DE112005002398T5

DE112005002398T5 - Hochauflösender Halbleiterkristall-Bildgeber

Info

Publication number: DE112005002398T5
Application number: DE112005002398T
Authority: DE
Inventors: Levin Palo Alto Craig
Original assignee: Leland Stanford Junior University
Current assignee: Leland Stanford Junior University
Priority date: 2004-09-30
Filing date: 2005-09-30
Publication date: 2007-08-16
Also published as: WO2006039494A2; US8063380B2; JP2008514965A; IL182045A0; WO2006039494A3; US20080042070A1

Abstract

Eine Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung, die folgendes umfasst:
eine Photonenemissionen erzeugende Patientenbestrahlungsstation; und
mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektor, der hinsichtlich der emittierten Photonen in einer edge-on Orientierung angeordnet ist, um die emittierten Photonen direkt aufzunehmen und um ein Signal zu erzeugen, wobei der Halbleiter-Kristall-Detektor mindestens eine Anode und mindestens eine Kathode umfasst, die das Signal als Reaktion auf die emittierten Photonen erzeugt.

Description

PRIORITÄTSANSPRUCH
Diese Anmeldung beansprucht den Nutzen der provisorischen US-Anmeldung mit der Serien-Nr. 60/614,799, die am 30. September 2004 gemäß 35 USC § 119 eingereicht wurde.
TECHNISCHES GEBIET
Ein Gebiet der Erfindung ist die hochauflösende radiologische Bildgebung. Eine beispielhafte Anwendung der Erfindung ist eine Vorrichtung zur Positronenemissionstomographie (PET).
TECHNISCHER HINTERGRUND
Herkömmlich sind Szintillationskristalle in Verfahren der nicht-invasiven medizinischen Diagnostik verwendet worden, die strahlungsemittierende Materialien einsetzen. Ein solches Verfahren ist die Positronenemissionstomographie (PET), die in-vivo eine funktionelle Information über die molekulare Biochemie einer gegebenen radioaktiv markierten Verbindung (Tracer) liefert, die in einen lebenden Patienten eingebracht wurde. Die Radioaktivmarkierung ist ein Positronenstrahler, der zu hochenergetischen Photonenemissionen führt, wenn sich Positronen mit Elektronen in Körpergewebe auslöschen. Die tomographische Bildgebung ist über die Detektion und Lokalisierung der vielen begleitenden hochenergetischen Photonen möglich, die emittiert werden.
Bei der herkömmlichen PET werden die Photonen in einem Szintillationskristall absorbiert, der einen Lichtblitz abgibt. Das Licht wird von einem Photodetektor gesammelt, der das Licht detektiert und in eine elektrische Ladung umwandelt, die verstärkt wird. Das Ergebnis ist ein starkes elektrisches Signal mit einer Amplitude, die die Energie des einfallenden Photons darstellt, einer Position, die angibt, woher das energetische Photon in dem bildgebenden Patienten gekommen ist, und einem Zeitstempel, der kennzeichnet, wann das Ereignis aufgetreten ist. Für eine Bildgebung mit hoher räumlicher Auflösung, die es einem gestattet, äußerst kleine Strukturen zu sehen, beruht die herkömmliche PET auf einer sehr genauen Lokalisierung der energetischen Photonenemissionen. Das bedeutet, dass der Szintillationsdetektor über eine sehr feine Positionsauflösung der eintreffenden Photonen verfügen muss. Um jedoch die einfallenden Photonen effizient zu absorbieren, muss der Kristall auch relativ dick sein. Eine effiziente Absorption von einfallenden Photonen ist wichtig, um eine hohe Zähl-Empfindlichkeit zu gestatten, was sich in eine gute Bildqualität überträgt. Ferner sollten die erzeugten Signale so stark wie möglich sein.
Der Stand der Technik wurde durch die Erfindung weiter geführt, die in dem US-Patent Nr. 6,114,703 von Levin et al. beschrieben ist. Das Patent '703 stellte ein effizientes Verfahren und Vorrichtungen zum Sammeln bereit und machte die großen Oberflächen von langen und schmalen Szintillationskristallen für die Detektion verfügbar. Das Patent '703 offenbarte Verfahren und Vorrichtungen, die die sperrigen und teueren Photomultiplier (PMTs) durch die Verwendung von Halbleiter-Photodetektoren ersetzt haben, wobei solche Halbleiter-Photodioden direkt an Oberflächen der Szintillationskristalle einschließlich mindestens einer großen Oberfläche des Szintillationskristalles angewendet wurden. Die Vorrichtung aus dem Patent '703 hat das aus einem Szintillationsereignis gemessene Ausmaß an Licht verbessert, während die von langen und schmalen Szintillationskristallen gebotene hohe räumliche Auflösung aufrechterhalten wurde. Das Patent '703 hat ferner die herkömmlichen Einzelplättchen-artige Vorrichtungen verbessert, die Strahlung in der großen Fläche des Kristall-Plättchens aufnehmen, indem die mit den optischen Grenzflächen zwischen dem Kristall und PMT assoziierten Kopplungsverluste beseitigt und der PMT der herkömmlichen Vorrichtungen durch direkt abgeschiedene Halbleiter-Photodioden ersetzt wurden.
Ein maßgebliches Ziel bei der radiologischen Bildgebung besteht darin, rekonstruierte Bilder mit einer sehr hohen räumlichen Auflösung zu erhalten. Verbesserungen der räumlichen Auflösung bei rekonstruierten Bildern wurden am häufigsten durch Verringerungen der Größe und Vergrößerungen der Anzahl von Szintillationskristallen erreicht. Die Detektionsempfindlichkeit ist aber einer weiterer beschränkender Faktor. Das Patent '703 war auf Verbesserungen bei der Detektionsempfindlichkeit gerichtet. Um eine hohe Detektionsempfindlichkeit und gute Bildqualität aufrechtzuerhalten, bestanden die Herausforderungen darin, ein fein gepixeltes Array von Szintillationskristallen mit sowohl hoher Detektionseffizienz als auch hoher Lichtsammlung zu entwickeln. Hohe Detektionseffizienz bedeutet, dass die Kristalle relativ lang, dicht gepackt sein und ein relativ großes axiales Sichtfeld (FOV, field-of-view) abdecken müssen. Hohe räumliche Auflösung bedeutet, dass die Kristalle sehr schmal sind.
Ein Problem bei Ausgestaltungen, die über kleine Szintillationskristalle für eine hohe Auflösung verfügen, besteht darin, dass die Herstellung eine signifikante Herausforderung darstellt. Es ist kostspielig und komplex, viele sehr kleine Kristallelemente zu handhaben und sie mit entsprechenden Photodetektorelementen zu justieren. Geringfügige Fehljustierungen könnten die Effizienz der Lichtsammlung verringern. Ein Nachteil bei herkömmlichen Kristall-Plättchen-Vorrichtungen für die PET besteht darin, dass das Plättchen dünn sein muss, so dass es einen relativ schmalen Lichtstrahl auf der Photodetektorebene erzeugt. Somit leiden Kristall-Plättchen-Detektoren (z. B. Gammastrahl-Koinzidenzkameras), die in der PET verwendet worden sind, an geringer Effizienz beim Aufhalten der hochenergetischen Photonen.
Eine frühere Anmeldung mit der Seriennummer 10/664,768, die nun als US-2004-0124360-A1 veröffentlicht ist und am 17. September 2003 eingereicht wurde, (die Anmeldung '768) liefert einen zusätzlichen Hintergrund für die vorliegende Erfindung. Die Anmeldung '768 offenbart unter anderem Szintillationskristall-Plättchen, die in zueinander parallelen Stapeln angeordnet sind. Positionsdetektoren mit Halbleiter-Photodetektoren lesen Licht von großen Flächen der Szintillationskristall-Plättchen, um Wechselwirkungen in den Szintillationskristall-Plättchen zu detektieren, und liefern unabhängig Positionsinformation, die die Wechselwirkungen relativ zu zwei Achsen betrifft.
Eine bevorzugte Ausführungsform in der Anmeldung '768 schließt ein Array von Szintillationskristall-Plättchen ein, die in einer Vorrichtung angeordnet sind, so dass Strahlung auf kleine Endflächen der Plättchen einfällt ("Endflächen-Geometrie" oder "edge-on Geometrie"), und ist in der Anmeldung '768 vollständig beschrieben. Halbleiter-Photodioden lesen Licht von großen Flächen der Kristall-Plättchen. Die Halbleiter-Photodioden in der Anmeldung '768 können gepixelt sein, was bedeutet, dass die Halbleiterdioden sowohl die Detektion von Photonen, die in den Szintillationskristallen erzeugt werden, als auch Positionsinformation über eine Detektion bereitstellen, oder können ein großes Pixel mit einer Fähigkeit zur Positionsbestimmung in dem Pixel sein. In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform der Anmeldung '768 fällt Strahlung auf eine große Fläche von Szintillationskristallen ein ("Großflächen-Geometrie" oder "face-on Geometrie").
OFFENBARUNG DER ERFINDUNG
Bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung stellen eine Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung bereit. Die Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung umfasst eine Photonenemissionen erzeugende Patientenbestrahlungsstation und mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektor, der hinsichtlich der emittierten Photonen in einer edge-on Orientierung) angeordnet ist, um die emittierten Photonen direkt aufzunehmen und ein Signal zu erzeugen. Der Halbleiter-Kristall-Detektor umfasst mindestens eine Anode und mindestens eine Kathode, die das Signal als Reaktion auf die emittierten Photonen erzeugt.
Ein bevorzugtes Verfahren zur radiologischen Bildgebung wird ebenfalls bereitgestellt. Eine Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren wird bereitgestellt, die hinsichtlich einer Patientenbestrahlungsstation edge-on orientiert ist. Jeder der Halbleiter-Kristall-Detektoren umfasst einen Halbleiter-Kristall, mindestens eine Anode, die auf einer großen Fläche des Kristalls angebracht ist, und mindestens eine Kathode, die auf einer gegenüberliegenden großen Fläche des Kristalls angebracht ist. Emittierte Photonen werden aus der Patientenbestrahlungsstation von den Halbleiter-Kristall-Detektoren direkt aufgenommen, so dass der Halbleiter-Kristall die emittierten Photonen direkt absorbiert. Die mindestens eine Anode und Kathode erzeugen ausreichende elektrische Impulse, um eine Position der emittierten Photonen zu bestimmen.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt eine beispielhafte Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung, die ein Array von Halbleiterdetektionskristallen einschließt, gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
2 zeigt eine beispielhafte Cross-Strip-CZT-Platte gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
3 ist eine schematische Ansicht der Cross-Strip-CZT-Platte;
4 ist eine schematische Ansicht von beispielhaften elektrischen Verbindungen für die Cross-Strip-CZT-Platte;
5 zeigt berechnete elektrische Feldlinien, die an Anoden enden (durchgezogene Linien), Steuerungselektroden (gestrichelte Linien) und Kathoden (gepunktete Linien) der Cross-Strip-CZT-Platte der 3;
6 zeigt einen beispielhaft befestigten CZT-Detektor in einer Ausgangsfächer-Trägerplatine zur Kopplung mit Auslese-Elektronik;
7A zeigt Na 511 keV Impulshöhenspektren, die in einem 5 mm dicken CZT-Detektor-Array von eV Products gemessen wurden, das mit einer kollimierten Bestrahlung von Photonen bestrahlt wurde;
7B zeigt Na 511 keV Impulshöhenspektren, die in einem 5 mm dicken CZT-Detektor-Array von eV Products gemessen wurden, das mit einer großflächigen Bestrahlung von Photonen bestrahlt wurde;
8 zeigt die Koinzidenz-Zeit (Zeit-Amplitude-Wandler (TAC, time-amplitude converter)), die aus ansteigenden Signalen gemessen wurde, die auf Kathoden von gegenüberliegenden CZT-Detektoren induziert wurde, die zu einfallenden 511 keV Photonen edge-on angeordnet waren;
9A zeigt eine Reaktion von 32 × 32 × 2 mm³ Detektor-Anoden-Streifen, die in drei zweier Gruppen für einen effektiven zweier Abstand mit einem kollimierten Strahl von 511 keV Photonen verbunden sind, die entlang eines ~ 3 mm Bereiches in 0,2 mm Schritten übertragen werden;
9B–9C zeigen eine Zinnmaske, die ausgeschnitten wurde, um die räumliche Reaktion eines beispielhaften CZT-Cross-Strip-Detektors bzw. ein Schattenbild von 60 keV Strahlen zu zeigen, die durch die Zinnmaske geschickt wurden;
10 zeigt ein beispielhaftes CZT-Array, das hinsichtlich eines kollimierten Photonenstrahles edge-on angeordnet ist;
11A–11D zeigen TAC-Spektren der Kathode zu Anode gegenüber einer kollimierten (0,8 mm breiten) Strahlenposition für edge-on Bestrahlung von 5 mm dicken gepixelten Detektoren von eV und Imarad (11A–11B) und eine Beziehung zwischen dem TAC-Wert des Peaks und der Tiefen-Koordinaten der Kathode zu Anode (11C–11D);
12A–12B zeigen eine bevorzugte Ausführungsform einer Anoden-Ebene bzw. Kathoden-Ebene für eine Cross-Strip-CZT-Detektor-Platte;
13 zeigt eine beispielhafte Anordnung für einen Cross-Strip-Detektor einer zylindrischen Detektor-Gantry;
14A–14D zeigen Ausgestaltungen mit einer zylindrischen Röhre, mehreren Bögen, einem Kasten oder einer Raute bzw. einem doppelten Flachpaneel für die Anordnung von Halbleiter-Detektor-Arrays;
15 zeigt ²²Na Energiespektren der face-on Energie vor und nach Korrekturen der Impulshöhe, die von einer einzelnen effektiven Anode aus einem beispielhaften Cross-Strip-CZT-Array gemessen wurden, das mit einer benachbarten Streifengruppierung getestet wurde, um ein Cross-Strip-Elektrodenmuster nachzuahmen;
16A–16B zeigen ²²Na keV Impulshöhenspektren der Anode, die in einem gepixelten 5 mm Anoden-CZT-Detektor-Array von Imarad Imaging Systems bei kollimierter bzw. großflächiger Bestrahlung gemessen wurden;
17A–17J zeigen unbearbeitete ²²Na Energiespektren mit edge-on kollimiertem Strahl, die von gepixelten CZT-Arrays von eV Products (17A–17E) und von Imarad (17F–17J) für verschiedene Strahlenpositionen zwischen der Kathode und Anode (0,8 mm Strahlenbreite) gemessen wurden;
18 zeigt einen kollimierten Strahl und eine Struktur eines CZT-Arrays für die Ergebnisse, die in den 17A–17J gezeigt sind;
19A–19D zeigen die Verteilung der Impulshöhenverhältnisse von Kathode/Anode für verschiedene ²²Na kollimierte Strahlenpositionen zwischen der Kathode und Anode, die mit dem gepixelten CZT-Array von eV Products und dem gepixelten CZT-Array von Imarad gemessen wurde;
20A–20C zeigen gepixelte Arrays von Imarad und von eV Products; und
21 zeigt Schritte in einem beispielhaften Bildgebungsverfahren.
DIE BESTE ART UND WEISE ZUR AUSFÜHRUNG DER ERFINDUNG
Bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung stellen unter anderem eine Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung bereit, die eine Photonenemissionen erzeugende Patientenbestrahlungsstation und einen Halbleiter-Kristall-Detektor einschließt, der angeordnet ist, um die emittierten Photonen aus der Bestrahlungsstation direkt zu detektieren und elektrische Impulse zu erzeugen. Im Gegensatz zu der herkömmlichen radiologischen Bildgebung, die z. B. in der herkömmlichen PET verwendet wird, ist ein Szintillationskristall nicht erforderlich. Im Vergleich mit auf Szintillation basierenden Detektoren gestattet dies eine direkte und effizientere Umwandlung der emittierten Photonen in ein elektrisches Signal.
Die Kristall-Detektoren werden aus einem Halbleiter mit hoher Dichte und hoher Ordnungszahl (z) hergestellt. Solche Halbleiter werden aus Materialien ausgewählt, die in der Lage sind, die notwendige Absorption von 511 keV Photonen für eine hochqualitative Bildgebung zu liefern. In einer bevorzugten Ausführungsform wird der Halbleiter Cadmium-Zink-Tellurid (CZT) verwendet, obwohl andere Halbleiter mit hohem z-Wert verwendet werden können, einschließlich, aber nicht darauf beschränkt, Quecksilberjodid, hochreines Germanium, usw. Diese und andere bevorzugte Halbleitermaterialien gestatten die Absorption der einfallenden Photonen und erzeugen Signale, die für eine qualitative Bildgebung ausreichend stark sind.
Obwohl ein Halbleitermaterial mit hohem z-Wert verwendet wird, können der z-Wert und die Dichte niedriger sein als z. B. bei einem herkömmlichen organischen Szintillationskristall. Somit kann ein einziger Wafer für die erforderliche Absorption von hochenergetischen Photonen ungenügend dick sein. Aufgrund der Energie der einfallenden Photonen ist es wichtig, dass die Dicke des Kristalls, auf den die Photonen treffen, so groß wie möglich ist. Als ein nicht beschränkendes Beispiel ist es erwünscht, dass 90–95% oder mehr der einfallenden Photonen von dem Kristall absorbiert werden. Basierend auf der Energie der Photonen und auf dem linearen Schwächungskoeffizienten des jeweiligen Halbleitermaterials kann eine bestimmte erforderliche Dicke festgelegt werden.
Zum Beispiel ist es bei CZT erwünscht, dass der Halbleiter-Kristall mindestens 4 cm dick ist, um 511 keV Photonen effizient zu absorbieren. Es ist jedoch unpraktisch, CZT-Kristalle mit einer solchen Dicke zu bilden, es wäre schwierig, ein hohes elektrisches Feld entlang derartiger Vorrichtungen zu erzeugen, und solche Kristalle könnten unerwünschte Ladungsverlust- oder Leckstromeffekte erzeugen. In Halbleiter-Kristallen sind Verunreinigungen und Defekte vorhanden und je länger Elektronen und Löcher vor der Sammlung wandern müssen, umso wahrscheinlicher haften sie sich an die Verunreinigungen und Defekte.
Um das Problem der Dicke anzugehen und eine optimale Verwendung von Halbleitern, wie z. B. CZT, zu gestatten, werden die Halbleiter-Kristalle vorzugsweise so angeordnet oder orientiert, dass sie hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on sind. Unter "edge-on" ist es vorgesehen, dass die Halbleiter-Kristalle derart angeordnet sind, dass die einfallenden Photonen zuerst auf die Kante einer gegebenen Kristallplatte treffen, im Gegensatz dazu, dass sie zuerst auf die Fläche der Kristallplatte treffen (face-on). Einfallende Photonen, die edge-on auf einen Stapel dieser Kristallplatten stoßen, begegnen im Durchschnitt einer minimalen Dicke, die der Plattenbreite des Kristalls gleich ist. Diese edge-on Anordnung gestattet es den einfallenden Photonen, dass sie so viel von dem Halbleitermaterial treffen wie physikalisch möglich ist, und zwar indem die von den Photonen durchwanderte Kristallabmessung so groß wie möglich gemacht wird.
Ein Halbleiter-Kristall, wie z. B. ein CZT-Kristall, der hinsichtlich der einfallenden 511 keV Photonen edge-on angeordnet ist, kann eine überragende Detektionseffizienz für 511 keV Photonen erreichen, was zu signifikant gesteigerten Bildzählungen führt. Die direkte Umwandlung der Energie der 511 keV Photonen in Ladung gestattet es dem CZT, ausgezeichnete Energieauflösungen zu erreichen (~ 2–3% für 511 keV Photonen), was dabei hilft, Zufalls- und Streuungskoinzidenzhintergrund im Vergleich zu auf Szintillationskristallen basierten Systemen für eine verbesserte Quantifizierung der Bilddaten und Auflösung des Bildkontrastes signifikant zu verringern. Das Halbleitermaterial und die edge-on Anordnung können ferner zum Beispiel die Korrektur von Verunreinigungen in dem Material gestatten, so dass weniger teuere Materialien verwendet werden können. Die Verwendung eines relativ neuen, kosteneffektiven Materials für CZT-Detektor-Arrays, beschränkte elektronische Komplexität und kommerziell erhältliche Auslese-Elektronik begrenzen die Entwicklungskosten einer herkömmlich teueren Detektor-Technologie.
Halbleiter-Kristall-Detektoren können eine Elektroden-Konfiguration einschließen, die entweder eine gepixelte oder eine Cross-Strip-Anordnung ist. Die gepixelte oder Cross-Strip-Anordnung erleichtert zum Beispiel die 3-D Ereignislokalisierung. Die räumliche Auflösung kann durch die Konfiguration der Elektroden-Streifen bestimmt werden, die auf den Halbleiteroberflächen abgeschieden ist, die bei CZT ohne signifikante Schwierigkeit < 1 mm betragen kann. Diese elektrodenbestimmte Pixelung erleichtert die Herstellung von ultrahochauflösenden Detektoren sehr. Im Gegensatz dazu verfügen standardmäßige Szintillationsdetektoren nur über eine 2-D Ereignislokalisierung und eine ultrahohe Auflösung erfordert das Schneiden und Zusammenpacken von winzigen (< 1 mm) Szintillationskristallen, was sehr komplex und kostspielig ist.
Die bevorzugte Lokalisierung der 3-D Photonenwechselwirkung erleichtert die Auflösung der Wechselwirkungstiefe (< 5 mm), was es einem System mit einem kleineren FOV (z. B. 8 cm) gestattet, die Effizienz der Koinzidenz-Detektion signifikant zu verstärken (~ 20%), während die Einheitlichkeit der räumlichen Auflösung erhalten wird (z. B. ist für einen 20° Inzidenzwinkel die Unschärfe der Tiefenauflösung der Photonenwechselwirkung durchweg < 1,0 mm). Typische auf Szintillationskristallen basierte PET-Systeme für Kleintiere können andererseits die Tiefe der Photonenwechselwirkung nicht auflösen und benötigen einen relativ großen Detektorenkreis (um den Parallaxenfehler zu abzuschwächen), der eine Effizienz der Koinzidenz-Detektion von nur 2–3% ergibt (pro Zeiteinheit werden weniger Photonen detektiert). Ihre volumetrische räumliche Auflösung ist gut in der Mitte aber schlecht (> 20 mm³) bei größeren radialen Positionen in dem typischerweise zylindrisch geformten System.
Einzelne Kristalle in dem bevorzugten Kristall-Array sind vorzugsweise gestapelt und hinsichtlich der Patientenbestrahlungsstation mit sehr kleinen Lücken und > 99% Kristallpackungsanteil angeordnet. Zum Beispiel kann das Halbleiter-Kristall-Array in einer Ringform, Plattenform oder Kastenform um die Patientenbestrahlungsstation angeordnet werden. Bestimmte bevorzugte Anordnungen begünstigen eine um eine Größenordnung höhere Detektionseffizienz der 511 keV Photonen im Vergleich zu auf Szintillation basierten zylindrischen Ausgestaltungen, die einen relativ großen Durchmesser, kurze Kristalle und größere und variierende Lücken aufweisen, die den Kristallpackungsanteil erniedrigen. Kombinierte Verbesserungen der Detektionseffizienz und räumliche und energetische Auflösungen werden direkt in eine Steigerung mit einer logarithmischen Ordnung der molekularen Probenempfindlichkeit im Vergleich zu erhältlichen Systemen mit Szintillationskristallen übertragen.
In bevorzugten Ausführungsformen können neue Verfahren bereitgestellt werden, um Photonen genau zu positionieren, die in dem Detektor-Gantry gestreut wurden. Das ist bei Systemen mit Szintillationskristallen nicht möglich, weil die Detektoren über Mehrfacharray-Kristalle verfügen, die zu einem PMT gemultiplext werden.
Zusätzlich verwenden bevorzugte Verfahren CZT-Signale zur Korrektur des CZT-Zeitstempels, um die Auflösung der Koinzidenz-Zeit unter Verwendung der bekannten Abhängigkeit des Signalanstieges mit der Wechselwirkungsstelle in einem Detektor zu verbessern. Das ist bei Lichtsignalen, die in Szintillationskristallen erzeugt werden, nicht möglich, weil die Ausbreitung des Lichtsignals in dem Kristall so schnell ist.
Bezugnehmend nun auf die Zeichnungen ist eine bevorzugte Ausführungsform einer PET-Vorrichtung 10 gezeigt. Eine Patientenbestrahlungsstation 12 der Vorrichtung ist herkömmlich und wird nicht im Detail dargestellt. Die Patientenbestrahlungsstation 12 kann zum Beispiel zu kommerziellen PET-Vorrichtungen ähnlich sein, wie z. B. diejenigen, die von GE und Siemens hergestellt werden. Die Patientenbestrahlungsstation 12 erzeugt Photonenemissionen 14, die von einem Halbleiter-Kristall-Detektionsarray 16 detektiert werden. Das Detektionsarray schließt eine Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren, die Kristallwafer oder -platten 18 aufweisen, und eine Vielzahl von Leitern 20 ein, die sich von einer unteren Kante 22 der Platten erstrecken. Wie gezeigt ist, sind die Platten 18 gestapelt, um Schichten zu bilden, und das Array 16 ist hinsichtlich der einfallenden Photonen 14 in einer edge-on Orientierung angeordnet, so dass die Photonen auf eine obere Kante 24 der Platten 18 treffen.
Die Halbleiter-Kristallplatten 18 werden aus einem Halbleitermaterial hergestellt, wie z. B. Cadmium-Zink-Tellurid (CZT), in dem die emittierten Photonen 14 damit wechselwirken, um Elektronen und Löcher zu erzeugen. Für die Kristallplatten 18 wird ein Material mit einem sehr hohen spezifischen Widerstand bevorzugt, so dass ein großes elektrisches Feld ohne einen Überschuss an Leckstrom angelegt werden kann. Der Kristall 18 ist vorzugsweise von hohem Widerstand und dennoch so einheitlich wie möglich, indem er so frei wie möglich von Defekten und Verunreinigungen sein sollte.
Im Allgemeinen wird ein elektrisches Feld erzeugt, das zu der großen Fläche 26 der Platten senkrecht ist. Die erzeugten Löcher wandern parallel zu dem Feld, wie auch der resultierende Strom. Eine resultierende Stromspitze wird in den Anoden- und Kathodenelektroden induziert, die auf den Platten 18 angebracht sind. Aufgrund der edge-on Anordnung der Platten 18 betreten die einfallenden Photonen 14 somit diejenige Kante, die zu der Richtung des erzeugten Stromes parallel ist, und zwar im Gegensatz zu einer typischen Anordnung eines Detektionskristalles, in der die Photonen eine Fläche betreten, die zu der Stromrichtung senkrecht ist. Die Stromspitzen (Impulse) liefern Signale, die vorzugsweise verstärkt, digitalisiert und gespeichert und/oder analysiert werden. Die bestimmten Platten 18, die von den Photonen getroffen werden, als auch die bestimmten getroffenen Elektroden liefern X-, Y- und Z-Positionskoordinaten für die einfallenden Photonen 14. Ein Verhältnis zwischen den Elektrodensignalen der Anode und Kathode oder die Messung der Zeitdifferenz zwischen ankommenden Anoden- und Kathodensignalen (TAC) liefert eine Z-Positionskoordinate (in der von Anode zu Kathode gehenden Richtung).
Die Kristallplatten 18 stellen positionsempfindliche Detektoren für die PET-Vorrichtung bereit, die die emittierten Photonen 14 direkt absorbieren anstatt über den zusätzlichen Energieumwandlungsschritt, der Szintillationskristalle beinhaltet. Die positionsempfindlichen Halbleiter-Kristall-Detektoren (Platten 18) werden vorzugsweise in der edge-on Konfiguration platziert, um eine hohe Effizienz der Photonenabsorption zu unterstützen. Ein wichtiger Vorteil der Halbleiter-Detektoren mit direkter Detektion besteht darin, dass die gesamte einfallende Photonen energie direkt in ein elektrisches Signal in den Halbleitern selbst umgewandelt wird, anstatt auf dem Umwandlungsschritt des Szintillationslichtes zu beruhen, der relativ ineffizient ist. Das gestattet im Prinzip ein größeres elektronisches Basissignal und eine bessere Energieauflösung. Ferner kann eine sehr feine räumliche Auflösung unter Verwendung von standardmäßigen Techniken zur Herstellung der relevanten Elektroden für die Halbleiter-Detektor-Arrays verwirklicht werden. Das könnte dabei behilflich sein, die Auflösungsgrenzen der PET oder anderer radiologischer Bildgebungstechniken weiter zu verschieben.
Die edge-on Konfiguration gestattet es den Photonen, eine relativ große Länge des Halbleiters zu überqueren. Das ist für eine hohe Absorptionseffizienz entscheidend, weil typischerweise ein Halbleiter mit direkter Absorption eine niedrigere Ordnungszahl und Dichte als organische Szintillationskristalle aufweisen würde, und somit über ein geringeres Absorptionsvermögen für die einfallenden Photonen 14 verfügen würde. Zum Beispiel würde 4 cm breites CZT, das hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on angeordnet ist, eine adäquate Absorptionseffizienz für 511 keV Photonen in der PET bereitstellen. Falls sie in der herkömmlichen face-on Konfiguration orientiert würden, müssten viele positionsempfindliche Halbleiter-Arrays zusammen gestapelt werden, um eine adäquate Detektionseffizienz bereitzustellen, weil die Vorrichtungen in der face-on Richtung relativ dünn sind. Das wäre ineffizient und könnte auch eine komplexe Herstellung und Probleme des elektrischen Auslesens aufweisen.
Die elektronischen Leiter 20, die sich von den Elektroden auf dem positionsempfindlichen Halbleiter-Kristall 18 erstrecken, liefern die Vorspannung und das Auslesen für jeden Kristall. Wie in der 1 gezeigt ist, erstrecken sich die Leiter 20 von der unteren Kante 22 anstatt von der Rückseite, was die Standardtechnik darstellt. Bei dieser Konfiguration sind die Leiter 20 nicht im Weg und erfordern keine signifikanten Lücken zwischen den Halbleitern, die die Effizienz der Photonenabsorption verringern würden.
Es ist bevorzugt, dass die positionsempfindlichen Halbleiterplatten 18 in sehr enger Nachbarschaft zueinander in dem Stapel 16 platziert werden. Auf diese Weise muss eine Barriere, die jede Platte 18 trennt, minimal oder vorzugsweise nicht vorhanden sein, damit keine signifikanten Lücken zwischen den Detektionsebenen für einen hohen Kristallpackungsanteil, optimale Photonenabsorptionseffizienz und hohe Abtastung der Strahlungsverteilung vorhanden sind. Falls jedoch eine Barriere verwendet wird, ist eine beispielhafte Barriere eine elektrisch isolierende Schicht, mit oder ohne eingebetteten elektrischen Spuren. Um die Signale von jeder Elektrode in dieser dicht gepackten Anordnung auszulesen, sind vorzugsweise die Leiter 20 mit einem ASIC-Vorverstärker, Verstärker und Auslösechip und anschließend mit einem Digitalisierer und einer Steuerung gekoppelt. Die Position der Leiter 20 (die sich von der unteren Kante 22 erstrecken) gestattet es den Platten 18, eng gestapelt und hinsichtlich der einfallenden Photonen 14 edge-on angeordnet zu werden, was das Auslesen der Signale aus den Elektroden erlaubt.
Die 2–3 stellen eine beispielhafte "Cross-Strip"-Einzelkristall-CZT-Detektor-Platte 30 dar. Die Platte 30 umfasst einen 32 mm × 32 mm × 2 mm dicken CZT-Wafer 32 mit einem Cross-Strip-Elektrodenmuster 33, das auf dessen großflächigen Oberflächen abgeschieden wurde, das die Anoden-Streifen 34 an dem Unterteil des Wafers und die Kathoden-Streifen 36 an dem Oberteil einschließt, die senkrecht zu den Anoden orientiert sind. Die Elektroden in der Detektor-Platte 30 können aus beliebigen verschiedenen leitfähigen Materialien sein, die an den großen Flächen der Platte haften. Das Elektrodenmuster bestimmt die Wechselwirkungsposition der einfallenden Photonen 14, die auftreffen. Das abgeschiedene Muster schließt somit eine spezifische Größe, Breite und Abstand der Elektrode ein. In bevorzugten Ausführungsformen zur Verwendung in der PET sind die Anoden-Streifen 34 sehr schmal (als ein nicht beschränkendes Beispiel, 50 μm breite Spuren) und die Kathoden-Streifen 36 sind verhältnismäßig viel breiter (als ein nicht beschränkendes Beispiel, 10-100-fach breiter). Die breiteren Kathoden-Streifen 36 gestatten zum Beispiel verbesserte Charakteristika des Signaltimings. Für eine andere Photonendetektion als in der PET kann es jedoch bevorzugt sein, dass die Anoden- und Kathoden-Streifen 34, 36 von ähnlicher oder gleicher Größe sind.
In der gezeigten Platte 30 (Anodenseite nach oben in der 2) gibt es 64 Anoden- + 64 Kathoden-Streifen (128 elektronische Kanäle pro Array). Die Elektroden 34, 36 sind auf dem beispielhaften CZT-Wafer 32 mit einem 0,5 mm Abstand platziert und die Crossed-Strip-Konfiguration ergibt 0,5 × 0,5 = 0,25 mm² Pixel. In einer alternativen Ausführungsform kann ein größerer Streifen-Abstand implementiert werden, um die Anzahl von benötigten elektronischen Auslesekanälen signifikant zu verringern (und damit die Komplexität und Kosten). In weiteren alternativen Ausführungsformen kann zur Verringerung der Streifenanzahl ein feiner Abstand des Anoden- und Kathoden-Streifens verwendet werden, aber benachbarte Streifen können miteinander verbunden werden, um den erwünschten größeren Streifen-Abstand über die resultierenden Teilgruppen von Streifen effektiv zu erhalten.
Es ist ungefähr ein 1 mm Totbereich 37 vorhanden, der den Umfang von jedem Array umgibt. Einer der Vorteile einer edge-on Orientierung besteht darin, dass dieser Totbereich den Packungsanteil zwischen den Modulen nicht beeinträchtigt. Zusätzliche "Steuerungs"-Elektroden 38 bei einem 500 μm Abstand sind zwischen den Anoden-Streifen 34 platziert, um das lokale elektrische Feld zwischen den Anoden zugunsten einer besten Ladungssammlung zu formen, indem die Ladung in Richtung auf die Anoden gesteuert wird. Die Komponenten oben, unten und rechts von dem Array sind "Zebra"-Streifen, die verwendet werden, um sowohl die Anode als auch Kathode mit dem Ausleseschaltkreis zu verbinden. Ein Auffangring (guard ring) 39, der um die Kante des Kristalls 30 angebracht ist, macht das Feld um die Kante herum einheitlich.
Die Anoden 34 sammeln die Ladung für die Analyse der Impulshöhe und X-Position ein, während die Kathoden 36 die Y-Position und das Timingsignal für das Ereignis liefern. Die Ereignisposition kann der Anode 34 mit dem größten Signal zugewiesen werden oder ein gewichteter Mittelwert oder eine andere Analyse der einzelnen Anoden-Streifen-Signale kann durchgeführt werden, um eine intrinsische räumliche Auflösung zu erhalten, die größer als der Streifen-Abstand ist. Die Anodenempfindlichkeit auf Lochsignale wird durch Ausnutzung des "Kleinpixel-Effektes" in einer Streifenelektrodenkonfiguration minimiert, indem schmale Anoden verwendet werden. Somit kann die Detektor-Platte 30 eine selektierbare räumliche Auflösung auf der Basis des Musters der Elektroden 34, 36 und des Abstandes zwischen den Spuren bereitstellen. Diese Auflösung in bevorzugten Ausführungsformen kann viel größer gemacht werden als sie für herkömmliche Szintillationskristalle verfügbar ist.
Ein beispielhaftes Verfahren zur Lieferung der Zeit, Position und Energie unter Verwendung der beispielhaften Halbleiter-Kristall-Detektoren 30 ist im Allgemeinen in der 21 gezeigt. Ein hochenergetisches Photon betritt eine Detektor-Gantry, die die Detektoren 30 hält (Schritt 150), und das Photon wechselwirkt in mindestens einem der Detektoren unter Erzeugung von Elektronen und Löchern (Schritt 152). Die Löcher wandern in Richtung auf die Ebene, auf der die Kathoden 36 abgeschieden sind (Schritt 154), und die Elektronen wandern in Richtung auf die Ebene, auf der die Anoden 34 abgeschieden sind.
Um eine Zeit der Photonenwechselwirkung zu bestimmen, wird ein Ereigniszeitstempel aus einem Anstieg des Kathodensignals gemessen (Schritt 156). Der Ereigniszeitstempel wird unter Verwendung einer bekannten Abhängigkeit der Signalanstiegszeit oder anderer zeitabhängiger Signaleigenschaften mit Z-Koordinaten (Wechselwirkungstiefe) korrigiert (Schritt 158). Um die Z-Koordinate zu bestimmen, werden die induzierten Signale auf der Anode 34 und Kathode 36 digitalisiert (Schritt 160). Die Wechselwirkungskoordinaten X und Y werden aus den Anoden- und Kathodensignalen bestimmt und die Z-Koordinaten werden entweder durch das Impuls höhenverhältnis der Kathode zu Anode oder aus der Zeitdifferenz zwischen der Ankunft der Kathoden- und Anoden-Impulse bestimmt (Schritt 162).
Um die Ereignisenergie zu bestimmen, wird die Anoden-Impulshöhe aus der Anoden-Impulshöhe bestimmt (Schritt 164). Die Ereignisenergie wird unter Verwendung einer bekannten Abhängigkeit (z. B. über Systemkalibrierung) der Impulshöhe und der bestimmten Z-Koordinate korrigiert (Schritt 166).
Die 4 zeigt einen beispielhaften Cross-Strip-CZT-Detektor 40, der mit der Auslese-Elektronik 41 gekoppelt ist. Die 6 zeigt den Detektor 40 in einer Ausgangsfächer-Trägerplatine zur Kopplung mit der Elektronik 41 montiert. Eine beispielhafte Ausgestaltung verwendet 40 × 40 mm² Cross-Strip-CZT-Wafer. Die Anoden 42 sind 50 μm breit und sind als schmale vertikale Banden in der 4 gezeigt. Die Steuerungselektroden 44, zum Beispiel 200 μm breit, sind zwischen (100 μm beabstandet von) den Anoden-Streifen 42 eingefügt, um das Wichtungspotential der Anoden nahe der Anoden zu konzentrieren. Die 5 zeigt die modelberechneten Ergebnisse für elektrostatische Feldlinien für die Streifen-Konfiguration. Die elektrostatischen Äquipotentialoberflächen sind senkrecht zu den gezeigten elektrischen Feldlinien. Die Steuerungselektroden 44, die sämtlich miteinander verbunden und unter einer etwas (~ 10%) niedrigeren Vorspannung als das Anodenpotential sind, formen ebenfalls das Feld, um die Ladungssammlung zu verbessern, indem Ladungsverluste zu den Lücken zwischen Elektroden minimiert werden. Diese Elektroden führen die Signalladung, die in dem Lückenbereich wandert, von der Lücke weg in Richtung auf die Anoden.
Die Kathoden 46 sind als horizontale Banden angezeigt und sind in dem beispielhaft gezeigten Detektor 40 400 μm breit und um 100 μm getrennt. In einer bevorzugten Ausgestaltung sind die Kathoden-Streifen 46 ~ 4,95 mm breit auf einem 5 mm Abstand. Aufgrund der relativen Größe der Kathoden 46 und Anoden 42 werden die Kathodensignale induziert, sobald die Ladung erzeugt wurde. Somit werden die Kathodensignale für das Ereignistiming verwendet. Die Kathodenseite wird nahe der Bezugsmasse gehalten.
Bei der Cross-Strip-Elektroden-Konfiguration, wie z. B. bei derjenigen, die in der Cross-Strip-Platte 30 gezeigt ist, wird die Wechselwirkungstiefe Z zwischen der Anode 34 und Kathode 36 stark mit dem Verhältnis der Impulshöhe von Kathode zu Anode und ferner an der Zeitdifferenz zwischen der Ankunft der Anoden- und Kathodensignale korreliert. Diese Beziehung ist wichtig, weil sie die Z-Position für das Ereignis liefert. Für Photonenwechselwirkungen, die näher an der Oberseite (Kathodenseite) des Detektors auftreten, kann sich ferner ein Elektroneneinfang ereignen. Das führt dazu, dass die Ladungssammlung der Anode und deshalb das Energiesignal tiefenabhängig wird. Intrinsische Schwankungen bei dem Elektronentransport durch einen Detektor hindurch können in jedem Pixel gegenüber der Tiefe kalibriert werden. Somit können Unterschiede in der Detektorqualität (z. B. Verunreinigungsgrade) in den Kleinpixel- oder Cross-Strip-Detektoren im Vergleich zu anderen gebräuchlicheren Detektorausgestaltungen toleriert werden. Bei der PET, wenn die Arrays hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on orientiert sind, kann die Tiefen-Koordinate Z zwischen der Kathode und der Anode entweder die axiale oder tangentiale (transaxiale) Koordinate in der entsprechenden Systemausgestaltung darstellen, und zwar abhängig von der Orientierung der Detektor-Platten hinsichtlich der Systemachse.
Die Charakteristika der Signalfortpflanzung in dem Cross-Strip-Detektor sind untersucht worden. Die auf den Kathoden 36 induzierten Signale fallen typischerweise annähernd linear mit der Wechselwirkungstiefe von der Kathode ab und werden für Wechselwirkungen, die nicht unmittelbar unter einem Kathoden-Streifen sind, von zwei oder mehreren Kathoden wahrgenommen. Andererseits nehmen die Anoden 34 aufgrund ihrer schmalen Breite und des Vorhandenseins der breiteren Steuerungselektrode die Elektronenwolke solange nicht wahr, bis sie relativ nahe ist. Weil das Wichtungspotential in der unmittelbaren Nachbarschaft von jeder Anode lokalisiert ist, werden somit die Anodensignale durch den Locheinfang nicht signifikant beeinträchtigt. Der Effekt hiervon ist, dass die Anoden 34 am meisten auf das Elektronensignal empfindlich sind, was dem "Kleinpixel-Effekt" äquivalent ist, der bei der Ausgestaltung von gepixelten CZT-Detektoren häufig ausgenutzt wird. Jedoch unterliegt das Elektronensignal dennoch dem Einfang bei ungefähr dem 10%-Niveau für nicht tiefe Wechselwirkungen (die nahe der Kathoden-Ebene auftreten) aufgrund der relativ langen Wanderungszeiten zu der Anode. Unter der gegebenen großen Abhängigkeit des Kathodensignals von der Tiefe kann das Anodensignal um dessen Tiefenabhängigkeit korrigiert werden, indem das Signalverhältnis der Kathode/Anode analysiert und kalibriert wird, um im Wesentlichen die Photopeak-Ausschweifung zu verringern und Energieauflösungen von ~ 2% FWHM bei 511 keV zu erzielen.
Weil die durch eine hochenergetische Photonenwechselwirkung erzeugte Elektronenladungswolke für Streifendetektoren mit einem 500 μm Abstand so groß wie ein paar Hundert Mikrometer an den Anoden 34 sein kann, erzeugt ein signifikanter Anteil von Wechselwirkungen Ladungswolken, die von zwei benachbarten Anoden wahrgenommen oder geteilt werden. Effekte der Ladungsteilung sind eingehend untersucht worden. Eine zusätzliche Verbesserung bei der Photopeak-Reaktion ist über die Verwendung der Nachbarstreifen-Summierung möglich, um die Ladungsteilung zu korrigieren. Um das vollständige Signal für solche Ereignisse wiederherzustellen, schließt das bevorzugte Datenverarbeitungssystem die Beiträge aus Nachbarstreifen in der Messung der Ereignisenergie ein. Das bedeutet, dass die Impulshöhen aus sämtlichen beteiligten Anoden für jedes Ereignis summiert werden, um die Gesamtimpulshöhe zu bilden, aus der die Energiereaktion bestimmt wird. Zusätzlich kann die transversale Position aus dem Verhältnis der beteiligten einzelnen Anodensignale genau bestimmt werden. Diese Information gestattet eine Korrektur des Signalverlustes an den Steuerungselektroden und Lücken.
Anstelle der Cross-Strip-CZT-Detektor-Platte 30 schließen alter native Ausführungsformen ein vollständig gepixeltes (Matrix aus winzigen quadratischen Pixelelektroden) CZT-Array ein, von dem Beispiele in den 14A–14C gezeigt sind. Dieser Arraytypus schließt vorzugsweise eine herkömmliche Kathoden-Ebene und eine gepixelte Anoden-Ebene ein. Zwei getestete Vorrichtungen wiesen eine 5 mm Dicke und 64 (8×8) bzw. 256 (16×16) Pixel auf. Die 64-Pixel Vorrichtung verfügte über 2,4 mm Pixel (Platin) auf einem 2,5 mm Abstand (eV Products, Saxonburg, PA). Die 256-Pixel Vorrichtung verfügte über 2,25 mm Pixel (Indium) auf einem 2,5 mm Abstand (Imarad, Rehovot, Israel). Aufgrund der relativ großen Pixelgrößen der Anode und der vollständig gepixelten Beschaffenheit liefern diese Vorrichtungen nicht so gute energetische und räumliche Auflösungsergebnisse wie bevorzugte Cross-Strip-Arrays und können mehr als fünfmal so viele Auslesekanäle pro Fläche erfordern. Bei anderen Detektionsverfahren für Photonen als die PET kann es jedoch erwünscht sein, die gepixelte Anordnung zu verwenden.
Der spezifische Widerstand und der Leckstrom in beiden gepixelten Detektoren wurden durch Messung des I-R-Abfalls in dem GΩ Lastwiderstand an jedem Detektor gemessen. Der gemessene spezifische Widerstand und der Leckstrom für das CZT-Material von eV Products bzw. Imarad betragen 1,5 × 10¹¹ und 3,0 × 10¹⁰ Ω^–cm, und 0,4 und 2,0 nA bei 200 V in den Detektoren. Diese Parameter erlauben uns sicherzustellen, dass das Imarad-Material, das wegen seinen geringeren Kosten ein mögliches Material für einen bevorzugten Cross-Strip-Detektor darstellt, von hoher Qualität ist.
Um die Elektroden der getesteten Detektoren mit der Auslese-Elektronik zu verbinden, wurden in einer beispielhaften Ausführungsform "Zebrastreifen" (Z-Streifen) von Fujipoly verwendet, die den Zusammenbau und das Auseinandernehmen zum Testen einfach gestatten. Die Z-Streifen sind Stücke aus Silikongummi mit silberteilchenbeladenen Streifenebenen mit einem 125 μm Abstand. Für das Cross-Strip-Array werden die Streifen vorzugsweise auf den Pads am Ende von jeder Elektrodenebene auf jeder Seite des Detektors platziert und die Pads auf der Vorspannungsplatine werden mit der anderen Seite des Z-Streifens ausgerichtet. Die Vorspannungsplatine stellt das R-C-Netzwerk der Vorspannung zu jeder einzelnen Anode und den Steuerungselektroden bereit und leitet ihre Signale zu einem Satz von Mikrokonnektoren. Durch Aufbringen von Druck auf die Z-Streifen wird der elektrische Kontakt zwischen den Pads und den Elektroden hergestellt. In dem Fall, der in der 1 gezeigt ist, wurden T-förmige Z-Streifen verwendet, um die Signale von dem Oberteil des Detektors zu dem Schaltkreisplatine direkt unterhalb des Arrays (nicht gezeigt) zu kanalisieren.
Die 6 zeigt die Cross-Strip-Detektor-Platte 30, die in einer Ausgangsfächer-Trägerplatine montiert ist, die ferner Vorspannungs- und Filterkomponenten hält. Die 128 (Anode plus Kathode) Signalkanäle wurden zu einzelnen Eingangskanälen von acht 32-Kanal-ASIC-Signalprozessoren geroutet, die als RENA-Chips (Readout Electronics for Nuclear Applications, Auslese-Elektronik für nukleare Anwendungen) bezeichnet werden und von Nova R&D, Inc. (Riverside, CA) entwickelt wurden. Jeder RENA-Kanal schließt einen ladungsempfindlichen Vorverstärker, Filterverstärker, Peakdetektor und Peak Sample & Hold, Smart/Sparse-Auslesetechnologie und einen Ausgang zu einem herkömmlichen Impulshöhenanalysator ein. Die RENA-Platinen und eine Hilfsplatine in dem ADC zur Digitalisierung der einzelnen Impulshöhen kommunizieren mit einer Logikplatine, die über eine FPGA-Steuerung verfügt und sämtliche Strom- und Datenverbindungen für den Laborcomputer bereitstellt. Die RENA-Chips werden von einem Analysesystem auf der Basis eines Labor-PCs gesteuert und ausgelesen.
Die 7A–7B zeigen das Ergebnis der Bestrahlung des gepixelten 5 mm dicken Detektors von eV Products (500 V Vorspannung) mit sowohl einem kollimierten (Breite ~ 0,8 mm) Strahl (links) als auch einer großflächigen Bestrahlung (rechts) mit ²²Na (511 keV) Photonen. Die Amplitude der Signale in CZT-Detektoren ist eine Funktion der Wechselwirkungstiefe, was auch bei Szintillationsdetektoren der Fall ist. Bei CZT besteht diese Tiefen abhängigkeit aufgrund der unvollständigen Ladungssammlung für Wechselwirkungsstellen, die von der Anode entfernt liegen. Diese Schwankung bei der Ladungssammlung mit der Tiefe erzeugt eine niedrige Energieausschweifung in dem Peak des Impulshöhenspektrums, wie in den Spektren der 7A–7B vor der Korrektur zu sehen ist.
In CZT kann die Wechselwirkungstiefe für jedes Ereignis aus dem Verhältnis der Signale von Kathode zu Anode genau bestimmt werden und mit der richtigen Kalibrierung von Korrekturfaktoren kann dieser Effekt der Ladungsabschwächung für jedes Ereignis korrigiert werden. Das bedeutet, dass unter Verwendung des Verhältnisses von Kathode zu Anode Korrekturfaktoren bestimmt werden und dass die Impulshöhe für jedes Ereignis mit dem entsprechenden Korrekturfaktor multipliziert wird. Jedes Ereignis kann somit um tiefenabhängige Effekte der Ladungsabschwächung, wie z. B. Locheinfang, korrigiert werden und korrigierte Spektren hoher Qualität, wie z. B. in 7A–7B gezeigt ist, können im Vergleich zu dem Fall vor der Korrektur immer mit einer effektiven Steigerung der Photopeak-Effizienz erzielt werden. Die gemessene Energieauflösung bei 511 keV beträgt 5 bzw. 2% FWHM vor und nach der Impulshöhenkorrektur für sowohl den großflächigen (7A) als kollimierten auch (7B) Fall. Wir zeigen in den Auftragungen den Fall, in dem wir die Ereignisse mit Verhältnissen von Kathode/Anode verwerfen, die zu hoch (> 1) oder zu niedrig (< 0,35) sind, was einige der Ereignisse in dem Kontinuum der Compton-Streuung entfernt aber die korrigierte Photopeak-Effizienz nicht verändert.
Um die Messungen der Koinzidenz-Zeitauflösung in CZT auszuwerten, haben wir zwei 2 mm dicke CZT-Detektoren mit flachen Kathoden hinsichtlich zueinander edge-on angeordnet, eine ²²Na Punktquelle zwischen den beiden Detektoren platziert und die Reaktion des Zeit-zu-Amplitude-Wandlers (TAC) als eine Funktion der Vorspannung und des Energiegrenzwertes aufgezeichnet (Leading-Edge-Diskriminierung wurde verwendet). Die Start- und Stopsignale für die TAC-Einheit wurden von den beiden Detektorkathodensignalen geliefert. Die 8 zeigt das resultierende TAC-Spektrum unter Verwendung einer 400 V Vorspannung und eines 450 keV Energiegrenzwertes. Eine Koinzidenz-Zeitauflösung von 8,4 ns FWHM wurde erzielt.
Die Zeitauflösung der System-Koinzidenz wird durch die Fluktuation der Schleife des Spannungssignals pro Zeit (dV/dt) bestimmt, die auf der Kathode von einem sich bewegenden Ladungsträger induziert wird. Diese Schleife fluktuiert, wenn ein Bereich von absorbierten Energien, signifikanter Leckstrom und schwankende Wechselwirkungstiefen vorliegen. Mit einem schmalen Fenster um den Photopeak herum und einer relativ niedrigen Vorspannung werden die Fluktuationen der Anstiegszeit von der wechselwirkungstiefenabhängigen Ladungssammlung dominiert. Die von CZT-Detektoren gelieferte Information der Wechselwirkungstiefe kann verwendet werden, um die Zeitauflösung der Koinzidenz durch Korrektur von Ereigniszeitstempeln zu verbessern, ähnlich zu dem Verfahren, das zur Korrektur von Impulshöhenschwankungen für eine bessere Energieauflösung verwendet wird.
Als Nächstes wurde die räumliche Reaktion des Cross-Strip-CZT-Detektors getestet. Das 32 × 32 × 2 mm² Cross-Strip-Array weist Abstände der Anoden- und Kathoden-Streifen von 0,5 mm auf. Durch die Gruppierung von Sätzen zweier benachbarter Anoden und 10 benachbarter Kathoden können wir eine bevorzugte Konfiguration der Anoden- bzw. Kathoden-Streifen simulieren, die einen 1,0 mm und 5 mm Abstand aufweisen. Die 9 zeigt die resultierende Anodenreaktion für drei solche Gruppierungen benachbarter Anoden. Ein kollimierter Strahl (Breite ~ 0,8 mm) von 511 keV Photonen wurde stufenweise über die drei effektiven Streifen in 0,2 mm Schritten geführt. Die Auftragung zeigt die effektive Reaktion des 1 mm Anodenabstandes und wie die Ladung zwischen benachbarten Anoden geteilt wird während der Strahl über dem Bereich zwischen ihnen übertragen wird.
Die 9C zeigt die Bildgebungsergebnisse aus der Projektion von 60 keV Röntgenstrahlen durch eine Zinnmaske mit einem ausgeschnittenen Logo (9B) auf den 32 × 32 × 2 mm³ Cross-Strip-CZT-Detektor. Die Anoden und Kathoden waren in diesem Fall nicht gruppiert und alle 64 Streifen wurden von dem RENA-System ausgelesen. Einige der einzelnen Pixel sind in den offenen Bereichen des resultierenden Übertragungsbildes zu sehen, und der Detektor löst deutlich 0,5 mm Merkmale auf, wie z. B. den dünnen diagonalen Zinn-Streifen, der sich von oben links nach unten rechts des Bibliothekmusters in dem Logo erstreckt. Diese Ergebnisse zeigen, dass die intrinsische räumliche Auflösung der Cross-Strip-Vorrichtung mindestens so gut wie der Streifen-Abstand ist.
Als Nächstes wurde die räumliche Reaktion von gepixelten Detektoren von Imarad und von eV Products untersucht, wenn sie hinsichtlich der einfallenden 511 keV Photonen edge-on orientiert wurden. In einer bevorzugten Systemkonfiguration, die in der 10 gezeigt ist, sind gepixelte CZT-Detektor-Arrays 50 in einem Ring hinsichtlich der einfallenden Photonen 14 edge-on angeordnet. Das bedeutet, dass die tangentiale Koordinate einer Wechselwirkung in dem Scanner dadurch bestimmt wird, wo zwischen der Kathode eine Anodenenergie abgeschieden wurde. Somit besteht ein Grundbestandteil darin, genaue Leistungsfähigkeiten zu demonstrieren, um die Wechselwirkungstiefe zwischen der Kathode und Anode zu bestimmen.
Wir haben die Kante der gepixelten Arrays von eV Products und von Imarad mit einem 0,8 mm breiten Strahl von 511 keV Photonen bestrahlt und haben die Strahlenposition an mehreren Stellen zwischen der Kathode und Anode stufenweise bewegt. Um die Eigenschaften der Signalformation als eine Funktion der Tiefe zu analysieren, haben wir eine TAC-Analyse verwendet, wobei dieses Mal das Startsignal von der Kathode und der Stop von dem verzögerten Anodensignal desselben Detektors geliefert wurde. Das TAC-Signal ist eine Anzeige der Wechselwirkungstiefe zwischen der Anode und Kathode und steht somit direkt in Beziehung zu dem Verhältnis der Signale von Kathode zu Anode. Ein kleines TAC-Signal stellt eine tiefe Wechselwirkung, relativ weit von der Kathode, mit kürzeren Zeiten der Ladungswanderung zu der Anode und einer vollständigeren Ladungssammlung durch die Anode dar. Ein großer TAC-Wert entspricht relativ untiefen Ereignissen, nahe der Kathode, mit längeren Zeiten der Elektronenwanderung zu der Anode.
Die 11A–11D zeigen die wichtigen Ergebnisse, dass in beiden Detektormaterialien sich das TAC-Spektrum bewegt, wenn sich der Photonenstrahl bewegt, und dass es eine lineare Beziehung zwischen der Wechselwirkungstiefe zwischen der Kathode und Anode und dem TAC-Signal gibt. Das TAC-Signal ist somit ein direktes Maß der Punktverteilungsfunktion der Tiefen-Koordinate. Wenn man die Zeitdifferenz zwischen dem Anstieg der Anoden- und Kathodensignale zeitlich anpassen kann, kann man somit die Wechselwirkungstiefe mit einer hohen Genauigkeit kennen. Wie in den 11C–11D zu sehen ist, beträgt die Auflösung der Tiefen-Koordinate < 1 mm. Wir erwarten, dass diese Beziehung bei einer Cross-Strip-Elektroden-Ausgestaltung sogar noch ausgeprägter ist. Dieselbe lineare Beziehung wird zwischen dem Verhältnis von Kathode/Anode und der Wechselwirkungstiefe zwischen der Kathode und Anode erwartet.
Als Nächstes wurde die Charakterisierung von 511 keV Wechselwirkungen in beispielhaften CZT-Arrays (Cross-Strip-Arrays) bestimmt. Wir haben Monte-Carlo-Simulationen von 511 keV Photonenwechselwirkungen in sowohl CZT- als auch herkömmlichen Szintillationskristallen durchgeführt, die in hochauflösenden PET-Systemen verwendet werden. In den Simulationen haben wir für sämtliche Materialien einen scharfen Strahl von 511 keV Photonen auf die Mitte eines 8 cm breiten und 4 cm hohen Bereichs des Detektormaterials gelenkt. Dieser simulierte Bereich entspricht sechszehn der bevorzugten 40 × 40 × 5 mm³ dicken Detektoren zusammen gestapelt und hinsichtlich des einfallenden Photonenstrahles edge-on angeordnet. Für die CZT-Simulationen nahmen wir eine 4 cm Dicke in der parallelen Richtung zu dem Strahl an, wie es bevorzugt ist (siehe 12).
Die 12A–12B zeigen eine schematische Abbildung der Anoden- und Kathoden-Ebenen einer bevorzugten Ausgestaltung eines CZT-Cross-Strip-Detektors. In der 12A umfasst die Anoden-Ebene 40 Anoden-Streifen (grau) auf einem 1 mm Abstand, jeder 50 μm breit. 200 μm breite Steuerungselektroden (schwarz) befinden sich zwischen jeder Anode. Zwei Auffangstreifen (guard strips) befinden sich an dem äußeren Umfang. Wie in der 12B gezeigt ist, verwendet die Kathoden-Ebene auf der anderen Seite des CZT-Wafers 8 Streifen, jeder 4,95 mm breit auf einem 5 mm Abstand, orthogonal zu den Anoden-Streifen.
Die 13 zeigt einen Cross-Strip-Detektor 70 einer zylindrischen Detektor-Gantry 72. Bevorzugt in der Detektororientierung bestimmen die Anodensignale die axiale Koordinate der Wechselwirkung und die Kathoden bestimmen die radiale (ρ) Richtung. Die tangentiale Richtung (Φ) wird durch die Tiefe der Wechselwirkung zwischen den Anoden- und Kathoden-Ebenen bestimmt. Die Verbindungen mit der RENA-Platine werden an dem äußeren Radius für die Anodenpads und an dem oberen Ende des Tomographenzylinders für die Kathodenpads vorgenommen.
Die 14A–14D zeigen beispielhafte Konfigurationen von CZT-Detektoren, die hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on gestapelt sind, um ein PET-System zu bilden. Die 14A zeigt eine zylindrische Röhre 80; die 14B zeigt zwei Detektorbögen 82 aus einer zylindrischen Röhre; die 14C zeigt eine Kasten- oder Rautenkonfiguration 84, die aus Berechnungen über die höchste geometrische Detektionseffizienz für die bevorzugten CZT-Detektoren mit rechtwinkliger Platte verfügt; und die 14D zeigt eine Ausgestaltung mit doppeltem Flachpaneel 86. Man beachte, dass im Prinzip beliebige angemessene menschliche Organe oder Tiere in den gezeigten Konfigurationen, einschließlich einer menschlichen Brust, eines Kopfes oder ganzen Körpers, unter der Voraussetzung abgebildet werden können, dass die Größe der Öffnung entsprechend ist.
Die in der 14C gezeigte Kastenkonfiguration 84 liefert bestimmte Vorteile für die Photonendetektion. Durchgeführte Tests haben gezeigt, dass die Kastenkonfiguration 84 im Wesentlichen eine verbesserte Effizienz der Koinzidenz-Detektion (z. B. einen Faktor von sieben), die auch als Instrumentempfindlichkeit bezeichnet wird, und eine räumliche Auflösung, Lokalisierung der 3-D Wechselwirkung und niedrigere Zufalls- und Streuungskontamination des Hintergrundes für eine verbesserte Bildqualität und quantitative Genauigkeit im Vergleich zu herkömmlichen hochauflösenden PET-Systemen für Tiere liefert. Das ist zum Beispiel durch folgendes begründet: die mögliche kleine Öffnung des Systemdetektors, damit die Detektoren den Photonenemissionen aus dem Patienten näher sind; die Detektoren können dicker gemacht werden; die Detektoren können enger zusammengepackt werden; und die Detektoren können eine höhere Auflösung der Photonenenergie aufweisen (z. B. 3% gegenüber > 18%). Eine höhere Energieauflösung verbessert die Instrumentempfindlichkeit, weil sie es einem gestattet, eine schmalere Fenstereinstellung der elektronischen Impulshöhe zu verwenden, damit mehr Zufalls- und Streuungsereignisse des Hintergrundes verworfen werden, während ein großer Anteil von positiven Ereignissen beibehalten wird.
Die verbesserte Effizienz der Koinzidenz-Detektion kann wiederum eine verbesserte Detektion, Sichtbarmachung und Quantifizierung feiner molekularer Signale gestatten, die aus molekularen Prozessen hervorgehen, die unter Verwendung einer molekularen PET-Sonde untersucht werden. Das Zählen von mehr sich auslöschenden Photonen in einer gegebenen Zeit bedeutet, dass weniger Glättung während des Wiederherstellungsprozesses des tomographischen Bildes erfordert wird, was dabei hilft, die erwünschte räumliche Auflösung zur besseren Sichtbarmachung molekularer Signale zu erzielen. Alternativ dazu erfordert eine solche Effizienz eine geringere Bildgebungszeit, um einen gegebenen Grad der Bildqualität zu erhalten.
Für Simulationen eines Szintillationskristalles haben wir eine 1,0; 1,5 und 2,0 cm Dicke angenommen. Detektoren mit einer 1,0 cm Dicke werden in bestehenden hochauflösenden PET-Systemen für Kleintiere von Concorde Microsystems (LSO) und Philips Medical Systems (GSO) verwendet. Die Ergebnisse für die Arten von Wechselwirkungen eines 511 keV Einfalls sind unten in der Tab. 1 angegeben (10⁶ simulierte Ereignisse). Die Daten der 1,5 und 2,0 cm dicken Szintillationskristalle sind als Vergleich dargestellt.
In dem simulierten Detektor werden die Ereignisse als vollständig absorbiert betrachtet, wenn eine photoelektrische Absorption irgendwo in dem bestrahlten Bereich resultiert und die gesamte abgeschiedene Energie über einem gegebenen Grenzwert liegt. Für die getesteten bevorzugten CZT-Detektor-Arrays beträgt die Energieauflösung bei 511 keV ~ 5% bzw. 2% FWHM vor und nach den Korrekturen der tiefenabhängigen Impulshöhe. Diese hohe Energieauflösung gestattet es einem, ein viel schmaleres Energiefenster zu verwenden, während dennoch eine hohe Empfindlichkeit beibehalten wird. Man beachte, dass sogar ohne die tiefenabhängigen Korrekturen eine Energieauflösung von 5% FWHM bei 511 keV hervorragend ist im Vergleich zu der besten Zahl von 12–14% aus relativ großen LSO-Kristallen, die über keine Auflösung der Wechselwirkungstiefe verfügen. Wenn der untere Energiegrenzwert des Systems sogar noch niedriger eingestellt werden kann (z. B. auf 470 keV), würde das die Zufalls- und Streuungskoinzidenzen signifikant verringern als auch die Totzeit des Systems begrenzen.
Aufgrund der Probleme bei der Simulation von genauen Energieauflösungen für sämtliche Abmessungen der Szintillationskristalle für einen angemessenen Vergleich mit CZT haben wir eine perfekte Energieauflösung für sämtliche Materialien angenommen. Bei einbezogenen Effekten der Energieauflösung würde die signifikant höhere Energieauflösung von CZT die Werte in der Tab. 1 in eine Richtung modifizieren, die sogar mehr zugunsten von CZT ist. Somit haben wir für die Simulationen angenommen, dass, falls die Summe sämtlicher Wechselwirkungsenergien pro Ereignis nicht genau 511 keV beträgt, sie in die Kategorie "nur Compton" platziert wurde. Ein kleiner Anteil der Ereignisse "nur Compton" würde in die Werte "vollständig absorbiert" unter der Voraussetzung verschoben werden und diese erhöhen, dass die Summe der Ereignisenergie über einem definierten Grenzwert war. Man beachte ferner, dass ein Anteil der Ereignisse "1 Compton + PE", die in einem hochlokalisierten Volumen auftreten, von einer einzelnen Photoabsorption, die den Spaltenwert "nur photoelektrisch" effektiv steigern würde, nicht unterschieden werden kann. Zum Beispiel würden in den bevorzugten CZT-Detektoren solche äußerst beschränkten Ereignisse 6,6% zu dem gegenwärtigen effektiven Wert "nur photoelektrisch" von 15,4% zu einem Gesamtwert von 22,0% effektiv "nur photoelektrisch" beitragen. Wenn das Photon das Material ohne irgendwelche Wechselwirkungen durchwanderte, wurde es in die Spalte "keine Wechselwirkung" gesetzt. Man beachte, dass die Summe der Werte "vollständig absorbiert" + "nur Compton" + "keine Wechselwirkung" immer 100% beträgt. Aus unseren Simulationen können wir die folgenden Schlussfolgerungen ziehen:
Die Wahrscheinlichkeiten der Gesamtabsorption sind in dem bevorzugten CZT-Detektor höher. Aus der Tab. 1 sehen wir, dass, obwohl CZT im Prinzip einen kleineren linearen Schwächungskoeffizienten bei 511 keV aufweist, in der bevorzugten edge-on Orientierung der CZT-Detektoren die Photonen eine viel größere Materialdicke (4 cm) sehen. Im Vergleich zu < 2,0 cm dickem LSO ist somit der Anteil an vollständig absorbierten Ereignissen viel höher (~ 68 gegenüber 41% für einzelne und 46 gegenüber 17% für koinzidente) für die bevorzugten CZT-Detektoren. Für sämtliche in der Tab. 1 aufgelisteten Kristalleingaben hatte nur das 2 cm dicke BGO eine höhere Absorptionswahrscheinlichkeit als der bevorzugte CZT-Detektor. Man beachte, dass das 4 cm dicke CZT einen signifikant höheren photoelektrischen Anteil im Vergleich. zu dem 1,0 cm dicken GSO aufweist.
Mehrfachwechselwirkungen stellen für die bevorzugten CZT-Detektoren kein Problem dar. Bei Szintillations- oder CZT-Detektorsystemen können die Ereignisse aufgrund von Streuung in mehreren Detektormodulen absorbiert werden. Aus der Tab. 1 sehen wir, dass die Zahl der vollständig absorbierten Ereignisse mit Doppelwechselwirkung (1 Compton + PE) gewöhnlicher für 2 cm dickes LSO und BGO als für GSO oder 4 cm dickes CZT auftritt. Die Tatsache, dass es eine höhere Wahrscheinlichkeit von > 2 Wechselwirkungen in 4 cm dickem CZT im Vergleich zu LSO und GSO gibt, stellt kein Problem dar. In der bevorzugten Konfiguration des CZT-Detektors trifft das Folgende zu:

(a) Die Stellen der Wechselwirkung können in den meisten Fällen aufgrund der Detektorsegmentierung unterschieden werden. Zum Beispiel aus dem 24,5 Wert für Ereignisse "1 Compton + PE" in CZT haben 17,7 beide Wechselwirkungen bevorzugt in derselben 5 mm dicken Detektor-Platte und davon sind 16,5 (93%) durch die Segmentierung der Kathode und Anode aufgelöst. Die 1,2 (7%) "nicht aufgelöste" Ereignisse mit Doppelwechselwirkung weisen zwei räumlich getrennte Stellen der Wechselwirkung auf, die in demselben Pixel auftreten, das von 1 mm Anoden- und 5 mm Kathoden-Streifen definiert wird.
(b) Die Stelle der ersten Wechselwirkung kann unter Verwendung der Kinematik der Compton-Streuung genau bestimmt werden. Zum Beispiel von den 16,5 "aufgelösten" "1 Compton + PE" Ereignissen weisen 4,0 eine Energieabscheidung von 20–165 keV auf und aufgrund der Kinematik ist die niedrigere Energieabscheidung die erste (Compton) Wechselwirkungsstelle. Die anderen 16,5 – 4,0 = 12,5 "aufgelösten" Ereignisse mit Doppelwechselwirkung haben die niedrigere Energieabscheidung zwischen 165 und 255 keV. Die Auswahl, dass die erste Wechselwirkungsstelle dort sein soll, wo die Wechselwirkung mit niedrigerer Energieabscheidung auftritt, resultiert in diesem Fall im Durchschnitt in einem Fehler der Ereignispositionierung von < 1 mm (die "korrekte" Position wäre entlang der Linie, die von dem einfallenden simulierten Strahl gebildet wird).
(c) Die Summe der in benachbarten Detektoren abgeschiedenen Energie kann bestimmt werden. Zum Beispiel von dem 24,5 "1 Compton + PE" Wert haben 24,5 – 17,7 = 6,9 [siehe (a)] Wechselwirkungen in zwei benachbarten 5 mm Platten. Die Gesamtenergie für das Ereignis wäre die Summe der Energien, die in den zwei Detektoren oberhalb eines ausgewählten Grenzwertes aufgezeichnet wurden. Wieder unter Verwendung der Compton-Kinematik resultiert die Auswahl, dass die erste Wechselwirkung diejenige mit der niedrigsten Energieabscheidung sein soll, im Durchschnitt in einem Fehler der Ereignispositionierung von < 1 mm für die Mehrfachwechselwirkung in zwei Detektoren.

Zusammengefasst ist im Vergleich zu < 2,0 cm dickem LSO der Anteil von vollständig absorbierten Ereignissen viel höher für die bevorzugten edge-on Cross-Strip-CZT-Detektoren. Die meisten Ereignisse mit Mehrfachwechselwirkung, die einen oder mehrere der bevorzugten Detektoren beinhalten, sind positive Ereignisse. Weil die bevorzugten Detektor-Arrays hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on orientiert sind, können wir identifizieren, welche Platten des Detektor-Arrays getroffen wurden, und für Ereignisse der Compton-Streuung können wir genau identifizieren, welcher Detektor zuerst und wo getroffen wurde. Bei bestehenden in der PET verwendeten Szintillationskristall-Detektoren geht eine derartige Information typischerweise verloren, weil ein Ereignis mit zwei Kristallwechselwirkungen irgendwo zwischen den zwei Kristallen (ungenau) positioniert wird und keine der in (3) beschriebenen Analysen möglich wäre. Bei den CZT-Detektoren, die aufgrund der Orientierung und der Fähigkeiten der 3-D Positionsbestimmung bevorzugt sind, ist es somit möglich, Zweideutigkei ten eines Streuungsereignisses für eine genauere Positionsbestimmung von Ereignisses aufzulösen.
Bei Betrachtung von Schätzungen der Effizienz (Empfindlichkeit) von Photonenzählungen für eine bevorzugte Vorrichtung können wir die Empfindlichkeit der 511 keV Punktquelle in der Mitte einer beispielhaften 8 cm Durchmesser, 4 und 8 cm langen, 4 cm dicken zylindrischen aus CZT hergestellten Schale schätzen. Beispielhafte Ausgestaltungen und Anordnungen eines CZT-Cross-Strip-Detektors sind in den 13A–13B und 14A–14D abgebildet. Aus Detektor-Simulationsergebnissen (Tab. 1) können wir erwarten, dass ~ 70% der zu einem Detektor gelenkten Ereignisse mit einer Energie von größer als 470 keV, unser bevorzugter Energiegrenzwert, vollständig absorbiert werden. Somit beträgt die Effizienz der Koinzidenz-Detektion bei 511 keV ~ 0,7 × 0,7 = 0,49. Wir können die Detektoren edge-on zusammenbauen (z. B. stapeln), um einen Ring mit ~ 40 μm Abstand oder < 1% Totraum zwischen zwei benachbarten 5 mm dicken Detektoren für > 99% Packungsanteil zu bilden. In diesem Fall entspricht die 5 mm Detektordicke den tangentialen (transaxialen) Abmessungen von jedem Detektor. Die geometrische Effizienz der bevorzugten zylindrischen Schale (8 cm Durchmesser) beträgt ungefähr 50% bzw. 67% für 4 und 8 cm lange Zylinder. Somit würde die gesamte koinzidente Zähl-Empfindlichkeit etwa 0,49 × 0,99 × (0,5 oder 0,67) = 24% bzw. 33% für das 4 oder 8 cm Durchmesser lange System betragen. Das 8 cm lange System liefert 38% mehr Empfindlichkeit im Vergleich zu dem 4 cm langen System. Diese Werte der Empfindlichkeit sind um eine Größenordnung höher als in bestehenden Systemen, die < 2–3% betragen. Diese gesteigerte Zähl-Empfindlichkeit gestattet es uns, die bevorzugten Verbesserungen der räumlichen Auflösung (≤ 1 mm FWHM, einheitlich) in Bezug auf SNR in den rekonstruierten Bildern zu realisieren.
Um die Zählrate und Totzeit eines Systems auszuwerten, wird eine 100 μCi Punktquelle in Luft angenommen, die auf 3,7 M dis/sec oder eine detektierte Geschwindigkeit eines Einzelphotons von (siehe oben): 2 (Photonen) × 0,7 × 0,99 × 0,5 × 3,7 M/sec = 2,6 Mcps für den 4 cm langen Zylinder übertragen wird. Der bevorzugte 4 cm lange Detektor-Ring umfasst 50 CZT-Detektor-Arrays. Somit beträgt die Geschwindigkeit der Einzelzählung pro Array etwa 50 kHz für eine 100 μCi Punktquelle in Luft. Die bevorzugten CZT-Arrays und das Datenerfassungsystem sind in der Lage, diese Geschwindigkeit der Einzelereignisse zu handhaben. Wenn wir annehmen, dass die Totzeit des Systems durch den Grad der Impulsaufstauung bestimmt wird und dass eine maximale Shaping-Zeit des Detektors 2 μs in dem RENA-2-System beträgt, weist jedes Array unabhängig eine Zählleistungsfähigkeit der Einzelgeschwindigkeit von 500 kHz auf, bevor die Impulsaufstauung auftritt. Somit wird für die meisten Konfigurationen der Quelle erwartet, dass die Totzeit sehr gering ist. Tatsächlich könnte man eine Punktquelle mit bis zu 1 mCi in Luft verwenden, bevor die Impulsaufstauung und die Totzeit auftreten. Das RENA-2-Datenerfassungssystem kann Ereignisgeschwindigkeiten von bis zu ~ 1 MHz pro 36-Kanal-Chip handhaben. Wir haben ein Ausgestaltungsziel von < 2% Totzeit für eine 100 μCi Punktquelle in Luft gesetzt.
In zusätzlichen Experimenten, die für weitere Ausführungsformen durchgeführt wurden, wurden die Elektrodenebenen des Detektor-Arrays hinsichtlich der Richtung der einfallenden Photonen sowohl face-on (senkrecht zu) als auch edge-on (parallel zu) orientiert. Für jedes Ereignis, in dem die Anoden- und Kathodensignale einbezogen wurden, wurden die Wechselwirkungen ausgelesen und im List-Modus digitalisiert. Wir haben sowohl ²²Na (511 keV) als auch ¹³⁷Cs (662 keV) Photonenquellen für diese zusätzlichen Experimente verwendet.
Das face-on bestrahlte Cross-Strip-CZT-Array wurde analysiert, wie in der Anordnung der 15 gezeigt ist. Um die vorgeschlagene Ausgestaltung der Cross-Strip-Elektrode für Experimente mit Cross-Strip-Array nachzuahmen, wurden benachbarte Anoden- und Kathoden-Streifen des ursprünglichen Cross-Strip-Arrays gruppiert, um effektive 1 mm Anoden- und 5 mm Kathoden-Streifen-Abstände zu erzeugen. Anders als bei den untersuchten viereckigen Pixelarrays sind aufgrund des "Kleinpixel-Effektes" und des "Potentialeffektes der Anodenwichtung" der Ausgestaltung des Cross-Strip-Arrays die Anoden-Impulshöhen aus dem Cross-Strip-Detektor von der Wechselwirkungsstelle (Tiefe) zwischen der Kathode und Anode viel weniger abhängig. Somit beeinträchtigen Impulshöhenkorrekturen die Spektren nicht so drastisch wie bei den Großpixelarrays. Mit der Korrektur erreicht der Cross-Strip-Prototyp 2,5% Halbwertsbreite (FWHM, full-width-half-maximum) bei 511 keV, wie in der 15 zu beobachten ist. Die gezeigten korrigierten Daten verfügen ferner über ein ausgewähltes Signalverhältnis der Kathode/Anode.
Die 16A–16B zeigen die gemessenen Spektren der Impulshöhe für face-on kollimierte bzw. großflächige Bestrahlung für das gepixelte Array von Imarad. Diese Auftragungen zeigen, dass das CZT-Material von Imarad auch hochqualitative Energiespektren erzeugt. In den 16A–16B wurden ²²Na 511 keV Impulshöhenspektren der Anode in dem 5 mm dicken gepixelten CZT-Detektor-Array der Anode von Imarad Imaging Systems für kollimierte (16A) und großflächige (16B) Bestrahlung gemessen. Die gezeigten Spektren sind vor und nach der Impulshöhenkorrektur um die tiefenabhängige Ladungsschwächung unter Verwendung des Verhältnisses der Kathode/Anode für jedes Ereignis. In den gezeigten Daten der korrigierten Spektren wurden ferner Ereignisse mit Impulshöhenverhältnissen der Kathode/Anode von > 1 oder < 0,5 verworfen, aber diese Grenzwertfestlegung für das Verhältnis ist nicht notwendig, um die Photopeak-Auflösung unter Verwendung des Korrekturverfahrens der Impulshöhe zu verbessern.
Um eine Ausführungsform zu zeigen, in der gepixelte Detektoren edge-on bestrahlt werden, zeigen die 17A–17E die gemessenen unbearbeiteten (nicht korrigierten) Ergebnisse der Energiespektren aus der Bestrahlung der Kante des 5 mm dicken Arrays von eV Products mit einem kollimierten Strahl (0,8 mm Strahlenbreite) von 511 keV Photonen bei unterschiedlichen Tiefen zwischen der Kathode und Anode von jedem Detektor. Die 17F–17J zeigen ähnliche Ergebnisse für die Arrays von Imarad. Die 18 zeigt die verwendete Konfiguration. Weil die Pixel relativ groß sind, ist ein signifikantes Ladungsdefizit, das auf der Anode durch Locheinfang induziert wird, für jedes Ereignis vorhanden, was eine niedrige Energieausschweifung auf dem Photopeak in den unbearbeiteten (nicht korrigierten) Spektren erzeugt.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform sind die Cross-Strip-CZT-Detektor-Arrays hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on orientiert und tangential konfiguriert, um einen Tomographiering zu bilden (wie in den 13 und 14A–14D gezeigt ist). In dieser Anordnung wird die axiale Koordinate einer Photonenwechselwirkung von dem Anoden-Streifen mit dem größten Signal, die radiale Koordinate von dem entsprechend getroffenen Kathoden-Streifen und die tangentiale oder transaxiale Koordinate von der Wechselwirkungstiefe zwischen der Kathode und Anode bestimmt. Die Auftragungen in den 19A–19D zeigen, dass die Wechselwirkungen der Positionsbestimmung in der Richtung zwischen der Kathode und Anode auch erreicht werden können, indem einfach die gemessenen Impulshöhenverhältnisse der Kathode/Anode für jedes Ereignis verwendet werden, um tangentiale räumliche Auflösungen in der Größe von 1 mm mit einem hohen Grad an räumlicher Linearität zu erzielen. Diese edge-on Daten sind für die Detektor-Arrays von eV Products und von Imarad gezeigt.
Die für bevorzugte Detektoren erforderliche räumliche, zeitliche und spektrale Information hängt von Signalen guter Qualität von sowohl der Anode als auch Kathode ab. Wir können den Beitrag des Leckstromes zu der Energieauflösung der Anode und Kathode in dem vorgeschlagenen Cross-Strip-Detektor von Imarad über Messungen an dem gepixelten Imarad-Detektor abschätzen. Der gemessene Leckstrom für das CZT-Material von Imarad beträgt pro Anode ~ 1,6 nA bei 172 V entlang des von uns getesteten gepixelten Detektors (spezifische Widerstand von 1,3 × 10¹⁰ W^–cm).
Die effektive Pixelgröße des Imarad-Arrays beträgt 2,5 mm × 2,5 mm = 6,25 mm². Das vorgeschlagene Cross-Strip-Array des Imarad- Materials verfügt über eine 1 mm × 40 mm = 40 mm² Anode und eine 5 mm × 40 mm = 200 mm² Kathode. Weil sich der Leckstrom mit dem Streifenauslesebereich vergrößert, würden die Leckströme für das vorgeschlagene Cross-Strip-Array für dieselbe Detektor-Vorspannung ungefähr (40/6,25) × 1,6 = 10 nA pro Anoden-Streifen und (200/6,25) × 1,6 = 50 nA pro Kathoden-Streifen betragen. Bei einer bevorzugten 500 V Vorspannung wären diese Leckstromwerte um ungefähr 500/172 höher oder 29 bzw. 145 nA pro Anoden- und Kathoden-Streifen betragen. Der Beitrag dieser geschätzten Leckströme in dem vorgeschlagenen Cross-Strip-Detektor von Imarad zu der Energieauflösung wurde geschätzt, indem die Vorspannung auf dem gepixelten Imarad-Array eingestellt wurde, bis der gemessene Leckstrom an der Anode oder Kathode diesen Leckstromwerten entsprach, und indem die Auflösung der Rauschimpulshöhe für beide Elektroden gemessen wurde. Die Ergebnisse dieser Messungen zeigen, dass der Leckstrom in den vorgeschlagenen Detektoren ungefähr 2,3% FWHM pro Anoden- und 6,0% pro Kathoden-Streifen bei 511 keV beiträgt. Unter Verwendung der gemessenen Auflösung des Anoden-Streifens von 2,5% FWHM bei 511 keV erwarten wir, dass insgesamt eine 511 keV Energieauflösung von 3,3 bzw. 6,5% FWHM für die Energieauflösungen der Anode und Kathode erreicht wird. Das Impulshöhenverhältnis der Kathode zu Anode wird verwendet, um die Impulshöhe und die zeitlichen Korrekturfaktoren sowie die Wechselwirkungstiefe zu bestimmen. Diese Impulshöhenauflösungen der Anode und Kathode pflanzen sich bis zu einer ungefähren Auflösung der Tiefe (Position zwischen Kathode und Anode) von 0,6 mm FWHM fort, und zwar unter der Annahme eines Strahles von Punktgröße.
Die 20A–20C zeigen Bilder der gepixelten Arrays mit 40 × 40 × 5 mm³ von Imarad und mit 20 × 20 × 5 mm³ von eV Products, die getestet wurden. Man beachte, dass die CZT-Detektoren im Prinzip benachbart zueinander und, wie wir vorschlagen, hinsichtlich der einfallenden Photonen edge-on und im Wesentlichen ohne Totbereich platziert werden können.
Während spezifische Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung gezeigt und beschrieben worden sind, sollte verstanden werden, dass andere Modifikationen, Substitutionen und Alternativen einem Durchschnittsfachmann ersichtlich sind. Solche Modifikationen, Substitutionen und Alternativen können vorgenommen werden, ohne von dem Wesen und Schutzumfang der Erfindung abzuweichen, der aus den angefügten Ansprüchen bestimmt werden sollte.
Verschiedene Merkmale der Erfindung sind in den angefügten Ansprüchen dargelegt.
Zusammenfassung
Eine Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung. Die Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung umfasst eine Photonenemissionen erzeugende Patientenbestrahlungsstation; und mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektor, der hinsichtlich der emittierten Photonen in einer edge-on Orientierung angeordnet ist, um die emittierten Photonen direkt aufzunehmen. Der Halbleiter-Kristall-Detektor umfasst mindestens eine Anode und mindestens eine Kathode, die das Signal als Reaktion auf die emittierten Photonen erzeugt.

Claims

Eine Vorrichtung zur radiologischen Bildgebung, die folgendes umfasst: eine Photonenemissionen erzeugende Patientenbestrahlungsstation; und mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektor, der hinsichtlich der emittierten Photonen in einer edge-on Orientierung angeordnet ist, um die emittierten Photonen direkt aufzunehmen und um ein Signal zu erzeugen, wobei der Halbleiter-Kristall-Detektor mindestens eine Anode und mindestens eine Kathode umfasst, die das Signal als Reaktion auf die emittierten Photonen erzeugt.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei der mindestens eine Halbleiter-Kristall eine Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren umfasst, von denen jeder hinsichtlich der emittierten Photonen in einer edge-on Orientierung angeordnet ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei jeder des mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektors folgendes umfasst: eine aus einem Halbleitermaterial ausgebildete Platte, die gegenüberliegende große Flächen aufweist; ein Array von Anoden-Streifen, das auf einer der gegenüberliegenden großen Flächen angebracht ist; ein Array von Kathoden-Streifen, das sich senkrecht zu dem Array von Anoden erstreckt und auf der anderen großen Fläche angebracht ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 3, wobei die Kathoden-Streifen eine Breite aufweisen, die mindestens das 10-fache der Anoden-Streifen beträgt.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 4, wobei jeder des mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektors ferner Steuerungs elektroden umfasst, die zwischen den Anoden-Streifen angebracht sind.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei jeder des mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektors folgendes umfasst: eine aus einem Halbleitermaterial ausgebildete Platte, die gegenüberliegende große Flächen aufweist; ein zweidimensionales Array von Anoden, das auf einer der gegenüberliegenden großen Flächen angebracht ist; eine Kathoden-Oberfläche, die auf der anderen großen Fläche angebracht ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei jeder des mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektors eine Platte umfasst, die aus einem Halbleiter mit hohem Z-Wert ausgebildet ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei jeder des mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektors eine Platte umfasst, die aus Cadmium-Zink-Tellurid (CZT) ausgebildet ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei jeder des mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektors eine Vielzahl von gestapelten Halbleiter-Kristall-Detektoren umfasst, von denen jeder hinsichtlich der emittierten Photonen in einer edge-on Orientierung angeordnet ist; wobei sich die gestapelten Kristall-Detektoren mindestens teilweise um die Patientenbestrahlungsstation erstrecken.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 9, wobei die Halbleiter-Kristall-Detektoren in einem im Wesentlichen geschlossenen Ring angeordnet sind, der sich um die Patientenbestrahlungsstation erstreckt.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 9, wobei die Halbleiter-Kristall-Detektoren in einer Vielzahl von axial gestapelten, im Wesentlichen geschlossenen Ringen angeordnet sind, um einen Zylinder zu bilden, der sich um die Patientenbestrahlungsstation erstreckt.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 9, wobei die Halbleiter-Kristall-Detektoren in einer Vielzahl von Bögen angeordnet sind, die sich um die Patientenbestrahlungsstation erstrecken.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 9, wobei die Halbleiter-Kristall-Detektoren in einem linearen Mosaik angeordnet sind, das ein Paar von gegenüberliegenden linearen Arrays einschließt.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 9, wobei die Halbleiter-Kristall-Detektoren in einem linearen Mosaik angeordnet sind, um einen Kasten zu bilden, der die Patientenbestrahlungsstation umgibt.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 1, wobei der mindestens eine Halbleiter-Kristall-Detektor eine Vielzahl von gestapelten Halbleiter-Kristall-Detektoren umfasst, von denen jeder hinsichtlich der emittierten Photonen in einer edge-on Orientierung angeordnet ist, so dass eine obere Kante den emittierten Photonen gegenübersteht; wobei jeder des mindestens einen Halbleiter-Kristall-Detektors einen Halbleiter-Wafer umfasst, die mindestens eine Kathode auf dem Wafer angebracht ist, die mindestens eine Anode auf dem Wafer angebracht ist und sich mindestens ein Leiter von einer unteren Kante erstreckt, die der Kante gegenüberliegt, die den emittierten Photonen gegenübersteht.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 15, wobei jeder der Halbleiter-Kristall-Detektoren folgendes umfasst: einen aus einem Halbleitermaterial ausgebildeten Wafer, der gegenüberliegende große Flächen aufweist; ein Array von Anoden-Streifen, das auf einer der gegenüberliegenden großen Flächen angebracht ist; ein Array von Kathoden-Streifen, das sich senkrecht zu dem Array von Anoden erstreckt und auf der anderen großen Fläche angebracht ist; wobei sich der mindestens eine Leiter jeweils von den Anoden-Streifen und den Kathoden-Streifen erstreckt.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 16, die ferner folgendes umfasst: einen Verstärker zur Verstärkung von Signalen aus dem mindestens einen Leiter; einen Prozessor zur Verarbeitung der verstärkten Signale.
Ein Verfahren zur radiologischen Bildgebung, das folgendes umfasst: Bereitstellen einer Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren, die hinsichtlich einer Patientenbestrahlungsstation edge-on orientiert ist, wobei jeder der Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren einen Halbleiter-Kristall, mindestens eine Anode, die auf einer großen Fläche des Kristalls angebracht ist, und mindestens eine Kathode umfasst, die auf einer gegenüberliegenden großen Fläche des Kristalls angebracht ist; direktes Aufnehmen von emittierten Photonen aus der Patientenbestrahlungsstation durch die Halbleiter-Kristall-Detektoren, wobei der Halbleiter-Kristall die emittierten Photonen direkt absorbiert, die mindestens eine Anode und Kathode ausreichende elektrische Impulse erzeugen, um eine Position der emittierten Photonen zu bestimmen.
Das Verfahren gemäß Anspruch 18, wobei die von der mindestens einen Anode erzeugten elektrischen Impulse ausreichend sind, um eine X-Position für die emittierten Photonen zu bestimmen, und wobei die von der mindestens einen Kathode erzeugten elektrischen Impulse ausreichend sind, um eine Y-Position für die emittierten Photonen zu bestimmen.
Das Verfahren gemäß Anspruch 19, das ferner folgendes umfasst: Bestimmen der X-Position aus den erzeugten Anoden-Impulsen; Bestimmen der Y-Position aus den erzeugten Kathoden-Impulsen.
Das Verfahren gemäß Anspruch 20, das ferner folgendes umfasst: Bestimmen einer Z-Position aus einem Verhältnis der erzeugten Anoden-Impulse und der erzeugten Kathoden-Impulse.
Das Verfahren gemäß Anspruch 20, das ferner folgendes umfasst: Bestimmen eines Zeitsignals aus den erzeugten Kathoden-Impulsen.
Das Verfahren gemäß Anspruch 22, das ferner folgendes umfasst: Bestimmen einer Z-Position aus einer gemessenen Zeitdifferenz zwischen ankommenden Anoden- und Kathodensignalen.
Das Verfahren gemäß Anspruch 20, das ferner folgendes umfasst: Bestimmen eines Zeitstempels einer Photonenwechselwirkung mit einem der Halbleiter-Kristall-Detektoren; Bestimmen einer Z-Koordinate der Photonenwechselwirkung; Korrigieren eines Zeitstempels der Photonenwechselwirkung unter Verwendung von zeitabhängigen Eigenschaften und der bestimmten Z-Koordinate der Wechselwirkung.
Das Verfahren gemäß Anspruch 20, das ferner folgendes umfasst: Bestimmen einer Impulshöhe aus den von der mindestens einen Anode erzeugten elektrischen Impulsen; Verwenden der bestimmten Anoden- und Kathodensignale zur Korrektur der bestimmten Impulshöhe, damit ein Effekt der Ladungsabschwächung korrigiert und eine korrigierte Impulshöhe bestimmt wird.
Das Verfahren gemäß Anspruch 20, das ferner folgendes umfasst: Bestimmen einer Wechselwirkungstiefe Z der einfallenden Photonen unter Verwendung von mindestens einem Verhältnis der Kathoden-Impulse zu Anoden-Impulsen und einer Ankunftszeitdifferenz zwischen den Kathoden- und Anoden-Impulsen.
Das Verfahren gemäß Anspruch 20, das ferner folgendes umfasst: Bestimmen einer Wechselwirkungstiefe Z der einfallenden Photonen; Bestimmen einer Position der einfallenden Photonen aus der Patientenbestrahlungsstation unter Verwendung der bestimmten X-Position, Y-Position und Wechselwirkungstiefe Z.
Eine Vorrichtung zur Positronenemissionstomographie, die folgendes umfasst: eine Photonenemissionen erzeugende Patientenbestrahlungsstation; und eine Vielzahl von gestapelten Halbleiter-Kristall-Detektoren, die hinsichtlich der emittierten Photonen angeordnet ist, um die emittierten Photonen direkt aufzunehmen und um ein Signal zu erzeugen, wobei jeder der Halbleiter-Kristall-Detektoren mindestens eine Anode und mindestens eine Kathode umfasst, die das Signal als Reaktion auf die emittierten Photonen erzeugt.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 28, wobei jeder der Halbleiter-Kristall-Detektoren folgendes umfasst: eine aus einem Halbleiter ausgebildete Platte, die gegenüberliegende große Flächen aufweist; ein Array von Anoden-Streifen, das auf einer der gegenüberliegenden großen Flächen angebracht ist; ein Array von Kathoden-Streifen, das sich senkrecht zu dem Array von Anoden erstreckt und auf der anderen großen Fläche angebracht ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 28, wobei jeder der Halbleiter-Kristall-Detektoren folgendes umfasst: eine aus einem Halbleiter ausgebildete Platte, die gegenüberliegende große Flächen aufweist; ein zweidimensionales Array von Anoden, das auf einer der gegenüberliegenden großen Flächen angebracht ist; eine Kathoden-Oberfläche, die auf der anderen großen Fläche angebracht ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 28, wobei jeder des mindestens einen der Halbleiter-Kristall-Detektoren hinsichtlich der emittierten Photonen face-on angeordnet ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 28, wobei jeder des mindestens einen der Halbleiter-Kristall-Detektoren hinsichtlich der emittierten Photonen edge-on angeordnet ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 28, die ferner folgendes umfasst: einen Prozessor, der konfiguriert ist, um das Signal aus den Halbleiter-Kristall-Detektoren zu verarbeiten und mindestens eine Position für emittierte Photonen zu liefern.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 33, wobei der Prozessor konfiguriert ist, um eine X-Position, eine Y-Position und eine Wechselwirkungstiefe Z für die einfallenden Photonen zu bestimmen.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 33, wobei der Prozessor konfiguriert ist, um ein Zeitsignal aus einem Impuls zu bestimmen, der von der mindestens einen Kathode geliefert wird.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 33, wobei der Prozessor konfiguriert ist, um das Zeitsignal zu korrigieren.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 33, wobei der Prozessor konfiguriert ist, um eine Impulshöhe aus einem Impuls zu bestimmen, der von der mindestens einen Anode geliefert wird, und um die bestimmte Impulshöhe auf der Basis von gelieferten Kathoden- und Anoden-Impulsen zu korrigieren.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 28, wobei die Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren um die Patientenbestrahlungsstation angeordnet ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 38, wobei die Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren gestapelt ist, um mindestens eines aus einem Ring und einem Bogen um die Patientenbestrahlungsstation zu bilden.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 38, wobei die Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren gestapelt ist, um einen Kasten um die Patientenbestrahlungsstation zu bilden.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 38, wobei die Vielzahl von Halbleiter-Kristall-Detektoren mit einem Packungsanteil von größer als 95% gestapelt ist.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 28, wobei jeder der Halbleiter-Kristall-Detektoren folgendes umfasst: eine aus einem Halbleiter ausgebildete Platte, die gegenüberliegende große Flächen aufweist, wobei die mindestens eine Anode bzw. mindestens eine Kathode auf den gegenüberliegenden großen Flächen angebracht ist, wobei der Halbleiter Cadmium-Zink-Tellurid (CZT) umfasst.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 42, wobei jeder der Halbleiter ferner folgendes umfasst: eine Vielzahl von Anoden, die einen jeweiligen Abstand von nicht mehr als 1 mm aufweisen.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 43, wobei jeder der Halbleiter ferner folgendes umfasst: eine Vielzahl von Kathoden, die einen jeweiligen Abstand von nicht mehr als 5 mm aufweisen.
Die Vorrichtung gemäß Anspruch 42, wobei eine minimale effektive Dicke des Detektors mindestens 4 cm beträgt.