JP2009506316A

JP2009506316A - 高解像度医療撮像検出器

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Publication number: JP2009506316A
Application number: JP2008527540A
Authority: JP
Inventors: ヘルフリートヴィークツォレク; アンドレアスゲーディッケ; トマスフラフ
Original assignee: Koninklijke Philips NV; Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2005-08-26
Filing date: 2006-07-27
Publication date: 2009-02-12
Also published as: WO2007023401A1; US20100176301A1; CN101248370B; RU2008111491A; RU2401440C2; CN101248370A; ATE537466T1; US8884239B2; EP1922564B1; EP1922564A1

Abstract

シンチレータの端における撮像情報を提供する検出器装置が提供される。この検出器装置は完全な情報及び改善された空間分解能を提供する。SiPMは、シンチレータの幾何学な範囲及び改善された空間分解能を提供するためにPMTの代わりに用いられることができる。そのような検出器装置によって、空間分解能は2 mm以下であることができる。さらに、検出器の全体的な厚さは相当削減されることができ、DOI（Depth-of−Interaction）分解能も改善される。

Description

本発明は、単一光子放出CT（SPECT）又は陽電子射出断層撮影（PET）のような医療撮像機器のための検出器に関する。

典型的なSPECT検出器装置は、図1に示される。光子P（例えばSPECTの場合γは光子）が、検出器に入射し、シンチレータ結晶Xに衝突する。一般的に、シンチレータ結晶Xは、ヨウ化ナトリウムの固体ブロックである。ガンマ線が結晶Xに衝突する時にそれは輝く閃光になり、光電子増倍管PMTへ入る。光電子増倍管PMTは閃光を電子に変換して、それは撮像システム電子装置によって画像を作成するために続いて処理される。コリメータCは、検出器に入射する光子を特定の方位から来るものに制限するために用いられることができ、一方、光導波路LGは、単一のγ光子の吸収後に放射される光を広げるために用いられる。

医療撮像機器が改善された医療診断及び医療処置にとってより重要になり続けているので、改善された医療撮像品質を提供する必要がある。標準のSPECTシステムは、NaI結晶X及び光電子増倍管PMTの四角又は六角形のアレイで構成されるAngerカメラを用いる。Angerカメラは、だいたい40 x 50 cm²の有効領域を持つ。シンチレータプレートは一般にAngerカメラの有効領域よりも大きい。Angerカメラの固有空間分解能は、Angerロジック（隣り合ういくつかの光電子増倍管PMTにおいて測定される信号の関数として単一のγ量子に対する交互作用の位置を決定する重みづけアルゴリズム）によって決定される。

２つの問題が現在のAngerカメラにある。第１に、カメラの有効領域が結晶プレートX及び光電子増倍管アレイPMTよりも小さいために、２台のAngerカメラが互いの近くに配置されることができない。そのような配置は、例えば、90°固定心臓SPECTシステムに用いられる。この大きさにおける差は、検出器端でデータを「取り逃がす」ことによって生じる。結晶端での反射に起因して部分的に、並びに結晶端において及び結晶端を越えて光電子増倍管PMTが無いためにAngerロジックの平均算出手順が可能でないことに起因して部分的にデータが「失われている」。第２に、γ量子が吸収された位置の決定における不確実性に起因して、固有空間分解能は一般的に3〜4 mm前後である。Angerカメラの厳密な空間分解能は、用いられる光電子増倍管PMTの大きさに依存する。典型的な光電子増倍管PMTは38〜76 mmの間の直径を持つ。

このように、これらの問題の一つ以上を解決する医療撮像検出器を提供することが望ましい。

本発明は、改善された検出器装置を目的とする。シンチレータの端における撮像情報を提供する検出器装置が提供される。検出器装置は、完全な情報及び改善された空間分解能を提供する。

いくつかの実施の形態において、SiPMがシンチレータの幾何学的範囲及び改善された空間分解能を提供するために用いられる。そのような検出器装置によって、空間分解能は2 mm以下であることができる。

いくつかの実施の形態において、SiPMの層は前面に、及びシンチレータから得られる情報量を増加するために裏面に配置される。いくつかの実施の形態はシンチレータの側面上のSiPMの層を含む。SiPMの複数の層は、検出器のDOI（Depth of Interaction）分解能を改善する。

いくつかの実施の形態において、検出器の全体的な厚さは十分に削減されることができる。いくつかの実施の形態は、シンチレータ、含まれる任意の光導波路及びSiPMの任意の層の20 mm未満の総厚さを持つ。そのような実施の形態は検出器をずっとなめらか且つ軽量にする。

この明細書に組み込まれてその一部を構成する添付の図面において、本発明の実施の形態が説明され、上で示される本発明の一般的な説明及び以下で示される詳細な説明と共に、本発明の原理を示すことに役立つ。当業者は、これらの実例となる実施の形態が本発明を制限することを意味せず、単に本発明の原理を具体化する例を提供するだけであると認識しなければならない。

本明細書に開示される医療撮像検出器は、改善された空間分解能を提供し、それによって改善された画質を提供する。検出器はより小型の装置を提供し、それによりスペースが効率的に利用される。いくつかの実施の形態において、限られたGeigerモードで動作する小さなアバランシェフォトダイオードセル（例えばシリコンフォトマルチプライヤ（SiPM））が光電子増倍管の代わりに用いられる。SiPMの使用は、改善された空間分解能を可能にして、本明細書に以下でさらに論じられるように、より小型の検出器装置を生む。

図2は、本発明の実例となる実施の形態を示す。検出器10はSiPM 20のアレイ及びシンチレータ30を含む。いくつかの実施の形態において、検出器は１つ以上の光導波路35及び／又はコリメータ40を含むこともできる。ガンマ線44はコリメータ40を通って検出器10に入り、シンチレータ結晶30に衝突する。従来技術のシンチレータ結晶と同様に、ガンマ線がシンチレータに衝突するとき、光の突発が発生する。そして光はSiPMによって検出され、画像に変換される電気信号をもたらす。

シンチレータ結晶30は、ヨウ化ナトリウム、又は例えばセシウムヨウ化物、臭化ランタン、塩化ランタン、オキシオルソケイ酸塩ルテチウム、オルソケイ酸塩ルテチウムイットリウム、ピロケイ酸塩ルテチウム、ゲルマン酸ビスマス、オルソケイ酸塩ガドリニウム、オルソケイ酸塩ルテチウムガドリニウム若しくは他の適切な材料などの他の任意のシンチレーティング材料でもあることができる。充分な光振幅を有する任意のシンチレータで足りるので、本発明はシンチレータに関していかなる形であれ制限されてはならない。

SiPM 20は結晶30の前面46に配置される。いくつかの実施の形態において、SiPM 20は、結晶30の側面47、結晶30の裏面48又はその両方のいずれかにも配置される。SiPMの比較的小さい大きさは、結晶端の近くのPMT装置のギャップによって生じる失われるデータを解消する。SiPM検出器が結晶30の側面47及び／又は裏面48に接続される場合、Angerロジックが最も外側のSiPM 20にさえも適用されることができるので、追加的なデータが得られることができる。SiPMの厚さがわずか約0.5 mmだけなので、側面47及び／又は裏面48上へのSiPMの追加は、図1に示される従来のPMT装置よりも相当小さい検出器装置の全体的なサイズを実質的に変えない。従来の検出器装置は厚さ約275 mmである（光電子増倍管PMTアレイの約250 mm、光導波路LGの約16 mm、及びシンチレータプレートXの約10 mm）。比較すると、図2に示される実施の形態は厚さ約16 mmである（SiPM20の２層のための約1 mm、光導波路35の２層のための約5 mm、及びシンチレータプレート30の約10 mm）。明らかに、従来の検出器装置及び図2に示される検出器装置の全体的な厚さは、用いられるシンチレータの種類、光導波路の望ましい厚さ、光導波路及びSiPMに用いられる層の数、並びに用いられるSiPM又は他のアバランシェダイオードの種類によって変更される可能性がある。しかし、本発明によって達成される相対的なサイズ減少は相当なままである。20〜30倍で検出器装置の全体的な厚さを削減することによって、全体的な大きさ及び撮像システムガントリが支えなければならない重量は相当削減される。

図3に示すように、SiPM20の大きさ及び検出効率は、検出器の空間分解能を決定する。図3におけるモンテカルロシミュレーションの結果に示されるように、25パーセントの検出効率及び10 mm以下のSiPMを有する検出器の空間分解能は約1.5 mmである。シミュレーションは、10 mm以下のSiPMは一般に同じ空間分解能を持つが、10 mmより大きいSiPMは低い分解能（より大きな数値）を持つことを示す。より高い検出効率が達成される場合、検出器の空間分解能は1 mm以下に増加することもできる。

図4は、本発明の他の実施の形態10'を示す。一般に検出器装置の構成要素は図2に示されるものと同一であるが、シンチレータプレート30はシンチレータピクセル50に置き換えられる。シンチレータピクセル50は、１対１の対応でSiPM20に直接結びつけられる。このような実施の形態では光導波路は通常必要とされない。

本明細書に記載される検出器装置10は、比較的小さいピクセルによって得られるより良いサンプリングによって可能となるDOI（Depth-of-Interaction）測定をさらに提供する。改良されたDOI測定は、特に斜め入射の下でのより良い空間分解能を提供するために有用である。結晶30の裏面48上のSiPM 20の層の使用は、いっそう更なるDOI情報を提供する。

図6A及び6Bは、本明細書に記載される検出器装置の１つの実施を示す。図5は、検出器100の従来技術のバージョンを示す。従来技術の検出器100の装置は、カメラ領域115よりも少ない検出器領域110を生成する。結果的に、２台のカメラが並んで配置される場合、図5に示されるように、２つの検出器領域110の間の撮像されない領域を含む撮像されない領域120が存在する。比較して、本出願に記載される検出器装置140を使用する２台のカメラが、敷き詰められ、合同であり、図6Bに示すように隣り合って又は図6Aに示すように上下に配置される場合、完全な画像領域が作成される。これは、検出器領域150がカメラ領域160に等しい又はほとんど等しいためである。これはごくわずかの撮像されない領域165を残す。

図7及び8Bに示すように、より大きい患者又は患者のより大きい部分を調べる場合（例えば全身スキャン）、より大きい完全な撮像領域が重要である可能性がある。より完全な撮像領域は、より大きい撮像領域の同時撮像を可能にし、それにより全体的なスキャン時間を増強する。例えば、図8Aに示される従来技術の検出器装置100を図8Bに示される新たな検出器装置140の実施の形態と比較すると、新たな検出器装置140を使用する複数のカメラの設置がいかに撮像領域のより完全な撮像を提供するかを示す。図8Aに示される従来技術では、患者180の一部が検出器領域110の外側にあり、したがって不完全な画像を作り出す。２台のカメラが患者180の全幅を覆うように並んで配置されたとしても、カメラの未使用の端部分が、患者180の画像の中央においてかなりの撮像されていない領域120を作り出す。比較して、図8Bに示される検出器装置140を有する２台のカメラは、カメラ領域160に実質的に等しい検出器領域150を持つ。検出器装置140によって作り出される撮像されない領域165はごくわずかであり、それによって大きい領域の同時撮像を可能にする。図7は、これが３台のカメラを用いた全身平面スキャンにどのように適用されるかを示す。

本発明は１つ以上の好ましい実施の形態を参照して説明された。明らかに、この明細書を読んで理解することによって、修正及び変更は他の人が思いつく。それらが添付の請求の範囲又はそれらの均等物の範囲内である限り、全てのそのような修正、組み合わせ及び変更を含むことが意図されている。

従来技術の検出器装置を説明する図。本発明の検出器装置の実施の形態の実例となる例を示す図。検出器サイズ vs 空間分解能のグラフ。本発明の検出器装置の別の実施の形態を示す図。かなりの撮像されない領域をもつ従来技術の検出器装置を説明する図。ごくわずかな撮像されない領域を備える検出器装置を説明する図。ごくわずかな撮像されない領域を備える検出器装置を説明する図。全身スキャンに適用される図6Aに示される検出器装置を説明する図。患者への適用において示される従来技術の検出器装置である。患者に適用される図6Bに示される検出器装置。

Claims

撮像源から放出される光子を受け取るシンチレータ、及び前記シンチレータの前面に取り付けられるSiPMの層を有し、前記SiPMの層が前記前面の全面を覆い、それにより撮像データが前記シンチレータの端から得られることを可能にする医療撮像システム用検出器。
前記シンチレータの裏面に取り付けられるSiPMの層をさらに有する請求項１に記載の検出器。
前記シンチレータの１つ以上の側面に取り付けられるSiPMの層をさらに有する請求項１に記載の検出器。
前記シンチレータの裏面に取り付けられるSiPMの層及び前記シンチレータの１つ以上の側面に取り付けられるSiPMの層をさらに有する請求項１に記載の検出器。
前記シンチレータが、ヨウ化ナトリウム、セシウムヨウ化物、臭化ランタン、塩化ランタン、オキシオルソケイ酸塩ルテチウム、オルソケイ酸塩ルテチウムイットリウム、ピロケイ酸塩ルテチウム、ゲルマン酸ビスマス、オルソケイ酸塩ガドリニウム及びオルソケイ酸塩ルテチウムガドリニウムから成るグループから選択される請求項１に記載の検出器。
固有空間分解能が2 mm以下である請求項１に記載の検出器。
前記SiPMの層と前記シンチレータとの間に配置される少なくとも１つの光導波路をさらに有する請求項１に記載の検出器。
前記シンチレータ及び前記SiPMの層の全体的な厚さが20 mm未満である請求項１に記載の検出器。
前記シンチレータの裏面に配置されるSiPMの層及びSiPMの層の各々と前記シンチレータとの間に配置される光導波路をさらに有し、前記シンチレータ、SiPMの２つの層及び２つの光導波路の総厚さが30 mm未満である請求項１に記載の検出器。
撮像源から放出される光子を受け取るシンチレーティング材料、
前記シンチレーティング材料の前面に取り付けられる第１のSiPMの層、及び
前記シンチレーティング材料の１つ以上の側面又は前記シンチレーティング材料の裏面のうちの１つに取り付けられる第２のSiPMの層、
を有する医療撮像システム用検出器。
前記シンチレーティング材料の１つ以上の側面又は前記シンチレーティング材料の裏面のうちの１つに取り付けられる第３のSiPMの層をさらに有する請求項１０に記載の検出器。
第１のSiPMの層と前記シンチレーティング材料との間に配置される光導波路をさらに有する請求項１０に記載の検出器。
前記光導波路、第１及び第２のSiPMの層並びにシンチレーティング材料の総厚さが30 mm未満である請求項１２に記載の検出器。
前記シンチレーティング材料が、ヨウ化ナトリウム、セシウムヨウ化物、臭化ランタン、塩化ランタン、オキシオルソケイ酸塩ルテチウム、オルソケイ酸塩ルテチウムイットリウム、ピロケイ酸塩ルテチウム、ゲルマン酸ビスマス、オルソケイ酸塩ガドリニウム及びオルソケイ酸塩ルテチウムガドリニウムから成るグループから選択される請求項１０に記載の検出器。
固有空間分解能が2 mm以下である請求項１０に記載の検出器。
前記シンチレーティング材料がピクセル化されている請求項１０に記載の検出器。
（ａ）放射性核種を含む対象物を配置する撮像領域、
（ｂ）前記対象物から放射される放射を検出する１つ以上の検出器、及び
（ｃ）画像を生成するために前記検出器に結合される処理手段を有し、
各々の検出器が、
（ｉ）撮像源から放出される光子を受け取るシンチレーティング材料、
（ｉｉ）前記シンチレーティング材料の前面に取り付けられる第１のSiPMの層、及び
（ｉｉｉ）前記シンチレーティング材料の１つ以上の側面又は前記シンチレーティング材料の裏面のうちの１つに取り付けられる第２のSiPMの層、
を有する医療撮像システム。
前記検出器の固有空間分解能が2 mm以下である請求項１７に記載の医療撮像システム。
第１及び第２のSiPMの層並びにシンチレーティング材料の総厚さが30 mm未満である請求項１７に記載の医療撮像システム。
前記シンチレーティング材料が、ヨウ化ナトリウム、セシウムヨウ化物、臭化ランタン、塩化ランタン、オキシオルソケイ酸塩ルテチウム、オルソケイ酸塩ルテチウムイットリウム、ピロケイ酸塩ルテチウム、ゲルマン酸ビスマス、オルソケイ酸塩ガドリニウム及びオルソケイ酸塩ルテチウムガドリニウムから成るグループから選択される請求項１７に記載の医療撮像システム。
２つ以上のカメラを有し、各々のカメラが検出器領域とカメラ領域を含み、前記２つ以上のカメラが互いに隣り合って配置された場合に、カメラの検出器領域の合計がカメラ領域の合計と実質的に等しい医療撮像装置。
前記２つ以上のカメラのうちの任意の１つの検出器領域よりも大きい実質的に連続的な画像が、一瞬間に生成されることができる請求項２１に記載の医療撮像装置。
前記２つ以上のカメラが、撮像されない領域がごくわずかである全身スキャンを同時に提供することができる請求項２１に記載の医療撮像装置。
２つ以上の合同の検出器を有し、前記検出器のうちの任意の１つよりも大きい実質的に連続的な画像を同時に生成することができる医療撮像カメラ。
前記検出器間の撮像されない領域がごくわずかである請求項２４に記載の医療撮像カメラ。