(57)【要約】本発明は、ＬＯＲ問題を解決または最小化することができる光センサの信号処理方法に関する。本発明によれば、ｅ方向に対して線形符号化が実行され、その線形符号化は、このｅ方向に関してそれぞれ線形に増加および減少する信号を含み、各方向に関して、線形に増加する信号の信号は線形に減少する信号とが掛け合わされる。
2020501117.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
線形に増加し線形に減少する信号強度を有するｅ方向の読み出しチャネルの任意の組み合わせを測定することによって少なくとも一つのｅ方向で線形符号化が行われる光センサの信号処理方法において、
線形符号化のためにそれぞれ使用されるｅ方向の読み出しチャネルの増加および減少する信号強度が互いに乗算され、線形符号化は式１１による境界条件を満たし、
【数１】
2020501117.tif 000016
この式では、Ｑ1はｅ位置により増加する出力チャネルの信号強度の電荷を、Ｑ2はｅ位置により減少する出力チャンネルの信号強度の電荷を、  は符号化方向を表し、
相互作用の深さは、式７
【数２】
2020501117.tif 000017
および付属の校正測定を用いて、ｅ方向の１次モーメントおよびｅ方向の２次モーメントの線形変換から近似的に求められることを特徴とする方法。
【請求項２】
請求項１に記載の方法において、
式１により、出力チャネルＡおよびＢの信号を用いてｘ方向に線形符号化を行ない、
【数３】
2020501117.tif 000018
出力チャネルＡおよびＢの信号は互いに掛け合わされ、および／または式２により出力チャネルＣおよびＤの信号を用いてｙ方向に線形符号化を行い、
【数４】
2020501117.tif 000019
出力チャンネルＣとＤの信号が互いに乗算されることを特徴とする方法。
【請求項３】
請求項１に記載の方法において、
線形符号化のために、出力Ｅ、Ｆ、ＧおよびＨを有する４つの読み出しチャネルが使用され、それらの各々は、ｘ方向およびｙ方向の線形符号化に寄与し、
式３により信号を用いてｘ方向の線形符号化を行ない、
【数５】
2020501117.tif 000020
式４により信号を用いてｙ方向の線形符号化を行い、
【数６】
2020501117.tif 000021
式８：
【数７】
2020501117.tif 000022
によるｘ方向を符号化するための信号および
式９：
【数８】
2020501117.tif 000023
によるｙ方向を符号化するための信号
が掛け合わされることを特徴とする方法。
【請求項４】
請求項１から３のいずれかに記載の方法において、
２次モーメントは、さらに足し算回路網により決定されることを特徴とする方法。
【請求項５】
請求項１から４のいずれかに記載の方法において、
厳密な線形符号化が行なわれることを特徴とする方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、光センサの信号処理方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
先行技術により、β+β-（電子・陽電子）対消滅光を検出するためにポジトロン断層法（ＰＥＴ）検出器リング（Ｐｏｓｉｔｒｏｎｅｎ−Ｅｍｉｓｓｉｏｎｓ−Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｅ−Ｄｅｔｅｋｔｏｒｒｉｎｇｅ）が用いられている。このリングは、シンチレーション光を検出することのできる光センサ（複数）に隣接するシンチレーション結晶（複数）からなる。典型的な光センサは、光電子増倍管（ＰＭＴ）、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）、フォトダイオードおよびシリコン光電子増倍管（ＳｉＰＭ）である。検出器リングは通常円形であり、測定対象、例えば患者または動物の体の一部が検出器リング（ＰＥＴリング）の中央に配置されるような構造とされている。放射性診断薬を使用することによってβ+β-対消滅光が生成されるが、そのβ+β-対消滅光を検出しなければならない。このβ+β-対消滅光（以下、対消滅光と言う。）は、検査対象の周囲に環状または方形に配置されていてシンチレーション光を発生させるシンチレーション結晶に当たる。このシンチレーション光はさらに、線源に対して同心の配置でシンチレーション結晶の背後に位置する光センサによってカウントされる。もっとも、光センサは、シンチレーション結晶の別の側面、例えばシンチレーション結晶の前方または側方に配置することもできる。シンチレーション結晶は三次元的な立体である。検査対象が検出器リングの中心から対消滅光を放射する配置に対して、対消滅光がシンチレーション結晶に当たる横断面がｘｙ軸を展開する。この指定の仕方では、シンチレーション結晶の深さがｚ軸で表現される。理想化して表すと、検出器リングの中心に検査対象、すなわちエネルギー５１１ｋｅＶの放射線の線源があり、この放射線は、理想的にはシンチレーション結晶のｘｙ面に垂直に当たり、シンチレーション結晶のｚ軸に沿った或る侵入深さを有する。この５１１ｋｅＶの対消滅光は、続いてシンチレーション結晶の或る地点でｚ軸に沿ってシンチレーションを放出し、これが光センサ（例えばＳｉＰＭ）によって信号としてカウントされる。ＳｉＰＭは、光子一つであっても検出することができる。
【０００３】
シンチレーション結晶の感度とｚ軸に沿ったその長さとの間には相関関係がある。シンチレーション結晶の奥行きが増す（深くなる）ほど、シンチレーション事象を起こす可能性が高くなるので、シンチレーション結晶は感度を増す。対消滅光を検出する場合、対消滅光が放出される地点から、互いに反対方向となる二方向に光線が放射されるので、これらの光線は１８０°の角度を形成することになる。これらの光線によって形成される線は、“同時計数線（ｌｉｎｅ  ｏｆ  ｒｅｓｐｏｎｓｅ）”（ＬＯＲ）と呼ばれる。これに対応して、リング形の検出器の場合、互いに向かい合った面にある（リング形の配置に対してその中心に放射線源がある。）シンチレーション結晶（複数）に二つの光線がＬＯＲ伝いに当たる。
シンチレータ結晶の一つの側面だけで光検出を行う光検出器の場合、事象のｘ位置およびｙ位置を特定するための確立された方法がいくつかはある。しかしながら、これらはｚ位置を含まず、従って、ガンマ光子がｚ軸上で停止して光に変換（光変換）された場所のシンチレーション結晶内の正確な位置を特定するものではない。ｚ位置が一緒に特定されないと、ＬＯＲを特定する際に、いわゆる３次元放射線位置問題（ＤＯＩ問題）（Ｉｎｔｅｒａｋｔｉｏｎｓｔｉｅｆｅｎｐｒｏｂｌｅｍ（相互作用深さ問題））から来る視差誤差（パララックス誤差）が生じる。ＤＯＩ問題は、対消滅光が放出される地点が正確にリング形検出器の中心にない場合には常に起きる。この問題は、ＬＯＲの放射中心がＰＥＴリングの中心から外れるほど深刻になる。このため、ＰＥＴリングの設計は、シンチレーション結晶をより長くすることで感度を高めることと、シンチレーション結晶をより短くすることでＤＯＩ誤差を減らすこととの間で折り合いをつけている。ＰＥＴ用途のいくつかの分野では、検査対象ぎりぎりに隣接する（近接する）ＰＥＴリング（検出器リング）を用いる必要がある。医療において患者がＭＲＩ処置およびＰＥＴ処置により同時に検査されなければならない場合がこれに該当する。この種のハイブリッドスキャナでは、ＰＥＴリングがＭＲＩスキャナ管の開口部に嵌らなければならない。そのため、使用されるＰＥＴリングの直径は、ＰＥＴリングがＭＲＩリングの開口部に嵌るのに十分に小さくなければならない。ところが、小さな寸法のＰＥＴリングでは、検査対象−例えば小動物の身体部分、或いはまた人間の身体部分−を中心に配置することはできるものの、ＰＥＴリングの直径でみると、検査対象がＰＥＴリングの開口部の周縁領域にまで達するほどの大きさになってしまっているという問題がある。しかしこのことによって、対消滅光が出る地点でさえもがＰＥＴリングに非常に近い位置にくるが故にＤＯＩ問題が顕著になってしまうことになる。
【０００４】
近年、特に小動物ＰＥＴスキャナにおける解像度は、ピクセル化（画素化）されたシンチレーション結晶ブロックを用いることでかなり改善された。この場合、ピクセル化はｘｙ面上で行なわれるので、ｚ方向に向いたピクセル（画素）の管（複数）がシンチレーション結晶中に形成されることになる。こういったことが進められてきたのは、小動物用ＰＥＴスキャナにおいては、検査対象が非常に小さいために、次第により高い空間分解能が求められてきたことによる。ピクセルサイズは、かれこれ既にサブミリ領域に及んでいる。このため、解決されなければならない二つの問題が一層深刻になってくる。第一に、ピクセル化された結晶ブロックは、接着剤と反射フィルムからなり、これらが個々のシンチレーション結晶同士の間にあることでピクセル化されたブロックを形作っている。接着剤層と反射フィルムは、およそ７０μｍの厚さを有する。そのため、特に狭いピクセル間隔のピクセル化アレイは、感度損失が大きくなる。例えば非特許文献１で使用されているように、０．８ｃｍ×０．８ｃｍの結晶ピクセルを有するアレイの場合、シンチレーション結晶に対する接着剤とフィルムの比率が顕著に減少するので、接着剤とフィルムはすでに２９％の割合を占めることになる。その論理的帰結としてシンチレーション結晶の割合は７１％に減っている。それ以外の２９％の体積では、ガンマ量子を停止させて光に変換することはできない。例えば、０．５ｃｍ×０．５ｃｍのさらに小さいピクセル化されたアレイが使用される場合、結晶の割合は５９％までにさえ減少する。したがって、ピクセル化されたアレイにより解像度が上がるにつれて、感度は次第に低下する。ピクセル化されたシンチレーション結晶アレイに関する第二の問題は、放射された光が光センサ表面の比較的小さな領域に集中することである。これは特にＳｉＰＭのような二進的な光センサ（バイナリー光センサ）にとっては問題である。ＳｉＰＭは、二進的な素子として機能する複数のマイクロセルで構成されている。これらのマイクロセルは、光を検知したのか或いはそうでないのかを検出する。光が検知されると、マイクロセルはブレークを引き起こす。ブレークしたマイクロセルの数は、どれだけの光が検出器表面に達したかを定量的に与える。一つのマイクロセルを二つないしそれより多い光量子がトリガーしても、出力信号は同じままである。ＳｉＰＭに当たる光が多いほど、二つないしそれより多い光量子がＳｉＰＭの同じマイクロセルに当たる確率が高くなる。すると、これらの追加の光量子は検知することができない。その結果、ピクセル化されたシンチレーション結晶アレイを使用するときには、これらがフォトセンサーの小さな領域に光をより集中させるが故に、マイクロセルが飽和する確率は著しく高くなる。また、飽和効果は検出器のエネルギー分解能も低下させる。
【０００５】
従来技術の検出器は、ＭＲ／ＰＥＴハイブリッドスキャナで使用するための磁気共鳴断層撮影装置とのコンパチビリティ（ＭＲＩコンパチビリティ）を可能にするべくＳｉＰＭベースの光センサ技術を使用している。ハイブリッドスキャナに関するさらなる問題は、ＰＥＴ検出器および付属の電子機器のためのスペースが磁気共鳴断層撮影装置（ＭＲＩ）の管直径によって制限されていることである。このことは、超高磁場断層撮影装置に特に当てはまる。管直径がより狭まった結果、ＰＥＴシンチレーション結晶はできるだけ短くなければならない。シンチレーション結晶がより短くなったことで、やはり感度が低下する。これはまた、管直径の条件により、ＰＥＴリングが検査対象のより近くに位置することを意味する。対消滅とそれに伴って生じるＬＯＲがＰＥＴリングのより近くで起きれば起きるほど、視差誤差（パララックス誤差）が大きくなる。これは、対消滅がＰＥＴリングの近くで起きるとき、ガンマ量子がもはやシンチレーション結晶に対して垂直に入射しないためである。このＰＥＴリングの設計では、検査されるべき対象の近くにＰＥＴリングが位置すると、視差誤差が増してより顕著になるが、それはこの場合、対消滅もやはりＰＥＴリングの近くで起こる可能性があるためである。ハイブリッド装置により制限を受けることは別にしても、感度をより高めてコストを下げるという理由からＰＥＴリングをできるだけ小さく設計することも試みられている。
【０００６】
さらに、出力チャネルの増加によってＰＥＴリングの電力需要も高まるので、光センサのコンセプト（設計理念）には、出力チャネルの符号化（記号化）（コーディング）（Ｋｏｄｉｅｒｕｎｇ）が含まれ得ることが知られている。ただし、これは設計上の制約を受ける。簡単な計算をすればこのことは分かる。直径８ｃｍ、長さ１０ｃｍのＰＥＴリングは、検出面が２５１ｃｍ2になる。結晶ピクセルサイズが０．８ｍｍのシンチレーション結晶と光センサーを１対１で組み合わせて用いる場合、各チャネルを個別に読み取ろうとすると、既に３９２７０の読み出しチャネルが必要となる。
【０００７】
より高い空間分解能を実現するために、現在のセンサ設計は、ピクセルサイズがより狭まったセンサチップから構成される。これにより、読み出しチャネルが大幅に増加するが、そのチャネルは、電力需要、スペースおよびデータレートによって制限されている。このことの帰結として、光センサの読み出しチャネルの数を減らすために、位置感応型（ｐｏｓｉｔｉｏｎｓｓｅｎｓｉｔｉｖｅ）（ＰＳ）符号化法が開発された（非特許文献１〜６）。
非特許文献７で公開されたコンセプトは、モノリシック結晶とＳｉＰＭからなるＰＥＴ検出器を構成することの可能性を証明している。前述したように、モノリシック結晶は、反射フィルムとそれに付随する接着剤に必要なスペースによる感度損失の問題を解消する。しかも、これによりモノリシック結晶の製造コストがより安くなる。使用された結晶厚さは２ｍｍである。これにより、非特許文献７で用いられる構造により視差誤差は減少するが、これはシンチレーション結晶のｚ方向の寸法を小さくするという犠牲を払うことにより獲得されるものである。それと同時に、結晶高さが僅かであるために検出効率は低い。
【０００８】
ＤＯＩ情報を測定し、それに伴い視差誤差を修正する様々な方法があるが、それは、結晶のさらに別の側面で光を検出するものである。特に従来技術のＳｉＰＭの場合、これによってコストは計り知れないほど高くなる。結晶の一つの側面だけで光を検出し且つその際にモノリシック結晶を使用するＤＯＩ検出のコンセプトは、非特許文献８に公開されており、特許文献９で特許が付与されている。これは、結晶の光分布がＤＯＩに依存するという既知の原理を用いている。採用された検出器のコンセプトは、モノリシック結晶を用いて浜松の位置感応型光電子増倍管（ＰＭＴ）Ｈ８５００につなげられたものである。さらに、抵抗回路網が使用され、それは位置符号化（位置コーディング）を可能にし、したがって出力チャネルを減少させることができる。この場合、光分布の標準偏差が、ＤＯＩを推定するために用いられる。標準偏差を計算するには、光分布の１次と２次のモーメントが必要である。１次モーメントは、すでに出力チャネルの線形符号化によって与えられている。２次モーメントを決定するために、足し算回路網（Ｓｕｍｍｅｎｎｅｔｚｗｅｒｋ）が開発され、抵抗回路網と一体化された。これはセンサチップの複雑さを著しく増大させる。
【０００９】
ＤＯＩ検出を用いたＰＥＴ検出器の概要は非特許文献１０にまとめられている。近年開発された小動物ＰＥＴおよびＭＲ／ＰＥＴハイブリッドスキャナの説明と結果は非特許文献１１〜１４にある。
【００１０】
非特許文献７に記載された検出器は、モノリシック結晶を用いて実現されている。感度を上げるために、近接するリングが設計された。それと同時にモノリシック結晶が使用された。シンチレーション結晶と検査対象との間の距離が短くなってしまうことに起因して、ＤＯＩ問題は深刻化している。したがって、リングの開発者は結晶厚２ｍｍの制約を受けている。この結果、狭まったリングとモノリシック結晶の使用により得られる感度は、シンチレーション結晶の厚さが薄いために再び失われてしまうことになる。しかしながら、この研究は、モノリシック結晶を用いると高分解能が可能であることを証明している。
【００１１】
ＤＯＩ位置は、２つの結晶表面にセンサ（複数）を取り付けることによって特定することができる。これは二倍の光センサ表面を必要とする。現在、センサは、ＰＥＴリングの最も高額な部品の一つである。
【００１２】
三次元動物ＰＥＴスキャナは、Ｊｕｄｅｎｈｏｆｅｒら（非特許文献１１）によって、７Ｔ動物スキャナに組み込まれた。このスキャナは、ＡＰＤをベースにしており、このＡＰＤは、厚さ４．５ｍｍのシンチレーション結晶を使用し、１．６ｍｍ間隔の１４４個の結晶による結晶配列からなる。この結晶アレイは、３×３大ＡＰＤアレイに結合されている。軸方向視野（ＦＯＶ）は１９ｍｍである。この開発されたシステムは、特にシステムが統合されている場合、スペースが著しく制限されていることが分かっており、それ故に結晶厚さと軸方向ＦＯＶの間で折り合いを見つけることが余儀なくされている。これが、０．２３％という低いシステムの感度をもたらしている。加えて、この例でもＤＯＩ問題が結晶厚を制限する。
【００１３】
ＭＡＤＰＥＴという名で公になったさらに別のプロトタイプのスキャナは、その初号機がミュンヘンで開発された（非特許文献１２）。このスキャナは、３．７ｍｍ×３．７ｍｍ×１２ｍｍの結晶に直接接合されたＡＰＤを用いることで実現されている。このプロトタイプのスキャナは、１対１接合を用いると読み出しチャネルが増加するという問題を明らかにしている。初号のスキャナでは、すべてのチャネルを同時に読み取ることができない。しかも、感度が低いことがこのスキャナの問題である。このスキャナの２号機、ＭＡＤＰＥＴ  ＩＩ
では、この問題は解決され、すべてのＡＰＤの読み出しが可能である（非特許文献１５）。この２号機は、二層の結晶とその間にあるＡＰＤを有する二重層の読み出しシステムを利用することもできる。その結果、結晶が分割されているので、ＤＯＩ位置も特定することができる。しかしながら、それはまた光センサ表面を２倍必要とし、それに伴い読み出しチャネルが改めて増加する。加えて、約２倍量の光センサにより、コストがさらに高くなる。
【００１４】
位置感応型ＰＭＴによるＤＯＩ検出の可能性が非特許文献１０，１７に示されている。
【００１５】
ＳｉＰＭとモノリシック結晶からなる検出器による研究結果は非特許文献１６で公知とされている。このアプローチでは、ＳｉＰＭは、非特許文献８，９でＰＭＴとＡＰＤについて最初のコンセプトが公知にされたのと同じ方法で使用される。この方法では、光センサは単結晶の一つの側面だけに光学的に結合される。しかしながら、線形符号化（線形コーディング）されたセンサは、抵抗回路網の分だけ拡張されなければならない。
【００１６】
本出願人の特許文献２１（独国特許出願第１０２０１６００６０５６．５号明細書）および特許文献２２（独国特許出願第１０２０１６００８９０４．０号明細書）は、ＤＯＩ問題を解決または低減することができるセンサチップを開示している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１７】
【特許文献９】米国特許第７４７６８６４号明細書
【特許文献２１】独国特許出願第１０２０１６００６０５６．５号明細書
【特許文献２２】独国特許出願第１０２０１６００８９０４．０号明細書
【非特許文献】
【００１８】
【非特許文献１】Ｇｏｌａ，  Ａ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ａ  Ｎｏｖｅｌ  Ａｐｐｒｏａｃｈ  ｔｏ  Ｐｏｓｉｔｉｏｎ−Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ  Ｓｉｌｉｃｏｎ  Ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒｓ：  Ｆｉｒｓｔ  Ｒｅｓｕｌｔｓ”．
【非特許文献２】Ｓｃｈｕｌｚ，  Ｖ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  ｅｎｃｏｄｅｄ  ｓｉｌｉｃｏｎ  ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ−ａ  ｎｅｗ  ｓｅｎｓｏｒ  ｆｏｒ  ｈｉｇｈｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  ＰＥＴ−ＭＲＩ．”  Ｐｈｙｓｉｃｓ  ｉｎ  ｍｅｄｉｃｉｎｅ  ａｎｄ  ｂｉｏｌｏｇｙ  ５８．１４  （２０１３）：  ４７３３．
【非特許文献３】Ｆｉｓｃｈｅｒ，  Ｐ．，  Ｐｉｅｍｏｎｔｅ，  Ｃ．，  “Ｉｎｔｅｒｐｏｌａｔｉｎｇ  ｓｉｌｉｃｏｎ  ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒｓ”，  ＮＩＭＰＲＡ，  Ｎｏｖ．  ２０１２．
【非特許文献４】Ｂｅｒｎｅｋｉｎｇ，  Ａ．，  “Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ  ｅｎｃｏｄｅｄ  Ｓｉｌｉｃｏｎ  Ｐｈｏｔｏｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ  ｆｏｒ  ｈｉｇｈ  ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ  ＰＥＴ／ＭＲ  Ｉｍａｇｉｎｇ”，  Ｄｉｐｌｏｍａ  ｔｈｅｓｉｓ，  ＲＷＴＨ  Ａａｃｈｅｎ  Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ，  ３．１２．２０１２．
【非特許文献５】Ｇｒａｚｉｏｓｏ，  Ｒ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “ＡＰＤ  ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  ｉｎ  ｌｉｇｈｔ  ｓｈａｒｉｎｇ  ＰＥＴ  ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎｓ”．  Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ  Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ  Ｒｅｃｏｒｄ，  ２００３  ＩＥＥＥ  （Ｖｏｌｕｍｅ：３）
【非特許文献６】Ｗａｔａｎａｂｅ，  Ｍ．，  ｅｔ．  ａｌ．，  “Ａ  ＨＩＧＨ  ＲＥＳＯＬＵＴＩＯＮ  ＡＮＩＭＡＬ  ＰＥＴ  ＳＣＡＮＮＥＲ  ＵＳＩＮＧ  ＣＯＭＰＡＣＴ  ＰＳ−ＰＭＴ  ＤＥＴＥＣＴＯＲＳ”，  Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｓｃｉｅｎｃｅ  Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ，  １９９６．  Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ  Ｒｅｃｏｒｄ．，  １９９６  ＩＥＥＥ  （Ｖｏｌｕｍｅ：２）
【非特許文献７】Ｅｓｐａｎａ，  Ｓ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “ＤｉｇｉＰＥＴ：  ｓｕｂ−ｍｉｌｌｉｍｅｔｅｒ  ｓｐａｔｉａｌ  ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  ｓｍａｌｌ−ａｎｉｍａｌ  ＰＥＴ  ｉｍａｇｉｎｇ  ｕｓｉｎｇ  ｔｈｉｎ  ｍｏｎｏｌｉｔｈｉｃ  ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒｓ”．
【非特許文献８】Ｌｅｒｃｈｅ，  Ｃｈ．  Ｗ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｄｅｐｔｈ  ｏｆ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ  ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ  ｆｏｒ  γ−ｒａｙ  ｉｍａｇｉｎｇ”．
【非特許文献１０】Ｉｔｏ，  Ｍ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ  （ＰＥＴ）  Ｄｅｔｅｃｔｏｒｓ  ｗｉｔｈ  Ｄｅｐｔｈ−ｏｆ−Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ  （ＤＯＩ）  Ｃａｐａｂｉｌｉｔｙ”．
【非特許文献１１】Ｊｕｄｅｎｈｏｆｅｒ，  Ｍ．  Ｓ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｓｉｍｕｌｔａｎｅｏｕｓ  ＰＥＴ−ＭＲＩ：  ａ  ｎｅｗ  ａｐｐｒｏａｃｈ  ｆｏｒ  ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ  ａｎｄ  ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｉｃａｌ  ｉｍａｇｉｎｇ”．
【非特許文献１２】Ｚｉｅｇｌｅｒ，  Ｓ．  Ｉ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ａ  ｐｒｏｔｏｔｙｐｅ  ｈｉｇｈ−ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  ａｎｉｍａｌ  ｐｏｓｉｔｒｏｎ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈ  ｗｉｔｈ  ａｖａｌａｎｃｈｅ  ｐｈｏｔｏｄｉｏｄｅ  ａｒｒａｙｓ  ａｎｄ  ＬＳＯ  ｃｒｙｓｔａｌｓ”．
【非特許文献１３】Ｂａｌｃｅｒｚｙｋ，  Ｍ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｐｒｅｌｉｍｉｎａｒｙ  ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ａ  ｈｉｇｈ  ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  ｓｍａｌｌ  ａｎｉｍａｌ  ＰＥＴ  ｓｃａｎｎｅｒ  ｗｉｔｈ  ｍｏｎｏｌｉｔｈｉｃ  ｃｒｙｓｔａｌｓ  ａｎｄ  ｄｅｐｔｈ−ｏｆ−ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ  ｅｎｃｏｄｉｎｇ”．
【非特許文献１４】Ｂａｌｃｅｒｚｙｋ，  Ｍ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｉｎｉｔｉａｌ  ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ａ  ｈｉｇｈ  ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  Ａｌｂｉｒａ  ｓｍａｌｌ  ａｎｉｍａｌ  ｐｏｓｉｔｒｏｎ  ｅｍｉｓｓｉｏｎ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ  ｓｃａｎｎｅｒ  ｗｉｔｈ  ｍｏｎｏｌｉｔｈｉｃ  ｃｒｙｓｔａｌｓ  ａｎｄ  ｄｅｐｔｈ−ｏｆ−ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ  ｅｎｃｏｄｉｎｇ  ｆｒｏｍ  ａ  ｕｓｅｒ’ｓ  ｐｅｒｓｐｅｃｔｉｖｅ”．
【非特許文献１５】ＭｃＥｌｒｏｙ，  Ｄ．  Ｐ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｆｉｒｓｔ  Ｒｅｓｕｌｔｓ  Ｆｒｏｍ  ＭＡＤＰＥＴ−ＩＩ：  Ａ  Ｎｏｖｅｌ  Ｄｅｔｅｃｔｏｒ  ａｎｄ  Ｒｅａｄｏｕｔ  Ｓｙｓｔｅｍ  ｆｏｒ  Ｈｉｇｈ  Ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  Ｓｍａｌｌ  Ａｎｉｍａｌ  ＰＥＴ”．
【非特許文献１６】Ｇｏｎｚa´ｌｅｚ  Ｍａｒｔiｎｅｚ，  Ａ．  Ｊ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｉｎｎｏｖａｔｉｖｅ  ＰＥＴ  ｄｅｔｅｃｔｏｒ  ｃｏｎｃｅｐｔ  ｂａｓｅｄ  ｏｎ  ＳｉＰＭｓ  ａｎｄ  ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ  ｃｒｙｓｔａｌｓ”．
【非特許文献１７】Ｓｉｅｇｅｌ，  Ｓ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｓｉｍｐｌｅ  Ｃｈａｒｇｅ  Ｄｉｖｉｓｉｏｎ  Ｒｅａｄｏｕｔｓ  ｆｏｒ  Ｉｍａｇｉｎｇ  Ｓｃｉｎｔｉｌｌａｔｏｒ  Ａｒｒａｙｓ  ｕｓｉｎｇ  ａ  Ｍｕｌｔｉ−Ｃｈａｎｎｅｌ  ＰＭＴ”．
【非特許文献１８】Ｎｉｋｎｅｊａｄ，  Ｔ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ  ｏｆ  ｈｉｇｈ−ｒｅｓｏｌｕｔｉｏｎ  ｄｅｔｅｃｔｏｒ  ｍｏｄｕｌｅ  ｗｉｔｈ  ｄｅｐｔｈ  ｏｆ  ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ  ｉｄｅｎｔｉｆｉｃａｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ｐｏｓｉｔｒｏｎ  ｅｍｉｓｓｉｏｎ  ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ”．
【非特許文献１９】Ｔｓｕｄａ，  Ｔ．，  ｅｔ  ａｌ．，  “Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  Ｅｖａｌｕａｔｉｏｎ  ｏｆ  ａ  Ｓｕｂｓｅｔ  ｏｆ  ａ  Ｆｏｕｒ−Ｌａｙｅｒ  ＬＳＯ    Ｄｅｔｅｃｔｏｒ  ｆｏｒ    ａ    Ｓｍａｌｌ    Ａｎｉｍａｌ  ＤＯＩ  ＰＥＴ  Ｓｃａｎｎｅｒ：  ｊＰＥＴ−ＲＤ”．
【非特許文献２０】Ｇｏｎｚa´ｌｅｚ，  Ａ．  Ｊ．，  ｅｔ  ａｌ．  “Ｔｈｅ  ＭＩＮＤＶｉｅｗ  ｂｒａｉｎ  ＰＥＴ  ｄｅｔｅｃｔｏｒ，  ｆｅａｓｉｂｉｌｉｔｙ  ｓｔｕｄｙ  ｂａｓｅｄ  ｏｎ  ＳｉＰＭ  ａｒｒａｙｓ“
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１９】
本発明の目的は、先行技術の欠点を克服し、それによってＬＯＲ特定における視差誤差を低減することができる、光センサの信号を読み出すための方法を提供することである。ポジトロン断層法における信号検出のためのシンチレーション単結晶を使用可能にし、ＬＯＲを特定する際の視差誤差を減少させることでＤＯＩ問題を回避できるようにする方法が利用できるようにならなければならない。この方法は、相互作用の深さに依存した（相互作用深度依存性の）光分布を生成し且つそれぞれできるだけ線形となるべき位置符号化（位置コーディング）を内包したモノリシック結晶およびピクセル化結晶アレイを持つ全ての光センサタイプに適していなければならない。このとき、ＰＥＴ検出器は変更される必要はない。したがって、ソフトウェアベースの方法で既存のＰＥＴおよびＭＲ−ＰＥＴシステムをアップグレードすることもできる。
さらに相互作用の深さが特定されるので、光センサの感度および解像度は改善されるはずである。相互作用の深さの解像度はここで、光センサのｘ−ｙ解像度に依存する。さらに、ＭＲとも互換性があるこの方法は、特に高磁場下でＭＲＩと共に光センサを動作させるのに適していなければならない。検査対象に近接している小型の立体型ＰＥＴリングの精度ないしＰＥＴリングにおける精度を改善しなければならない。相互作用の深さを特定するために測定装置に通常付属する付加的な電子機器に必要なスペースは、減らされなければならない。例えば抵抗回路網などを組み込まなくてもよいようにすることで、通常は敏感な光センサ表面を無駄にする可能性のあるスペースは節約されなければならない。装置のコストは下げられるべきである。この方法は、その用途をＰＥＴでの使用に限定することを意図するものではなく、相互作用の深さに依存して光が分布するシンチレーション単結晶およびシンチレーション結晶のアレイ全般に使用することを意図している。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
この課題は、請求項１の前提部分に基づいて、請求項１の特徴部分に記載されている特徴によって解決される。
【００２１】
初めに述べた課題は解決される。
【００２２】
本発明による方法を用いることで、特にシンチレーション単結晶において、今度はＬＯＲを特定する際の視差誤差を減少させることが可能である。測定方法および装置の感度と解像度が改善される。ｚ方向に比較的長いシンチレーション単結晶の使用が可能となる。この方法はまた、ＭＲＩ装置と一緒に動作する光センサにも適用することができる。特に、管寸法が小さい装置の場合、或いはＰＥＴリングが検査対象に近接している場合に、視差誤差が減少する。付属の電子機器用のスペースとコストを節約できる。本発明による方法は、ｘ−ｙ解像度に依存するｚ解像度の細部精度を実現する。これは、特にＬＧ−ＳｉＰＭ、ＳｅＳＰまたはｉＳｉＰＭのような高解像度光センサにおいて、相互作用深度の解像度をかなり高めることができる。これにより、２次モーメントがより正確に推定されるようになる。本発明の方法は、例えば、ＬＧ−ＳｉＰＭ、ＳｅＳＰおよびｉＳＩＰＭといったＳｉＰＭ、位置感応型ＡＤＰといったＡＤＰないしは位置感応型ＰＭＴといったＰＭＴ、さらには相互作用深度に依存する光分布を持つシンチレーション結晶アレイなどの、位置について符号化されている（ここで符号化はできるだけ線形でなければならないと考えられる。）あらゆる光センサに対して適用可能である。
【００２３】
以下では、本発明をその一般的な形で説明するが、これは限定的に解釈されるべきではあない。
【００２４】
ＰＥＴ測定のための検出器のコンセプトが提供され、このコンセプトでは、個々の検出器のそれぞれが少なくとも一つのシンチレーション単結晶と、シンチレーション結晶の一つの側面に配置された少なくとも一つの光センサとを有する。好ましくは、光センサは、シンチレーション単結晶のｘ−ｙ面上に、より好ましくはシンチレーション単結晶の検出器リングの中心とは反対側に取り付けられている。別の実施形態では、光センサは、シンチレーション単結晶の、ｘ−ｙ面上にはない側面、例えばｘ−ｚ面上またはｙ−ｚ面上の側面に取り付けることができる。しかしながらこれには、ｘ−ｚ面またはｙ−ｚ面に取り付けられている光センサに関してスキャナ感度が失われるという欠点がある。センサが中心に面している側面にある場合は、付加的なコンプトン効果が生じる。
【００２５】
いくつかのシンチレーション単結晶を一つまたは複数の光センサに結合することも可能である。
【００２６】
シンチレーション単結晶の使用は、ピクセル化されたシンチレーション結晶に対し、単結晶の感度を最大にできるという利点を有する。ピクセル化されたシンチレーション結晶の場合、シンチレーション単結晶（複数）の効率は、例えば、ピクセル化された結晶アレイの０．８ｍｍ×０．８ｍｍまたは０．５ｍｍ×０．５ｍｍの結晶ピクセルサイズで、わずか７１％または５９％にまで低下する。シンチレーション単結晶は、限定はされないものの、例えばＬＳＯ、ＬＹＳＯ、ＢＧＯ、ＧＳＯ、ＢａＦまたはＮａＩ：Ｔｌ（タリウムドープヨウ化ナトリウム）から構成することができる。これらの材料は当業者には周知である。シンチレーション結晶のｘ方向の寸法に対するシンチレーション単結晶のｚ方向の寸法の比が１以下であると、ｘｙに関する正方形の横断面において良好な結果が得られる。最良の結果は０．２５の比率で得られる。この比は場合によってはもっと小さくてもよい。この場合に達するシンチレーション単結晶の長さは、例えばＰＥＴリングの直径や大きな単結晶に関連するコストといったような実際的な状況によってむしろ決められている。シンチレーション単結晶のｚ方向の大きさは、到達しなければならない所望の感度に拠る。シンチレーション単結晶のｚ方向の寸法が大きくなるというのは、後述の本発明の光センサの読み出しの結果であり、この光センサの読み出しが、ＤＯＩ誤差を最小にするようなサイズを可能にする。
【００２７】
この方法は、特別に製作されたシンチレーション結晶アレイを使用するときにも応用することができる。ここでの条件は、相互作用の深さに応じてセンサ表面にわたる光分布が生じるように結晶アレイが構成されていることである。最近公開された方法は、光を分布させるための光ガイドをセンサとは反対側の表面に取り付けることである。シンチレーション光はそこで反射され、ピクセル内の相互作用の深さに応じていくつかのピクセルに分布する（非特許文献１８）。これに関する別の既知の方法は、互いにずれている２つ以上の結晶アレイを重ね合わせることで、上側の結晶の光が下側にあるいくつかの（通常は４つの）結晶に分配されるようにするというものである。そのようにすると、どの結晶アレイ層においてシンチレーション事象が起きたかを幅に基づいて決めることができる（非特許文献１９，２０）。
【００２８】
本発明による方法では、位置符号化を含む任意の光センサを使用することができる。シンチレーション単結晶上に、一つの光センサまたは複数の小さな光センサを載置することができ、それらは組み立てられてより大きな光センサを形成する。これらはシンチレーション単結晶上に貼着することができる。いくつかの小さな光センサが組み合わされる場合、それらがシンチレーション単結晶の一つの側面に一緒に取り付けられるとき、これらの光センサは、本発明の意味では単一の光センサと見なされる。これに使用される接着剤は、光を透過させるものでなければならない。さらに、光強度が集中し過ぎている場合は、シンチレーション単結晶と光センサとの間に光ディフューザ（Ｌｉｃｈｔｖｅｒｔｅｉｌｅｒ）（配光子）の層があってもよい。一つよりも多い光センサが単結晶に取り付けられている構成も可能である。例えば、ｚ軸に沿って積み重なり、光センサとシンチレーション単結晶が交互に並ぶというのもあり得る。これは、特定の結晶領域内の光分布がそれほど異ならないシンチレーション単結晶が使用される場合、並びに、それぞれがセンサを有するいくつかの層にシンチレーション単結晶を分割することに意味がある場合に特に有用である。他の実施形態では、シンチレーション単結晶の側面であって、シンチレーション単結晶のｘ−ｙ面上でない側面に光センサが取り付けられていてもよい。一つ、二つまたはいくつかの、例えば三つの光センサが異なる側面に取り付けられていてもよい。この場合、光センサは、シンチレーション単結晶の二つの対向する側面、或いはシンチレーション単結晶の接し合う（ｘｚまたはｙｚ方向にある）側面（複数）に取り付けることができる。あらゆるサブコンビネーションが考えられ得る。光センサが対向し合う側面に取り付けられている変形例は、測定信号が受信されるときに精度が高められるという利点を有する。とはいえ、本発明による方法および装置の実施形態によれば、シンチレーション単結晶のたった一つの側面で信号を読み出すだけでよいという点にまさに利点がある。これは単一の光センサを有する実施形態に該当する。したがって、本発明の方法および装置はまた安価にもなる。
【００２９】
本発明によれば、光センサは、対応するピクセルの位置に関して電流をｘ方向および／またはｙ方向に線形符号化できるように構成されている。この目的のために、センサチップは、とりわけ従来技術において述べられている符号化手段（例えば抵抗回路網で実現することができるもの）とは異なるように構成することができる。
【００３０】
こうして、信号または電流の線形符号化においては、ｘ方向およびｙ方向において出力チャネルに関してそれぞれ線形に増加および線形に減少する信号強度が生じ、それらが本発明によりそれぞれｘ方向および／またはｙ方向に関して互いに乗算（掛け合わ）される。
【００３１】
本発明によれば、線形に増加しまた減少する信号強度を有する読み出しチャネルの任意の組み合わせを線形符号化のために使用することができ、その線形符号化のために、線形に増加する信号および線形に減少する信号が互いに掛け合わされる。
信号強度が線形に増加および減少する方向は、光センサのｘ方向およびｙ方向から外れていることもある。この場合、線形に増加する信号強度と減少する信号強度の方向をｅとする。
通常好ましい場合では、読み出しチャネルは専ら光センサのｘ軸またはｙ軸上だけにある。一実施形態では、図１から分かるように、出力チャネルＡおよびＢはｘ方向に関して利用可能であり、出力チャネルＣおよびＤはｙ方向に関して利用可能であり、これらは光分布の線形符号化信号の用に供される。
【００３２】
ｘ位置は、式１によってチャネルＡおよびＢの電流Ｑ（複数）から計算される：
【００３３】
【数１】
2020501117.tif 000003
【００３４】
ｙ位置は、式２によってチャネルＣおよびＤの電流Ｑ（複数）から計算される：
【００３５】
【数２】
2020501117.tif 000004
【００３６】
ｘ−ｙ位置は、チャネルＡ〜Ｄの検出電流Ｑ（複数）から計算される。こうして、ｘ位置およびｙ位置は、以下の式から得られる：
【００３７】
【数３】
2020501117.tif 000005
および
【００３８】
【数４】
2020501117.tif 000006
【００３９】
この実施形態では、ｘ方向に関するチャネルＡとＢ、ｙ方向に関するチャネルＣとＤの信号が互いに掛け合わされる。
【００４０】
４つの読み出しチャネルが線形符号化に寄与する本発明の一実施形態では、つまり、線形に増加および減少する信号強度となる読み出しチャネルの任意の組み合わせ、或いは特別な場合にはｘ方向および／またはｙ方向に線形に増加および減少する信号強度となる読み出しチャネルの任意の組み合わせが線形符号化に寄与する本発明の一実施形態では、ｘ位置および／またはｙ位置に関する信号強度は、式３および式４によって記述することができる。
【００４１】
【数５】
2020501117.tif 000007
【００４２】
【数６】
2020501117.tif 000008
【００４３】
この実施形態では、抵抗回路網または抵抗層を使用することができる。この場合、信号をもたらす電流は、例えば光センサの角部に分布することができる。分かり易くするために、角部Ｅ、Ｆ、ＧおよびＨを有する光センサを図２に示す。
【００４４】
シンチレーション事象の総エネルギーは次のように計算される：
【００４５】
【数７】
2020501117.tif 000009
或いは
【００４６】
【数８】
2020501117.tif 000010
【００４７】
式５または式６は、サンプリングされた光分布の０次モーメントμ0つまりはエネルギーと、１次モーメントμ1つまりはｘおよび／またはｙに沿った位置を算出する。
【００４８】
ＤＯＩ情報を含む光分布の標準偏差σlightは、次の式に従って２次モーメントμ2を用いて算出される：
【００４９】
【数９】
2020501117.tif 000011
【００５０】
２次モーメントは、従来技術では、ｘまたはｙ位置において二乗で符号化されている信号を生成する足し算回路網によって決定される。
【００５１】
本発明によれば、式１および／または式２による位置符号化が行われる場合、出力チャネルＡとＢおよび／またはＣとＤによって得られた出力信号が互いに掛け合わされる。
【００５２】
式３および式４による位置符号化が行われると、２次モーメントに非常に類似した値が以下の乗算によって得られる：
【００５３】
【数１０】
2020501117.tif 000012
および／または
【００５４】
【数１１】
2020501117.tif 000013
【００５５】
信号ＱA，ＱB，ＱC，ＱD，ＱF，ＱH，ＱE，ＱGおよびＱ1，Ｑ2は、式１、式２、式３、式４、式５、式６、式８、式９および以下に述べる式１１により、電流を供給するピクセルの位置により線形に符号化されているため、積（ＱF＋ＱH）＊（ＱE＋ＱG），（ＱE＋ＱF）＊（ＱG＋ＱH），ＱA＊ＱB，ＱC＊ＱDおよびＱ1＊Ｑ2は、電流を供給するピクセルの位置により二乗で符号化されているはずである。電流（複数）がそれぞれたった一つの単独のピクセルにおけるものである場合、つまりどの電流も他のピクセルでは消失する場合、図３に示されているように、完全平方の符号化となるが、これは、図４に示されているように、足し算回路による信号と大域的な線形変換に至るまで同じである。この場合、この線形変換は、方法の機能を損なうことなく他の単位による信号を導出することができる。複数のピクセルからの電流（複数）の場合（例えば、典型的なシンチレータ光分布により生成される場合）、さらに交差項（Ｍｉｓｃｈｔｅｒｍｅ）が生じるが、これらは方法の機能を妨げない。図から分かるように、これはシミュレーションによって極めて容易に分かる。
【００５６】
掛け合わせると２次モーメントに非常に類似した信号が得られるので、光分布の標準偏差は、この得られた近似の２次モーメントを用いて計算することができる。この目的のために、式７を適用する前に、近似の２次モーメントの一般的な線形変換を実行しなければならない：
例として、式１０による方程式をこの目的のために使用することができる。
【００５７】
【数１２】
2020501117.tif 000014
【００５８】
ここで、μ2は、積を用いて近似され、その後正規化されたモーメントである。定数αおよびβは、校正測定により決定されなければならない。μ2’によって標準偏差を決定することができるが、これは、上述したように、また一般に知られているように、相互作用の深さの関数である。これは、一例として図８および図１１に示されている。標準偏差から相互作用の深さを計算するための関数（複数）は、適切な校正測定から決定されなければならない。これらの方法は当業者に周知である。
【００５９】
掛算（乗算）は、二つの実施形態に関して、ｘ方向またはｙ方向に関して、あるいはｘ方向およびｙ方向の両方に関して実行することができる。両方向が２次モーメントの推定に使用される場合、これにより一層正確に近似することができる。
【００６０】
本発明により、冒頭に述べたＤＯＩ問題は解決され、使用されるセンサチップが相互作用深さ依存性の光分布を有するシンチレーション単結晶または結晶アレイのｚ方向に沿った信号の深さに関する情報が得られる。設定された課題は、全て解決される。
【００６１】
この方法は、位置符号化（この位置符号化は、できれば線形符号化に相当するものでなければならない。）を含む全ての光センサを用いて実行することができる。
この場合、一つのチャネルまたは複数チャネルの組合せの出力信号は、ｘ位置またはｙ位置またはｅ位置とともにできるだけ線形に増加するように変化しなければならず、他方、別の一つのチャネルまたは複数チャネルの組合せの出力信号は、ｘ位置またはｙ位置またはｅ位置とともにでできるだけ線形に減少するように変化しなければならない。ｅ方向は任意の方向であり、これはｘ方向ベクトルおよびｙ方向ベクトルから構成することもできる。ｘ方向またはｙ方向の信号のみから得られる方向ベクトルは、ｅ方向の信号の特別な場合である。線形符号化は、本発明の意味では、式１１に対応する任意の符号化として理解されるべきである。ここで、Ｑ1は、ｅ位置により増加する出力チャネルの電荷であり、Ｑ2はｅ位置により減少する出力チャネルの電荷である。ｅの数値は、符号化方向、すなわちｘまたはｙまたはそれらの組み合わせを表す。
【００６２】
【数１３】
2020501117.tif 000015
【００６３】
式１１は、厳密な線形性の要件を満たさない実施形態が依然として本発明による教示を実現するのに適している可能性があることを考慮に入れている。理想的な場合、線形符号化は厳密に線形である。さらに、一つのセンサチップが、例えばｅ1，ｅ2，ｅ3など、一つより多くのｅ方向における線形符号化を持つことが可能である。この場合、２次モーメントは、符号化方向に沿って増加する信号強度および減少する信号強度の掛算によってそれぞれ近似される。より多くの符号化方向が存在するほど、２次モーメントはより良好に近似され得る。特別な場合は、ｅ1がｘ方向に対応し且つｅ2がｙ方向に対応する二つの符号化方向を含む上述のセンサチップである。この場合、少なくとも１つのｅ方向に線形符号化が存在する。
【００６４】
本発明の有利な実施形態では、本発明による方法による出力信号の掛算に加えて、抵抗回路網により２次モーメントが決定される。したがって、相互作用の深さをさらに正確に特定することができる。
【００６５】
現在の光センサは、ＬＧ−ＳｉＰＭ、ＳｅＳＰ、ｉＳＩＰＭなどのＳｉＰＭベースのセンサ、位置感応型ＡＰＤなどのＡＤＰベースのセンサ、位置感応型ＰＭＴなどのＰＭＴベースのセンサである。できるだけ線形なｘ方向およびｙ方向に沿った位置符号化ができる将来開発されるセンサにおいても、この方法は適用可能である。
【００６６】
図は、出力チャネルが示されている光センサを概略的に示しており、さらに電圧曲線も示している。
【図面の簡単な説明】
【００６７】
【図１】出力チャネルＡ、Ｂ、ＣおよびＤを有する光センサを概略的に示す図である。
【図２】出力チャネルＥ、Ｆ、ＧおよびＨを有する光センサを概略的に示す図である。
【図３】秒単位の時間に対するチャネルＡおよびＢの掛け合わされた光電流の推移を示す図である。
【図４】秒単位の時間に対するチャネルＥとＦの電圧の推移を示す図である。
【図５】位置感応型光検出器を備えたモノリシックシンチレータ結晶を用いて測定された典型的な光分布を示す図である。
【図６】従来技術による位置符号化された電流を用いて決定することができる正規化された１次モーメントを示す図である。
【図７】従来技術による位置符号化された電流を用いて足し算回路を用いて決定することができる正規化された２次モーメントを示す図である。
【図８】従来技術により式７を用いて正規化された１次および２次モーメントから決定することができる標準偏差を示す図である。
【図９】本発明により位置符号化された電流の積から計算することができる近似的な正規化された２次モーメントを示す図である。
【図１０】式８により線形変換された近似的な２次モーメントを示す図である。
【図１１】本発明により式７を用いて線形変換された近似的な２次モーメントと正規化された１次モーメントから決定される標準偏差を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００６８】
図１は、出力Ａ、Ｂ、ＣおよびＤを有する光センサを概略的に示しており、出力ＡおよびＢはｙ軸上にあり、出力ＣおよびＤはｘ軸上にある。ｘ軸とｙ軸は矢印で表されている。
【００６９】
図２は、電荷を角部に分布させる抵抗回路網または抵抗層を有する光センサを概略的に示し、読み出されるべき電荷Ｅ、Ｆ、ＧおよびＨのための出力チャネルは光センサの角部に配置されている。矢印はｘ軸とｙ軸を表している。
【００７０】
図３は、ｘ方向またはｙ方向またはｅ方向とともに線形に増加し減少する二つ読み出しチャネルＡおよびＢの光電流の［Ａ2］による積を、［ｓ］による時間に対して描いた曲線を示す。
【００７１】
図４は、２次モーメントを決定するために足し算回路網を利用する実施形態についてのチャネルＪの［Ｖ］による電圧が、［ｓ］による時間に対して描かれている。
【００７２】
図３と図４との比較から、本発明による、ｘ方向に線形に増加する信号強度と線形に減少する信号強度との掛算に関して、足し算回路網による２次モーメントの決定に関するものと同等の結果が得られることが分かる。
図５は、モノリシックシンチレーション結晶中の異なる相互作用深度ｔ＝０．１、ｔ＝０．２、ｔ＝０．３、およびｔ＝０．４（任意単位［ａ．ｕ．］）において光変換が起きた場合に、位置感応型光センサを有するモノリシックシンチレーション結晶を用いたときに測定される典型的な光分布を示す。横軸：センサ表面に沿ったｘ位置［ａ．ｕ．］、縦軸：信号強度［ａ．ｕ．］。
【００７３】
図６は、異なる相互作用深さｔ＝０．１、ｔ＝０．２、ｔ＝０．３、およびｔ＝０．４［ａ．ｕ．］について、従来技術による位置符号化された電流を用いて決定することができる正規化された１次モーメントを示す。横軸：センサ面に沿った実際の光変換位置ｘ、縦軸：測定された光変換位置（アンガー位置）［ａ．ｕ．］。
【００７４】
図７は、異なる相互作用深さｔ＝０．１、ｔ＝０．２、ｔ＝０．３、およびｔ＝０．４［ａ．ｕ．］について、従来技術による位置符号化された電流を用いて足し算回路を用いて決定できる正規化された２次モーメントを示す。横軸：センサ表面に沿った実際の光変換位置ｘ、縦軸：測定された２次モーメント［ａ．ｕ．］。
【００７５】
図８は、異なる相互作用深さｔ＝０．１、ｔ＝０．２、ｔ＝０．３、およびｔ＝０．４［ａ．ｕ．］について、従来技術による式７を用いて正規化された１次および２次のモーメントから決定される標準偏差を示す。横軸：センサ表面に沿った実際の光変換位置ｘ、縦軸：測定標準偏差［ａ．ｕ．］。
【００７６】
図９は、異なる相互作用深さｔ＝０．１、ｔ＝０．２、ｔ＝０．３、およびｔ＝０．４［ａ．ｕ．］について、本発明により位置符号化された電流の積から計算できる近似的な正規化された２次モーメントを示す。横軸：センサ表面に沿った実際の光変換位置ｘ、縦軸：近似的な正規化された２次モーメント（２つの信号の正規化された積）［ａ．ｕ．］。
【００７７】
図１０は、異なる相互作用深さｔ＝０．１、ｔ＝０．２、ｔ＝０．３、およびｔ＝０．４［ａ．ｕ．］について、式８により線形変換された近似的な正規化された２次モーメントを示す。横軸：センサ表面に沿った実際の光変換位置ｘ、縦軸：線形変換された近似的な正規化された２次モーメント（スケーリングされ、測定された、二つの信号の正規化された積）［ａ．ｕ．］。
【００７８】
図１１は、異なる相互作用深さｔ＝０．１、ｔ＝０．２、ｔ＝０．３、およびｔ＝０．４［ａ．ｕ．］について、本発明により正規化されたｌと、式７を用いて線形変換された近似的な２次モーメントから決定される標準偏差を示す。横軸：センサ表面に沿った実際の光変換位置ｘ、縦軸：測定された近似的な標準偏差［ａ．ｕ．］。
【図１】
2020501117.tif 000024
【図２】
2020501117.tif 000025
【図３】
2020501117.tif 000026
【図４】
2020501117.tif 000027
【図５】
2020501117.tif 000028
【図６】
2020501117.tif 000029
【図７】
2020501117.tif 000030
【図８】
2020501117.tif 000031
【図９】
2020501117.tif 000032
【図１０】
2020501117.tif 000033
【図１１】
2020501117.tif 000034
【国際調査報告】
2020501117.tif 000035
2020501117.tif 000036
2020501117.tif 000037
2020501117.tif 000038