CN102626316A - 伽马射线检测器线性校准 - Google Patents

伽马射线检测器线性校准 Download PDF

Info

Publication number
CN102626316A
CN102626316A CN2012100284907A CN201210028490A CN102626316A CN 102626316 A CN102626316 A CN 102626316A CN 2012100284907 A CN2012100284907 A CN 2012100284907A CN 201210028490 A CN201210028490 A CN 201210028490A CN 102626316 A CN102626316 A CN 102626316A
Authority
CN
China
Prior art keywords
scintillator
radiation
site
gamma
detector
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN2012100284907A
Other languages
English (en)
Inventor
J-P·布尼克
Y·赫菲茨
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
General Electric Co
Original Assignee
General Electric Co
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by General Electric Co filed Critical General Electric Co
Publication of CN102626316A publication Critical patent/CN102626316A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1644—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using an array of optically separate scintillation elements permitting direct location of scintillations
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4258—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment with arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector for detecting non x-ray radiation, e.g. gamma radiation
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T7/00—Details of radiation-measuring instruments
    • G01T7/005—Details of radiation-measuring instruments calibration techniques
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/037—Emission tomography

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)

Abstract

本发明名称为“伽马射线检测器线性校准”。一种具有含分段(50)的闪烁体(26)的伽马射线检测器(24)，其允许进行伽马射线检测器(24)的线性校准而无需使用线性假体。闪烁体(26)中的分段(50)配置成将由伽马射线检测器(24)接收的输出辐射(222)导通到由光电倍增管(28)生成的图像数据(76)中可识别的位点(66、78、84、86、88、90)。基于可识别的位点(66、78、84、86、88、90)，可表征检测器系统(10)中的非线性，以及可生成校正图(80)。

Description

伽马射线检测器线性校准
技术领域
本文公开的发明主题涉及伽马射线检测，以及更具体地，涉及用于校正伽马射线检测器中的非线性的技术。
背景技术
广泛范围的成像技术是公知的并且目前正在使用中，具体用于医疗诊断应用。这些技术中的某一些(通称为核成像)依赖于对放射性同位素(或放射性核素)的放射性衰变期间伽马射线的检测，放射性同位素(或放射性核素)通常是采用可载送到(以及在一些情况中粘合到)关注的特定组织的放射性药物剂(radiopharmaceutical agent)的形式给送的。伽马射线检测器检测经伽马相机的发射，伽马相机通常包括准直器、闪烁体和一系列光电倍增管。准直器仅允许沿着特定方向的发射进入闪烁体。闪烁体将伽马辐射转换成较低能量的紫外线光子，这些较低能量的紫外线光子撞击光电倍增管的区域(像素)。而这些区域(像素)接下来生成与撞击个体区域的辐射量相关联的图像数据。然后可以使用如背投的图像重构技术来基于此图像数据构造受检者内部结构的图像。
使用伽马相机中的一个难题是，它们通常没有线性空间响应。因此，需要校准过程来确定处理由相机收集的数据中使用的必要线性校正。在伽马相机的制造期间和伽马相机维护期间均要执行校准过程。一般地，可以通过使用线性假体(linearity phantom)来完成校准过程，线性假体捕获穿过其多个孔隙的伽马射线。然后，使用孔隙的坐标来确定伽马相机的非线性，并生成适合的线性校正图。但是，线性假体可能沉重、昂贵、难以获取并在后勤运输上繁重。而且，此类校准过程通常要求富有技能的技术人员上门服务，并且在常规或特殊系统维护期间可能以相对延长的间隔时间来进行。通常，线性假体直接放在检测器上。因此，可能需要从检测器卸除准直器，然后才能安装假体。准直器卸除和更换(相对于准直器交换)是非标准且繁琐的操作，这可能需要超出医院技术人员的工具和技能。
发明内容
在一个实施例中，伽马射线检测器系统包括闪烁体，该闪烁体配置成接收伽马辐射并输出较低能量的辐射，其中该闪烁体具有配置成导通(channel)输出辐射的多个分段。该伽马射线检测器系统还包括邻近闪烁体设置的中间层和邻近中间层设置的多个光电倍增器。这些多个光电倍增器配置成接收导通的输出辐射并将该辐射转换成图像数据。闪烁体中的分段将输出辐射导通到图像数据中可检测到的、表征检测器系统中的非线性的位点。
在另一个实施例中，一种用于处理伽马射线检测器数据的方法，包括在检测器系统中接收输出辐射，该检测器系统具有配置成接收伽马辐射并输出较低能量辐射的闪烁体。该闪烁体具有配置成导通输出辐射的多个分段。该检测器系统还具有邻近闪烁体设置的中间层和邻近中间层设置的多个光电倍增器。这些多个光电倍增器配置成接收导通的输出辐射并将该辐射转换成图像数据。该方法还包括，基于图像数据识别由分段在图像数据中产生的、可检测的位点。该方法还包括基于可识别的位点生成该检测器系统的非线性图。
在又一个实施例中，伽马射线检测器系统包括闪烁体，该闪烁体配置成接收伽马辐射并输出较低能量辐射。该闪烁体包括配置成导通输出辐射的多个分段。
附图说明
当参考附图阅读下文详细描述时，将更好地理解本发明的这些和其他特征、方面和优点，在所有附图中，相似的符号表示相似部件，在附图中：
图1是并入本发明技术的多个方面的示范性伽马射线成像系统的示意图表示；
图2是根据本发明技术的多个方面的示范性伽马相机的截面侧视图；
图3是根据本发明技术的多个方面的示范性闪烁体的透视图，该示范性闪烁体包括配置成导通输出辐射的分段；
图4是根据本发明技术的多个方面的示范性闪烁体的截面侧视图，该示范性闪烁体包括配置成导通输出辐射的分段；
图5是并入本发明技术的多个方面的，由示范性伽马射线成像系统可以产生以生成非线性校正图的示范图像数据的示意图；以及
图6是可以用于生成非线性校正图的示范性方法的方法流程图。
具体实施方式
图1中示出示范性伽马射线成像系统的示意图表示。该系统(一般由引用数字10指代)设计成产生受检者14的有用图像12。将受检者置于扫描器(由数字16指代)中，患者支撑体18置于该扫描器16中。该支撑体可以是扫描器内可移动的，以便允许对受检者内关注的不同组织或解剖体成像。在进行图像数据收集之前，将如放射性药物物质的放射性同位素(有时称为放射性示踪剂)给送到患者，并且可以由特定组织或器官粘合或接受。典型的放射性同位素包括多种放射性形式的元素，尽管在伽马射线成像中许多典型放射性同位素基于衰变期间发射伽马辐射22的锝(99Tc)的同位素。可以选择性地将多种其他物质与此类同位素组合来靶向人体的特定区域或组织。
由数字检测器或伽马相机24检测放射性同位素发射的伽马放射22。可以将伽马相机24用于多种放射性核素成像技术，包括单光子发射计算机层析成像(SPECT)和正电子发射层析成像(PET)。虽然在附图中图示为置于患者上方的平面装置，但是在实践中，相机24可置于患者下方、同时在患者上方和下方、以及可至少部分地包绕着患者。一般地，伽马相机24可以包括一个或多个准直器和闪烁体，二者一起一般表示为引用数字26。准直器仅允许沿着某些方向(通常垂直于闪烁体)发射的伽马辐射撞击闪烁体。闪烁体(通常由如碘化钠(NaI)的晶状材料制成)将接收的伽马辐射转换成较低能量的光能(例如，紫外线范围中的光能)。光电倍增管28然后接收此光并生成对应于撞击特定离散像点(像素)区域的光子的图像数据。
伽马相机耦接到系统控制和处理电路30。该电路可以包括进行协作以使图像数据的收集和处理能够创建期望的图像的多个物理和功能组件。例如，该电路可以包括原始数据处理电路32，原始数据处理电路32最初从伽马相机接收数据，并可以执行多种滤波、值调整等。处理电路34能够进行成像系统的总体控制以及图像数据的操作。处理电路34还可以对该数据执行校准功能、校正功能等。处理电路34还可以例如基于公知的算法(例如，背投)执行图像重构功能。此类功能还可以在本地或远程设备(未示出)上的后处理中执行。该处理电路可以与控制电路/接口36交互，控制电路/接口36能够控制扫描器及其组件，包括患者支撑体、相机等。而且，处理电路34将由多种电路支持，如可用于存储图像数据、校准或校正值、处理电路执行的例程等的存储器电路38。最后，该处理电路可以与设计成支持操作员接口42的接口电路40交互。操作员接口能够指令成像序列、查看并调整扫描器和系统设置，查看图像等。在图示的实施例中，操作员接口包括监视器44，在监视器44上可以查看重构的图像12。
在机构设置中，成像系统10可以耦接到多个网络的其中之一以使系统数据能够往返于成像系统传送以及允许传输和存储图像数据和处理的图像。例如，局域网、广域网、无线网络等可以使图像数据能够存储在放射科信息系统上或医院信息系统上。此类网络连接还使图像数据能够传输到远程后处理系统、医生办公室等。
图2是具有闪烁体26和多个光电倍增管28的示范性伽马相机24的截面侧视图。如上文论述的，可以将伽马相机24置于患者上方或下方、同时置于患者上方和下方、围绕着患者旋转、或可以至少部分地包绕着患者。而且，虽然图示的实施例示出两个光电倍增管28，但是实践中伽马相机24可以包括二维阵列中的多个光电倍增管28。例如，在某些实施例中，伽马相机24可以包括37与91之间的光电倍增管28。光电倍增管28可以包括多种配置。例如，在一些实施例中，光电倍增管28可以按六边形图案布置。
如图示实施例所示，伽马相机24还包括至少部分地包围闪烁体晶体26的闪烁体外壳46。在某些实施例中，闪烁体外壳可以由铝和玻璃制成。如前文提到的，闪烁体晶体26通常由诸如碘化钠(NaI)的晶状材料制成，并且将接收的伽马辐射转换成较低能量的光能。正如将意识到的，闪烁体晶体26的厚度可以针对不同成像应用而有所变化。例如，在某些低能量(例如，～140keV)应用中，闪烁体晶体26可以是约0.375”厚。在较高能量(例如，～300keV)应用中，闪烁体晶体26可以是约0.75”至1.0”厚。在甚高能量(例如，～511keV)应用中，闪烁体晶体26可以等于或大于1.0”厚。伽马相机24还包括邻近闪烁体晶体26设置的中间层48。中间层48可以由玻璃或玻璃与透明塑料的组合制成，并且可以是约0.5”厚。此外，可以通过粘合剂或胶水(例如，硅胶)将中间层48固定到闪烁体晶体26。如图所示，邻近中间层48设置光电倍增管28。
伽马辐射22穿过闪烁体晶体26。如上文提到的，闪烁体晶体26将伽马辐射22转换成可见光子222。可见光子222穿过闪烁体晶体26和中间层48，并由光电倍增管28接收。正如上文提到的，光电倍增管的阵列38可以基于从闪烁体晶体26接收的可见光子222生成图像数据。更具体地来说，可以使用公知的算法(例如Anger算法)通过估算闪烁点坐标来生成图像数据。但是，正如将意识到的，在使用较厚的闪烁晶体26的成像应用中，闪烁晶体26内的闪烁事件产生的可见光子222可以先大范围扩散，然后可见光子222才达到光电倍增管28。例如，闪烁事件产生的可见光子222的一部分可以向光电倍增管28附近传送，可见光子222的一部分可以向更远的光电倍增管28传送以及可见光子222的一部分可以向伽马辐射22的源传送(即，离开光电倍增管28)。因此，从光电倍增管28输出的信息的可用性可能下降，并因此，算法估算的精确度可能下降。在使用较厚的闪烁晶体和降低伽马辐射22的穿透力的较低能量的成像应用中，此问题可能会放大。
为了解决闪烁体晶体26中光扩散导致的图像失真的问题，可以生成非线性校正图以适当地校准伽马相机24。正如下文进一步详细论述的，可以通过使多种能级的伽马辐射22穿过具有含分段50的闪烁体晶体26的伽马相机24来产生非线性校正图。确切地说，闪烁体晶体26包括分段50，分段50配置成至少部分地导通由伽马辐射22生成闪烁体晶体26接收的可见光子222。如图2所示，伽马辐射22进入闪烁体晶体26，在其中，伽马辐射22与闪烁体晶体26相互作用，产生在闪烁体晶体26内扩散的大量可见光子222。可见光子222最后到达光电倍增管28并由光电倍增管28检测到。可见光子222可以反射出分段50的边缘并接着穿过闪烁体晶体26向光电倍增管28行进，正如下文更详细论述的。
在图示的实施例中，分段50由闪烁体晶体26的邻近中间层48的一侧上的沟槽500形成。在某些实施例中，分段50的深度可以是闪烁体晶体26的深度的约25％。例如，分段50可以在约1.0”厚的闪烁体晶体26中是约0.25”深。而且，为形成分段50而产生的沟槽500可以填充以粘合剂(如，胶水或硅胶)。正如将意识到的，可以使用将闪烁体晶体26固定到中间层48所用的相同胶水来填充分段50的沟槽500。在其他实施例中，可以通过在闪烁体晶体26的最先从受检者14接收伽马辐射22的一侧上形成的沟槽500来产生分段50，或可以通过完全穿过闪烁体晶体26的沟槽500形成分段50。正如下文进一步详细论述的，可以将分段50形成为产生具有不同间距和几何形状的多种网格配置。
图3是示范闪烁体晶体26的透视图。更确切地来说，图示的实施例包括具有形成正方形网格图案52的分段50的闪烁体晶体26。在其他实施例中，分段50可以配置成形成三角形或菱形图案。如图所示，分段50形成的网格52定义闪烁体晶体26上的多个柱状物(column)54。分段50形成的每个柱状物54具有Y方向间距56和X方向间距58。可以将分段50形成为使Y方向间距56对于笛卡尔网格52中的所有柱状物54均是恒定的。相似地，可以将分段50形成为在笛卡尔网格52中使X方向间距58对于所有柱状物54均是恒定的。在某些实施例中，Y方向间距56和X方向间距58可以是相等的。例如，Y方向间距56和X方向间距58可以均等于0.25”。
如图示实施例所示，伽马辐射22可以穿过第一侧60进入闪烁体晶体26。此后，在闪烁体晶体26和伽马辐射22之间的相互作用产生的光能222可以穿过第二侧62离开闪烁体晶体26。正如下文更详细论述的，恒定的Y方向间距56和恒定的Y方向间距58可以使得伽马辐射22产生的光能222在闪烁体晶体26的分段50周围遇到反射效应，从而光能222大部分穿过柱状物54的中心。此后，光能222将由光电倍增器28收集。由此，光电倍增管28生成的数据将表示网格52中的柱状物54的图案。然后可以使用此图案来产生非线性校正图。
图4是具有多个分段50的闪烁体晶体26的一部分的截面侧视图。如图所示，分段50由闪烁体晶体26的一侧上形成的沟槽500产生。更具体地说，分段50由闪烁体晶体26中与接收伽马辐射22的闪烁体晶体26一侧相反的一侧上形成的沟槽500产生。另外，在图示的实施例中，分段50的深度小于闪烁体晶体26的深度的50％。正如前文提到的，在备选实施例中，分段可以在闪烁体晶体26接收伽马辐射22的一侧上形成，或作为备选，分段50可以形成为使分段50完全穿过闪烁体晶体26。在图示的实施例中，将形成分段50的沟槽500填充以粘合剂64。正如上文论述的，粘合剂64可以是如硅胶的胶水。
分段50配置成使分段50定义具有间距68的多个位点66。在某些实施例中，位点66的间距68可以是恒定的。正如将意识到的，位点66的恒定间距68可以等于分段50的恒定间距。正如上文提到的，分段50的恒定间距和几何形状使从伽马辐射22产生的光能222被反射并引导以便大部分穿过由分段50形成的柱状物54的中心。在图示的实施例中，柱状物54的相应中心由位点66标识。通过举例，伽马射线可以沿着方向70进入闪烁体晶体26。但是，由伽马射线产生的光能无法沿着方向70继续。相反，伽马射线与闪烁体晶体26之间的相互作用可以使该相互作用产生的光能沿着其他方向行进。例如，光能的一部分可以沿着方向72行进。该光能还可以接触分段50的边界并反射出，从而使光能沿着向位点66的方向74行进。正如上文论述的，此类反射效应可以使由伽马辐射22产生的大部分光能穿过位点66。正如将意识到的，分段50的沟槽500的深度可能影响光能反射出分段50的量。例如，具有较深沟槽500的分段50可以向位点66反射更多光能。一旦光能穿过位点66，则它将穿过中间层48，并由光电倍增器28接收。光电倍增器28然后可以生成对应于撞击位点66的光能的图像数据，然后可以使用该图像数据来产生非线性校正图，正如下文论述的。
图5是通过对使用图3所示的闪烁体晶体26在线性校准序列期间对来自光电倍增器28的数据施加Anger算法来生成的示范图像数据76的示意图。如图所示，图像数据76包括多个位点78。正如将意识到的，基于图3所示的闪烁体晶体26，可以预期图像数据76显示具有Y方向间距56和X方向间距58的笛卡尔网格配置中的位点78。换言之，每个位点78可以与闪烁体晶体26中的柱状物54的中心对应。但是，由于伽马相机24的非线性空间响应的原因，不是所有位点78均可演示笛卡尔网格54、Y方向间距56、X方向间距58或其组合。位点78的预期位置和实际位置之间的任何偏差可能由归因于伽马相机24的非线性空间响应的失真所致。正如下文进一步详细论述的，可以使用位点78的已知实际位置来生成非线性校正。而且，可以在位点78之间生成一个或多个曲线拟合校正线80。曲线拟合校正线80可以帮助开发具有不同分辨率的伽马相机24的非线性校正图。
图5的放大部分82包括第一位点84、第二位点86、第三位点88和第四位点90，每个位点与每个相应位点预期在图像数据76中出现的位置有所偏离。正如上文提到的，可以在多个位点78之间生成一个或多个曲线拟合校正线，以在生成具有不同分辨率的伽马相机24的非线性校正线时使用。例如，在图5的放大部分82中，可以计算第一曲线拟合校正线92，其包括第一位点84和第二位点86。在某些实施例中，第一曲线拟合校正线92可以用于估算第一位点84与第二位点86之间的位点(未示出)的线性校正。相似地，可以计算第二曲线拟合校正线94，其包括第三位点88和第四位点90。
正如上文提到的，可以通过将位点的实际位置与该位点的预期位置进行比较来构建非线性校正图。例如，第一位点84的预期位置可能沿着沿着Y方向上的第一直线96。相似地，第二位点86的预期位置可以沿着Y方向的第一直线96，而第三位点88和第四位点90的相应预期位置可以沿着Y方向的第二直线98。可以通过测量位点的实际位置与预期位置之间的偏差来计算每个位点的非线性校正。例如，可以确定X方向上的偏差106来帮助计算第三位点88的非线性校正。又如，第四位点90的预期位置也可以沿着X方向上的直线100。因此，可以确定Y方向上的偏差108来帮助计算第四位点90的非线性校正。正如将意识到的，可以对图像数据76中与其相应的预期位置偏离的每个位点78完成如上文描述的那些计算。然后可以使用计算的偏差的汇总形成伽马相机24的非线性校正图。
除了通过比较每个位点78的实际和预期位置来计算位点78的非线性校正外，还可以通过将两个位点78的实际间距与该两个位点78的预期间距进行比较来计算非线性校正。正如上文论述的，重要的是要注意在闪烁体晶体26中，预期位点66的间距可以与分段50的间距完全相同。例如，在图5的放大部分82中，第一位点84与第二位点86具有实际Y方向的间距102。可以将实际Y方向间距102与在闪烁体晶体26中的分段50中的恒定Y方向间距56(即，第一位点84和第二位点86的预期Y方向间距)比较。可以使用第一位点84和第二位点86的实际Y方向间距与分段50的恒定Y方向间距56之间的偏差来计算第一位点84和第二位点86的非线性校正。又如，第一位点84和第三位点88具有实际X方向间距104。与上文描述的比较相似，可以使用第一位点84和第三位点88之间的实际X方向间距104与闪烁体晶体26的分段50的恒定X方向间距58(即，第一位点84和第三位点88的预期X方向间距)之间的偏差来计算第一位点84和第三位点88的非线性校正。正如将意识到的，可以使用位点78之间的实际间距与预期间距之间的偏差以及使用位点78的实际位置与预期位置之间的偏差来生成非线性校正图。
图6是图示用于处理伽马射线检测器数据以生成非线性校正图的示范性方法110的流程图。首先，检测器系统接收辐射，如引用数字112所示。优选地，该辐射是基本暴露于检测器的整个前表面的伽马辐射且基本均匀。此类辐射可以由固定在与检测器的暴露面一定距离处的小放射性源产生。作为备选，可以将放射性材料板(例如，用于相机的均匀性测试的例行使用的放射性材料板)放在附接于检测器的准直器上。如上所述，该检测器系统可以是接收对患者给送的放射性同位素发射的伽马辐射的伽马相机。该检测器系统可以包括具有分段的闪烁体，该分段将输出辐射生成的光向光电倍增管导通，如引用数字114所示。该闪烁体中的分段可以包括多种配置，并且可以将光引导到特定位点。接下来，如引用数字116所示，可以由光电倍增管接收光。光电倍增管然后可以将该光转换成有用的图像数据，如引用数字118所示。基于此图像数据，可以识别由闪烁体中的分段在图像数据中产生的、可检测的位点，如引用数字120所示。识别的位点可能由于伽马相机或检测器系统的非线性空间响应的原因而与其期望的位置有所偏离。因此，可以计算基于识别的位点的曲线拟合校正，如引用数字122所示。可以使用计算的曲线拟合校正来确定不同分辨率的检测器系统的非线性校正。最后，检测器系统的非线性校正图基于识别的位点，如引用数字124所示。如上所论述的，可以使用位点之间的实际间距与预期间距之间的偏差以及位点的实际位置与预期位置之间的偏差生成非线性校正图。在带有放射性同位素的患者进行临床检查期间，可以使用所生成的非线性校正图来校正检测器获取的图像。
本书面描述使用示例来公开包括最佳模式的本发明，以及还使本领域技术人员能实践本发明，包括制作和使用任何装置或系统及执行任何结合的方法。本发明可取得专利的范围由权利要求确定，且可包括本领域技术人员想到的其它示例。如果此类其它示例具有与权利要求字面语言无不同的结构要素，或者如果它们包括与权利要求字面语言无实质不同的等效结构要素，则它们规定为在权利要求的范围之内。

Claims (20)

1.一种伽马射线检测器系统(10)，包括：
闪烁体(26)，其配置成接收伽马辐射(22)并输出较低能量辐射(222)，所述闪烁体(26)包括配置成导通所输出辐射(222)的多个分段(50)，其中所述分段(50)由在所述闪烁体(26)内形成的物理壁体(500)定义，并配置成将所述输出辐射(222)导通到图像数据(76)中可检测到的、表征所述检测器系统(10)中的非线性的位点(66、78、84、86、88、90)；
邻近所述闪烁体(26)设置的中间层(48)；以及
多个光电倍增器(28)，其邻近所述中间层(48)设置且配置成接收所导通的输出辐射(222)以及将所述辐射(222)转换成所述图像数据(76)。
2.如权利要求1所述的系统(10)，其中，所述物理壁体(500)由所述闪烁体(26)中延伸到小于所述闪烁体(26)的厚度的深度的沟槽(500)形成。
3.如权利要求2所述的系统(10)，其中，所述沟槽(500)填充以粘合剂(64)。
4.如权利要求2所述的系统(10)，其中，所述沟槽(500)具有所述闪烁体(26)的厚度的约10％与50％之间的深度。
5.如权利要求2所述的系统(10)，其中，所述沟槽(500)在所述闪烁体(26)的、面向所述中间层(48)的一侧(62)中形成。
6.如权利要求5所述的系统(10)，其中，所述中间层(48)包括玻璃。
7.如权利要求1所述的系统(10)，其中，所述分段(50)以网格图案(52)形成。
8.一种用于处理伽马射线检测器(24)数据的方法(110)，包括：
在检测器系统(10)中接收输出辐射(22)，所述检测器系统(10)包括配置成接收伽马辐射(22)并输出较低能量辐射(222)的闪烁体(26)、邻近所述闪烁体(26)设置的中间层(48)、以及多个光电倍增器(28)，其中所述闪烁器(26)包括配置成导通所输出辐射(222)的多个分段(50)，所述多个光电倍增器(28)邻近所述中间层(48)设置且配置成接收所导通的输出辐射(222)以及将所述辐射(222)转换成图像数据(76)；
基于所述图像数据(76)，识别由所述分段(50)在所述图像数据(76)中产生的、可检测的位点(66、78、84、86、88、90)；以及
基于所识别的位点(66、78、84、86、88、90)，生成所述检测器系统(10)的非线性图(80)。
9.如权利要求8所述的方法(110)，其中，通过将所述位点(66、78、84、86、88、90)的位置与所述分段(50)的已知位置(66、78)或间距(68、102、104)进行比较，来生成所述非线性图(80)。
10.如权利要求8所述的方法(110)，其中，通过按专用校准序列将所述检测器系统(10)暴露于伽马辐射(22)来生成所述非线性图(80)。
11.如权利要求8所述的方法(110)，其中，基于关注的受检者(14)的一系列成像序列期间获取的图像数据(76)生成所述非线性图(80)。
12.如权利要求11所述的方法(110)，其中，所述关注的受检者(14)是因临床研究而进行成像的患者。
13.如权利要求8所述的方法(110)，其中，所述非线性图(80)表征每个位点(66、78、84、86、88、90)与相应的位点(66、78、84、86、88、90)的预期位置(66、78)的二维偏移(106、108)。
14.如权利要求8所述的方法(110)，其中，通过将所述检测器系统(10)暴露于基本均匀的伽马辐射(22)来生成所述非线性图(80)。
15.如权利要求14所述的方法(110)，其中，所述基本均匀的伽马辐射(22)是通过将所述检测器(24)暴露于放射性源(14、20)来产生的，与所述检测器(24)中未使用吸收掩罩的一面成一定距离地放置所述放射性源(14、20)。
16.根据权利要求14所述的方法，其中，所述基本均匀的伽马辐射(22)是通过将所述检测器(24)暴露于放射性板来产生的，所述放射性板放置于与所述检测器(24)附接的准直器上。
17.一种伽马射线检测器系统(10)，包括：
闪烁体(26)，其配置成接收伽马辐射(22)并输出较低能量辐射(222)，所述闪烁体(26)包括在所述闪烁体(26)内形成的多个物理沟槽(500)，所述多个物理沟槽(500)配置成将所述较低能量辐射(222)导通到可识别位点(66、78、84、86、88、90)，其中所述可识别位点(66、78、84、86、88、90)可在图像数据(76)中检测到的并且表征所述检测器系统(10)中的非线性。
18.如权利要求17所述的系统(10)，其中，所述闪烁体(26)具有约0.75到1.0英寸的厚度。
19.如权利要求17所述的系统(10)，包括邻近所述闪烁体(26)设置的中间层(48)。
20.如权利要求19所述的系统(10)，包括邻近所述中间层(48)设置的多个光电倍增器(28)，其中所述光电倍增器(28)配置成接收所导通的输出辐射(222)并将所述辐射(222)转换成图像数据(76)。
CN2012100284907A 2011-02-02 2012-02-02 伽马射线检测器线性校准 Pending CN102626316A (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US13/019590 2011-02-02
US13/019,590 US8957384B2 (en) 2011-02-02 2011-02-02 Gamma ray detector linearity calibration

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN102626316A true CN102626316A (zh) 2012-08-08

Family

ID=46576568

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2012100284907A Pending CN102626316A (zh) 2011-02-02 2012-02-02 伽马射线检测器线性校准

Country Status (2)

Country Link
US (1) US8957384B2 (zh)
CN (1) CN102626316A (zh)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106461791A (zh) * 2014-06-12 2017-02-22 美国西门子医疗解决公司 在单光子发射计算机断层扫描中利用多发射能量来校准
CN107209275A (zh) * 2014-07-23 2017-09-26 皇家飞利浦有限公司 用于表征闪烁体材料的表征装置
CN109313277A (zh) * 2016-06-30 2019-02-05 通用电气公司 像素化的伽马检测器
US11454730B2 (en) 2019-02-15 2022-09-27 The Research Foundation For The State University Of New York High resolution depth-encoding pet detector with prismatoid light guide array

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN105974461A (zh) * 2016-05-04 2016-09-28 中国原子能科学研究院 一种γ射线扫描成像及核素识别系统及其方法
CN107643538A (zh) * 2017-10-18 2018-01-30 中国检验检疫科学研究院 一种用于校验闪烁体探测器性能的装置

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3851177A (en) * 1973-02-23 1974-11-26 Searle & Co Scintillation camera with improved linearity
US20050236577A1 (en) * 2000-08-29 2005-10-27 Japan Atomic Energy Research Institute Two-dimensional radiation and neutron image detectors
CN1993632A (zh) * 2003-11-20 2007-07-04 杰克·E·朱尼 晶体边缘效应的处理
US20070235654A1 (en) * 2004-11-22 2007-10-11 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc X-ray radiation detector, x-ray imaging apparatus, x-ray ct apparatus and method of manufacturing x-ray detector
CN101772714A (zh) * 2007-07-31 2010-07-07 王宇 一种用于探测伽马射线的具备对作用的能量、位置和时间坐标进行编码的新型的闪烁体阵列探测器及相关的信号处理方法

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5345082A (en) * 1993-03-22 1994-09-06 Sopha Medical Systems, Inc. Scintillation camera utilizing energy dependent linearity correction
WO2000017670A1 (en) 1998-09-24 2000-03-30 Elgems Ltd. Pixelated photon detector
US7692156B1 (en) * 2006-08-23 2010-04-06 Radiation Monitoring Devices, Inc. Beam-oriented pixellated scintillators for radiation imaging
GB2446185A (en) * 2006-10-30 2008-08-06 Sensl Technologies Ltd Optical assembly and method of assembly

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3851177A (en) * 1973-02-23 1974-11-26 Searle & Co Scintillation camera with improved linearity
US20050236577A1 (en) * 2000-08-29 2005-10-27 Japan Atomic Energy Research Institute Two-dimensional radiation and neutron image detectors
CN1993632A (zh) * 2003-11-20 2007-07-04 杰克·E·朱尼 晶体边缘效应的处理
US20070235654A1 (en) * 2004-11-22 2007-10-11 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc X-ray radiation detector, x-ray imaging apparatus, x-ray ct apparatus and method of manufacturing x-ray detector
CN101772714A (zh) * 2007-07-31 2010-07-07 王宇 一种用于探测伽马射线的具备对作用的能量、位置和时间坐标进行编码的新型的闪烁体阵列探测器及相关的信号处理方法

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106461791A (zh) * 2014-06-12 2017-02-22 美国西门子医疗解决公司 在单光子发射计算机断层扫描中利用多发射能量来校准
CN107209275A (zh) * 2014-07-23 2017-09-26 皇家飞利浦有限公司 用于表征闪烁体材料的表征装置
CN107209275B (zh) * 2014-07-23 2019-08-20 皇家飞利浦有限公司 用于表征闪烁体材料的表征装置
CN109313277A (zh) * 2016-06-30 2019-02-05 通用电气公司 像素化的伽马检测器
US11454730B2 (en) 2019-02-15 2022-09-27 The Research Foundation For The State University Of New York High resolution depth-encoding pet detector with prismatoid light guide array
US11789167B2 (en) 2019-02-15 2023-10-17 The Research Foundation For The State University Of New York High resolution depth-encoding PET detector with prismatoid light guide array

Also Published As

Publication number Publication date
US20120193541A1 (en) 2012-08-02
US8957384B2 (en) 2015-02-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6854805B2 (ja) ハイブリッドｐｅｔ／ｃｔイメージング検出器
US7385201B1 (en) Strip photon counting detector for nuclear medicine
US8299437B2 (en) Gamma ray detector and gamma ray reconstruction method
CN101080651B (zh) 成像系统及成像方法
ES2531640T3 (es) Dispositivo en matriz y procedimiento de determinación de localización y tiempo de reacción de los cuantos gamma y el uso del dispositivo para determinar la localización y tiempo de reacción de los cuantos gamma en la tomografía por emisión de positrones
JP4968384B2 (ja) 放射線断層撮影装置
CN110520760A (zh) 用于辐射检测器的像素设计
JP4972474B2 (ja) 核医学診断装置、画像処理方法およびガンマカメラ
CN102626316A (zh) 伽马射线检测器线性校准
Gu et al. Performance evaluation of HiPET, a high sensitivity and high resolution preclinical PET tomograph
US8384015B2 (en) Calibration source and methods for calibrating a nuclear medicine imaging system
JP5024182B2 (ja) 断層撮影装置
JPWO2008035399A1 (ja) 核医学診断装置
JP4902753B2 (ja) 放射線撮像装置およびコリメータの位置推定方法
JP6301076B2 (ja) 核医学診断装置および画像処理プログラム
US8785869B2 (en) System and method for providing emission mammography
Tian et al. Radiopharmaceutical imaging based on 3D-CZT Compton camera with 3D-printed mouse phantom
JP2010243395A (ja) Ｘ線・ガンマ線撮像装置
Williams et al. Integrated CT-SPECT system for small-animal imaging
US10564301B2 (en) Systems and methods for detector sensitivity calibration in nuclear medicine imaging
US20120175509A1 (en) Gamma camera calibration methods and systems
Wang et al. Novel light-guide-PMT geometries to reduce dead edges of a scintillation camera
Mendes et al. Characterization and performance of monolithic detector blocks with a dedicated ASIC front-end readout for PET imaging of the human brain
Meikle et al. CoALA-SPECT: A coded aperture laboratory animal SPECT system for pre clinical imaging
US20050029461A1 (en) Gamma camera using rotating scintillation bar detector and method for tomographic imaging using the same

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C02 Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001)
WD01 Invention patent application deemed withdrawn after publication

Application publication date: 20120808