CN107735694B - 用于使用二分感测的交互深度正电子断层扫描检测器的装置和方法 - Google Patents

用于使用二分感测的交互深度正电子断层扫描检测器的装置和方法 Download PDF

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Abstract

本文公开了用于深度交互(DOI)正电子断层扫描检测的装置和方法。某些实施例利用二分感测来获得DOI信息。

Description

用于使用二分感测的交互深度正电子断层扫描检测器的装置 和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求于2015年5月1日提交的美国临时专利申请序列No.62/155,695的优先权，其全部内容通过引用并入本文。
背景技术
正电子发射断层扫描(PET)可以基于癌症组织的活体化学特征来检测体内肿瘤。近年来，PET在癌症诊断领域已经有了广泛的临床应用，并且由于其独特的引发分子机能的能力而被认为是研究体内癌症机能的重要工具。PET的体内分子成像能力引起了相当大的肿瘤研究的兴趣和放射性示踪剂的开发，以研究癌症相关的分子过程，诸如血管生成、细胞凋亡、细胞增殖、缺氧、基因表达和血流。
尽管取得了这样的成功，但是由于扫描仪成本高并且图像分辨率低，PET在全身的癌症应用潜力当今仍然很大程度上还未被开发。截至2009年，临床PET相机的成像分辨率为4.0-6.3mm，但由于灵敏度低，实际临床分辨率更差(7-10mm)，这会漏掉较小的(早期)原发病灶和转移灶。在过去的十年中，研究人员一直致力于开发低成本、高分辨率的PET技术和PET相机。
PET相机检测器由数万个闪烁晶体和数千个光电传感器组成。临床PET相机中最常用的光电传感器是光电倍增管(PMT)。虽然也正在研究其它固态或半导体光电传感器，但是此类传感器目前比PMT更昂贵。
由于厚的PET检测器中伽玛射线的交互深度(DOI)，PET分辨率从中心开始逐渐恶化。其次，临床PET图像质量遭受不足的信号计数。PET中的信号损失通常可以通过以下方式得以缓解：(i)增加检测器深度，(ii)增加PET轴向视场，以及(iii)减小PET环的直径。但是，这些选项造成甚至更糟的DOI分辨率下降。临床PET中缺乏DOI信息是由于在大型临床系统中实现DOI测量的高成本。本文公开的实施例包括较低成本的超高分辨率DOI PET检测器设计，其可以提供比当前商用PET/MR(PET/CT)系统更高的空间分辨率和灵敏度，同时使用甚至比目前临床系统中的非DOI PET检测器更少的硅光电倍增管(SiPM)。数万个昂贵的SiPM及其支持电子通道被用来检测来自PET系统中数万个闪烁晶体检测器的每个的闪烁光。因此，使得可以实现具有DOI的实用的超高分辨率、高灵敏度临床PET/MR和PET/CT，其生产成本比目前不含DOI的临床PET/MR和PET/CT系统成本更低。
发明内容
如下面更详细地解释的，本公开的示例性实施例使得能够在PET检测器的许多方面有所改进，包括改进的分辨率、较低的制造成本以及在操作期间降低的热负荷。
测量DOI(Z)的一种健壮方式是将两个2D SiPM阵列分别耦合到闪烁体阵列的顶部和底部侧。这种传统的双端读出设计具有显著的信息冗余，因为顶部和底部SiPM阵列两者捕获同一个发射闪烁体的X和Y位置。本文公开的示例性实施例可以通过用1-D SiPM阵列仅从晶体阵列的顶部读取X位置并且用底部1-D SiPM阵列仅读取正交的Y位置来消除这种冗余。因而，可以将两个2-D SiPM阵列减少到两个1-D阵列，以读出XY位置。DOI位置(Z)仍然可以从顶部信号(X)和底部信号(Y)之间的差异中导出。因此，原则上，示例性实施例可以仅用两个1-D SiPM阵列而不是两个2-D SiPM阵列来捕获所有XYZ(3-D)位置，从而将SiPM、热量和电子学复杂度从2×N2降低到2N。这种信息冗余的去除将显著降低具有DOI的PET的制造成本。即使在常规的非DOI PET设计中，也需要2-D SiPM阵列(N2)来读取XY位置。遵循这个最小冗余概念，本文公开的示例性实施例包括二分-正交-对称检测器(DOS)配置。此外，所公开的实施例包括检测器的平面阵列部署在晶体的相对端的实施例。
某些实施例包括用于光发射检测的装置，该装置包括：包括以具有X-Y-Z维度的布置而配置的闪烁晶体的块；耦合到平行于X维度的闪烁晶体列的光传感器的第一线性阵列；耦合到平行于Y维度的闪烁晶体行的光传感器的第二线性阵列，其中光传感器的第二线性阵列与光传感器的第一线性阵列在Z维度上间隔开；以及耦合到块的多个闪烁晶体的反射膜。在特定实施例中，反射膜的第一部分耦合到第一多个闪烁晶体的每一侧，其中反射膜的第一部分平行于光传感器的第一线性阵列；反射膜的第二部分耦合到第二多个闪烁晶体的每一侧，其中反射膜的第二部分平行于光传感器的第二阵列；并且反射膜的第一部分在Z维度上从反射膜的第二部分偏移。
在具体的实施例中，光传感器的第一线性阵列耦合到块的第一端；光传感器的第二线性阵列耦合到块的第二端；反射膜的第一部分不耦合到块的第一端；并且反射膜的第二部分不耦合到块的第二端。在一些实施例中，反射膜的第一部分不耦合到闪烁晶体的、包括光传感器的第一线性阵列耦合到的闪烁晶体列的平面上的任何闪烁晶体；并且反射膜的第二部分不耦合到闪烁晶体的、包括光传感器的第二线性阵列耦合到的闪烁晶体行的平面上的任何闪烁晶体。
某些实施例还包括：耦合到闪烁晶体块的第二列闪烁晶体的光传感器的第三线性阵列，其中光传感器的第三线性阵列平行于光传感器的第一线性阵列；以及耦合闪烁晶体块的第二行闪烁晶体的光传感器的第四线性阵列，其中光传感器的第四线性阵列平行于光传感器的第二线性阵列。在特定实施例中，反射膜的第一部分包括第一多个开口；并且反射膜的第二部分包括第二多个开口。在一些实施例中，反射膜的第一部分形成第一多个通道，用于在块的第一端处跨闪烁晶体列的光透射；反射膜的第二部分形成多个通道，用于在块的第二端处跨闪烁晶体行的光透射；第一多个开口被配置为允许光在第一多个通道之间分布，用于光透射；并且第二多个开口被配置为允许光在第二多个通道之间分布，用于光透射。在具体实施例中，光传感器的第一线性阵列和第二线性阵列包括硅光电倍增管。
在某些实施例中，块包括分段的闪烁晶体，闪烁晶体被分段成若干区段并且光学地胶回在一起；并且分段的闪烁晶体增加光的阻抗并且提供由光传感器的第一线性阵列中的传感器与光传感器的第二线性阵列中的传感器接收的光中的较大信号差异。
特定实施例包括被配置为正电子发射检测器的装置，该装置包括：包括以具有X-Y-Z维度的布置而配置的闪烁晶体的块；耦合到闪烁晶体的反射膜；耦合到第一多个闪烁晶体的光传感器的第一非平面阵列；耦合到第二多个闪烁晶体的光传感器的第二非平面阵列；以及被配置为分析来自光传感器的第一和第二非平面阵列的数据的处理器，其中：处理器被配置为计算发射由光传感器的第一非平面阵列中的第一光传感器和由光传感器的第二非平面阵列中的第二光传感器检测到的光的闪烁晶体的X-Y-Z尺寸。在一些实施例中，光传感器的第一和第二非平面阵列彼此正交。在具体实施例中，光传感器的第一非平面阵列耦合到闪烁晶体列；并且光传感器的第一非平面阵列耦合到闪烁晶体行。
在某些实施例中，反射膜的第一部分不耦合到光传感器的第一非平面阵列耦合到的闪烁晶体列，并且反射膜的第二部分不耦合到光传感器的第二非平面阵列耦合到的闪烁晶体行。在特定实施例中，反射膜的第一部分不耦合到闪烁晶体的、包括光传感器的第一非平面阵列耦合到的闪烁晶体行的平面上的任何闪烁晶体；并且反射膜的第二部分不耦合到闪烁晶体的、包括光传感器的第二非平面阵列耦合到的闪烁晶体列的平面上的任何闪烁晶体。一些实施例还包括：耦合到块的第二行闪烁晶体的光传感器的第三非平面阵列，其中光传感器的第三线性阵列平行于光传感器的第一非平面阵列；以及耦合到块的第二列闪烁晶体的光传感器的第四非平面阵列，其中光传感器的第四线性阵列平行于光传感器的第二非平面阵列。在具体实施例中，反射膜的第一部分包括第一多个开口，并且反射膜的第二部分包括第二多个开口。
在某些实施例中，第一多个开口被配置为允许光在两个通道之间横穿，以到达光传感器的第一非平面阵列中最靠近的相邻传感器，并且第二多个开口被配置为允许光在两个通道之间横穿，以到达光传感器的第二非平面阵列中最靠近的相邻传感器。在特定实施例中，光传感器的第一和第二线性阵列包括硅光电倍增管。
一些实施例包括被配置为正电子发射检测器的装置，该装置包括：具有X-Y-Z维度的块，其包括具有第一端和第二端的闪烁晶体；在X-Y平面中的、耦合到闪烁晶体的第一端的第一多个光传感器；在X-Y平面中的、耦合到闪烁晶体的第二端的第二多个光传感器，其中：由闪烁晶体发射的信号的X-Y位置由第一多个传感器中检测到信号的第一传感器的X-Y位置并由第二多个传感器中检测到信号的第二传感器的X-Y位置确定；以及信号的Z位置由第一传感器和第二传感器检测到的信号强度的差异来确定。
具体实施例还包括被配置为确定信号的X-Y位置和Z位置的处理器。在某些实施例中，第一多个光传感器中的每个光传感器耦合到多个相邻的闪烁晶体；并且第二多个光传感器中的每个光传感器耦合到多个相邻的闪烁晶体。在某些实施例中，每个闪烁晶体包括小于针对第一和第二多个光传感器中的每个光传感器的X-Y尺寸的X-Y尺寸。在特定实施例中，每个闪烁晶体包括等于针对第一和第二多个光传感器中的每个光传感器的X-Y尺寸的X-Y尺寸。在一些实施例中，第一多个传感器中的每个光传感器的中心从第二多个光传感器中的每个光传感器的中心对角偏移。在具体实施例中，块包括分段的闪烁晶体，闪烁晶体被分段成若干区段并且光学地胶回在一起；并且分段的闪烁晶体增加光的阻抗并且提供由第一多个光传感器中的传感器与第二多个光传感器中的传感器接收的光中的较大信号差异。
某些实施例包括被配置为正电子发射检测器的装置，其中该装置包括：包括闪烁晶体的块，闪烁晶体包括第一端和第二端；耦合到闪烁晶体的反射膜；耦合到闪烁晶体的第一端的第一多个光传感器；以及耦合到闪烁晶体的第二端的第二多个光传感器。在特定实施例中，第一多个光传感器包括耦合到块中的相邻闪烁晶体的个体光传感器；第二多个光传感器包括耦合到块中的相邻闪烁晶体的个体光传感器；并且块中的个体闪烁晶体耦合到第一多个光传感器中的不多于一个个体光传感器以及第二多个光传感器中的不多于一个个体光传感器。
在一些实施例中，第一多个光传感器中的个体光传感器耦合到块中的至少四个相邻的闪烁晶体；并且第二多个光传感器中的个体光传感器耦合到块中的至少四个相邻的闪烁晶体。在具体实施例中，块包括X-Y-Z维度；第一多个光传感器和第二多个传感器布置在X-Y平面中；由闪烁晶体发射的信号的X-Y位置由第一多个传感器中检测到信号的第一传感器的X-Y位置以及由第二多个传感器中检测到信号的第二传感器的X-Y位置确定；并且信号的Z位置由第一传感器和第二传感器检测到的信号强度的差异来确定。
在某些实施例中，块包括分段的闪烁晶体，闪烁晶体被分段成若干区段并且光学地胶回在一起；并且分段的闪烁晶体增加光的阻抗并且提供由第一多个光传感器中的传感器与第二多个光传感器中的传感器接收的光中的较大信号差异。
特定实施例包括一种检测晶体块中正闪烁的晶体的X-Y-Z位置的方法，该方法包括：获得用于检测到来自正闪烁的晶体的光的第一传感器的第一X和Y坐标集合；获得用于检测到来自正闪烁的晶体的光的第二传感器的第二X和Y坐标集合；基于第一X和Y坐标集合和第二X和Y坐标集合确定正闪烁的晶体的X坐标和Y坐标；以及基于由第一传感器和第二传感器检测到的光量来确定闪烁晶体的Z坐标。在一些实施例中，第一传感器布置在传感器的第一线性阵列中；第二传感器布置在传感器的第二线性阵列中；并且第一线性阵列与第二线性阵列正交。
在具体实施例中，第一传感器布置在传感器的第一平面阵列中；第二传感器布置在第二平面阵列的传感器中；第一平面阵列耦合到晶体块的第一端；并且第二平面阵列耦合到晶体块的第二端。
在下文中，术语“耦合”被定义为连接，但不一定是直接连接，并且不一定是机械连接。
当在权利要求书和/或说明书中结合术语“包括”使用时，词“一”的使用可以指“一个”，但是也符合“一个或多个”或“至少一个”的含义。术语“大约”、“基本上”和“近似”一般是指所述值加上或减去5％。在权利要求中使用术语“或”被用来指“和/或”，除非明确指出仅指替代方案或者替代方案是相互排斥的，但是本公开内容支持指仅替代方案和“和/或”的定义。
术语“包括”(以及“包括”的任何形式)、“具有”(以及“具有”的任何形式)、“包含”(以及“包含”的任何形式)、“含有”(以及“含有”的任何形式)都是开放式链接动词。因此，“包括”、“具有”、“包含”或“含有”一个或多个步骤或元素的方法或设备拥有那一个或多个步骤或元素，但不限于仅拥有那一个或多个元素。同样，“包括”、“具有”、“包含”或“含有”一个或多个特征的方法的步骤或设备的元素拥有那一个或多个特征，但不限于仅拥有那一个或多个特征。此外，以某种方式配置的设备或结构至少以那种方式配置，但也可以以未列出的方式配置。
从以下详细描述中，本发明的其它目的、特征和优点将变得显而易见。但是，应当理解的是，虽然指示本发明的具体实施例，但是详细描述和具体实例仅仅是以说明的方式给出的，因为根据这个详细描述，在本发明的精神和范围内的各种变化和修改对于本领域技术人员将是显然的。
附图说明
专利或申请文件包含至少一个彩色的图。这个专利或专利申请出版物的带(一个或多个)彩色图的副本将由办公室根据要求和支付必要费用时提供。
图1显示根据本公开的示例性实施例的装置的透视图。
图2A显示根据本公开的示例性实施例的装置的透视图。
图2B显示根据本公开的示例性实施例的装置的透视图。
图3A-3C显示用于根据本公开的示例性实施例的装置的三个被选像素位置的展示点展开函数和能谱。
图4A-4E显示根据本公开的示例性实施例的块显示的解码图。
图5A-5D显示根据本公开的示例性实施例的块显示的解码图。
图6显示了根据本公开的示例性实施例的装置的俯视图。
图7显示图6的实施例的侧视图。
图8显示根据本公开的示例性实施例的装置的俯视图。
图9显示图8的实施例的侧视图。
图10显示了根据本公开的示例性实施例的装置的俯视图。
图11显示图10的实施例的侧视图。
图12A-12C显示根据本公开的示例性实施例的块显示的解码图。
图13示出了获得图14A-14F中所示的数据的实验设置的示意图。
图14A-14F示出了根据本公开的示例性实施例的块显示的显示解码图。
图15A-15D示出了根据本公开的示例性实施例的块显示的显示解码图。
具体实施例
首先参考图1，用于光发射检测的装置10包括块100，块100包括在具有X-Y-Z维度的布置中配置的闪烁晶体150。应当理解的是，使用X-Y-Z命名法(以及诸如“行”和“列”的其它相关术语)被用来指正交的轴，而不旨在指示用于特定维度或轴的任何具体朝向。此外，当指本文公开的附图时，为了方便起见，使用对方向的任何参考，诸如“顶部”、“底部”、“左”、“右”、“前”或“后”，而不旨在对所有示例性实施例表示特定位置或朝向。在图1中所示的实施例中，块100包括5×5的晶体阵列。个体晶体的位置在图中由X-Y坐标表示。例如，晶体1,1位于第1行第1列，而晶体5,1位于第5行第1列，晶体5,5位于第5行第5列。
在所示的实施例中，块100包括耦合到闪烁晶体列的光传感器110的第一线性阵列，以及耦合到闪烁晶体行的光传感器120的第二线性阵列。在这个特定实施例中，光传感器110耦合到列1中的闪烁晶体并且光传感器120耦合到行1中的闪烁晶体。如图1中所示，光传感器120的第二线性阵列与光传感器110的第一线性阵列在Z维度上间隔开。在特定实施例中，光传感器110和120可以被配置为硅光电倍增管(SiPM)。
在某些实施例中，装置10还可以包括耦合到闪烁晶体块的第二列闪烁晶体的光传感器114的第三线性阵列以及耦合闪烁晶体块的第二行闪烁晶体的光传感器123的第四线性阵列。在图1所示的实施例中，光传感器114耦合到列5中的闪烁晶体，并且光传感器123耦合到行5中的闪烁晶体。如图1中所示，光传感器114的第三线性阵列平行于光传感器110的第一线性阵列，并且光传感器123的第四线性阵列平行于光传感器120的第二线性阵列。
此外，所示的实施例还包括耦合到块100的多个闪烁晶体150的反射膜。在这个特定实施例中，反射膜的第一部分210耦合到第一多个闪烁晶体150的每一侧。反射膜的第一部分210的朝向平行于传感器的第一线性阵列110(例如，平行于X维度)。所示的实施例还包括耦合到第二多个闪烁晶体150的每一侧的反射膜的第二部分220。反射膜的第二部分220的朝向平行于传感器120的第二线性阵列(例如，平行于Y维度)。因而，反射膜的第二部分220被定向成与反射膜的第一部分210正交。
在图1中，反射膜的第一部分210以较浅的灰色示出，而反射膜的第二部分220以较暗的灰色显示。如图1中所示，第一部分210在Z维度上从第二部分220偏移。例如，第一部分210延伸到块100的底部，但不延伸到块100的顶部。第二部分220延伸到块100的顶部，但不延伸到块100的底部。这种构造提供用于在块100的顶部处跨闪烁晶体列的光透射的多个通道161以及用于在块100的底部处跨闪烁晶体行的光透射的多个通道162。在某些实施例中，阵列中的晶体与光学透明胶光学耦合在一起(例如，胶合)，使得光可以穿过顶部(底部)上的无反射器区域中的不同列(行)。因此，顶部的光线和底部的光被正交地输送(channel)。
示例性实施例可以通过从第一线性阵列110的T11和第三线性阵列114的T15的和信号中仅检测闪烁晶体170的X位置并且从第二线性阵列120的B15和第四线性阵列123的B55的和信号中仅检测正交的Y位置来减少处理要求。因此，可以将在典型检测器上找到的两个二维(例如，平面)传感器阵列减少到两个一维(例如，线性)阵列，以确定X-Y位置。交互深度(DOI)(例如，(Z)位置)仍然可以从顶部信号(X)与底部信号(Y)之间的差异导出。因此，原则上可以用仅仅两个1-D传感器阵列而不是两个2-D传感器阵列来捕获所有XYZ(3-D)位置，从而将传感器数量、热量和电子学复杂度从2×N2减少到2N。这种信息冗余的去除将显著降低具有DOI的PET的制造成本。即使在常规的非DOI PET设计中，也需要2-DSiPM阵列(N2)来读取XY位置。遵循这种最小冗余概念，本文公开的示例性实施例包括新颖的二分-正交-对称检测器设计(DOS)。
DOS设计在图1中示为具有N×N晶体阵列(示出N＝5)。在这个实施例中，晶体像素被光学胶合在一起。反射镜膜覆盖每个像素的四侧，但是不完全，在每个端部在正交方向上具有开放的通道。这些开口形成光可以通过的两组正交通道(行和列)。
在晶体阵列的顶端，传感器的线性阵列Ti,j耦合到每个行位置的两个相对端，以捕捉来自每行晶体的光(图1)。在底部，传感器Bi,j被放在每个列位置的端部，以捕捉来自一列晶体的光。例如，当位于行1列5的晶体像素170检测到伽玛射线(图1中由星号指示)时，行1的传感器的和信号T1,1+T1,5将具有所有行的最高信号。因此，总和T1,1+T1,5确定在行1中的晶体中已经检测到伽马。
同样，在底部，B1,1+B1,5的和信号将具有最高的信号，这确定在列5上的晶体中已经检测到伽马射线。因此，可以确定闪烁晶体C1,5的行和列位置。晶体位置由简单的二进制比较器而不是复杂的模拟解码电路来解码，从而简化了电子器件。
DOI信息(例如，Z维度)是从所有顶部传感器的总和与所有底部传感器的总和之差中导出的，
D0I＝[ΣTi，j-ΣBi，j]/[Σ(Ti，j+Bi，j)] (1)
其中∑(Ti，j+Bi，j)是总能量。因此，可以导出在发射的晶体的X-Y位置和它的DOI位置(Z)。用于每个行/列的两个传感器也用于改进光收集均匀性。这种DOI检测器设计的优点包括：
(a)对于N×N阵列，需要4N个传感器，而在常规的双端读出DOI检测器中需要2×N2个传感器。因此，新DOS块的传感器和电子器件的成本是常规DOI设计的2/N；对于N＝10，传感器和电子器件成本降低了80％。
(b)即使与非DOI检测器相比，DOS DOI读出成本也是当前非DOI检测器的成本的4/N。
现在参考图2A和2B，附加的实施例分别包括类似于图1中所示的装置的装置20和30，但也提供了更高空间分辨率的潜力。为了清楚起见，并不是所有的特征都在图2A和2B所示的实施例中进行标记，特别是包括先前在图1所示的实施例中描述的特征。例如，在前面的实施例中描述的X-Y-Z坐标也被用在这个和下面的实施例中。在所示的实施例中，块100包括晶体150的8×8阵列。
在图2A中的实施例中，反射膜第一部分210包括一系列开口或开口211和213，这些开口分别为光提供在光传感器120和123之间行进并由光传感器120和123共享的附加通道。此外，反射膜第二部分220包括一系列开口或开口221和223，这些开口为光提供在光传感器110和114之间行进并由光传感器110和114共享的附加通道。这种配置可以通过添加允许光在相邻传感器之间共享的路径将DOS设计扩展到比通常3-4mm的SiPM节距更高的空间分辨率。
图2B中所示的实施例与图2A中所示的类似。但是，图2B中所示的实施例包括多个光导(代替反射材料中的通道)，以允许光在光传感器之间共享。在所示的实施例中，装置30包括耦合到块100和光传感器的第一线性阵列110的光导112以及耦合到块100和光传感器的第二线性阵列120的光导127。此外，装置30包括耦合到块100和光传感器的第三线性阵列114的光导116，以及耦合到光传感器的第四线性阵列123的光导129。在操作期间，光导112、114、127和129的功能类似于由在前面图2A的实施例中描述的由开口211、213、221和223形成的通道。因而，光导112可以允许光在光传感器110之间行进并且被光传感器110共享，而光导127可以允许光在光传感器120之间行进并且被光传感器120共享。类似地，光导116可以允许光在光传感器114之间行进并且被光传感器114共享，而光导129可以允许光在光传感器123之间行进并且被光传感器123共享。
在某些实施例中，如果将长晶体像素分段成若干区段(例如每个几毫米长)然后光学胶回在一起，那么可以进一步改进DOI分辨率。在特定实施例中，分段的长度将依赖于所使用的晶体的光学特性和四个圆柱表面上的表面粗糙度而变化。分段增加了光到达两端的阻抗，从而在相对的端提供由两个传感器(例如，SiPM)接收的更大信号差。根据深度的大的信号差将提供更高的DOI分辨率。
尽管在每一端都有单向光通道化，但是利用本文公开的配置，顶端读出可以提供X和Y两个信息；类似地，底部读出也可以提供X和Y信息。通过在每个通道上使用两个对称放置的SiPM，使得在每个端部都启用来自单向光通道化的这种双向解码。
1.光通道解码：X位置可以从仅底部行的传感器计算得到(参见图1的符号)。本公开的示例性实施例可以包括被配置为执行本文提供的这些和其它计算的一个或多个计算机处理器。
Figure BDA0001519155980000121
2.Anger-位置解码：X位置也可以使用来自块的每一侧的两个总和能量由经典的Anger算法来计算。通过比较图1中左侧的顶部传感器的总和与右侧的顶部传感器的总和，也可以从仅顶层的传感器计算上述相同的X位置：
Figure BDA0001519155980000122
3.复合解码：而且，因为bX和tX都包含关于X位置的某些独特信息，因此组合两个X解码结果将提供更好的(更健壮的)解码，如Xc＝f(Xb,Xt)，其中f(Xb,Xt)是智能加权函数(参见图4和5)。
模拟数据
以下部分包括15x15正硅酸(LSO)闪烁晶体阵列(2.4mm像素)和8x8氧化铋锗(BGO)(2.4mm像素)阵列的Monte Carlo模拟(GATE)。图3A-3C示出了三个被选的BGO像素位置的DOI点扩散函数(PSF)和能谱。特别地，附图示出了来自BGO HR-DOS DOI块的块角落(图3A)、边缘(图3B)和中心(图3C)的DOI PSF(顶部)和能谱(底部)。
表-1总结了LSO/BGO HR-DOS块的性能。DOS块的DOI分辨率与由其它人发表的SiPM阵列完全覆盖的DOI块的DOI分辨率相似。图4和5中示出了具有不同解码方法的X-Y解码图。
Figure BDA0001519155980000131
图4A-4E示出了与图2所示相似配置的15×15LSO块的解码图，具有不同的解码。图4A示出了光通道解码，图4B示出了Anger逻辑解码(对数刻度)，图4C示出了具有算术平均值的复合解码，图4D示出了具有几何平均值的复合解码，而图4E示出了具有复值函数(complex function)的复合解码。
图5A-5D示出了具有(a)光通道解码、(b)Anger逻辑解码、(c)使用算术平均值的复合解码、(d)使用几何平均值的复合解码的8×8BGO HR-DOS块。
总之，Monte Carlo模拟显示15×15LSO检测器阵列(2.4×2.4mm像素)可以由在顶部的18个SiPM(两行的九个3×3mm SiPM)和在底部的18个SiPM解码，因此实现SiPM使用中10倍的减少，从而支持电子通道和热负荷(当SiPM操作稳定性对热相当敏感时的重要工程问题)。BGO检测器8x8阵列(2.4×2.4mm像素)可以用SiPM减少6.4倍来实现。即使与目前临床系统中的非DOI检测器相比，LSO(BGO)也分别有5倍(3倍)的SiPM减少。可以用新型DOS(HR-DOS)设计实现的2.4×2.4mm检测器像素尺寸(图像分辨率)也优于目前临床PET、PET/CT和PET/MR系统中3.5-4mm的目前检测器分辨率。来自DOS设计的DOI数据可以改进针对远离视场中心的点的严重分辨率模糊。除了更高的分辨率(在中心和大半径处)，该设计还可以潜在地允许将PET设计为通过使PET的轴向视场从目前的系统增加4-5倍来增加PET检测灵敏度10-20倍。
附加的实施例包括低成本高分辨率的深度交互(DOI)PET-检测器设计，其可以足够实用(经济)，以在临床PET/CT和PET/MR系统中实现。与目前临床系统中使用的非DOI PET检测器相比，这些设计使用更少的光传感器(例如，SiPM)和支持电子器件，因此具有DOI信息的临床PET/MR和PET/CT可以变成现实，同时降低这种系统的生产成本。低成本的DOI-PET检测器可以被用来通过(a)启用超长轴向视场临床PET的开发、(b)增加闪烁晶体的厚度和(c)减小PET检测器环的直径来改进PET分辨率并显著改进图像质量。成本较低的DOI PET检测器也可以被用于要求PET检测器环的尺寸大大减小以适应MR系统的孔径的紧凑型大脑PET、乳房PET和临床PET/MR系统。
测量DOI(Z)的健壮而简单的直接方法是将两个2D光传感器或检测器阵列分别耦合到闪烁体阵列的顶端和底端。对于N×N闪烁晶体阵列，与非DOI检测器阵列相比，双端读出需要2N2，从而使昂贵的读出传感器(例如，SiPM)、关联的读出电子器件和热生成的成本加倍。原则上可以采用双端读出方法，因为它是确定DOI位置(Z)的健壮且直接的方式。此外，可以使用少得多的检测器通道来解译阵列中闪烁晶体的X和Y位置。
所公开的实施例包括：(a)二分稀疏象限共享(DSQS)DOI设计，其将SiPM使用的数量减少到N2/2，因此使用常规非DOI检测器设计的一半数量的检测器(例如SiPM)，以及(b)二分正交对称(DOS)DOI设计，与常规非DOI检测器中使用的N2的SiPM相比，其将所使用的检测器(例如SiPM)的数量减少到4N。
二分偏移象限共享(DO-QS)DOI检测器设计
现在参考图6和7，在另一个实施例中，装置30包括用个体闪烁体像素构成的N×N(例如，在所示实施例中为9×9)闪烁体阵列300，每个闪烁体像素被反射材料完全覆盖。图6和7示出了二分偏移象限共享(DO-QS)交互深度检测器设计，其中四个晶体在每个端部耦合到一个传感器。图6示出了顶视图，图7示出了局部侧视图。
在这个实施例中，闪烁光子被限制在每个像素内，并且光被指引从两个相对的窄端离开检测器像素。假设光传感器(例如，在某些实施例中的SiPM)和晶体像素是相同的尺寸，光传感器的第一平面阵列310(1+N/2)×(1+N/2)安装在晶体300阵列(例如，闪烁像素)的顶端，每隔一个晶体300交替地跨越。阵列310在图6-7中红色示出。光传感器的第二阵列320安装在闪烁体阵列300的底端上，其中传感器的中心从阵列310中的传感器的中心对角地偏移一个闪烁晶体300。阵列320在图6-7中用蓝色示出。因此，每个传感器被光学耦合到四个闪烁体像素或晶体(例如，量子共享)，从而均等地收集来自四个像素的光子。阵列310和320中的每个传感器之间的距离是闪烁体阵列300的节距尺寸的两倍。在这种设置中，阵列300中的每个闪烁体像素在两端对称地耦合到两个传感器；因此，可以通过阵列310和320中的顶部和底部传感器之间的信号差来测量DOI位置(Z)。通过匹配顶部传感器(Tij)与其四个“相邻”底部传感器(即，传感器(Bi-1,j-1)、传感器(Bi+1,j-1)、传感器(Bi-1,j+1)、传感器(Bi+1,j+1))之一的同时信号到达，唯一地确定正发射的闪烁体像素位置(X和Y)。可替代地，可以通过匹配每个底部传感器与其四个“相邻”顶部传感器之一的同时信号到达来确定X-Y位置。在某些实施例中，在图6的端视图中可见的阵列310和320中的传感器之间的间隙可以被光调制材料(包括例如光吸收材料或光反射材料)覆盖。
图6-7所示的实施例提供了许多优点。例如，考虑到传感器配置和相关联的电子器件，降低成本是可能的。在特定实施例中，闪烁体阵列由两个稀疏SiPM阵列解码。SiPM与闪烁体像素比要比常规的块检测器设计(其要求整个闪烁体模块的完全覆盖)小得多。例如，在示意图中，有N×N＝N2个闪烁体，所提出的交互深度(DOI)检测器将使用2((N+1)/2)2或(N+1)2/2个SiPM，而常规的DOI检测器设计将使用2N2个SiPM，从而导致SiPM的使用减少4N2/(N+1)2倍。当N很大时，支持电子器件(放大器、ADC、缓冲器和逻辑门)的使用减少近4倍。当N是个小数字时，由于额外的边缘传感器，所提出的设计的成本降低稍微少一些。例如，对于N＝9的小模块或阵列，存在81个闪烁体和50个SiPM，或者成本降低了3.24倍(与常规的双端读出DOI检测器相比)。对于N＝25，有625个闪烁体像素和169个SiPM，成本降低了3.7倍。即使与没有DOI能力的常规检测器阵列相比，SiPM和读出电子器件成本也仍然降低了近2倍。
此外，在图6-7所示的实施例中，模拟解码不是必需的。因此，在个体闪烁体像素之间不存在复杂的光导或者光共享掩模来创建模拟解码方案。因此，可以构建具有简化的制造过程的大面积检测器模块，并且可以降低PET检测器系统的构建成本。此外，由于不存在模拟解码，因此它在数学上是健壮的，并且在分辨率方面不存在模拟解码降级(所谓的“块解码”效应)。因而，成像空间分辨率可以比模拟解码块检测器设计更好。
利用图6-7中所示的提出的DOI检测器设计，因为可以使用测得的交互深度(DOI)来针对每个事件实时地校正长(深)闪烁体像素内的伽马射线的飞行时间，所以可以更准确地确定检测到的伽马射线的到达的定时测量。因此，对于飞行时间(TOF)PET系统，TOF时间分辨率可以用这种配置来改进，以提供更高的图像质量(例如，具有更少噪声的图像)。
因而，图6-7中所示的配置可以用仅具有常规的双端DOI PET设计的25％昂贵传感器(例如，SiPM)和电子器件实现具有DOI能力的低成本大面积PET检测器模块。与目前临床PET中使用的常规非DOI检测器相比，昂贵的SiPM读出成本可以降低近50％，同时提供更高的成像分辨率和更好的飞行时间分辨率，以获得更好的图像质量。电子器件的热负荷可以成比例地减小。
在使用流行的3×3mm2SiPM实现的特定实施例中，可以使用3×3mm2的闪烁晶体像素。由于在相同平面上的两个相邻SiPM之间存在一个晶体间隙，因此这个间隙可以容纳在SiPM周边(通常为0.5-1mm)的包装材料。由于没有模拟解码(诸如Anger模拟解码)来解码正发射的晶体，因此典型的块解码模糊效果将不存在，从而不会降低成像分辨率。
二分偏移象限共享(DO-QS)DOI超高分辨率设计
现在参考图8-9，也可以实现DO-QS DOI检测器设计，以改进分辨率(减小晶体像素尺寸)。图8示出了顶视图，而图9显示了局部侧视图。类似于之前描述的实施例，这个实施例包括装置40，装置40包括具有耦合到晶体的相对端的传感器410和420的晶体阵列400。但是，如果图6中的晶体像素尺寸在X-Y维度都收缩，而传感器410和420的尺寸保持恒定，那么两个相邻传感器之间的间隙减小，直到晶体尺寸在X-Y维度都减小一半为止。要注意的是，当晶体的尺寸收缩时，传感器410的中心和传感器420的中心保持对角偏移一个晶体。上面关于图6-7描述的DO-QS的X-Y解码原理在这个实施例中也可以使用。DO-QS设计被改变为图8-9所示的设计，由此消除相邻传感器之间的所有间隙。
当闪烁晶体S1检测到事件时，只有顶部传感器T1和底部传感器B1将接收信号，从而确定S1的X-Y位置，而T1和B1的信号差异确定交互深度(例如，Z维度)。类似地，S2的发射由T2和B1的重合信号检测来确定。
在使用被配置为3.5×3.5mm2SiPM(包括0.5mm的包装边缘)的传感器的特定实施例中，可以实现1.75×1.75mm2的超高分辨率(小)晶体像素尺寸。
在具体实施例中，DO-QS DOI检测器设计可以被进一步扩展为具有耦合到9个晶体(3×3阵列)的一个SiPM，而不借助用于解码正发射的晶体像素的Anger-模拟解码。现在参考图10-11，一个这样的实施例包括装置50，其包括耦合到晶体阵列500的相对端的传感器510(以红色示出)和520(以蓝色示出)。在这个实施例中，传感器510的中心和传感器520的中心对角偏移1.5个晶体。
在所示的实施例中，当晶体阵列500的晶体S1发光时，它将触发阵列510的传感器T4和阵列520的传感器B1。当晶体阵列500的晶体S2发光时，它将触发阵列510的传感器T4及阵列520的传感器B1和B2。当晶体阵列500的晶体S3发光时，它将触发阵列510的传感器T4和阵列520的传感器B2。当晶体阵列500的S4发光时，它将触发阵列510的传感器T4及阵列520的传感器B1和B3。当晶体阵列500的S5发光时，它将触发阵列510的传感器T4及阵列520的传感器B1、B2、B3和B4。
在使用3.5×3.5mm2SiPM(包括0.5mm的包装边缘)的具体实施例中，可以实现1.16×1.16mm2的超高分辨率晶体像素尺寸。
实验结果
开发了LYSO晶体的6×6阵列(每个4×4×20mm3)。如图1所示将二十四个SiPM(SensL MicroFB-30035)耦合到晶体阵列，以创建具有DOS DOI设计的检测器块。该阵列首先暴露于辐射泛源(Radiation flood source)(Cs-137)。本发明人获取组合在所有深度处的交互的2-D解码(X-Y)数据，如在常规非DOI块中那样。结果显示在图12A-12C中。图12A示出了Anger解码，图12B示出了光通道解码，并且图12C示出了几何平均值解码。
如图12A-12C所示，Anger方法具有最宽的点扩散函数，但对交互深度的依赖性较小。其次，对于光通道解码，除了四个中心晶体外，每个晶体都具有线或彗星形状；彗星形状可以是交互深度的影响。本发明人假设彗星形状的每个部分与不同的交互深度对应。因此，光通道晶体像素解码图可以是依赖交互深度的。第三，Anger解码和光通道解码的几何平均值用更紧密(更窄)的点扩散函数产生最好的2-D像素解码。几何平均值只是对来自Anger解码和光通道解码两方面的贡献进行加权的一种方式；DOS设计允许各种不同的加权平均值方法。作为X-Y位置和/或交互深度位置的函数，智能加权平均值可以改进2-D像素解码分辨率。
为了测试这个假设，发明人研究了作为交互深度(Z)的函数的2-D晶体像素解码。这对于光通道解码方法尤其密切，因为发明人假设解码的晶体的彗星形状(图12B)是DOI的效果。如果首先通过顶部与底部SiPM之间的信号振幅的差异来计算DOI，那么可以将DOI信息输入到加权平均值函数中，以创建更好的2-D像素解码图，以实现更高的空间分辨率。为了在实验上测试这个假设，发明人设置了如图13所示的DOS检测器块。单个晶体(2.4×2.4×15mm3)被放成与块中的晶体长度正交。
在晶体块和单个晶体之间放置正电子点源(Na-22)。从单个晶体到源的距离是3cm，并且从源到块的距离也是3cm。收集块与单个晶体之间的重合事件。利用这种设置，检测到的重合事件在由狭窄的2.4mm晶体和正电子点源的共线性约束的交互深度的薄片上。交互深度(Z)的切片厚度(ΔZ)是由单个晶体的宽度定义的大约2.4mm。将源和单个晶体同步移动(Z扫描)到五个不同深度(Z＝2、4、6、8、10mm)，以选择在晶体块内的这些深度当中每一个处交互的事件。
图14中示出了仅使用光通道解码方法在每个交互深度处测得的2-D晶体像素解码图。
在图14中解码的每个晶体的窄“点扩散函数”显示，如果测得的交互深度被用于选通2-D晶体像素解码，那么晶体解码将得到改进(更少模糊)。在图15中示出了使用由DOSDOI检测器块启用的不同解码算法的2-D晶体像素解码。
图15显示，在所示的四种解码算法中，传统的Anger解码具有最差的解码分辨率，而深度选通的光通道解码具有最好的分辨率。从图14和图15中，深度选通的光通道解码图在每个4mm晶体像素之间示出非常大的解码间隙；晶体像素之间的这种大解码间隙可以容易地容纳原始晶体像素之间的附加晶体像素。换句话说，利用所提出的DOS 3-D解码检测器设计，高解码分辨率将允许4×4mm(6×6阵列)的原始晶体像素尺寸减小一半到2×2mm2(12×12阵列)。因此，所提出的DOS 3-D解码DOI检测器设计可以被用来构建超高分辨率PET系统，这对于大脑和小动物PET应用是特别有益的。
图15所示的解码方法并不是利用提出的DOS DOI检测器设计可能的所有解码方案。例如，我们可以(a)组合几何平均值方法和深度选通方法，或者(b)通过X-Y加权函数对几何平均值方法进行加权，诸如给予光通道数据的最好X-Y区域比对应Anger数据更大的权重，或者(c)组合深度选通、几何平均值和最优X-Y加权函数，等等。我们将在未来研究这些组合方案，以导出最好的2-D晶体像素解码，这将导致PET系统的成像空间分辨率的改进。
结论
由于(a)临床系统中闪烁晶体像素尺寸的近期改进(减少)、(b)增加PET的轴向视场的临床需求以及(c)辐射剂量问题和缩短扫描时间的临床需求(更多的患者处理量)，因此PET系统中交互深度测量的结合变得更加重要。虽然在30多年前就提出了深度交互(DOI)的PET检测器概念[27]用于改进空间分辨率、检测灵敏度和空间数据采样，但是DOI尚未结合到目前的临床PET/CT/MR系统中。DOI检测器的妨碍其在临床PET系统中部署的致命缺点是由于光电传感器和信号处理电子器件的大量增加而引起的高生产成本。
在这里提出了“二分-3D”DOI PET检测器设计方法。这种方法可以潜在地降低将DOI结合到PET系统中的生产成本，因为光电传感器的使用和电子器件复杂性甚至小于当前非DOI PET检测器。“二分-3D”方法可以以两种方式来实现：
(a)二分-偏移-象限共享设计(DO-QS)，其对于飞行时间PET具有确定性并且具有良好的时间分辨率(根据Monte Carlo模拟TOF<400ps)。
(b)二分-正交-对称光通道DOI设计，其将SiPM/电子器件的使用降低更多，但对于TOF而言时间分辨率会降级；但是，它可以被部署用于构建具有长轴向视场的低成本高灵敏度BGO PET系统。
这两种较低成本的DOI设计都适于开发非常长的轴向视场PET(1-2米)，用于同时对整个躯干进行成像，以显著地改进检测灵敏度并执行全身动态成像，以同时提取全身的定量生理参数。两者都可以将DOI PET的生产成本降低到低于非DOI PET的生产成本。
DO-QS检测器设计还可以使用大得多的3×3mm2SiPM对9个1×1mm2晶体像素进行明确解码，用于用耦合到一个SiPM的9个晶体构建超高分辨率大脑PET和动物PET，由此减少SiPM和支持电子器件9倍。
所提出的DOS DOI检测器设计还可以通过深度选通和/或X-Y-Z位置加权平均算法的组合来提高与传统的Anger解码相比的2-D晶体像素解码分辨率。因此，DOS DOI检测器设计可用于构建超高分辨率PET系统。
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本文公开和要求保护的所有设备、装置、系统和/或方法都可以根据本公开被制造和执行，而无需过度实验。虽然本发明的设备、装置、系统和方法已经根据特定的实施例进行了描述，但是对于本领域技术人员来说清晰的是，可以对本文所述的设备、装置、系统和/或方法步骤或方法的步骤顺序应用变化，而不背离本发明的概念、精神和范围。所有这些对于本领域技术人员来说清晰的类似替代和修改都被认为是在由所附权利要求限定的本发明的精神、范围和概念之内。
参考文献：
以下参考文献的内容通过引用并入本文：
1.美国专利7,238,946
2.美国专利7,291,841
3.美国专利7,626,389
4.美国专利7,671,339
5.美国专利8,115,174
6.美国专利8,384,040
7.美国专利8,405,038
8.美国专利8,809,790
9.美国专利8,946,643
10.美国专利8,963,093
12.美国专利公开2005/0253073
13.美国专利公开2007/0096031
14.美国专利公开2011/0192982
15.美国专利公开2012/0307025
16.美国专利公开2013/0028379
17.美国专利公开2013/0009067
18.美国专利公开2013/0153774
19.美国专利公开2014/0264041
20.美国专利公开2014/0110592
21.PCT专利公开WO2013166574
22.PCT专利公开WO2014181232
23.Orita等人，Three-Dimensional Array of Scintillation Crystals withProper Reflector Arrangement for a Depth of Interaction Detector，IEEETrans.Nucl.Sci.，vol.52，no.1，pp.8-14.
24.Ito等人，Positron Emission Tomography(PET)Detectors with Depth-of-Interaction(DOI)Capability，Biomed Eng.Lett.(2011)1:70-81.
25.Moehrs等人，A detector head design for small-animal PET withsilicon photomultipliers(SiPM)Phys.Med.Biol.51(2006)1113–1127.
26.Kwon等人，Development of Small-Animal PET Prototype Using SiliconPhotomultiplier(SiPM):Initial Results of Phantom and Animal Imaging Studies，J.Nucl.Med.2011；52:572–579.
27.Taghibakhsh等人，Silicon photomultipliers for positron emissiontomography detectors with depth of interaction encoding capability，A633(2011)S250–S254.
28.Wong W-H:Designing a stratified detection system for PETcameras.IEEE Transactions on Nuclear Science 33(1):591-596，1984.
29.Zhang等人，Lower-cost Depth-of-Interaction PET Detector DesignsUsing Dichotomous-3D Decoding，2015 IEEE Nuclear Science Symposium and MedicalImaging Conference Record.

Claims (20)

1.一种用于光发射检测的装置，该装置包括：
包括以具有X-Y-Z维度的布置而配置的闪烁晶体的块；
光传感器的第一线性一维阵列，耦合到平行于X维度的闪烁晶体列；
光传感器的第二线性一维阵列，耦合到平行于Y维度的闪烁晶体行，其中光传感器的第二线性一维阵列与光传感器的第一线性一维阵列在Z维度上间隔开；以及
反射膜，耦合到块的多个闪烁晶体，其中：
反射膜的第一部分耦合到第一多个闪烁晶体的一个或多个侧，其中反射膜的第一部分平行于光传感器的第一线性一维阵列；
反射膜的第二部分耦合到第二多个闪烁晶体的一个或多个侧，其中反射膜的第二部分平行于光传感器的第二线性一维阵列；
反射膜的第一部分在Z维度上从反射膜的第二部分偏移；以及
所述装置不包括在Z维度上在第一线性一维阵列的光传感器与第二线性一维阵列的光传感器之间的光传感器。
2.如权利要求1所述的装置，其中：
光传感器的第一线性一维阵列耦合到块的第一端；
光传感器的第二线性一维阵列耦合到块的第二端；
反射膜的第一部分不耦合到块的第一端；以及
反射膜的第二部分不耦合到块的第二端。
3.如权利要求2所述的装置，其中：
反射膜的第一部分不耦合到闪烁晶体的、包括光传感器的第一线性一维阵列耦合到的闪烁晶体列的平面上的任何闪烁晶体；以及
反射膜的第二部分不耦合到闪烁晶体的、包括光传感器的第二线性一维阵列耦合到的闪烁晶体行的平面上的任何闪烁晶体。
4.如权利要求3所述的装置，还包括：
光传感器的第三线性一维阵列，耦合到闪烁晶体块的第二列闪烁晶体，其中光传感器的第三线性一维阵列平行于光传感器的第一线性一维阵列；
光传感器的第四线性一维阵列，耦合到闪烁晶体块的第二行闪烁晶体，其中光传感器的第四线性一维阵列平行于光传感器的第二线性一维阵列；
所述装置不包括在Y维度上在第一线性一维阵列的光传感器与第三线性一维阵列的光传感器之间的光传感器；以及
所述装置不包括在X维度上在第二线性一维阵列的光传感器与第四线性一维阵列的光传感器之间的光传感器。
5.如权利要求1所述的装置，其中：
反射膜的第一部分包括第一多个开口；以及
反射膜的第二部分包括第二多个开口。
6.如权利要求5所述的装置，其中：
反射膜的第一部分形成第一多个通道，用于在块的第一端处跨闪烁晶体列的光透射；
反射膜的第二部分形成多个通道，用于在块的第二端处跨闪烁晶体行的光透射；
第一多个开口被配置为允许光在第一多个通道之间分布，用于光透射；以及
第二多个开口被配置为允许光在第二多个通道之间分布，用于光透射。
7.如权利要求1所述的装置，其中光传感器的第一线性一维阵列和第二线性一维阵列包括硅光电倍增管。
8.如权利要求1所述的装置，其中：
块包括分段的闪烁晶体，闪烁晶体被分段成若干区段并且光学地胶回。
9.一种被配置为正电子发射检测器的装置，该装置包括：
包括以具有X-Y-Z维度的布置而配置的闪烁晶体的块；
反射膜，耦合到闪烁晶体；
光传感器的第一线性一维阵列，耦合到第一多个闪烁晶体；
光传感器的第二线性一维阵列，耦合到第二多个闪烁晶体；以及
处理器，被配置为分析来自光传感器的第一线性一维阵列和第二线性一维阵列的数据，其中：
处理器被配置为计算发射由光传感器的第一线性一维阵列中的第一光传感器和由光传感器的第二线性一维阵列中的第二光传感器检测到的光的闪烁晶体的X-Y-Z尺寸；以及
所述装置不包括在Z维度上在第一线性一维阵列的光传感器与第二线性一维阵列的光传感器之间的光传感器。
10.如权利要求9所述的装置，其中光传感器的第一线性一维阵列和第二线性一维阵列彼此正交。
11.如权利要求9所述的装置，其中：
光传感器的第一线性一维阵列耦合到闪烁晶体列；以及
光传感器的第一线性一维阵列耦合到闪烁晶体行。
12.如权利要求9所述的装置，其中：
反射膜的第一部分不耦合到光传感器的第一线性一维阵列耦合到的闪烁晶体列；以及
反射膜的第二部分不耦合到光传感器的第二线性一维阵列耦合到的闪烁晶体行。
13.如权利要求12所述的装置，其中：
反射膜的第一部分不耦合到闪烁晶体的、包括光传感器的第一线性一维阵列耦合到的闪烁晶体行的平面上的任何闪烁晶体；以及
反射膜的第二部分不耦合到闪烁晶体的、包括光传感器的第二线性一维阵列耦合到的闪烁晶体列的平面上的任何闪烁晶体。
14.如权利要求13所述的装置，还包括：
光传感器的第三线性一维阵列，耦合到块的第二行闪烁晶体，其中光传感器的第三线性一维阵列平行于光传感器的第一线性一维阵列；
光传感器的第四线性一维阵列，耦合到块的第二列闪烁晶体，其中光传感器的第四线性一维阵列平行于光传感器的第二线性一维阵列；
所述装置不包括在Y维度上在第一线性一维阵列的光传感器与第三线性一维阵列的光传感器之间的光传感器；以及
所述装置不包括在X维度上在第二线性一维阵列的光传感器与第四线性一维阵列的光传感器之间的光传感器。
15.如权利要求12所述的装置，其中：
反射膜的第一部分包括第一多个开口；以及
反射膜的第二部分包括第二多个开口。
16.如权利要求15所述的装置，其中：
第一多个开口被配置为允许光在两个通道之间横穿，以到达光传感器的第一线性一维阵列中最靠近的相邻传感器；以及
第二多个开口被配置为允许光在两个通道之间横穿，以到达光传感器的第二线性一维阵列中最靠近的相邻传感器。
17.如权利要求9所述的装置，其中光传感器的第一线性一维阵列和第二线性一维阵列包括硅光电倍增管。
18.一种被配置为正电子发射检测器的装置，该装置包括：
具有X-Y-Z维度的块，包括具有第一端和第二端的闪烁晶体；
在第一X-Y平面中的第一多个光传感器，耦合到闪烁晶体的第一端；
在第二X-Y平面中的第二多个光传感器，耦合到闪烁晶体的第二端，其中：
由闪烁晶体发射的信号的X-Y位置由第一多个传感器中检测到该信号的第一传感器的X-Y位置并由第二多个传感器中检测到该信号的第二传感器的X-Y位置确定；
信号的Z位置由第一传感器和第二传感器检测到的信号强度的差异来确定；
所述第一多个光传感器是第一线性一维阵列；
所述第二多个光传感器是第二线性一维阵列；
所述装置不包括在耦合到闪烁晶体的第一端的第一X-Y平面中的第一多个光传感器与耦合到闪烁晶体的第二端的第二X-Y平面中的第二多个光传感器之间的光传感器。
19.一种被配置为正电子发射检测器的装置，该装置包括：
包括闪烁晶体的块，闪烁晶体包括第一端和第二端；
反射膜，耦合到闪烁晶体；
第一多个光传感器，耦合到闪烁晶体的第一端；以及
第二多个光传感器，耦合到闪烁晶体的第二端，其中：
第一多个光传感器包括耦合到块中的相邻闪烁晶体的个体光传感器；
第二多个光传感器包括耦合到块中的相邻闪烁晶体的个体光传感器；以及
块中的个体闪烁晶体耦合到第一多个光传感器中的不多于一个个体光传感器以及第二多个光传感器中的不多于一个个体光传感器；
所述第一多个光传感器是第一线性一维阵列；
所述第二多个光传感器是第二线性一维阵列；以及
所述装置不包括在耦合到闪烁晶体的第一端的第一多个光传感器与耦合到闪烁晶体的第二端的第二多个光传感器之间的光传感器。
20.一种检测晶体块中正闪烁的晶体的X-Y-Z位置的方法，该方法包括：
获得用于检测到来自正闪烁的晶体的光的第一传感器的第一X和Y坐标集合；
获得用于检测到来自正闪烁的晶体的光的第二传感器的第二X和Y坐标集合；
基于第一X和Y坐标集合和第二X和Y坐标集合确定正闪烁的晶体的X坐标和Y坐标；
基于由第一传感器和第二传感器检测到的光量来确定正闪烁的晶体的Z坐标，其中：
所述第一传感器是第一线性一维阵列光传感器中的传感器；以及
所述第二传感器是第二线性一维阵列光传感器中的传感器。
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Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN107272043B (zh) * 2017-06-05 2019-06-04 中派科技（深圳）有限责任公司 检测器和具有该检测器的发射成像设备
CN110031884B (zh) * 2018-01-11 2023-04-25 上海联影医疗科技股份有限公司 探测器、ect系统及确定闪烁事例发生位置的方法
CN108562927A (zh) * 2018-03-02 2018-09-21 东莞南方医大松山湖科技园有限公司 检测器和具有该检测器的发射成像设备
IT201900010638A1 (it) * 2019-07-02 2021-01-02 St Microelectronics Srl Rilevatore di radiazione a scintillatore e dosimetro corrispondente
CN110376633A (zh) * 2019-07-19 2019-10-25 东软医疗系统股份有限公司 医疗探测器及医疗成像设备
CN110477942B (zh) * 2019-08-20 2023-06-23 上海联影医疗科技股份有限公司 一种pet探测器以及医学影像设备
CN110916705B (zh) * 2019-11-29 2023-07-07 深圳先进技术研究院 标定双端探测器的doi刻度的方法、装置及pet扫描设备
ES2843924B2 (es) * 2020-01-20 2024-01-02 Univ Valencia Politecnica Dispositivo para la deteccion de rayos gamma con codificacion de profundidad de interaccion y tiempo de vuelo
CN114167479A (zh) * 2020-09-10 2022-03-11 深圳先进技术研究院 Pet探测器单元、pet探测器
KR20230082025A (ko) * 2020-10-07 2023-06-08 더 리서치 파운데이션 포 더 스테이트 유니버시티 오브 뉴욕 결정체-간 광이 공유되는 높은 분해능 비행-시간 양전자 방출 단층촬영 모듈들에 대한 전력-효율적 다중화를 위한 시스템 및 방법

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1213478A (en) * 1967-12-07 1970-11-25 Ekco Electronics Ltd Indicating or detecting apparatus for nuclear radiation such as gamma rays
JP2565278B2 (ja) * 1992-03-31 1996-12-18 株式会社島津製作所 放射線検出器
US6087656A (en) 1998-06-16 2000-07-11 Saint-Gobain Industrial Cermaics, Inc. Radiation detector system and method with stabilized system gain
WO2006107727A2 (en) 2005-04-01 2006-10-12 San Diego State University Foundation Edge-on sar scintillator devices and systems for enhanced spect, pet, and compton gamma cameras
US7696481B2 (en) 2005-11-22 2010-04-13 General Electric Company Multi-layered detector system for high resolution computed tomography
US7737407B2 (en) * 2007-07-03 2010-06-15 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method and apparatus for providing depth-of-interaction detection using positron emission tomography (PET)
US7601963B2 (en) * 2007-07-30 2009-10-13 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. High-resolution depth-of-interaction PET detector
CN101809463B (zh) * 2007-09-24 2013-05-22 皇家飞利浦电子股份有限公司 临床前飞行时间pet成像
GB201004923D0 (en) * 2010-03-24 2010-05-12 Sensl Technologies Ltd Compact method for medical detection
WO2011121707A1 (ja) * 2010-03-29 2011-10-06 独立行政法人放射線医学総合研究所 ３次元放射線位置検出器、及び、その検出位置特定方法
US8957385B2 (en) 2010-11-29 2015-02-17 Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. Radiation detection system, a radiation sensing unit, and methods of using the same
JP6145248B2 (ja) * 2011-12-28 2017-06-07 学校法人早稲田大学 放射線検出器
US10371834B2 (en) 2012-05-31 2019-08-06 Minnesota Imaging And Engineering Llc Detector systems for integrated radiation imaging
CN102707310B (zh) * 2012-06-21 2014-06-11 苏州瑞派宁科技有限公司 多层闪烁晶体的正电子发射断层成像探测器
US9335426B2 (en) * 2013-07-31 2016-05-10 University Of Tennessee Research Foundation Intrinsic reflectors of scintillation detector elements and formation process of intrinsic reflectors

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