischen Sinne.
Formel 1 nimmt Rücksicht darauf, dass Ausführungsformen, die nicht den Anforderungen an eine exakte Linearität genügen, also nur annähernd lineare Kodierungen erzeugen, noch geeignet sein können, die erfindungsgemäße Lehre zu verwirklichen. Im Idealfall ist die Linearkodierung exakt linear. Für den Fall der exakten Linearität sind c2 =1 und c5 =1.
In Abhängigkeit von der Position der Mikrozelle wird der Photostrom auf die Ausgänge ver- teilt und mündet in Positionen innerhalb der Reihenschaltungen, welche eine der zu kodie- renden Position entsprechende Anzahl von Kodierwiderständen Rh in Richtungen x bzw. Rv in y-Richtung haben. Abhängig von dieser Position werden die Photoströme auf die Ausgän- ge ChA, ChB, ChC und ChD verteilt, da abhängig von der Position mehr oder weniger Wider- stände zwischen der Mikrozellenposition und den entsprechenden Ausgängen liegen und somit der Gesamtwiderstand zu den entsprechenden Ausgängen mit der Position variiert. Hierbei sind für N x-Positionen nur N+1 gleich große Widerstände nötig bzw. für M y- Positionen nur M+1 gleich große Widerstände nötig.
Im Folgenden werden Begriffe betreffend den Widerstand definiert.
Unter Widerstandswert im Sinne der Erfindung ist der nominale Wert des Widerstandes in Ohm zu verstehen. Bei Widerstandsmaterialen mit gleicher elektrischer Leitfähigkeit sind die Widerstandswerte bei gleicher Widerstandsgeometrie gleich groß. Bei Widerstandswerten mit unterschiedlicher elektrischer Leitfähigkeit sind die Widerstandswerte bei gleicher Wi- destansgeometrie unterschiedlich groß. Bei Widerstandsmaterialien gleicher Leitfähigkeit und unterschiedlicher Widerstandsgeometrie sind die Widerstandswerte auch unterschiedlich groß.
Der Begriff Widerstand bezeichnet den physischen Widerstand als körperlichen Gegenstand der funktionell bezeichnet ist, ohne dass der Widerstandswert damit nominal festgelegt wer- den soll.
Der Sensorchip weist erfindungsgemäß eine Vielzahl von Mikrozellen auf, die sich dadurch auszeichnen, dass jeder Mikrozelle eine eigene (x,y)-Position zugeordnet wird. Eine Mikro- zelle im Sinne der Erfindung besteht aus mindestens einer Photodiode Dn,m, und einem Stromteiler Sq,nm, mit Ausgängen Sq,v,nm, für die y-Richtung und Ausgängen Sq,h,nm für die x- Richtung, mit Mitteln zum Quenchen, beispielsweise Quenchwiderständen Rq,h,nm und Rq,v,nm der den generierten Photostrom der Dioden in zwei gleich große Anteile teilt. Alternativ kön- nen auch mehre Photodioden Dn,m ... Dn+l,m+k, mit zugehörigen Stromteilern und Quenchwider- ständen zu einer Mikrozelle zusammengefasst werden, wobei I und k beliebige und dem Bedarf entsprechende ganze Zahlen sind. (Figur 2)
In den genannten Abkürzungen für die Stromteiler S und die Quenchwiderstände Rq bedeutet die Indizierung h, dass die entsprechenden Signalbusse in den Ausgang ChA, ChB, für die Indentifizierung der x Position, führt und dass die Indizierung v, dass die entsprechenden Signalbusse in den Ausgang ChC, ChD für die Identifizierung der y Position führt.
Als Photodioden können insbesondere Single Avalanche Photodiods (SPAD's) verwendet werden, wobei sich die Quenchwiderstände gleichzeitig die Funktion des Stromteilers über- nehmen.
Anstelle eines Quenchwiderstandes kann der Quenchprozess auch durch aktives Quenchen, mit den dem Fachmann bekannten Methoden bzw. Mitteln zum Quenchen, z. B. unter Ver- wendung eines Transistors und eines Komparators, eingeleitet werden. In der folgenden Beschreibung wird in den offenbarten Ausführungsformen ein Quenchwiderstand Rq bezie- hungsweise ein mit den Quenchwiderständen Rq,v,nm und Rq,h,nm realisierter Stromteiler S offenbart. Jedoch kann bei allen Ausführungsformen auch ein anderes äquivalentes Mittel zum Quenchen, beispielsweise ein Transistor oder Komparator eingesetzt werden, so dass die Offenbarung nicht auf die Verwendung eines Quenchwiderstandes beschränkt ist.
Die Mikrozellen sind in einem Raster angeordnet, bei dem die Mikrozellen in Reihen in x- Richtung und in y-Richtung angeordnet sind. Dabei sind die Mikrozellen in Reihen bzw.
Spalten vorzugsweise parallel zur der x- Achse und der y-Achse angeordnet. Typischerweise sind 10, 50, 100 oder 1000 Mikrozellen in jeweils der x-Richtung und der y-Richtung ange- ordnet. Die Anordnung enthält dann N Spalten in x-Richtung xn = x1, x2, x3, . . . .xN mit n = 1 , 2, ... N und M Reihen in y-Richtung ym = y1, y2, y3·· · · yM mit m = 1 , 2, ....M. Darüberhinaus sind N und M jeweils auch die Anzahl der Mikrozellen in x und y Richtung. Die Richtungen x und y sind vorzugsweise orthogonal zueinander angeordnet, sie können jedoch auch in einem Winkel angeordnet sein, der von 90° abweicht, so dass ein Rautenmuster entsteht.
Diese Anordnung bildet einen Block. Ein Sensorchip kann eine Mehrzahl von Blöcken auf- weisen, die in einem Raster angeordnet sind. Dabei kann ein Block auf dem gleichen Sub- strat (oder Waver, oder Chip) untergebracht werden, oder auf unterschiedlichen. Die Ausgänge der mit den Quenchwiderständen realisierten Stromteiler Sq,nm, sind über die Verbindungen Ch,nm und Cv,nm mit Signalbussen Ns,h,n für die x- und Signalbussen Ns,v,m für die y-Richtung verbunden. Die Signalbusse Ns,h,n münden in die Knotenpunkten Kh,n (n = 1 ,
2, 3 ...N) und sind über Reihenschaltung von Kodierwiderständen Rh,0, Rh,1 , ... Rh,N, mit den
Ausgängen ChA, ChB verbunden. Die Signalbusse Ns,v,m münden an den Knotenpunkten Kv,m
(m = 1 , 2, 3 . M) und sind über Reihenschaltung von Kodierwiderständen Rv,0, Rv,1, ...
Rv,NM, mit den Ausgängen ChC, ChD verbunden.
Darüber hinaus kann über Kontakte des Sensorchips eine elektrische Verbindung der Sig- nalbusse Ns,v,0 ... Ns,v,M und Ns,h,0 ... Ns,h,N zwischen verschiedenen Sensorchips und mit ex- ternen elektronischen oder elektrischen Schaltungen ermöglicht werden.
Der 1. Ausgang aller Stromteiler in derselben Spalte n des Sensorchips sind mit dem glei- chen Signalbus Ns,h,n des Sensorchips verbunden. Somit gelangen alle Signale aus einer Spalte des Sensorchips in denselben Signalbus der außerdem an dem Knotenpunkt Kh,n in die Reihenschaltung von Kodierwiderständen Rh,0, Rh,1 , ... Rh,N, mündet.
Der 2. Ausgang aller Stromteiler in derselben Reihe h des Sensorchips sind mit dem glei- chen Signalbus Ns,v,m des Sensorchips verbunden. Somit gelangen alle Signale aus einer Spalte des Sensorchips in denselben Signalbus der außerdem an dem Knotenpunkt Kv,m in die Reihenschaltung von Kodierwiderständen Rh,0, Rv,1 , ... Rv,M, mündet.
Mit der Reihenschaltung aus den Kodierwiderständen Rh,0, Rh,1 , ... Rh,N, wird die Linearkodie- rung der Ströme in horizontaler Ausleserichtung (d.h. x-Richtung) gewährleistet. Mit der Reihenschaltung aus den Kodierwiderständen Rv,0, Rv,1, ... Rv,NM, w ird die Linearkodierung der Ströme in vertikaler Ausleserichtung (d.h. y-Richtung) gewährleistet.
Um eine lineare Kodierung der Ströme in x-Richtung zu erwirken, müssen die Kodierwi- dersdtandswerte Rh,1 , ... Rh,N-1 den gleichen Wert Rh haben. Um eine lineare Kodierung der Ströme in y-Richtung zu erwirken, müssen die Kodierwiderstandswerte Rv,1, ... Rv,M-1 den gleichen Wert Rv haben.
Ist die Anzahl der Pixel in x-Richtung und y-Richtung verschieden, so können sich die Ko- dierwiderstandswerte für die x-Richtung und die y-Richtung unterschieden.
Die Anzahl der Kodierwiderstände N für Rh und M für Rv pro Sensorchip beträgt mindestens zwei, und kann Werte von 0,001 Ohm bis 100 MOhm annehmen. Die Anzahl ist dabei eher durch praktische Gegebenheiten begrenzt. Die Kodierwiderstandswerte für Kodierung ChA und ChB der x-Richtung sowie ChC und ChD entsprechend der y-Richtung können verschieden groß sein. Dies kann beispielsweise vor- teilhaft sein, wenn in x- und y- Richtung unterschiedliche viele Mikrozellen vorhanden sind, so dass der Sensorchip oder die Mikrozellen von der quadratischen Form abweichen. In diesem Fall können die Kodierwiderstandswerte, die die größere Anzahl von Pixel kodieren, kleiner sein als in die entlang der anderen Richtung, in der weniger viele Pixelpostionen zu kodieren sind. In einer Ausführungsform können die Summen der Kodierwiderstandswerte für die beiden Richtungen x und y gleich sein.
Um eine Verbindung mehrerer Sensorchips untereinander zu ermöglichen, müssen die Widerstandswerte Rh,0 und Rh,N den gleichen Wert Rh/2 haben. Um eine Verbindung mehrerer Sensorchips untereinander zu ermöglichen, müssen die Widerstandswerte Rv,0 und Rv,M den gleichen Wert Rv/2 haben. Ist die Verbindung hergestellt, so summieren sich die beiden Widerstände Rh/2 bzw. Rv/2 zu einem Widerstand Rh bzw. Rv auf.
Insgesamt sind für N bzw. M x- bzw. y- Positionen nur N+1 bzw. M+1 Kodierwiderstände erforderlich.
Der X und Y Mittelwert der mit der aktiven Sensorfläche des Sensorchip detektierten Licht- verteilung kann gemäß
<X>=(B-A)/(A+B)
<Y>=(C-D)/(C+D) berechnet werden.
Die Gesamtlichtmenge E bestimmt sich zu <E>=A+B+C+D.
A, B, C, D sind die Signale, welche über die Ausgänge ChA, ChB, ChC und ChD abgegriffen werden können. Sie sind im allgemeinen Ströme, es können Ladungen sein, wenn die Strö- me durch entsprechende elektronische Bauteile über Zeitintervalle integriert werden.
Bei der Verwendung des Sensorchips mit einem Szintillator ist <E> proportional zur Energie des detektierten Gammaphotons. <X> und <Y> liefern nach Kalibrierung die x und y - Positi- onen der Fotokonversion innerhalb der aktiven Sensorfläche des Sensorchips.
Um die aktive Sensorfläche des Sensorchips zu vergrößern, kann der Sensorchip vergrößert werden.
Alternativ können identische und auf gleiche Weise produzierte Chips problemlos zusam- mengefasst werden. Dabei werden die die Ausgangskanäle ChA, ChB, ChC und ChD der verschiedenen Sensorchips so miteinander verbunden, dass jeweils nur zwei Kanäle an den beiden Enden des Chips je Kodierrichtung ausgelesen werden müssen. (Figur 4) Dadurch wird es möglich, über noch größere Flächen zu kodieren, da die zu kodierende Fläche nicht mehr durch die Kodierwiderstandsgrößen limitiert ist.
Für jede Pixelspalte x und/oder Pixelreihe y der beiden Ausführungsformen werden die Potentiale an den Signalbussen NS,h,1, NS,h, 2... NS,h,N bzw. NS,v,1, NS,v, 2... NS,v,M über die Summierwiderstände RS,h,n bzw. RS,v,m, abgegriffen und in ein Summiernetzwerk NS,h bzw. NS,v mit nachgeschalteter Summierverstärker Oh bzw. Ov mit den Ausgangskanälen ChE und ChF geführt. Dabei ist eine Ausführungsform möglich, bei der die Signalbusse NS,h,1, NS,h,2, ... NS,h,N für die x-Richtung und/oder die Signalbusse NS,v,1, NS,v, 2... NS,v,M für die y-Richtung an ein externe Summierschaltung bestehend aus Summiernetzwerken NS,h und NS,v, nachge- schalteter Summierverstärkern Oh und Ov mit den Ausgangskanälen ChE und ChF ange- schlossen sind. Die Widerstandswerte für die Summierwiderstände RS,h,n bzw. RS,v,m sind jeweils in einem Summiernetzwerk NS,h bzw. NS,v gleich groß. Die Summierwiderstandswerte können zwischen 1 W bis 100 MW liegen. Die Summierwiderstände RS,h,n bzw. RS,v,m müssen dabei so groß sein, dass der generierte Photostrom von den Mikrozellen nicht wesentlich beeinflusst wird, jedoch klein genug, um nicht das Quenchverhalten der Mikrozellen zu be- einflussen. Die Summierwiderstände RS,h,n bzw. RS,v,m sind über die Signalbusse der Sum- miernetzwerke Ns,h bzw. NS,v zusammengeführt. Somit werden die Signale aufsummiert. Die Summierverstärker Oh und/oder Ov können einen Operationsverstärker OPh bzw. OPv, bein- halten, der geerdet ist und eine negative Rückkopplung mit einem Widerstand RS,h bzw. RS,v besitzt. Über das Verhältnis von RS,h/RS,h,n bzw. Rs.v/RS,v,m kann die Verstärkung des Signals der Ausgangskanäle ChE und ChF eingestellt werden. Die Summierschaltung bestehend aus Summiernetzwerken NS,h und NS,v, nachgeschalteter Summierverstärkern Oh und Ov können in den Sensorchip intergiert sein oder es können sich jeweils Teile davon weniger bevorzugt außerhalb des Sensorchips befinden. Insbesondere können die Widerstände RS,h,1, .... RS,h,n und RS,v,1 , RS,v,m auf den Sensorchip integriert werden, so dass nur die Summiernetzwer- ke NS,h und NS,v als Signalbusse aus dem betreffenden Sensorchips herausgeführt werden müss en und mit externen Summierverstärkern Oh und/oder Ov verbunden werden können. Befindet sich die gesamte Summierschaltung bestehend aus Summiernetzwerken Ns.h und NS,v, nachgeschalteter Summierverstärkern Oh und Ov außerhalb des Sensorchips, so hat dies zur Folge, dass alle Netze NS,h,n und/oder NS,v,m als Signalbusse aus dem Sensorchip herausgeführt werden, was zu einer sehr hohen Anzahl von Ausgangskanälen führt. Sind die Summierwiderstände RS,h,n und/oder RS,v,m in dem Sensorchip integriert, müssen nur die Summiernetzwerke NS,h und/oder NS,v aus dem Sensorchip herausgeführt werden, was mit jeweils einem Ausgangskanal pro Netzwerk realisiert werden kann. Es ist daher zum Ermög- lichen der Vernetzung mehrerer Sensorchips bevorzugt, nicht die komplette Summierschal- tung bestehend aus Summiernetzwerken NS,h und NS,v, nachgeschalteter Summierverstär- kern Oh und Ov in den Sensorchip zu integrieren und die Signalbusse NS,h,1, NS,h,2 , ... , NS,h,N und NS,v,1 , NS,V,2 , ... , NS,v,M aus dem Sensorchip herauszuführen, sondern nur die Wider- stände RS,h,1 , ..., RS,h,n und RS,v,1 , .... RS,v,m auf den Sensorchip zu integrieren und nur die Summiernetzwerke NS,h und NS,v aus dem betreffenden Sensorchips herauszuführen.
Die Potentiale F (NS,h,n) bzw. F (NS,v,m) an den Signalbussen NS,h,n und NS,v,m sollten jeweils möglichst genau eine quadratisch Abhängigkeit der Position der Photoströme der Mikrozel- len in x- und y-Richtung aufweisen. Dies ist erforderlich um das Moment 2. Ordnung der Signalverteilung entlang der x-Richtung und entlang der y-Richtung zu erhalten. Dies ist annäherungsweise gewährleistet, wenn die Widerstandswerte der Summierwiderstände RS,h,1 , ..., RS,h,n und RS,v,1, .. , RS,v,m deutlich größer (> Faktor 10) als die Widerstandswerte der Widerstände Rh,0, Rh,1 , ... Rh,N, und Rv,0, Rv,1, ... Rv,M sind. In diesem Fall ist der Strom, welcher über die Widerstände RS,h,1 , .... RS,h,N und RS,v,1 , ..., RS,v,M fließt vernachlässigbar zum Strom welcher über die Reihenschaltungen Rh,0, Rh,1 , ... Rh und Rv,0, Rv,1 , ... Rv,M fließt. Die Ausgänge ChA, ChB, ChC und ChD werden vorzugsweise mit den Eingängen von externen (nicht auf dem Chip integrierten) Verstärker mit sehr geringer Eingangsimpednaz verbunden, weshalb das Potential der Ausgänge ChA, ChB, ChC und ChD bezogen auf die Knotenpunkte Kh,1 , ... , Kh,N und Kv,1 , ... , Kv,M 0 ist, d.h. auf Masse liegt. Dann ergibt sich für den Gesamt- widerstand, welcher der Strom auf dem Signalbuss NS,h,i an i-ter Position entlang der x- Richtung sieht:
Dieser hängt quadratisch von der Position i ab. Wegen des Ohm’schen Gesetzes U=R*I sind dann auch die Potentiale an den Knotenpunkten Kh,i , welche sich aus dem Produkt von
und den von den mit dem Signalbuss NS, h,i verbundenen Mikrozellen kommenden Strom ergeben, quadratisch in der Position kodiert. Wie in [5] beschrieben, bildet die Reihenschal- tung Rh,0, Rh,1 , ... Rh,N einen Spannungsteiler für den in den Knotenpunkten Kh,i injizierten Strom, welcher zu zusätzliche aufsummierten Spannungsbeiträgen führt, welche letztendlich aber nur als von i unabhängiger Proportionalitätsfaktor N/2. Äquivalente Betrachtungen gelten für NS,v,i an i-ter Position entlang der y-Richtung. Bei Verwendung der Widerstands- werte Rh,0= Rh,N= Rh/2 und Rv,0= Rv,M= Rv/2 und Rh,i,... , Rh,N-1= Rh und Rv,i,..., Rv,M-1= Rv stellt sich ein quadratischer Gesamtwiderstandswert an den Knotenpunkten Kh,1 , ... , Kh,N und Kv,1 , ... , Kv,M und damit die benötigte quadratisch verlaufende Potentialverteilung in den Signal- bussen NS,v,m und/oder NS,h,n automatisch ein. Die daraus resultierenden Signale an den Ausgängen ChE, ChF der Summiernetzwerke Oh und Ov sind proportional zur Breite der Lichtverteilung, welche auf dem Sensorchip auftrifft. Die Breite der Lichtverteilung korreliert stark mit der wechselwirkungstiefe des Gammaphotons und erlaubt deshalb nach Kalibrie- rung der Schaltungen in Abbildungen 1-7 die Bestimmung derselben. Gleichzeitig ist die lineare Kodierung für den Photostrom gegeben, welcher über die Ausgängen ChA, ChB, ChC und ChD eine Bestimmung der Wechselwirkungspostion in der x-y Ebene erlaubt. Die Poten- tiale F(NS,h,n) bzw. F (NS,v,m) an den Signalbussen NS,h,n und NS,v,m können durch entspre- chende zusätzliche Widerstände oder durch modifizierte Kodierwiderstände auch von einer exakten quadratischen Kodierung abweichen. Hierbei muss für die resultierende Potential- kodierung ( F2n)k mit n= 1 , 2, 3... und 0,5 < k < 1 ,5 gelten.
Die Implementierung der beschrieben linearen und quadratischen Kodierung mithilfe der Reihenschaltung Rh,0, Rh,1, ... Rh,N und Rv,0, Rv,1, ... Rv,M , der Herausführung der Signalbusse NS,h,1, NS,h,2... NS,h,N und NS,v,1, NS,v,2... NS,v,M bzw., der Integration der Summierwiderstände
RS,h,1, .... RS,h,N und RS,v,1 ,..., RS,v,M auf dem Sensorchip und Herausführung der Signalbusse NS,h und NS,v und die Verwendung externer Summiernetzwerke Oh und Ov bzw. externer Operationsverstärker mit Rückkopplungswiderständen RS,h und RS,v (Fig. 6) erlaubt eine Zusammenschaltung von mehreren Sensorchips gemäß Figuren 3 und 7 unter Beibehaltung der Information über die Wechselwirkungstiefe und die Wechselwirkungsposition ind er x-y- Ebene.
Die Potentiale F(NS,h,n) bzw. F (NS,v,m) an den Netzen NS,h,n und NS,v,m können durch entspre- chende zusätzliche Widerstände oder durch modifizierte Kodierwiderstände auch von einer exakten quadratischen Kodierung abweichen. Hierbei muss für die resultierende Potential- kodierung (F 2n)k mit n= 1 , 2, 3... und 0,5 < k < 1 ,5 gelten.
Die Figuren zeigen Darstellungen des erfindungsgemäßen Schaltkreises eines Sensorchips und Teilen davon.
Es zeigt:
Fig.1 :.Eine Darstellung in der einzelne Mikrozellen über Signalbusse mit den Ausgangskanä len mit der erfindungsgemäßen Linearkodierung verbunden sind. Fig.2: Eine Ausführungsform, bei der vier SPADs mit zugehörigen Quenchwiderständen zu einer Mikrozelle zusammengefasst sind
Fig.3: Summierschaltung bestehend aus Summiernetzwerken und nachgeschalteten Sum- mierverstärkern.
Fig.4: Eine Ausführungsform, bei der 4 Sensorchips über eine gesamte Reihe und Spalte verbunden sind.
Fig.5: Eine Darstellung wie in Figur 1 mit Summiernetzwerken.
Fig.6: Summierverstärker als externe Beschaltung für auf dem Sensorchip integrierte Sum- miernetzwerke.
Fig.7: Eine Darstellung wie in Figur 4 mit auf dem Sensorchip implementierten Summier netzwerken.
In Figur 1 sind Mikrozellen mit Photodioden Dnm dargestellt, welche in einen Stromteiler Sq,nm münden, der mit den Quenchwiderständen Rq,h,nm, Rq,v,nm realisiert ist. Die Ausgänge der Stromteiler Rq,h,nm münden in Signalbusse NS, h,n , welche in die Knotenpunkte Kh,n und über die Reihenschaltung Rh,0, Rh,1, ... Rh,N, in die Ausgangskanäle ChA und ChB münden. Die Ausgänge der Stromteiler Rq,v,nm münden in Signalbusse NS,v,m , welche in die Knotenpunkte Kv.m und über die Reihenschaltung Rv,0, Rv,1 , ... Rv,M in die Ausgangskanäle ChC und ChD münden. In den Ausgängen ChA und ChB bzw. ChC und ChD befindet sich eine Reihenschal- tung mit den Widerständen Rh,0 - Rh,N Rv,0 - Rv,M.
In Figur 2 sind vier SPADs mit zugehörigen Quenchwiderständen zu einer Mikrozelle zu- sammengesetzt. In ihr haben die gleichen Elemente der Mikrozelle dieselben Bezeichnun- gen, wie in Figur 1 . Innerhalb dieses Sensors münden alle Ausgänge der Stromteiler mit den Kodierwiderständen Rh.nm in einen Punkt Ch, 1 1 der mit dem Eingang eines nicht dargestellten Signalbus NS,h,n verbunden wird. Innerhalb dieses Sensors münden alle Ausgänge der Stromteiler mit den Widerständen Rv,nm in einen Punkt Cv, 1 1 der mit dem Eingang eines nicht dargestellten Signalbus NS,v,m verbunden wird.
Figur 3 zeigt Summierschaltungen, in der die Summiernetzwerke NS,v und NS,h, die mit Ope- rationsverstärkern OPv bzw. OPh verbunden sind, und an ihrem nicht invertierenden Eigang mit einer Erdung verbunden sind. Über den Ausgangskanal ChE, bzw. ChF wird eine negative Rückkopplung mittels der Widerstände Widerstand RS,h bzw. RS,v erreicht.
Figur 4 zeigt vier Sensorchips M1, M2, M3, M4 die über Ch1A, Ch1B, Ch2A und Ch2B bzw. Ch3A, Ch3B, Ch4A und Ch4,B sowie die Ausgangskanäle Ch3D, Ch3C, Ch1D und Ch1C bzw. Ch4D, Ch4C, Ch2D und Ch2C verbunden sind.
Analog sind die Summiernetzwerke NS1 ,v,1 - NS2,v, 1 , NS 1 ,v,2- NS2,v,2, NS1 ,v, M - NS2,v,M sowie NS3,v,1 - NS4,v,1 , NS3,v,2- NS4,v,2, NS3,v,M - NS4,v,M und NS3,h,1 - NS1 ,h, 1 , NS3,h,2- NS1 ,h,2, NS3,h,N - NS1 ,h,N sowie NS4,h,1 - NS2,h,1, NS4,h,2- NS2,h,2, NS4 h N - NS2,h,N über die Sensorchips M1 , M2, M3, M4 verbunden.
In Figur 5 sind Mikrozellen mit Photodioden Dnm dargestellt, welche in einen Stromteiler Sq,nm münden, der mit den Quenchwiderständen Rq,h,nm, Rq,v,nm realisiert ist. Die Ausgänge der Stromteiler Rq,h,nm münden in Signalbusse NS,h,n, welche in die Knotenpunkte Kh,n und über die Reihenschaltung Rh,0, Rh,1 , ... Rh,N, in die Ausgangskanäle ChA und ChB münden. Die Ausgänge der Stromteiler Rq,v,nm münden in Signalbusse NS, v,m, welche in die Knotenpunkte Kv,m und über die Reihenschaltung Rv,0, Rv,1 , ... Rv,M in die Ausgangskanäle ChC und ChD münden. Die Wiedrstände Rh,0 - Rh,N bzw. Rv,0 - Rv,M bilden eine Reihenschaltung deren Enden die Ausgänge ChA und ChB bzw. ChC und ChD sind. Die Widerstände RS,h,1 , ..., RS,h,n und RS,v,1, ..., RS,v,m sind auf den Sensorchip integriert und nur die Summiernetzwerke NS,h und NS,v werden aus dem Sensorchips herausgeführt.
In Figur 6 münden Summiernetzwerke NS,v und NS,h in die Operationsverstärker OPv und OPh. , welche geerdet sind und in die Ausgangskanäle ChF und ChE münden. Die Operati- onsverstärker werden über die Widerstände RS,v und RS,h negativ rückgekoppelt.
Figur 7 zeigt vier Sensorchips M1 , M2, M3, M4 über die sich die Ausgangskanäle Ch 1 Ch1 B, Ch2A und Ch2B bzw. Ch3A, Ch3B, Ch4A und Ch4,B sowie die Ausgangskanäle Ch3D, Ch3C, Ch1D und Ch1C bzw. Ch4D, Ch4C, Ch2D und Ch2C verbunden sind.
Analog sind die Summiernetzwerke NS1 ,v - NS4,v und NS1 ,h - NS4,h über die Sensorchips M1 , M2, M3, M4 verbunden.
Zitierter Stand der Technik:
[1 ]: Gola, A., et al.,“A Novel Approach to Position-Sensitive Silicon Photomultipliers: First Results”.
[2]: Schulz, V., et al., "Sensitivity encoded Silicon photomultiplier— a new sensor for high- resolution PET-MRI." Physics in medicine and biology 58.14 (2013): 4733.
[3]: Fischer, P., Piemonte, C.,“Interpolating Silicon photomultipliers”, NIMPRA, Nov. 2012.
[4]: Espana, S., et al.,“DigiPET: sub-millimeter spatial resolution small-animal PET imaging using thin monolithic scintillators”.
[5]: Lerche, Ch. W., et al.,“Depth of interaction detection for g-ray imaging”.
[6]: US7476864 (B2). [7]: Ito, M., et al.,“Positron Emission Tomography (PET) Detectorts with Depth-of-lntercation (DOI) Capability”.
[8]: Judenhofer, M. S., et al.,“Simultaneous PET-MRI: a new approach for functional and morphological imaging”.
[9]: Ziegler, S. I., et al.,“A prototype high-resolution animal positron tomograph with ava- lanche photodiode arrays and LSO crystals”.
[10]: Balcerzyk, M., et al.,“Preliminary performance evaluation of a high resolution small animal PET Scanner with monolithic crystals and depth-of-interaction encoding”.
[11]: Balcerzyk, M., et al.,“Initial performance evaluation of a high resolution Albira small animal positron emission tomography Scanner with monolithic crystals and depth-of- interaction encoding from a user’s perspective”.
[12]: Gonzalez Martinez, A. J., et al.,“Innovative PET detector concept based on SiPMs and continuous crystals”.
[13]: Siegel, S., et al.,“Simple Charge Division Readouts for Imaging Scintillator Arrays using a Multi-Channel PMT”.
[14]: McElroy, D. P., et al.,“First Results From MADPET-II: A Novel Detector and Readout System for High Resolution Small Animal PET”.
[15]: Berneking, A.,“Characterization of Sensitivity encoded Silicon Photomultiplier for high resolution simultaneous PET/MR Imaging”, Diploma thesis, RWTH Aachen University, 3.12.2012.

Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Sensorchip mit einer Vielzahl von Mikrozellen, denen eine xy-Position zugeordnet ist, bestehend aus einer Photodiode Dn,m,einem Stromteiler Sq,nm, mit Ausgängen Sq,v,nm, für die y-Richtung und Ausgängen Sq,h,nm für die x-Richtung, wobei die die Ausgänge Sq,h,nm mit einem Mittel Rq,h,nm zum Quenschen des Stroms und die Ausgänge Sq,v,nm mit Mit- teln Rq,v,nm zum Quenchen des Stroms ausgestattet sind, welche den generierten Pho- tostrom der Dioden Dn,m in zwei gleich große Anteile teilt, wobei die Mikrozellen in einer Folge von N Spalten in x-Richtung xn,= x1 , x2, x3, ... xn mit n= 1 , 2, 3, ... N und M Reihen in y-Richtung ym,= y1, y2, y3,...ym mit m= 1 , 2, 3, ... M angeordnet sind und die Ausgän- ge Sq,h,nm der Stromteiler Sq,nm für die x-Richtung mit den Ausgangskanälen ChA und ChB für die x-Richtung verbunden sind, wobei Stromleiter der selben x-Position des Sensorchips mit dem gleichen Signalbus NS,h,i verbunden sind, der in den Auslesekanal ChA und ChB in x-Richtung mündet,
dadurch gekennzeichnet,
dass sich in den Auslesekanälen ChA und ChB eine Reihenschaltung von Kodierwider- ständen Rh,0, Rh,1, Rh,2, ... Rh,N befindet, wobei die Signalbusse NS,h,i in Knotenpunkte
Kh,n mit n = 1 , 2, 3 ,...N münden, welche sich zwischen den Kodierwiderständen Rh,0,
Rh,1, Rh,2, ... Rh,N befinden wodurch eine Linearkodierung bewirkt wird und eine Linear- kodierung dann gegeben ist, wenn die Bedingung nach Formel 1
erfüllt ist.
2. Sensorchip nach Anspruch 1 ,
dadurch gekennzeichnet,
dass bei dem die Ausgänge der Stromteiler Sq,v,nm für die y-Richtung mit den Aus- gangskanälen ChC und ChD für die y-Richtung verbunden sind, der in den Ausleseka- nal ChC und ChD in y-Richtung mündet, wobei Stromleiter der selben y-Position des Sensorchips mit dem gleichen Signalbus NS,v,i verbunden sind, der in den Auslesekanal ChC und ChD in y-Richtung mündet, unddass sich in den Ausleekanälen ChC und ChD eine Reihenschaltung von Kodierwiderständen Rv,0, Rv,1, Rv,2 ,...Rv,M befindet, wobei die Signalbusse NS,v,i in Knotenpunkte Kv,m mit m = 1 , 2, 3 ,...M münden, welche sich zwischen den Kodierwiderständen Rv,0, Rv,1, Rv,2 ,...Rv,M befinden wodurch eine Line- arkodierung bewirkt wird und eine Linearkodierung dann gegeben ist, wenn die Bedin- gung nach Formel 1
erfüllt ist.
3. Sensorchip nach Anspruch 1 oder 2,
dadurch gekennzeichnet,
dass mehrere Photodioden Dn,m mit Stromteilern Sq,nm und Mitteln zum Quenschen Rq,h,nm zu einer Mikrozelle zusammengefasst sind und für die x-Position in einen Sig- nalbus NShn münden.
4. Sensorchip nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
dadurch gekennzeichnet,
dass mehrere Photodioden Dn,m mit Stromteilern Sq,nm und Mitteln zum Quenschen Rq,v,nm zu einer Mikrozelle zusammengefasst sind und für die y-Position in einen Sig- nalbus NSvm münden.
5. Sensorchip nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Kodierwiderstandswerte der Kodierwiderstände für die Kodierung der x- Position Rh, 1 , . . . . Rh,N-1 den gleichen Wert haben.
6. Sensorchip nach einem der Ansprüche 1 bis 4,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Kodierwiderstandswerte für die Kodierwiderstände für die Kodierung der y- Position Rv,1 , ... . RvM-1 den gleichen Wert haben.
7. Sensorchip nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
dadurch gekennzeichnet,
dass die die Kodierwiderstände für Rh,n und für Rv,m einen Kodierwiderstandswert zwi- schen 0,001 Ohm und 100 MOhm haben.
8. Sensorchip nach einem der Ansrpüche 1 bis 7,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Anzahl N der Mikrozellen in x-Richtung und die Anzahl M der Mikrozellen in y- Richtung verschieden sind.
9. Sensorchip nach einem der Ansprüche 1 bis 8,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Kodierwiderstansdwerte für die Kodierung ChA -ChB und ChC,-ChD verschieden sind.)
10. Sensorchip nach einem der Ansprüche 1 bis 9,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Signalbusse NS,h,1, NS,h,2... NS,h,N und/oder NS,v,1, NS,v,2... NS,v,M über Sum- mierwiderstände RS,h,n und/oder RS,v,m in Summiernetzwerke NS,h und/oder NS,v geführt werden, denen ein Operationsverstärker Oh, Ov mit den Ausgangsgangskanälen ChE und/oder ChF nachgeschaltet ist.
1 1. Sensorchip nach Anspruch 10,
dadurch gekennzeichnet,
dass die die Operationsverstärker Oh, Ov mit den Ausgangsgangskanälen ChE und/oder ChF außerhalb des Sensorchips angeordnet sind.
12. Sensorchip nach einem der Ansprüche 10 oder 11 ,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Summiernetzwerke NS,h, NS,v außerhalb des Sensorchips angeordnet sind.
13. Sensorchip nach einem den Ansprüche 10, bis 12,
dadurch gekennzeichnet, dass die Summierwiderstände RS,h RS,v,m, außerhalb des Sensorchips angeordnet sind.
14. Sensorchip nach einem der Ansprüche 1 bis 13,
dadurch gekennzeichnet,
dass mindestens 2 Sensorchips in x-Richtung und/oder in y-Richtung über gemeinsa- me Signalbusse NS,h,1 , NS,h,2... NS,h,N und/oder NS,v,1 , NS,v,2... NS,v,M verbunden sind die in Summierwiderstände RS,h,n, RS,v,m, die in Summiernetzwerke NS,h, NS,v münden.
15. Sensorchip nach Anspruch 14,
dadurch gekennzeichnet,
dass die Widerstandswerte RS,h,0 und RS,h,N den Wert RS,h,n/2 sowie die Widerstandswer- te RS,v,0 und RS ,v,M den Widerstandswert RS,v,m/2 haben.
EP19842862.5A 2019-01-28 2019-12-18 Sensorchip für die lichtdetektion Withdrawn EP3918375A1 (de)

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