JP2004340968A - モノリシック検出器を用いた放射線検出及び撮像のための方法及び装置 - Google Patents

Abstract

【課題】モノリシック検出器を用いて放射線を検出しかつ撮像する。
【解決手段】モノリシック検出器２０を用いて放射線を検出する方法は、入射放射線と相互作用し、この相互作用箇所７０４において複数の光子を発生させているモノリシック・シンチレータ２００を設ける工程と、この相互作用箇所で発生させた光子を検出するためにこのモノリシック・シンチレータに複数のフォトセンサ７１２、７１４、７１６を光学的に結合させる工程と、相互作用箇所を３次元的に決定するために、各フォトセンサが検出した光の量を表しており、そのフォトセンサによってカバーされるような相互作用箇所を基準とした立体角を表しており、かつシンチレータの光伝達特性を表しているような信号を送信するように各フォトセンサを構成させる工程と、を含む。
【選択図】 図７

Description

本発明は、全般的には検出及び撮像のシステムに関し、より具体的には、モノリシック検出器を用いて放射線を検出し撮像するための方法及び装置に関する。

核医学分野では、患者に放射性薬剤物質を注入した後で患者の身体内部から放出される放射線をイメージング・システムを用いて検出することによって、患者身体の内部構造や機能に関する画像を作成している。このイメージング・システムは、典型的には、放射線を検出するために１つまたは複数のシンチレータベースの検出器を使用している。一般に、コンピュータ・システムは、データを収集するように検出器を制御し、次いでこの収集したデータを処理して画像を作成している。核医学イメージング技法には、単一光子放出コンピュータ断層法（ＳＰＥＣＴ）や陽電子放射形断層法（ＰＥＴ）が含まれる。ＳＰＥＣＴイメージングは、身体から放出される個々のガンマ線の検出に基づいており、一方ＰＥＴイメージングは、電子−陽電子消滅のために正反対の方向に同時に放出されるガンマ線対の検出に基づいている。したがって、ＰＥＴイメージングは多くの場合「同時計数（ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅ）」イメージングと呼んでいる。周知の核医学イメージング・システムの少なくとも幾つかでは、ある少ない数（例えば、２つ）のモノリシック検出器、すなわち連続シンチレーション結晶ベースの検出器を使用している。別の周知のシステムでは、多くの専用ＰＥＴシステムにおける場合のように、「ブロック検出器」と呼ぶことがあるような格子状とした多数のシンチレーション結晶からなる検出器を使用している。

核医学イメージング・システムにおいて分解能の向上及び画質カバー範囲の拡大に影響を及ぼす可能性がある要因の１つは、シンチレータ・ブロックの光学的区画分割であり、こうした区画分割は特に大体積のシンチレータにおいて費用効果の高い製造方法が必要となるためである。ＰＥＴシンチレーション検出器では、典型的には、光学的な光子伝播パターンを２Ｄ位置分解能が達成できるように十分に制御するために、ある程度の画素分解や区画分割を使用している。区画分割した結晶を用いた周知のＰＥＴ検出器ブロックは本来、その分解能が結晶のサイズ（人体用臨床スキャナでは４〜８ｍｍが一般的である）に制限される。３Ｄ分解能を達成させるために、周知の幾つかのＰＥＴ検出器ではガンマ線の入射側と射出側の両面でガンマ相互作用シンチレーション光を検出している。この技法は３Ｄ分解能につなげることが可能であるが、これらの検出器は依然として区画分割のシンチレータ結晶を利用しており、したがって小型のシンチレータ結晶からなるブロックを費用対効果を高く製造する能力によってその分解能が制限される。

一態様では、モノリシック検出器を用いて放射線を検出しかつ撮像するための方法を提供する。本方法は、入射放射線と相互作用し、この相互作用箇所において光子を発生させているモノリシック・シンチレータを設ける工程と、この相互作用箇所で発生させた光子を検出するためにこのモノリシック・シンチレータに複数のフォトセンサを光学的に結合させる工程と、相互作用箇所を３次元的に決定するために、各フォトセンサが検出した光の量を表しており、かつそのフォトセンサによってカバーされるような相互作用箇所を基準とした立体角を表しており、かつシンチレータの光伝達特性を表している信号を送信するように各フォトセンサを構成させる工程と、を含む。

別の態様では、相互作用の箇所で発生するシンチレーション事象によって入射放射線を検出しかつ撮像するための放射線検出器を提供する。本検出器は、各放射線相互作用ごとに複数の光子を発生させている、複数の表面を含むモノリシック・シンチレータと、前記相互作用箇所を３次元的に決定するためにその各々をそのそれぞれの表面と光学的に結合させた複数のフォトセンサと、を含んでいる。

陽電子とは、サイクロトロンその他の装置を用いて生成されたある種の放射性核種の崩壊の際に放出されるようなベータ（β⁺）粒子である。診断用イメージングの大部分の場合で利用される放射性核種は、フッ素１８（¹⁸Ｆ）、炭素１１（¹¹Ｃ）、窒素１３（¹³Ｎ）及び酸素１５（¹⁵Ｏ）である。放射性核種は、フルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ）や二酸化炭素などの物質に組み込むことによって「放射性薬剤」と呼ぶ放射性トレーサとして利用されている。放射性薬剤の一般的な利用法の１つは医学イメージング分野にある。

撮像手順の間に、この放射性薬剤が患者内に注入されることがあり、患者内において該薬品は撮像の対象となる関心対象の臓器、血管またはその他の身体部位に蓄積される。特定の放射性薬剤はある種の臓器の内部で高濃度となることや、血管の場合では、特定の放射性薬剤が血管壁によって吸収されないことが分かっている。高濃度になる過程では、多くの場合、糖代謝、脂肪酸代謝及びたんぱく質合成などの過程が関わっている。以下では説明を簡略とするため、ある血管を含むような撮像対象臓器のことを一般に「関心対象臓器」と呼んでおり、また本発明は仮想的な関心対象臓器に関して記載することにする。

放射性薬剤をある関心対象臓器内で高濃度とした後で放射性核種が崩壊する間に、これらの放射性核種は陽電子を放出する。この陽電子が電子と出会うまでに伝播する距離は極めて短く、また陽電子が電子と出会うとその陽電子は消滅し２つの光子（すなわち、ガンマ線）となるように変換される。この消滅事象は、医用イメージングに関連する、特に光子放出断層撮影法（ＰＥＴ）を用いた医用イメージングに関連するような２つの特徴によって特徴付けされる。その１つ目は、消滅の時点で各ガンマ線が概ね５１１ｋｅＶのエネルギーを有していることである。その２つ目は、この２本のガンマ線が実質的に正反対の方向に向かうことである。

ＰＥＴイメージングでは、消滅の位置を３次元的に特定できる場合に、関心対象臓器内における放射性薬剤濃度の３次元像を再構成して観察することができる。消滅の位置を検出するにはＰＥＴカメラを利用している。例示的なＰＥＴカメラの１つは、複数の検出器と、同時計数検出回路を含むようなプロセッサと、を含んでいる。

この同時計数回路は、本質的に撮像エリアの相対する側にある検出器に対応したパルス対を本質的に同時に特定している。同時パルス対があることは、検出器の対応する対を結ぶ直線上で消滅が発生したことを表している。数分間の収集期間にわたって、その各々が一意の検出器対に対応した何百万個の消滅が記録される。収集期間の後、記録した消滅データを用いて関心対象臓器の３次元画像を再構成することができる。

本明細書で使用する場合、単数形で「ａ」や「ａｎ」の語を前に付けて記載した要素や工程は、これに関する複数の要素または工程も排除していない（こうした排除を明示的に記載している場合を除く）と理解すべきである。さらに、本発明の「実施の一形態」に対する言及は、記載した特徴も組み込んでいる追加的な実施形態の存在を排除すると解釈されるように意図したものではない。

さらに本明細書で使用する場合、「画像を再構成させる」という言い回しは、画像を表すデータは作成するが観察可能な画像は作成していないような実施形態を排除することを意図したものではない。したがって、本明細書で使用する場合、「画像（ｉｍａｇｅ）」という語は、観察可能な画像、観察可能な画像を表しているデータ、並びに観察可能な画像に変換不可能な形態をした放射性核種の分布に関する推論を行うために使用できるデータのいずれをも広く指し示している。しかし、多くの実施形態では少なくとも１つの観察可能な画像を作成している（または、作成するように構成している）。

図１は、例示的な陽電子放射形断層システム１０の斜視図である。システム１０は、ベース１６上に支持されているＵ字形の装着ブラケット１４に結合させたガントリ１２を含んでいる。診断イメージング動作用の複数の検出器２０をリング２２上に円筒状アレイの形で配置させており、これらの検出器２０の各面は患者の身体２５の所定の部分を受け入れるための円筒状の開口２４を画定している。検出器２０からの信号出力は解析及び表示のために監視ステーション２６に伝送している。ステーション２６は、この複数の検出器２０の視野域内で患者の断層像を作成するように送信された信号を処理するためのコンピュータを含んでいる。システム１０は、患者２５の選択した身体部分を開口２４に入るようにまた開口２４から出るように移動させるために摺動式移動台３０を含む患者寝台２８を含んでいる。スキャン中において、検出器２０よりなる円筒状アレイの中心軸２９上に患者２５を配置させることがある。この幾何学的配列は、ＰＥＴスキャン・データを生成させるように患者２５内部からの陽電子線が複数の検出器２０上に入射するような配列とすることがある。

図２は、システム１０（図１参照）と共に使用できる検出器２０の部分分解図である。この例示的な実施形態では、検出器２０はモノリシック・シンチレータ結晶２００を含んでいる。本明細書で使用する場合、モノリシックとは、そのシンチレータ検出器が物理的に区画分割されておらず、また結晶全体にわたって実質的に単一のシンチレータ材料から形成されていることを意味している。実施の一形態では、その間に物理的な境界面を有しない結晶の第１の部分と第２の部分とが異なる光伝達特性を有するように、その結晶の体積全体にわたって光伝達特性が異なっている。別の実施形態では、その光伝達特性は結晶２００の全体にわたって連続して異ならせることがある。このため、モノリシック・シンチレータ２００では、放射線相互作用によって発生させた光の検出とこの相互作用箇所の３次元的な位置特定とを容易にするために、シンチレータの物理的な区画分割を必要とせずに光学広がり関数を本来の形状にし、シンチレータの光伝達特性や表面特性を最適化しているシンチレータ製作技法を使用することがある。第１のフォトセンサ２０４はシンチレータ２００の第１の表面と光学的に結合させている。第２のフォトセンサ２０６はシンチレータ２００の第２の表面と光学的に結合させている。一般に、シンチレータ２００と結合させるフォトセンサは位置検知性タイプ及び／または位置非検知性タイプとすることができる。この例示的な実施形態では、フォトセンサ２０４は位置検知性のアバランシェ・フォトダイオード（ＰＳＡＰＤ）である。このため、フォトセンサ２０４は、相互作用から受け取った光子に基づいて相互作用の箇所のｘ−ｙ座標を決定することが可能である。結晶２００の異なる表面と結合させた複数のフォトセンサ２０４の出力を合成することによって、相互作用箇所のｚ座標、すなわち結晶２００内への深さを決定することができる。代替的な実施形態では、フォトセンサ２０４は位置非検知性のアバランシェ・フォトダイオードである。相互作用箇所の３次元的位置は、位置非検知性ＡＰＤ２０４の各々からの出力信号の相対強度を比較することによって決定することができる。別の代替的な実施形態では、フォトセンサ２０４は位置非検知性のフォトダイオードである。また別の代替的実施形態では、フォトセンサ２０４は位置検知性と位置非検知性の両方のフォトセンサタイプを含むことがある。さらに代替的な実施形態では、各放射線相互作用からの光子がシンチレータ材料によりまたはシンチレータの表面位置で吸収された際に、少なくとも１つのフォトセンサ２０４によって検出できるように、フォトセンサ２０４をシンチレータ２００の任意の数の面のうちの１つと光学的に結合させることがある。

図３乃至６は、システム１０（図１参照）と共に使用できるモノリシック・シンチレータ検出器２０の複数の例示的な実施形態の概略図である。図３は、実施の一形態として、単一のフォトセンサ２０４と光学的に結合させた単一のモノリシック・シンチレータ結晶２００を含むような検出器２０を表している。図４は、相対向する２つのフォトセンサ２０４と光学的に結合させた単一のモノリシック・シンチレータ結晶２００を含むような検出器２０の別の例示的な実施形態を表している。代替的な実施形態では、これらのフォトセンサ２０４を結晶２００の隣り合った表面と光学的に結合させている。図５は、相対向する２つのフォトセンサ２０４と第３のフォトセンサ２０４とに光学的に結合させた単一のモノリシック・シンチレータ結晶２００を含むような検出器２０であって、該第３のフォトセンサ２０４は該相対向する２つのフォトセンサ２０４の間に延びる結晶２００の表面と光学的に結合させているような検出器２０の例示的な実施形態を表している。図６は、互いに隣り合う３つのフォトセンサ２０４と光学的に結合させた単一のモノリシック・シンチレータ結晶２００を含むような検出器２０の代替的な例示的実施形態を表している。別の代替的な実施形態では、４つ、５つ、６つ、あるいはこれ以上の数（ただし、これらに限定されない）の表面など、結晶２００の追加的な表面をフォトセンサと光学的に結合させている。さらに、結晶２００は単に一例として実質的に立方体状に図示しているだけであって、結晶２００は任意の数の表面を含むことができ、この表面のうち任意の数の表面にフォトセンサを結合させることができることを理解すべきである。

図７は、検出器２００内の例示的なシンチレーション事象７００を表している。入射ガンマ線７０２は結晶２００の複数の表面のうちの１つを通って結晶２００に入ってくる。ガンマ線７０２は、ＰＥＴイメージング・システムでは陽電子−電子消滅に由来すること、ＣＴイメージング・システムではＸ線源に由来すること、ガンマカメラ・システムでは放射性薬剤に由来することがあり、また別の線源からの放射性崩壊により得られることもある。ガンマ線７０２はシンチレータ材料と相互作用し、この相互作用箇所７０４から放出されるような１つまたは複数の光子を発生させる。次いで、各光子はシンチレータ材料を通過するように伝播しており、この光子は該シンチレータ材料内で散乱を受けたり完全に吸収されることがある。結晶２００の表面７０６、表面７０８及び／または表面７１０などの外側表面に到達した光子の各々は、表面７０６、７０８及び７１０と光学的に結合させたフォトセンサ７１２、７１４及び７１６のそれぞれなど複数のフォトセンサのうちの１つに入射することがある。この例示的な実施形態では、各フォトセンサは位置検知性のＡＰＤ２０４である。代替的な実施形態では、そのフォトセンサは位置非検知性のフォトセンサである。フォトセンサ７１２、７１４及び７１６上に入射する光子は、各フォトセンサ７１２、７１４及び７１６内に、入射する光子の強度に比例したピーク７１８、７２０及び７２２のそれぞれによって表すような信号を発生させる。各検出器に入射する光子フラックスの強度は、それぞれの各応答ピーク７１８、７２０及び７２２の下側の相対的面積として表されると共に、ピークを発生させた相互作用箇所の位置とそのシンチレータ材料の体積及び表面光伝達特性とに関連する。

ガンマ線相互作用の３次元的な点は、表面７０６、７０８及び７１０のそれぞれと結合させたフォトセンサ７１２、７１４及び７１６上の相対信号から決定される。相互作用事象による光子がフォトセンサ７１２、７１４及び７１６に到達する確率は、次の２つの基本現象によって支配されている。すなわち、各結晶の体積中における光の減衰（吸収及び散乱）と、結晶２００の端部表面や側壁との相互作用における光の逃げまたは吸収と、である。各フォトセンサ７１２、７１４及び７１６によって集められた光の量は、当該のフォトセンサが発生させる電気信号の大きさを決定しており、この光量は相互作用箇所７０４を基準とした当該フォトセンサがカバーする立体角、並びにそのシンチレータ材料の光伝達特性の影響を受けやすい。相互作用箇所７０４がフォトセンサ７１２のより近くに生じたとした場合、フォトセンサ７１２が発生させる信号は大きくなり、またフォトセンサ７１４及び７１６の信号は小さくなる。別の実施形態では、結晶を全く区画分割することなしに、フォトセンサの応答に基づいて相互作用の箇所７０４を三角測量することによって、シンチレータ２００の３面乃至６面をカバーする位置非検知性フォトセンサによってこの立体角感受性を利用している。別の実施形態では、検出器２０に位置検知性のフォトセンサを実装している。位置検知性のフォトセンサによって提供される追加的な情報は、達成させる再構成分解能の改善を容易にするため、かつ／またはフォトセンサと光学的に結合させるシンチレータ２００の側面の数の低減を容易にするために使用している。別の実施形態では、相互作用位置の改善及び／または最適化を容易にするため、かつ／またはフォトセンサと光学的に結合させるシンチレータ２００の側面の数の低減を容易にするために、これらの表面の光伝達特性及びバルク状シンチレータの光伝達特性をこの立体角感受性と一緒に活用している。

上述のモノリシック検出器はＰＥＴイメージング・システムに関連して記載してきたが、この検出器は核医学、手持ち式撮像プローブ、ＣＴ検出器、骨塩密度測定、その他（ただし、これらに限らない）などシンチレータ・ブロックに依拠するようなＰＥＴ以外の分野にも適応することができる。

上述のモノリシック検出器は、モノリシック検出器を用いて放射線を検出しかつ撮像するための費用対効果が高くかつ信頼性が極めて高い手段である一方で、個々の結晶のさいの目切断や磨き上げを要しないより簡単なブロック設計を提供している。より具体的には、本明細書に記載した方法及び装置は、コストの削減につながるようにそのシンチレータ・ブロックを区画分割しない状態のままにできること、並びにより高分解能の検出器を可能にすること、を容易にしている。さらに、上述の方法及び装置によって、光学広がり関数を本来の形状にするような新規のシンチレータ製作技法の可能性、及びシンチレータの物理的な区画分割を要することなくシンチレータの光伝達特性や表面特性を最適化することが容易となると共に、目下のところＰＥＴの動作要件を満足しないとされているようなシンチレータの利用が可能となる。このため、本明細書に記載した方法及び装置によって、核医学イメージング・システムの製作及び材料コストに対する費用効果が高くかつ高信頼の方法による低減が容易になる。

本発明を、具体的な様々な実施形態に関して記載してきたが、当業者であれば、本発明が本特許請求の範囲の精神及び趣旨の域内にある修正を伴って実施できることを理解するであろう。

例示的な陽電子放射形断層システムの斜視図である。 図１に示すシステムと共に使用できる例示的な検出器の部分分解図である。 単一のフォトセンサと光学的に結合させた単一のモノリシック・シンチレータ結晶を含む例示的な検出器の図である。 相対向する２つのフォトセンサと光学的に結合させた単一のモノリシック・シンチレータ結晶を含む検出器の別の例示的な実施形態の図である。 相対向する２つのフォトセンサと第３のフォトセンサとに光学的に結合させた単一のモノリシック・シンチレータ結晶を含む検出器であって、該第３のフォトセンサは該相対向する２つのフォトセンサの間に延びる結晶表面と光学的に結合させているような検出器の例示的な実施形態の図である。 互いに隣り合う３つのフォトセンサと光学的に結合させた単一のモノリシック・シンチレータ結晶を含む検出器の代替的な例示的実施形態の図である。 図６に示す検出器内の例示的なシンチレーション事象を表した図である。

符号の説明

１０ 陽電子放射形断層システム
１２ ガントリ
１４ 装着ブラケット
１６ ベース
２０ 検出器
２２ リング
２４ 開口
２５ 患者
２６ 監視ステーション
２８ 患者寝台
２９ 中心軸
３０ 摺動式移動台
２００ シンチレータ結晶
２０４ 第１のフォトセンサ
２０６ 第２のフォトセンサ
７０２ ガンマ線
７０４ 相互作用箇所
７０６ 結晶表面
７０８ 結晶表面
７１０ 結晶表面
７１２ フォトセンサ
７１４ フォトセンサ
７１６ フォトセンサ
７１８ 光子強度に比例したピーク
７２０ 光子強度に比例したピーク
７２２ 光子強度に比例したピーク

Claims (10)

1. 相互作用の箇所（７０４）において発生するシンチレーション事象（７００）によって入射放射線を検出するための放射線検出器（２０）であって、
   各放射線相互作用ごとに複数の光子を発生させている、複数の表面（７０６、７０８、７１０）を備えたモノリシック・シンチレータ（２００）と、
   前記相互作用箇所を３次元的に決定するためにその各々が前記それぞれの表面に光学的に結合されている複数のフォトセンサ（７１２、７１４、７１６）と、
   を備える放射線検出器。
2. 前記シンチレータが、実質的に平らな複数の表面を有するような、シンチレータ材料から形成された本体を備えている、請求項１に記載の検出器。
3. 前記シンチレータは、入射放射線と相互作用するモノリシック・シンチレータであって、前記相互作用の箇所を３次元的に検出するための該シンチレータの最適化を容易にするように決定されるようなシンチレータ・ブロックの幾何学的サイズ、形状、及び少なくとも１つの光伝達特性を備えたモノリシック・シンチレータを含む、請求項１に記載の検出器。
4. 前記複数の平らな表面の各々がそれぞれのフォトセンサと光学的に結合されている、請求項２に記載の検出器。
5. 前記複数のフォトセンサが位置非検知性である、請求項１に記載の検出器。
6. 前記複数のフォトセンサが位置検知性である、請求項１に記載の検出器。
7. 前記複数のフォトセンサが位置非検知性のアバランシェ・フォトダイオード（ＡＰＤ）である、請求項１に記載の検出器。
8. 前記複数のフォトセンサが位置検知性のＡＰＤ（ＰＳＡＰＤ）である、請求項１に記載の検出器。
9. ２つの隣接する前記表面の各々がそれぞれのフォトセンサと光学的に結合されている、請求項１に記載の検出器。
10. ３つの前記表面、４つの前記表面、５つの前記表面、及び６つの前記表面のうちの少なくとも１つにおいて、該表面がそれぞれのフォトセンサと光学的に結合されている、請求項１に記載の検出器。

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