CN102451017B - Pet检测器模块、pet扫描仪系统、核医学图像摄影检测器模块 - Google Patents

Abstract

本发明涉及的PET检测器模块(200)具备阵列状闪烁晶体要素(203)、多个光传感器(201)、光纤板(202)。多个光传感器(201)被配置成覆盖阵列状闪烁晶体要素(203)，被构成为获取阵列状闪烁晶体要素(203)发射出的光。光纤板(202)被配置在阵列状闪烁晶体要素(203)与多个光传感器(201)之间，具有多个被构成为将从闪烁晶体发射出的光引导至多个光传感器(201)的光纤。

Description

PET检测器模块、PET扫描仪系统、核医学图像摄影检测器模块

相关申请的交叉引用

本申请基于2010年10月19日提交的在先的美国专利申请No.12/907,124以及2011年9月15日提交的在先的日本专利申请No.2011-201745并要求其优先权，其全部内容通过引用结合在本申请中。

技术领域

本发明涉及正电子(positron)发射断层摄影(PET)检测器模块(module)、正电子发射断层摄影(PET)扫描仪系统(scanner system)、光纤板(fiber plate)以及核医学图像摄影检测器模块。

背景技术

γ(gamma)射线检测器的整体用途、特别是正电子发射断层摄影(PET：PositronEmission Tomography)中的γ射线检测器的用途在图像诊断领域中日益广泛。在PET成像(imaging)中，通过注射、吸入或摄取，向成为摄影对象的被检体导入发射性医药品。该药品根据该药品的物理性质以及生物分子性质的不同，集积在人体内的特定部位。药品实际的空间分布、蓄积点或蓄积区域的强度、以及从投放、捕获到最终排出的过程的动态都是在临床上可能具有重要意义的要素。通过该过程，附着在发射性医药品上的正电子发射体按照半衰期、分支比之类的同位素物理性质来发射正电子(阳电子)。

发射性核素发射正电子。当1个发射正电子与1个电子碰撞时，发生一种消失现象(annihilation event)，这些正电子以及电子会发生衰变。大多情况下，根据这一消失现象，实质上会产生180°背离向反方向移动的2条γ射线(511keV)。

通过检测该2条γ射线，并画出连结检测部位彼此的线、即同时计数线(LOR：LineOf Response)，能够高概率地找出原消失位置。该过程(process)只不过是识别可能发生相互作用的线而已，但是如果蓄积许多这些线，则通过使用重建断层的过程，能够推定出原分布。除了由闪烁(scintillator)晶体中的2条γ射线的相互作用而产生的2个闪烁(scintillation)现象的部位之外，只要是还能够利用准确的定时(timing)(数百微微(pico)秒以内)，则通过飞行时间(TOF：Time Of Flight)的计算，就能够添加沿上述同时计数线的、与消失现象发生概率高的位置有关的任何信息。根据扫描仪所具有的定时分辨率的界限来决定沿该线的位置判定的精度。根据决定原闪烁现象的部位时的界限来决定扫描仪的最终空间分辨率。另一方面，同位素的特定特性(例如正电子的能量(energy))也将成为(由于正电子的范围以及2条γ射线的共线性)决定该特定的药品的空间分辨率的因素之一。

上述检测过程需要针对多数现象反复地进行。为了决定支持成像作业需要多少计数(即现象对)，必须解析各成像事例，但是据说需要蓄积数亿计数，这是作为全身检查的“典型的长度为100cm的FDG(氟脱氧葡萄糖：fluoro-deoxyglucose)的研究”中的现状。蓄积这些计数所需要的时间由药品的注入量以及扫描仪的灵敏度与扫描仪的计数能力决定。

在PET成像系统中，为了检测从被检体飞散的γ射线，使用互相相对配置的检测器。典型而言，为了检测从各角度飞来的γ射线，使用配置成环状的检测器。因此，PET扫描仪为了尽可能多地捕获实质上应成为各向同性的照射，而典型地实质上变成圆筒形。

一旦知道PET扫描仪整体的形状，则另一问题是在γ射线路径上配置尽可能多的闪烁材料，从而能够使尽可能多的γ射线停止并将其转换为光。为了能够利用断层重建的原理来重建发射性同位素的时空分布，需要决定检测出的各现象的能量(即产生的光量)、部位以及定时特征。几乎所有的PET扫描仪都由数千个独立晶体构成。这些晶体以模块状配置，用于识别闪烁现象的位置。典型而言，晶体要素的截面大概为4mm×4mm。也可以是比其更小或更大的尺寸，正方形以外的截面。晶体的长度或深度决定捕获γ射线的概率，典型地在10-30mm范围。闪烁晶体的一个例子为LYSO(即，Lu_1.8Y_0.2SiO₅:Ce或原硅酸镥(LutetiumOrthosilicate))。该晶体根据情况来选择高光输出、高速上升时间、高速衰减时间、高平均原子号以及高密度。也可以使用其他晶体。图6为表示从LYSO晶体中的闪烁到PMT的光电阴极的光路的图。

图6所示的结构示出了现有γ射线检测器模块的一例子。PET扫描仪由多个γ射线检测器模块构成，各γ射线检测器模块由将从被检体发射后入射的γ射线转换可视光的闪烁器、为了将可视光传递至光传感器(Photo sensor)由透光性优越的塑料(plastic)材料形成的光波导(light guide)、作为光传感器例如使闪烁光倍增并将其转换电信号的光电倍增管(PMT：Photomultiplier Tube)构成。闪烁器由阵列(array)状闪烁晶体要素(element)构成，例如，如图6所示，LYSO晶体被排列成阵列状。并且，各闪烁晶体的侧面如图6所示，例如通过与闪烁器同程度的折射率的粘着剂粘着反射材料。即，各闪烁晶体用反射材料隔开。通过闪烁晶体的侧面的反射板，从γ射线所入射到的闪烁晶体向光波导发射光。闪烁晶体与γ射线相互作用将γ射线转换为光的“相互作用的概率”相同，但“相互作用的频度”在各位置都不相同。

并且，光波导如图6所示，例如由甲基丙烯酸甲酯(methyl methacrylate)(MMA)构成。并且，γ射线检测器模块由多个PMT构成。图6中，将多个PMT中的一个表示为PMT1。PMT1如图6所例示的，由接收闪烁光产生光电子的光电阴极(Photocathode)等组成，光电阴极产生的光电子朝向真空中的多级倍增电极以及作为电子的流出口的阳极。

另外，如图6所示，在现有γ射线检测器模块中，例如，利用作为在温室中成胶(gum)状的硅(silicone)的RTV(Room Temperature Vulcanization)，来组合闪烁器与光波导，并且组合光波导与PMT。并且，作为现有的一个例子，如图6所示，在光波导中，在设置在与闪烁器的接触面上的间隙(slit)中插入用PRV夹着侧面的反射材料。在此，闪烁结晶通过与1条γ射线相互作用，从而输出多个闪烁光子。该光由构成γ射线检测器模块的各PMT检测。在PET成像系统中，从大致同时检测到光的多个PMT的位置，通过根据例如安格逻辑(Anger logic)进行重心计算，来特定发射出来自1条γ射线的多个光子的闪烁晶体，检测γ射线的入射位置。在此，例如，在使用位于PMT1的端部正下方的闪烁晶体转换的“来自1条γ射线的多个光子”只入射到PMT1时，PET成像系统计算该γ射线的入射位置作为位于PMT1的中心正下方的闪烁晶体的位置。此时，γ射线检测的精度下降。因此，图6例示的、光波导的反射材料用于将闪烁光适当地分配给多个不同的PMT。例如，在图6中的检测器模块中，根据光波导中的位置改变反射材料的厚度方向的长度。这样，控制来自光波导的光向光传感器的引导将成为提高γ射线检测精度的重要要素。

PET成像依赖于来自高速且高亮度闪烁晶体的γ射线向光的转换。在决定闪烁器中的相互作用位置，进行独立现象的时间配对后，能够重现消失过程的部位。为了进行这些行为需要非常高速的构件(component)(检测器以及电子仪器)，也需要卓越的信噪(noise)比。如果使用高质量的电子仪器，则信噪比主要由参与检测过程的固有帕松(Poisson)统计决定。如果检测更多的光子则信噪比提高，因此空间分辨率以及定时分辨率进一步增高。检测过程中的重大光损即使凭借检测器的设计以及电子仪器的改善也无法补偿。捕集到的光整体的比例(相对闪烁器中产生的量)是适合表示设计效率的指标。想要使光的捕集量最大化的人不管是谁都要在使光传感器尽可能接近闪烁晶体的同时，避免反射或其他边缘(edge)效果。如果进行这种事情，则得到的结果不可否认，将变成晶体与传感器(sensor)之间的距离短的检测器的大阵列。

如上所述，PET成像系统并不是单纯的计数器，除了检测闪烁现象的存在外，还需要进行识别其检测部位。用于可识别相互作用部位的最直接的设计在概念上恐怕要有在每个闪烁晶体上独立的光传感器以及数据(data)收集信道。由于共用的光传感器的物理大小、各数据收集信道所需的电力、以及这些品目的相关成本之类的制约，以消减光传感器的数量以及电子仪器的信道数量的目的，通常采用一些的复用。

【专利文献】

【专利文献1】美国特开第5319204号说明书

【专利文献2】美国特开第5453623号说明书

发明内容

本发明所要解决的课题在于提供一种能够提高γ射线检测的精度的正电子发射断层摄影(PET)检测器模块、正电子发射断层摄影(PET)扫描仪系统、光纤板以及核医学图像摄影检测器模块。

本发明涉及的正电子发射断层摄影(PET)检测器模块具备阵列状闪烁晶体要素(element)、多个光传感器、光纤板。多个光传感器被配置成覆盖上述阵列状闪烁晶体要素，被构成为获取从上述阵列状闪烁晶体发射出的光。光纤板是配置在上述阵列状闪烁晶体要素与上述多个光传感器之间的光纤板，具有多个被构成为将从上述闪烁晶体发射出的上述光引导至上述多个光传感器的光纤。根据上述构成PET检测器模块，能够提高γ射线检测的精度。

在下面的描述中将提出本发明的其它目的和优点，部分内容可以从说明书的描述中变得明显，或者通过实施本发明可以明确上述内容。通过下文中详细指出的手段和组合可以实现和得到本发明的目的和优点。

附图说明

结合在这里并构成说明书的一部分的附图描述本发明当前优选的实施方式，并且与上述的概要说明以及下面的对优选实施方式的详细描述一同用来说明本发明的原理。

图1为表示具有多个检测器模块的PET扫描仪环体的图。

图2为表示具有支撑构造体、闪烁阵列、光波导以及排列的多个PMT的本发明涉及的检测器模块的图。

图3为表示LYSO的发光光谱(spectrum)的图。

图4为表示检测器的各晶体与计算出的重心之间的对应关系的泛洪直方图(floodhistogram)。

图5为表示具有各种纤芯/包层(clad)比的各种光纤的图。

图6为表示从LYSO晶体中的闪烁到PMT光电阴极的光路的图。

图7为表示图2所示的检测器的段(segment)化设计的图。

图8A为表示段化的非光纤设计中使用的光波导的段的一例子的图(1)。

图8B为表示段化的非光纤设计中使用的光波导的段的一例子的图(2)。

图9为表示关于本说明书中所述的光波导的、包含光波导中的变化为阶状的情况(上图)与光波导内的变化为连续的情况(下图)的、2种光纤密度变化例子的图。

图10A为表示现有晶体、光波导、光传感器集合体的图。

图10B为表示实现图10A中不可实现的向光传感器活性部的导光的、本发明涉及的光纤密度的连续变化的图。

附图标记说明

100：PET扫描仪；200：检测器模块；201：光传感器(PMT)；202：光纤板(光波导)；203：闪烁晶体要素(检测器晶体)；204：支撑构造体。

具体实施方式

以下，参照附图，对正电子发射断层摄影(PET)检测器模块、正电子发射断层(PET)扫描仪系统以及光纤板的实施方式详细说明。

(实施方式)

在以下所述的实施方式中，从闪烁晶体向阵列状光传感器引导最大限度量的光。

在本实施方式中，正电子发射断层摄影(PET)检测器模块具备：阵列状闪烁晶体要素；多个光传感器，其被配置成覆盖阵列状闪烁晶体要素，并被构成为获取从阵列状闪烁晶体要素发射出的光；光纤板，其是配置在阵列状闪烁晶体要素与多个光传感器之间的光纤板，具有多个被构成为将从闪烁晶体发射出的光引导至多个光传感器的光纤。

并且，作为具有本实施方式涉及的PET检测器模块的实施方式的正电子方式断层摄影(PET)扫描仪系统具备互相邻接配置以便形成圆筒检测器环体的多个检测器模块。各个检测器模块都具有：阵列状闪烁晶体要素；多个光传感器，其是被配置为覆盖阵列状闪烁晶体要素，被构成为获取从阵列状闪烁晶体要素发射出的光；光纤板，其是被配置在阵列状闪烁晶体要素与多个光传感器之间的光纤板，具有多个被构成为将从闪烁晶体发射出的光引导至多个光传感器的光纤。

以下，在对本实施方式进行说明之前，重新对光波导的重要性进行说明。通过适当地记录光如何被分配给多个光传感器，对任何传感器响应的组合都可以分配现象部位(闪烁现象发生部位)。因此，如上所述，需要向多个光传感器分配光。图3为表示LYSO的发光光谱的图。如图3所示，LYSO示出了“发光量”将420nm附近作为峰值的发光光谱。如果假设32个光子对应γ射线能量1keV，则来自正电子消失的511keVγ平均产生16352个具有图3所示的光谱的光子。

光谱在选择检测器中使用的光学材料、特别是光波导用的光学材料时，是很重要的。为了使检测的光学光子的数量最大化，须使用横跨闪烁器的发光光谱且具有最小吸收的材料。

从成像原理出发，晶体需要切分成小要素。其晶体要素的大小由图像分辨率以及计数统计来决定。并且，约4×4这一默认的业界标准出现多年。晶体的长度(或深度)由希望的灵敏度决定。如果(用于捕获所有入射γ射线的1/e的)衰减长设为12mm，则20mm将捕获80％，30mm将捕获近90％。

光从相互作用点各向同性地产生。该相互作用点按照指数概率分布，在沿晶体长的深度(例如20mm)的任何地方都能够找到。将来自单个晶体的各向同性的光传递至阵列状光传感器的步骤由光波导来实施。为了识别该光来自哪种晶体的可能性高，需要将该光“适当地”分配给阵列状光电倍增管。PMT的直径或宽度典型地比晶体本身的宽度大6-10倍。通过比较各PMT取入的各种光量，且通过使用重心计算(或质量中心计算或1次力矩(moment)计算)，能够创建所有晶体的映射图，最终，能够将取入的光与晶体阵列的物理部位关联起来。这是形成图像所需要的。为了在二维配置中形成X重心以及Y重心，需要使用至少3台PMT取入光。

在一次近似中，光波导单纯地为中枢性(neutral)光接口，从晶体要素中发出去的光可以从中无约束地向所有方向行进。厚度可以被调节为能够执行位置判定(晶体的识别)。阵列端部需要给予特别注意。

对光波导中的光分散造成影响的另一主要因素是折射率。现在使用的诸多材料(例如硼硅玻璃(borosilicate glass)、聚碳酸酯(polycarbonate)、聚甲基丙烯酸甲酯(Poly Methyl Methacrylate)或PMMA)的折射率“约1.5”，但LYSO为1.81。

图4为表示检测器的各晶体与计算出的重心之间的对应关系的泛洪直方图。图4的上图是PET检测器模块的检测面的平面图。如图4的上图所示，在PET检测器模块中，将用反射材料隔开排列的具有正方形入射面的多个闪烁晶体排列成阵列状，并以覆盖多个闪烁晶体的方式排列作为光波导的PMT。在图4的上图所示的一例子中，大小不同的2种PMT交替排列着。并且，图4的下图是表示检测出来自入射到图4的上图所示的PET检测器模块的γ射线的光的结果、PET成像系统在二维上映射通过重心计算求出的γ射线入射位置(闪烁晶体的位置)的结果的泛洪直方图(flood histogram)。另外，泛洪直方图也被称为泛洪映射图或泛洪图。当进行适当的光分配时，如图4所示，可以高可靠性地创建检测器的各晶体与单个重心之间的关联。在晶体阵列与PMT之间设置被动光学材料，则不能识别该晶体。适当的分配需要在中枢性光路上添加构造体以及反射材料。该作业可以总括为对每个晶体引用周围所有PMT之间的最佳(或最小)光比率。如果是反复作出同一分配比率的系统则不管哪一个都应成为针对这种光波导功能的解决方案。

在现有PET检测中，为了以只通过单纯的重心计算就充分找到晶体的空间分辨率来将光适当地传送至传感器阵列，存在多种方式。但是，由于光路复杂，可用于检测的光的总量下降。典型而言，在现有设计中，闪烁晶体发射出的、已被非常限制的光量约50％-60％会被损失掉

PET检测因各现象的光子数被限制而受制约。取回其逸失光子中的可测定的部分对提高与PET现象相关联的空间信息、能量信息以及定时信息是很重要的。

因此，在本实施方式中，利用将光纤板用作光波导的PET检测器模块来设计PET扫描仪系统。在此，参照图1等，对本实施方式涉及的PET扫描仪设计进行说明。图1为表示具有多个检测器模块的环体PET扫描仪100的图。如图1所示，检测器环体具备多个长方形检测器模块200。根据一个实施方式，检测器环体具备40个检测器模块200。在另一个实施方式中，使用36个检测器模块200，更大地制作PET扫描仪的内径。

图2为表示具有支撑构造体、闪烁阵列、光波导以及排列的多个PMT的本实施方式涉及的检测器模块的图。图2例示了具备支撑构造体204、二维阵列状的各个检测器晶体203(以下也记述为“闪烁晶体要素203”)的检测器模块的设计。这些检测器晶体203在吸收γ射线的同时，发射出闪烁光子。这些光子由光电倍增管(PMT)201来检测。在阵列状检测器晶体203与光电倍增管(PMT)201之间，配置光波导202。如图2所示，各检测器模块200根据各自覆盖多个检测器晶体203的大多数情况而具备各种尺寸(size)的PMT201。各PMT201生成在闪烁现象发生时急剧上升，接着指数函数地衰减的模拟信号。从1个检测器晶体203发射出的光子组可以由多个PMT201来检测。接着，可以根据各PMT201产生的模拟信号，决定与现象对应的检测器晶体203。在本实施方式中使用光纤面板作为光波导202。以下，还将光波导202记述为光纤板202。

图7为表示图2所示的检测器的段化设计的图。图7例示了段化检测器模块设计的各种图。在本实施方式中，在闪烁晶体要素203中形成的晶体阵列以及作为光波导的光纤板202横跨连结2个PMT的中央线而被段化(参照图7的(1))。在图7所示的实施方式中，使用了3种段(参照图7的(2)、(3)以及(4))。各段具备晶体子阵列(sub-array)以及对应的光波导子部件(sub-piece)。在该实施方式中，1种类型的段为边缘部型(end-type)，其他类型的段为中间部型(middle-type)的段。

在本实施方式中，为了在图2所示的PET检测器中实现光波导功能，使用了作为光纤面板的光纤板202作为光波导202。光纤板202被配置在阵列状闪烁晶体要素203与多个光传感器(PMT201)之间，具有多个被构成为将闪烁晶体发射出的光引导至多个光传感器(PMT201)的光纤。光纤板202被构成为在与其光纤板的长度方向平面垂直的厚度方向，将闪烁晶体发射出的光引导至上述多个光传感器(多个PMT201)。并且，光纤板202的厚度如图2以及图7所示，与阵列状闪烁晶体要素203的厚度实质上大致相同。即，光纤板202被构成为在与光纤板202的长度方向垂直的厚度方向，将闪烁晶体发射出的光引导至多个光传感器(PMT201)，光纤板202的厚度与阵列状闪烁晶体要素203的厚度实质上大致相同。

光纤板202具备多个光纤纤芯，在其纤芯与纤芯之间加入光学材料。当在晶体阵列与PMT之间配置光纤板202时，即使具有其光纤弯曲的路径，由于其光纤组件可形成为复杂的形状，也有一部分光被引导至PMT。有由于光纤的位置以及角度的原因没有进入到光纤内部的光的固定部分尽管如此有时仍然会在光纤件间的中枢性介质中进行，并到达PMT。

在本实施方式中，光纤板202内的上述多个光纤的密度、即纤芯/包层(clad)比在与光纤板202平行的面(或传感器平面)内可调节。即，光纤板202内的多个光纤的密度在与光纤的长轴垂直的光纤板202的长度方向平面内可以变化。更详细而言，光纤板202内的多个光纤的密度在与阵列状闪烁晶体要素203的平面平行的光纤板202的长度方向平面内可调节。并且，本实施方式中，作为另一例子，光纤板202的内的上述多个光纤密度从板的上端部向板的下端部，沿与光纤的长轴平行的方向变化。即，光纤板202内的上述多个光纤的密度在与光纤板202的长度方向平面垂直的光纤板202的厚度方向可调节。并且，在本实施方式中，作为另一例子，光纤板202内的上述多个光纤的密度在光纤板202的厚度方向以及光纤板202的平面内双方均可调节。并且，在本实施方式中，作为另一例子，多个光纤具有不同的开口数量。

图5为表示具有各种纤芯/包层比的各种光纤的图。图5中，点影线(hatching)的部分表示纤芯，白底部分表示包层。图5例示了2种可与本说明书中公开的实施方式组合使用的、具有各种光纤密度的光纤的搭配。如图5的右图所示，对于所给的包层厚度，可以通过改变光纤的尺寸(size)来改变密度。即，光纤板202所具有的光纤的纤芯的尺寸对于同一包层厚度，可以在光纤板202的长度方向平面内变化。并且，如图5的左图所示，对于所给的纤芯厚度，可以通过改变光纤的尺寸来改变密度。即，对于同一纤芯的尺寸，光纤板202所具有的光纤的包层厚度可以在光纤板202的长度方向平面内变化。或者，与图5的左图所示的一个例子不同，将光纤的尺寸作为所给尺寸，通过使用不同包层尺寸改变纤芯尺寸，也可以变更密度。并且，也可以改变各光纤截面，来在光纤板202的厚度方向改变密度。即，在设计光纤板202时，纤芯/包层比也可以设计为一边改变光纤截面的大小，一边成为各种数值。

图8A以及图8B为表示段化的非光纤设计中使用的光波导的段的一个例子的图。图8A示出了段化非光纤晶体的详细图。图8B示出了光波导中机械加工的一连串间隙。这些间隙收纳反射材料，由此，提供从晶体面到传感器平面可调节的导光管。在该特定的例子中，为了进行从128个各个晶体向4个传感器的希望的分配，需要3-5种不同的深度。使用该设计，可以如图4的下图所示分离各晶体。此时，多段互相耦合形成一个模块。在本实施方式中，为了能够进行导光控制，通过使用可起透镜作用的光纤板202作为光波导就能够将光最大限度地适当地分配给多个光传感器，因此无需使用反射材料。但是，本实施方式也可以是进行检测器模块200的设计以便将反射材料收纳在光纤板202内，从而支持适当的分配的情况。

图9为包含关于本说明书中所述的光波导的、包含光波导内的变化为阶状的情况(上图)与光波导内的变化连续的情况(下图)的2种光纤密度变化例子的图。图9示出了光纤板202如何改变引导至光纤纤芯内的光量以及包层材料中在纤芯与纤芯之间进行“自如”的光量。上图中，变化为阶状，导光效果与以往作为光波导使用的机械加工PMMA的情况一样，板中央小，朝向端部方逐渐变大。图9的下图以更连续的形态示出了同一效果。这样，在本实施方式中，通过使用光纤板202作为光波导，并在板面中改变纤芯-包层比，从而实现可任意调节导光的导光系统。

图10A为表示现有晶体、光波导、光传感器结合体的图，图10B为表示实现图10A的设计不可实现的向光传感器活性部的导光的、本实施方式涉及的光纤密度的连续变化的图。图10A中，从上面起，示出了闪烁晶体、光波导、PMT。并且，在图10B中从上面起，示出了闪烁晶体、光纤板、PMT。在本实施方式中，将光传感器的表面全部加在一起比晶体的总表面窄。图10B示出了被引导至光纤的纤芯内部的光如何不在例如传感器彼此之间引导，而与图10A的非光纤设计一样被引导至传感器的感测部。通过在适当的区域内横跨板的厚度使光纤的密度变化，将光引导至传感器的感测部。在图10B的实施方式中，光纤板的光纤密度发生变化，那是因为为了将发射光引导至上述多个光传感器的各个受光面上，而不将其引导至光传感器的其受光面彼此之间。即，为了进一步提高检测灵敏度，光纤板202内的光纤密度被设计为使密度发生变化，以便将阵列状闪烁晶体元件203发射出的光引导至多个PMT201的各个受光面，而不将其引导至PMT201的受光面彼此之间。

由该实施方式的说明可知，通过在光波导平面内以及光纤板的厚度内双方改变光纤密度，可以从1个晶体向多个传感器适当地分配光，而且，在现有检测器的设计中，由于重导传感器与传感器之间不间断的光，能够向传感器送达更多的总光量。因此，本实施方式能够提高γ射线检测的精度。

公开的实施方式具有诸多优点。第1、因为避免所有与在光波导中配置反射材料相关的机械作业以及手工作业，所以利用光纤板构造光波导不太花费费用。

第2、使用端部(edge)晶体或角部(corner)晶体等，能够进行更精细的光分配。光纤板提供更多的变量来优化光分配。首先，由光纤捕获的光被准确地引导至光纤的终端部而且仅引导于此，但包层材料提供更中枢性的光路。通过改变这2个构件的相对密度来控制光分配。例如，来自端部晶体或角部晶体的光为了到达附近的传感器需要进行更长的路径。因此，横方向的光纤密度向端部逐渐降变低。并且，结晶阵列明显地为长方形，传感器在本实施方式中为圆形。因此，为了将来自晶体阵列的角部的光送达至光传感器的感测区域，通过从晶体表面到传感器平面在深度方向使光纤密度变化，从而形成楔子。同样，为了控制进入光纤内的光量使用各个光纤的开口数量，并且，为了控制由光纤引导的光与在光纤彼此之间传送的光的比也使用各个光纤的开口数量。

第3优点是到达PMT的光量增加。由于光纤的纤芯的折射率较高(与晶体的折射率更加匹配)，向PMT的光的总量增加。虽然使中枢材料的厚度变薄能够带来该效果，但这也可以通过更短距离实现同光分配来实现。

另外，作为光波导而使用的光学材料是能够进行与本实施方式中说明的光纤板202同样的导光控制的材料即可，可以由任何材料形成。但是，希望该光学材料具有超过1.75的平均折射率。

并且，上述实施方式中说明的检测器模块也可适用于单光子发射CT(SPECT：Single Photon Emission computed Tomography)成像系统。即，上述实施方式中说明的检测器模块可以适用于核医学成像系统。

如上所述，根据本实施方式，能够提高γ射线检测的精度。

针对本发明的几种实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子而示出的，并不意图限定发明的范围。这些实施方式可以通过其他各种方式来实施，在不脱离发明要旨的范围内，可以进行各种省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含在发明的范围或要旨内一样，包含在专利要求范围内所述的发明与其均等范围内。

还有，根据上述实施方式中公开的适宜多个的构成要素的组合，可以形成各种的发明。例如：既可以删除从实施方式中显示的全部构成要素的几个构成要素，又可以适当地组合不同实施方式内的构成要素。

本领域技术人员容易想到其它优点和变更方式。因此，本发明就其更宽的方面而言不限于这里示出和说明的具体细节和代表性的实施方式。因此，在不背离由所附的权利要求书以及其等同物限定的一般发明概念的精神和范围的情况下，可以进行各种修改。

Claims (12)

1.一种正电子发射断层摄影检测器模块，其特征在于，包括：

阵列状的多个闪烁晶体要素；

多个光传感器，其被配置成覆盖上述阵列状的多个闪烁晶体要素，并被构成为获取从上述阵列状的多个闪烁晶体要素发射出的光；以及

光纤板，其被配置在上述阵列状的多个闪烁晶体要素与上述多个光传感器之间，具有多个被构成为作为透镜发挥作用来将上述多个闪烁晶体要素发射出的上述光分配并引导至多个上述光传感器的光纤，

通过在包层厚度保持同一而改变上述光纤的纤芯的外径来改变上述光纤的尺寸、或者在纤芯厚度保持同一而改变上述光纤的包层的厚度来改变上述光纤的外径，由此上述光纤板中的上述光纤的密度是变化的，以便将上述发射出的光引导至多个上述光传感器中的各个光传感器的受光面，并且不将光引导至上述光传感器的上述受光面彼此之间。

2.根据权利要求1所述的正电子发射断层摄影检测器模块，其特征在于：

上述光纤板内的上述多个光纤的密度在与上述阵列状的多个闪烁晶体要素的平面平行的上述光纤板的长度方向平面内可调节。

3.根据权利要求1所述的正电子发射断层摄影检测器模块，其特征在于：

上述光纤板内的上述多个光纤的密度在与上述光纤板的长度方向平面垂直的上述光纤板的厚度方向可调节。

4.根据权利要求2所述的正电子发射断层摄影检测器模块，其特征在于：

上述光纤板内的上述多个光纤的密度在与上述光纤板的上述长度方向平面垂直的上述光纤板的厚度方向也可调节。

5.根据权利要求1所述的正电子发射断层摄影检测器模块，其特征在于：

上述多个光纤具有不同的开口数量。

6.根据权利要求1所述的正电子发射断层摄影检测器模块，其特征在于：

上述光纤板被构成为在与上述光纤板的长度方向平面垂直的厚度方向，将上述多个闪烁晶体要素发射出的上述光分配并引导至多个上述光传感器，上述光纤板的厚度与上述阵列状闪烁晶体要素的厚度实质上大致相同。

7.一种正电子发射断层摄影扫描仪系统，其特征在于：

包括为了形成圆筒检测器环体而互相邻接配置的多个检测器模块；

上述检测器模块中的各个检测器模块具有：

阵列状的多个闪烁晶体要素；

多个光传感器，其被配置成覆盖上述阵列状的多个闪烁晶体要素，并被构成为获取从上述阵列状的多个闪烁晶体要素发射出的光；以及

光纤板，其被配置在上述阵列状的多个闪烁晶体要素与上述多个光传感器之间，具有多个被构成为作为透镜发挥作用来将上述多个闪烁晶体要素发射出的上述光分配并引导至多个上述光传感器的光纤，

通过在包层厚度保持同一而改变上述光纤的纤芯的外径来改变上述光纤的尺寸、或者在纤芯厚度保持同一而改变上述光纤的包层的厚度来改变上述光纤的外径，由此上述光纤板中的上述光纤的密度是变化的，以便将上述发射出的光引导至多个上述光传感器中的各个光传感器的受光面，并且不将光引导至上述光传感器的上述受光面彼此之间。

8.根据权利要求7所述的正电子发射断层摄影扫描仪系统，其特征在于：

上述光纤板内的上述多个光纤的密度在与上述阵列状的多个闪烁晶体要素的平面平行的上述光纤板的长度方向平面内可调节。

9.根据权利要求7所述的正电子发射断层摄影扫描仪系统，其特征在于：

上述光纤板内的上述多个光纤的密度在与上述光纤板的长度方向平面垂直的上述光纤板的厚度方向可调节。

10.根据权利要求8所述的正电子发射断层摄影扫描仪系统，其特征在于：

上述光纤板内的上述多个光纤的密度在上述光纤板的厚度方向可调节。

11.根据权利要求8所述的正电子发射断层摄影扫描仪系统，其特征在于：

上述光纤板内的上述多个光纤的密度在与上述光纤板的上述长度方向平面垂直的上述光纤板的厚度方向也可调节。

12.一种核医学图像摄影检测器模块，其特征在于，包括：

阵列状的多个闪烁晶体要素；

多个光传感器，其被配置成覆盖上述阵列状的多个闪烁晶体要素，并被构成为获取从上述阵列状的多个闪烁晶体要素发射出的光；以及

光纤板，其被配置在上述阵列状的多个闪烁晶体要素与上述多个光传感器之间，具有多个被构成为作为透镜发挥作用来将上述多个闪烁晶体要素发射出的上述光分配并引导至多个上述光传感器的光纤，

通过在包层厚度保持同一而改变上述光纤的纤芯的外径来改变上述光纤的尺寸、或者在纤芯厚度保持同一而改变上述光纤的包层的厚度来改变上述光纤的外径，由此上述光纤板中的上述光纤的密度是变化的，以便将上述发射出的光引导至多个上述光传感器中的各个光传感器的受光面，并且不将光引导至上述光传感器的上述受光面彼此之间。