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Hintergrund
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf das Gebiet der
Photonendetektorarrays und der Akquisition von Signalen von solchen
Arrays. Konkreter bezieht sich die Erfindung auf eine neuartige
Anordnung zum Gewinnen von Signalen aus einem Array aus positionssensitiven
Lawinenfotodioden z.B. für
die PET-Bildgebung.
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Insbesondere
in Bildgebungseinrichtungen gibt es einen weiten Anwendungsbereich
für Fotodiodenarrays.
Verschiedene derartige Fotodioden sind bekannt und gegenwärtig in
Gebrauch. Bei einem bestimmten Fotodiodentyp, der typischerweise
als eine positionssensitive Lawinenfotodiode (PSAPD) bezeichnet
wird, können
die Photonen erkannt und die Orte festgestellt werden, wo sie auf
das Array auftreffen. PSAPDs werden gegenwärtig für medizinische und andere Bildgebungsanwendungen,
wie z.B. die Positronenemissionstomographie (PET)-Bildgebung verwendet.
Durch ihre Fähigkeit
zur Erfassung der Position von auf das Array auftreffenden Photonen
ist ihre Verwendung insbesondere in solchen Anwendungen von Interesse.
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In
PET-Bildgebungssystemen wird auf der Grundlage des Auftreffens von
(durch ein Kernzerfallsereignis erzeugter) Strahlung auf einen Szintillator
ein Bild erzeugt. Gammaquanten, die in einem Objekt durch die Wechselwirkung
eines Positrons mit einem entsprechenden Elektron entstehen, tre ten
in den Szintillator ein und werden in Photonen umgewandelt, die
von optischen Sensoren erkannt werden können. Unter Verwendung einer
PSAPD oder eines anderen Fotodetektors, wie z.B. einer Fotomultiplierröhre (PMT),
kann z.B. Licht erfasst werden, das von einer bestimmten Stelle
in dem Objekt ausgesandt worden ist.
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Es
sind PET-Detektoren gezeigt worden, die Dual End-Ausleseanordnungen verwenden, die zum gleichzeitigen
Erkennen der Daten PSAPDs und eine schnelle Einkanal-PMT enthalten.
In solchen Anordnungen kann zusätzlich
zu den Fähigkeiten
zu einer hohen räumlichen
Auflösung
und Wechselwirkungstiefe (DOI) eine ausgezeichnete zeitliche Auflösung für eine Time
of Flight (TOF)- bzw. Flugzeit-PET-Bildgebung gewonnen werden. Für jedes
Gammaquant, das in einem Objekt ausgelöst und von dem Szintillator
empfangen worden ist, werden solche Positions-, Zeit-, und Energieinformationen
erzeugt.
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PSAPDs,
die in experimentellen PET-Bildgebungssystemen verwendet werden,
sind jedoch relativ klein, wie z.B. in der Größenordnung von 14 mm × 14 mm.
Solche PSAPDs können
an einem Ende eines Szintillatorarrays angebracht sein, um Positionsinformationen
zu liefern, wobei die Einkanal-PMT an dem gegenüberliegenden Ende angeordnet
ist, um zeitliche bzw. Timing-Informationen zu liefern. Durch ein
Kombinieren der Signale von der PSAPD und der PMT werden Energieinformationen
gewonnen, und die relativen Signalpegel an den beiden Detektoren liefern
DOI-Informationen.
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Ein
typisches PET-Bildgebungssystem enthält jedoch eine große Anzahl
solcher Detektorarrays. Folglich erfordern kleine PSAPDs, wie z.B.
die zur Demonstration verwendeten, eine große Anzahl von Vorfeld-Elektronikkanälen, eine
zeitintensive Montage und ein zeitintensives Testen für praktische Anwendungen.
Darüber
hinaus erfordert die Gewinnung von Ausgangssignalen von den PSAPDs
bei einer Gruppierung zu einem tatsächlichen Bildgebungssystem
eine Verdrahtung mit einer relativ hohen Dichte, eine Elektronik
mit einer hohen Dichte zur Signalverarbeitung und so weiter. Die
sich ergebenden Betriebstemperaturen können erhöht sein und durch ein Ansteigen
der Rauschpegel zu einer Verschlechterung der Leistungsfähigkeit
der PSAPDs führen.
Weitere Verbesserungen auf der Grundlage dieser kleineren Abmessungen
scheinen eine Verringerung der Temperaturen deutlich unter die Raumtemperatur
zu erfordern, was in praktischen Anwendungen allgemein zu vermeiden
ist.
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Es
besteht daher Bedarf an einer verbesserten Technik zur Gewinnung
von Positionssignalen von PSAPD-Arrays, die solche Nachteile vermeidet. Insbesondere
besteht Bedarf an verbesserten PSAPD-Arrays von größeren Abmessungen,
die den Ort eines einfallenden Strahlungsphotons in einem Szintillator
identifizieren können,
ohne dass die Anzahl der Ausgangskanäle für die erfassten Daten wesentlich
erhöht
wird.
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Kurze Beschreibung
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Die
vorliegende Erfindung schafft ein System und ein Verfahren zum Erkennen
von Daten in einem PSAPD-Array, die dazu eingerichtet sind, diese
Anforderungen zu erfüllen.
Die Technik kann in einer Reihe von Systemen verwendet werden, ist
aber für die
PET-Bildgebung, die Einzelphotonenemissions-Computertomographie
(SPECT)-Bildgebung, die optische Bildgebung und so weiter besonders
gut geeignet. Das System basiert auf der Verwendung von mehreren
PSAPDs, die auf einem einzigen Halbleiterchip oder Wafer angeordnet
sind. Jede PSAPD erzeugt an ihren Ecken Ausgangssignale, die verarbeitet
werden können,
um einen Quadranten oder einen Bereich der PSAPD zu bestimmen, in
dem ein Photon auf das Array aufgetroffen ist. Die einzelnen PSAPDs
können
durch eine schmale Begrenzung von benachbarten PSAPDs getrennt sein.
Die Ausgänge
von den Leitern an den Ecken der PSAPDs werden anschließend zu
Gruppen zusammengefasst, um die Gesamtzahl der Ausgangskanäle der Anordnung
zu verringern.
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Das
PSAPD-System kann mit weiteren Komponenten verbunden sein, um einen
Detektor zu bilden, z.B. zur Verwendung in einem PET-System. Insbesondere
können
mehrere PSAPDs mit gruppierten Ausgängen einem Szintillator und,
wo es erwünscht ist,
einer PMT zugeordnet sein, um Daten zu erfassen, die für Position,
Zeit und Energie kennzeichnend sind.
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Die
Anzahl der Ausgangskanäle
aus dem PSAPD-System kann gegenüber
der maximalen Anzahl, die sich aus einem separaten Ausgangskanal an
jeder der vier Ecken jeder PSAPD ergeben würde, erheblich verringert werden.
In einer vorliegenden Ausführungsform
kann eine Anordnung von vier PSAPDs z.B. mit nur sechs Ausgangskanälen eine gute
Positionsauflösung
liefern. Durch ein Gruppieren der Ausgänge können jedoch auch andere Anzahlen
von Ausgangskanälen
geschaffen werden, wie es unten genauer beschrieben ist.
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Die
Erfindung kann auch Anwendungsgebiete an anderen Typen und Strukturen
von Fotodetektoren finden. Die hierin beschriebene Technik gemeinsamer
Ausgangskanäle
kann z.B. auf positionssensitive Fotosensoren mit Ladungsaufteilung
bzw. Charge Sharing, wie z.B. positionssensitive Multiano den-Fotomultiplier
(PMTs) unter Verwendung von Charge Division, positionssensitive
Fotodioden (ohne Lawinenverstärkung),
Arrays von Silizium-Fotomultipliern mit Ladungsaufteilung und so
weiter angewandt werden.
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Zeichnungen
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Diese
und weitere Merkmale, Aspekte und Vorteile der vorliegenden Erfindung
werden besser verstanden, wenn die folgende detaillierte Beschreibung
mit Bezug auf die beigefügten
Zeichnungen gelesen wird, in denen gleiche Bezugszeichen die gleichen
Elemente in den Zeichnungen bezeichnen:
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1 zeigt
eine schematische Darstellung eines beispielhaften PET-Bildgebungssystems,
das ein PSAPD-Array gemäß Aspekten
der vorliegenden Vorgehensweise verwendet,
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2 zeigt
eine perspektivische Ansicht eines beispielhaften Detektormoduls
zur Anwendung in einem System des in 1 dargestellten
Typs,
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3 zeigt
eine detaillierte Darstellung eines PSAPD-Arrays zur Verwendung
in einem Modul des in 2 dargestellten Typs,
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4 zeigt
eine schematische Darstellung einer ersten beispielhaften Anordnung
zum Gewinnen von Signalen aus einem PSAPD-Array des in 3 dargestellten
Typs, wobei die Anzahl der Ausgangskanäle auf acht verringert worden
ist,
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5 zeigt
eine Strichzeichnung, die eine simulierte Abbildung der Orte von
Auftreffereignissen von Photonen auf einem 8 × 8-Szintillatorkristallarray auf
der Grundlage der von der Anordnung aus 4 ausgegebenen
Signalen darstellt,
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6 zeigt
eine der 4 ähnliche, schematische Darstellung
einer beispielhaften Anordnung zum Gewinnen von Signalen aus einem
PSAPD-Array, das aber nur sieben Ausgangskanäle aufweist,
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7 zeigt
eine Strichzeichnung einer simulierten Abbildung, die derjenigen
aus 5 ähnlich ist,
aber auf der Anordnung aus 6 basiert,
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8 zeigt
eine weitere alternative Anordnung zum Gewinnen von Signalen aus
einem beispielhaften PSAPD-Array, die sechs Ausgangskanäle verwendet,
und
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9 zeigt
eine Strichzeichnung einer simulierten Abbildung, die denen aus
den 5 und 7 ähnlich ist, aber die Anordnung
aus 8 verwendet.
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Detaillierte
Beschreibung
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Es
werden nun die Zeichnungen betrachtet und es wird zuerst auf 1 Bezug
genommen: Es ist ein beispielhaftes PET-System 10 dargestellt,
das nach bestimmten Aspekten der vorliegenden Technik arbeitet.
Das PET-System 10 enthält
eine Detektoranordnung 12, eine Detektorakquisitionsschaltung 14 und
eine Bildwiederherstellungs- und verarbeitungsschaltung 16 auf.
Die Detektoranordnung 12 enthält typischerweise eine Anzahl
von (allgemein durch das Bezugszei chen 18 bezeichneten)
Detektormodulen, die in einem oder mehreren Ringen angeordnet sind, wie
es in 1 dargestellt ist. Das PET-System 10 enthält auch
eine Bedienerworkstation 20 und eine Bildanzeigeworkstation 22.
Während
die Detektorakquisitionsschaltung 14 und die Bildwiederherstellungs-
und verarbeitungsschaltung 16 in dem dargestellten Ausführungsbeispiel
als außerhalb
der Detektoranordnung 12 und der Bedienerworkstation 20 liegend
gezeigt sind, können
einige oder alle dieser Schaltungen in bestimmten anderen Ausführungsformen
auch als Teil der Detektoranordnung 12 und/oder der Bedienerworkstation 20 vorgesehen sein.
Jede der zuvor genannten Komponenten wird in den folgenden Abschnitten
genau erläutert.
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Während das
obige beispielhafte PET-System 10 oder die zugehörigen Komponenten
anderer Typen von Nuklearbildgebungssystemen im Gedächtnis behalten
werden, wird eine kurze Beschreibung der Funktion eines solchen
Systems geliefert, um die weitere Erläuterung der vorliegenden Technik zu
erleichtern. Die PET-Bildgebung wird in erster Linie verwendet,
um Stoffwechselvorgänge
zu messen, die in Geweben und Organen stattfinden. Insbesondere
erzeugt die PET-Bildgebung
im Gegensatz zu den strukturellen Bildern, die mit Bildgebungsverfahren
wie der Magnetresonanzbildgebung (MRI) und der Computertomographie
(CT) erzeugt werden, typischerweise funktionale Bilder der biologischen und
metabolischen Aktivität.
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Bei
der PET-Bildgebung wird dem Patienten typischerweise eine Lösung injiziert,
die einen radioaktiven Tracer enthält. Die Lösung verteilt sich im Körper und
wird in Abhängigkeit
von dem verwendeten Tracer und den Funktionen der Organe und Gewebe
zu einem unterschiedlichen Grad ab sorbiert. Z.B. verarbeiten Tumore
typischerweise mehr Glukose als ein gesundes Gewebe des gleichen
Typs. Daher kann eine Glukoselösung,
die einen radioaktiven Tracer enthält, von einem Tumor übermäßig metabolisiert
werden, wodurch es möglich
gemacht wird, dass der Tumor durch die radioaktiven Emissionen lokalisiert
und sichtbar gemacht wird. Konkret emittieren die radioaktiven Tracer
Positronen, die mit komplementären
Elektronen in Wechselwirkung treten und unter Erzeugung von Gammastrahlung
zerstrahlen. Bei jeder Zerstrahlungsreaktion werden zwei Gammaquanten
ausgesandt, die sich in entgegengesetzte Richtungen bewegen. In
einem PET-Bildgebungssystem 10 wird
das Paar von Gammaquanten von der Detektoranordnung 12 erfasst, die
dazu eingerichtet ist, festzustellen, dass zwei Gammaquanten, die
zeitlich ausreichend nahe beieinander erkannt worden sind, durch
dieselbe Zerstrahlungsreaktion erzeugt worden sind. Aufgrund der
Natur der Zerstrahlungsreaktion kann die Erkennung eines solchen
Paares von Gammaquanten dazu verwendet werden, die Linie der Reaktionswirkung
zu bestimmen, an der sich die Gammaquanten entlang bewegt haben,
bevor sie auf den Detektor aufgetroffen sind, so dass eine Lokalisierung
des Zerstrahlungsereignisses auf dieser Linie möglich wird. Durch ein Erfassen
einer Anzahl solcher Gammaquantenpaare und Berechnen der zugehörigen Linien,
auf denen sich die Paare bewegt haben, kann die Konzentration des
radioaktiven Tracers in verschiedenen Teilen des Körpers bestimmt
und dadurch ein Tumor erkennt werden. Daher bildet eine genaue Erkennung
und Lokalisierung der Gammaquanten in dem PET-Systems 10 eine
fundamentale und vorrangige Aufgabe.
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Im
Sinne dieser Erklärungen
und wieder unter Bezug auf 1 ist die
Detektorakquisitionsschaltung 14 zum Auslesen von Signalen
eingerichtet, die von den Detektormodulen 18 der Detektoranordnung 12 als
Reaktion auf die Gammaquanten erzeugt worden sind. Die durch die
Detektorakquisitionsschaltung 14 akquirierten Signale werden
an die Bildwiederherstellungs- und verarbeitungsschaltung 16 geliefert.
Die Bildwiederherstellungs- und verarbeitungsschaltung erzeugt auf
der Grundlage der abgeleiteten Orte der Gammaquantenemission ein
Bild. Die Bedienerworkstation 20 wird von einem Bediener des
Systems dazu verwendet, an einige oder alle der beschriebenen Komponenten
Steuerungsbefehle zu erteilen und die verschiedenen Betriebsparameter einzustellen,
die bei der Datenakquisition und der Bilderzeugung helfen. Die Bedienerworkstation 20 kann das
erzeugte Bild auch anzeigen. Alternativ kann das erzeugte Bild auf
einer entfernten Anzeigeworkstation, wie z.B. der Bildanzeigeworkstation 22,
angezeigt werden.
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Die
Detektoranordnung 12 kann eine große Anzahl von Detektormodulen
enthalten. In den gegenwärtigen
Anordnungen können
z.B. mehrere Ringe solcher Module mit einer Anzahl von Modulen pro Ring
vorhanden sein, die zum Umschließen des abgebildeten Patienten
oder Objektes ausreichen. Bei der vorliegenden Erfindung sind die
Detektormodule von einer größeren Abmessung
als bei früheren
Anordnungen und bestehen aus einer Anzahl von PSAPDs, die auf einem
einzigen Chip oder Wafer angeordnet sind. Darüber hinaus können die
Detektormodule die PSAPDs gemeinsam mit einer PMT enthalten, wie
es in 2 dargestellt ist.
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Wie
in 2 gezeigt enthält
das Detektormodul 18 in der beispielhaften Ausführungsform
eine PMT 24, einen optionalen Wellenleiter 26,
einen Szintillator 28 und ein PSAPD-Array 30.
Fachleute werden erkennen, dass der Szintillator 28 von
zerfallendem radioaktiven Material inner halb des abzubildenden Objektes
ausgesandte Gammastrahlen empfängt
und diese Gammastrahlen in Photonen umwandelt, die von der PMT 24 und
dem PSAPD-Array 30 erkannt werden können. Der Wellenleiter 26 wird einfach
verwendet, um die Photonen zu der PMT zu kanalisieren, und wirkt
im Wesentlichen als ein Adapter. Wo die PMT 24 mit dem
Szintillator 28 direkt verbunden sein kann, kann der Wellenleiter 26 aus
der Anordnung entfernt werden. In dem Modul kann ein Array aus beliebigen
geeigneten Szintillatoren, wie z.B. Lutetium-Yttrium-Oxyorthosilikat
(LYSO)-Szintillatoren verwendet werden. Es können natürlich auch andere Szintillatormaterialien
verwendet werden. Wie von Fachleuten erkannt wird, weist der Szintillator
mehrere parallele Kristalle auf, die Gammastrahlung in optische
Photonen umwandeln. Die konkreten Abmessungen der Kristalle hängen typischerweise von
der Natur des für
den Szintillator verwendeten Materials und den Anforderungen der
Anwendung an die räumliche
Auflösung
ab. Wie unten beschrieben wird darüber hinaus typischerweise jeder
PSAPD 32 des PSAPD-Arrays 30 eine Anzahl von Szintillatorkristallen
zugeordnet. Diese Anzahl kann für
jedes PSAPD (wie es hierin beschrieben ist) von 2 × 2 bis 4 × 4 und
aufwärts
bis zu größeren Zahlen
variieren, wie es die räumliche
Auflösung
der Anwendung und das verwendete Szintillatormaterial erfordern.
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Bei
der Benutzung werden auf das Szintillatorarray 28 auftreffende
Gammaquanten in optische Photonen umgewandelt, die sowohl zu der
PMT 24 als auch zu den PSAPDs des Arrays 30 ausgesandt werden.
Die Ausgangssignale, die die Ereignisse in den einzelnen Szintillatorkristallen
lokalisieren, werden von gruppierten Ausgangskanälen gesammelt, um die Gesamtzahl
der Ausgangskanäle
in einer Weise zu verringern, die unten genauer beschrieben ist.
Wie von Fachleuten er kannt wird, bestimmt die Verarbeitungsschaltung
danach in einem Flugzeit-PET-System wie unten beschrieben den Ort
oder die Position, wo das Photon erfasst worden ist, in Abhängigkeit
von der Ausgabe von den PSAPDs. Eine Einkanal-PMT an der gegenüberliegenden Fläche des
Szintillators liefert zeitliche Informationen. Durch Kombinieren
der Signale von den PSAPDs und der PMT werden Energieinformationen
erhalten, und die relativen Signalpegel an den beiden Detektoren
liefern DOI-Informationen.
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3 zeigt
eine detailliertere Darstellung eines 4-PSRPD-Arrays, in dem jede PSAPD an ein Ende
bzw. eine Oberfläche
von vier Szintillatorkristallen angrenzend angeordnet ist. Wiederum
kann eine beliebige Anzahl von gruppierten PSAPDs verwendet werden,
und jeder PSAPD können
verschiedene Anzahlen von Szintillatorkristallen zugeordnet sein. Nur
im Wege eines Beispiels sind hierin vier derartige PSAPDs in der
Gruppierung und jeweils vier Kristalle pro PSAPD dargestellt und
beschrieben.
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Das
in 3 dargestellte PSAPD-Array 30 enthält vier
PSAPDs, die mit den Bezugszeichen 34, 36, 38 und 40 bezeichnet
sind. Begrenzungen 42 trennen die PSAPDs auf einem einzigen
Chip oder Wafer. Die Begrenzungen 42 sind jedoch ziemlich dünn und wesentlich
dünner
als Begrenzungen, die sich in einer Anordnung bei separaten, gruppierten PSAPDs
ergeben würden.
Die Szintillatorkristalle 44 erstrecken sich von dem PSAPD-Array
aus. Die Begrenzungen sind in einer gegenwärtig in Betracht gezogenen
Ausführungsform
Gräben
oder Nuten, die die PSAPDs auf dem Wafer trennen. Es kann jedoch möglich sein,
auch ausreichende Ergebnisse zu erhalten, indem auf getrennten Chips
gebildete PSAPDs mit dem unten beschriebenen Verbindungs- und Verarbeitungsschema
aneinander angrenzend nebeneinander gestellt werden.
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Die
PSAPDs erstrecken sich über
eine Fläche,
die der Fläche
mehrerer Szintillatorkristalle entspricht, wie es oben beschrieben
ist. Weil jede der PSAPDs in der in 3 dargestellten
Ausführungsform
die Flächen
von vier Szintillatorkristallen 44 bedeckt, kann jede PSAPD
als vier benachbarte Bereiche 46 enthaltend angesehen werden.
Wie von Fachleuten erkannt wird, kann auf jeden Bereich zugegriffen
werden, um während
des Betriebs ein Gammaquantenauftreffereignis zu lokalisieren. Um
die Lokalisierung solcher Ereignisse in den Szintillatorkristallen
zu erleichtern, sind vier Kontakte 48 an den Ecken jeder
PSAPD vorhanden. Obwohl es in den Figuren nicht gezeigt ist, werden
Fachleute ebenfalls erkennen, dass über jeder PSAPD allgemein eine dünne Widerstandsschicht
vorhanden ist, um eine Charge Division zwischen einzelnen der Eckkontakte zu
ermöglichen.
Während
die Kontakte von aneinander angrenzenden Ecken der PSAPDs in 3 als direkt
nebeneinander liegend dargestellt sind, erstreckt sich die Begrenzung 20 in
der Praxis zwischen diesen hindurch und isoliert die Kontakte der einzelnen
PSAPDs elektrisch gegeneinander.
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Wie
von Fachleuten erkannt wird, ermöglichen
es die Kontakte jeder PSAPD, eine Bestimmung des Ortes vorzunehmen,
an dem ein Gammaquant auf die Szintillatorkristalle
44 aufgetroffen
ist (und ein resultierendes Photon auf das PSAPD-Array aufgetroffen
ist). Konkret kann unter Verwendung der Anger-Logik ein Bereich
46 auf
jeder PSRPD bestimmt werden, der einem Szintillatorkristall zugeordnet
ist, in dem ein Gammaquant empfangen worden ist. Wenn jeder der
vier Kontakte einer PSAPD (an den Ecken der PSAPD) im Uhrzeigersinn
jeweils mit einem der Buchstaben A, B, C und D bezeichnet wird,
können
die approximierten X- und Y-Koordinaten des Einfallsereignisses
eines Gammaquants durch diese Gleichungen berechnet werden:
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Dementsprechend
kann der jeweilige Quadrant oder Bereich bestimmt werden, wo das
Gammaquanteneinfallsereignis stattgefunden hat. Wie von Fachleuten
ebenfalls erkannt wird, kann eine ähnliche Logik verwendet werden,
um Einfallsereignisse und Photonen bei einer anderen Anzahl von Bereichen,
insbesondere mehr als den vier dargestellten Bereichen, zu lokalisieren.
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Die
vorangegangene Logik zur Identifizierung des Ortes des Einfallsereignisses
eines Gammaquants würde
allgemein erfordern, dass von allen vier Ecken jeder PSAPD Ausgangssignale
erfasst würden.
Gemäß der vorliegenden
Erfindung werden jedoch bestimmte der Ausgangskontakte durch die Verwendung
von gemeinsamen Verbindungen mit Kontakten von anderen PSAPDS in
dem Array vereinigt. 4 stellt eine erste Anordnung
dar, in der die Anzahl der separaten Ausgangskanäle in einem Array mit vier
PSAPDs von 16 auf 8 reduziert wird. Wie in 4 zu
sehen ist, sind die Kontakte 48 der einzelnen PSAPDs 34, 36, 38 und 40 zum
Auslesen zu Gruppen zusammengefasst worden. In dem dargestellten
Ausführungsbeispiel
ist ein erster gemeinsamer Ausgangskanal 50 mit Ecken der
PSAPDs 34 und 36 verbunden, während ein ähnlicher gemeinsamer Ausgangskanal 52 mit
Kontakten der PSAPDs 38 und 40 verbunden ist.
Auf eine ähnliche
Art sind die gemeinsamen Ausgangskanäle 54 und 56 jeweils mit
Kontakten der PSAPDs 34 und 40 bzw. 36 und 38 verbunden. Ähnliche
gemeinsame Verbindungen werden zwischen Ecken der PSAPDs 36 und 38 sowie
der PSAPDs 34 und 40 hergestellt, wie sie jeweils
durch die Bezugszeichen 58 bzw. 60 bezeichnet
sind. Schließlich
legen Kontakte der PSAPDs 34 und 36 gemeinsam
an dem Ausgangskanal 62 an, und Kontakte der PSAPDs 38 und 40 liegen
gemeinsam an dem Ausgangskanal 64 an.
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Im
Betrieb lässt
die Anordnung aus 4 ein Lesen der Ausgänge von
den verschiedenen Kanälen
und von den PSAPDs mit weniger als 16 Kanälen zu, ermöglicht aber immer noch eine
Unterscheidung des Ortes von Gammaquanteneinfallsereignissen innerhalb
der Bereiche jeder einzelnen PSAPD. 5 stellt
eine beispielhafte Abbildung oder Zuordnung 66 der Erkennungsorte
für Ausgangssignale
von den PSAPDs zu Orten eines 8 × 8-Arrays von Szintillatorkristallen
dar, die den PSAPDs zugeordnet sind. Wie in 5 gezeigt
entsprechen mehrere Bereiche 64, 68, 70 und 72 jeweils
den verschiedenen PSAPDs aus 4. Die in 5 gezeigten
Ellipsoide entsprechen Modellorten von Einfallsereignissen von Gammaquanten
in einem Szintillatorkristall. Wie von Fachleuten erkannt wird,
ergibt sich die „Pin
Cushion"-Erscheinungsform
der Abbildung im Wesentlichen aus der Veränderung der Ladungsaufteilung
mit dem Widerstand der Schicht mit hohem Widerstand auf den PSAPDs,
der von der Entfernung von dem Einfallspunkt zu jedem der Eckkontakte
abhängt.
Die relative Unterschiedlichkeit der Ellipsoide, die durch das Bezugszeichen 74 bezeichnet
sind, zeigt, dass die Orte von Gammaquanteneinfallsereignissen unterschieden werden
können,
um während
des Betriebs eine ausreichende Positionssensitivität zu erreichen.
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6 zeigt
eine schematische Darstellung einer Verbindungsanordnung mit gemeinsamen
Ausgängen,
die der in 4 gezeigten ähnlich ist, aber sieben Ausgangskanäle für das 4-PSAPD-Array
aufweist. Im Gegensatz zu der Anordnung aus 4 fasst
diejenige aus 6 die zentralen Kontakte aller vier
PSAPDs zu einem gemeinsamen Ausgangskanal 76 zusammen. 7 zeigt
eine derjenigen aus 5 ähnliche simulierte Abbildung,
die eine gute räumliche
Auflösung
der Gammaquanteneinfallsereignisse durch Analyse der Ausgangssignale
von den Kanälen
aus 6 zeigt.
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Die
Anzahl der Ausgangskanäle
kann weiter verringert werden, wie es in 8 schematisch
gezeigt ist. In dem Ausführungsbeispiel
aus 8 sind die vier zentralen Kontakte der PSAPDs
des Arrays wieder zu einem gemeinsamen Ausgangskanal 76 zusammengefasst,
aber alle vier äußeren Ecken
der PSAPDs sind ebenfalls zu einem gemeinsamen Ausgangskanal 78 gruppiert.
Folglich können
Lokalisierungen von Einfallsereignissen in der Anordnung aus 8 auf
der Grundlage von nur sechs Ausgangskanälen vorgenommen werden. Die
in 9 dargestellte Simulation zeigt, dass ein gewisser,
relativ geringer Anstieg des Unsicherheitsgrades beim Lokalisieren
der Einfallsereignisse besteht, wenn die Gesamtzahl der Ausgangskanäle verringert
wird, aber solche Ereignisse in den verschiedenen Bereichen jeder PSAPD
des Arrays immer noch unterschieden werden können.
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Wie
zuvor erwähnt,
kann jede beliebige Anzahl von PSAPDs in das Array einbezogen werden, und
jede PSAPD kann in eine beliebige Anzahl von Teilbereichen unterteilt
sein, die der Anzahl der Szintillatorkristalle entspricht, an die
angrenzend die PSAPDs angeordnet sind. Weiter unter Bezug auf 8:
Bei einem Einfall eines Gammaquants (und eines zugehörigen Photons)
an einem Ort 80 kann eine beispielhafte Logik zum Lokalisieren
eines Szintillatorkristalls, in dem ein Gammaquanteneinfallsereignis
stattgefunden hat, auf der Grundlage der Ausgangssignale der verschiedenen
Kanäle
wie folgt vorgehen. Zuerst werden die Ausgangssignale von den Kanälen 54 und 56 verglichen,
und weil das Ausgangssignal von dem Kanal 54 das Ausgangssignal von
dem Kanal 56 überschreitet,
wird das Ereignis auf der linken Seite des Arrays lokalisiert. In ähnlicher Weise
können
die Ausgangssignale von den Kanälen 50 und 52 verglichen
werden, und ein größeres Signal
von dem Ausgangskanal 50 lokalisiert das Ereignis in der
oberen Hälfte
des Arrays. Anschließend können die
Signale von den Kanälen 50, 54, 76 und 78 mit
der oben erörterten
Anger-Logik verwendet werden, um die Position 80 in dem
oberen rechten Quadranten der PSAPD 34 zu lokalisieren.
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Es
sollte erkannt werden, dass die Signalverarbeitung auch ermöglichen
kann, dass die Korrelation des Rauschens in den Ausgangssignalen
die Lokalisierung von Gammaquänteneinfallsereignissen verbessert.
Für ein
an der Stelle 80 in 8 auftretendes
Ereignis kann z.B. bemerkt werden, dass das Ausgangssignal von dem
Kanal 56 in der vorangegangen Anger-Logik zur Lokalisierung
des Ereignisses innerhalb der PSAPD 34 nicht direkt beteiligt
sein wird. Das Rauschen von dem Kanal 56 könnte jedoch verwendet
werden, um das Signal von denjenigen Kanälen, die an der Ortsbestimmung
gemäß der Anger-Logik
beteiligt sind, wie z.B. dem Kanal 50, teilweise zu korrigieren.
In der Praxis wird das Rauschen von den einzelnen Ausgangskanälen typischerweise
nicht identisch sein, so dass solche Korrekturen nur partiell erfolgen
können.
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Es
sollte auch erkannt werden, dass die vorliegenden Techniken der
gemeinsamen Verbindung und des gemeinsamen Auslesens wie oben beschrieben
auch mit anderen Vorrichtungen als PSAPDs verwendet werden können. Dieselben
Verbindungsschemata können
z.B. mit positionssensitiven Ladungsteilungs-Fotosensoren, wie z.B.
positionssensitiven Multianoden-Fotomultipliern (PMTs) unter Anwendung
der Charge Division, positionssensitiven Fotodioden (ohne Lawinenverstärkung),
Arrays von Silizium-Fotomultipliern mit Ladungsteilung und so weiter
verwendet werden.
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Im
Wege eines Beispiels sind in bestimmten positionssensitiven Fotomultiplierröhren Ausgänge mit
einem Netz von Widerständen
verbunden. Die Gesamtzahl der Ausgangskanäle von solchen Widerstandsnetzen
kann durch eine Anwendung der vorliegenden Erfindung verringert
werden. Das heißt,
dass die Ausgänge
zusammen mit bestimmten Ausgängen
verbunden werden können
und die oben beschriebene Logik zum Unterscheiden von Signalen von
den verschiedenen Orten in dem Sensorarray verwendet werden kann.
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Es
wird ein Array 30 aus positionssensitiven Lawinenfotodioden 32 geschaffen,
in dem die Ausgangssignalkontakte 48 von den Ecken jeder
Fotodiode zum Auslesen gemeinsam zu Gruppen zusammengefasst werden.
Jede Fotodiode kann auf einem einzigen Wafer oder Chip angeordnet
sein, wobei die Fotodioden durch einen Graben oder eine Nut 42 getrennt
sind. Die Ecken jeder Fotodiode weisen Kontakte zum Auslesen von
Signalen auf, die von Einfallsereignissen von Gammaquanten in einem
angrenzenden Szintillator 28 stammen. Das Gruppie ren der
Kontakte zu gemeinsamen Ausgangskanälen verringert die Anzahl.
der Ausgangskanäle,
wobei es immer noch eine Lokalisierung der Gammaquanteneinfallsereignisse
in den Szintillatorkristallen zulässt. Das Fotodiodenarray kann
an eine Fläche
eines Szintillators angrenzend angeordnet sein, wobei eine Fotomultiplierröhre 24 an
eine andere Fläche
angrenzend anzuordnen ist. Die Detektoranordnung kann für die Positronenemissionstomographiebildgebung
und ähnliche
Techniken verwendet werden.
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Während hierin
nur bestimmte Merkmale der Erfindung dargestellt und beschrieben
worden sind, werden Fachleuten viele Abwandlungen und Änderungen
einfallen. Es muss daher erkannt werden, dass es beabsichtigt ist,
dass die beigefügten
Ansprüche
alle solche Abwandlungen und Änderungen einschließen, die
unten den wahren Geist der Erfindung fallen.
