JP2014519025A - ガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオードをベースとしたガンマ線検出器 - Google Patents
ガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオードをベースとしたガンマ線検出器 Download PDFInfo
- Publication number
- JP2014519025A JP2014519025A JP2014509661A JP2014509661A JP2014519025A JP 2014519025 A JP2014519025 A JP 2014519025A JP 2014509661 A JP2014509661 A JP 2014509661A JP 2014509661 A JP2014509661 A JP 2014509661A JP 2014519025 A JP2014519025 A JP 2014519025A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- apd
- strip
- ray detector
- gamma ray
- sensor elements
- 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
Links
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
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/202—Measuring radiation intensity with scintillation detectors the detector being a crystal
-
- 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
-
- 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
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
- G01T1/20183—Arrangements for preventing or correcting crosstalk, e.g. optical or electrical arrangements for correcting crosstalk
-
- 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
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
- G01T1/20185—Coupling means between the photodiode and the scintillator, e.g. optical couplings using adhesives with wavelength-shifting fibres
-
- 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
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
- G01T1/20186—Position of the photodiode with respect to the incoming radiation, e.g. in the front of, below or sideways the scintillator
-
- 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
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/208—Circuits specially adapted for scintillation detectors, e.g. for the photo-multiplier section
-
- 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
- G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
- G01T1/248—Silicon photomultipliers [SiPM], e.g. an avalanche photodiode [APD] array on a common Si substrate
Abstract
シンチレーション結晶ブロック(26)と、該シンチレーション結晶ブロック(26)の少なくとも第1の表面(27)に光学的に連結された1組のガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオード(G−APD)センサ素子(11)とを含むガンマ線検出器(25)。前記G−APDセンサ素子(11)は、G−APDセンサ素子(11)からなる少なくとも1本の細長いストリップ(10)を形成するように配置され、該G−APDストリップ(10)の片端、好ましくは両端に読み出し回路が連結されている(図2)。
Description
本発明は、シンチレーション結晶ブロックと、該シンチレーション結晶ブロックの少なくとも第1の表面に光学的に連結された1組のガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオード(G−APD)センサ素子とを含むガンマ線検出器に関する。
ガンマ線検出器は、医療、軍事およびセキュリティといった目的で使用されており、一般に、ガンマ放射線を光に変換する1以上のシンチレーション結晶と、さらに1以上の高感度の光検出器とを含む。ガンマ線検出器が利用されている分野の1つに、陽電子断層法(PET)がある。
PETは、ヒトまたは動物の体内の機能的過程を3次元で画像化する核医学イメージング技術の1つである。放射性核種(いわゆるトレーサー)を生物活性分子または生物学的に許容できる分子と共に体内に導入し、その放射性核種から放出された陽電子に基づいて検出が行われる。体内に導入されたトレーサーは、崩壊時に1個の陽電子を放出し、放出された陽電子は短い距離を進んで電子と相互作用する。この衝突により陽電子と電子は対消滅し(いわゆる対消滅過程)、1対のガンマ線光子がそれぞれ反対方向に発生する。
発生したガンマ線光子はシンチレーション結晶に入射して弱い閃光に変換され、この閃光が光検出器により検出される。
従来のPET用検出器は、ガンマ線を変換するためのシンチレーション結晶アレイと、シンチレーション光を検出するための高感度かつ低ノイズの高速光電子増倍管(PMT)とで基本的に構成されている。このような光検出器はかさ高く、比較的高コストであり、集学的医療用イメージング装置には不適である。
PMTの代わりに、アバランシェ・フォトダイオード(APD)が用いられる場合もある。APDは半導体ベースで非常に小型ではあるが、PMTより電子増倍率(ゲイン)が約103倍も低く、時間分解能も低い。これはPETの画質と定量精度に影響する。最近では、いわゆるガイガーモードAPD(G−APD)も用いられるようになっている。G−APDは、標準的なAPDが有する利点をすべて持ち合わせながら、PMTと同等のゲインを持ち、単一光電子の検出が可能であり、はるかに低い電圧で作動し、優れた時間分解能を有する。また、GAPD検出器は標準的なCMOS技術を利用して生産されるため、GAPD検出器の将来的な価格はAPDやPMTよりさらに低くなる。
PMTと比較した場合のAPDの主要な利点としては小型であることが挙げられ、その小型さゆえにより柔軟な設計が可能であり、例えば、高感度かつ深さ方向の相互作用位置計測を実現するための多層配列が可能であり、優れた空間分解能を達成できる。
Kolbら(“Evaluation of Geiger−mode APDs for PET block detector design”, in Phy.Med.Biol. 55 (201) 1815−1832)は、2種類のガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオード(G−APD)についてPET用検出器への応用可能性の評価を行っている。使用した一方のG−APDセンサ素子は、1センサ素子当たり3600個のセルを有し、固体光電子増倍管(SSPM)型のG−APDセンサ素子は、1センサ素子当たり8100個のセルを有する。いずれの検出器も7テスラ(T)の磁気共鳴(MR)スキャナー内に配置したことによる影響は何ら見られなかった。良好な線形性や、半値全幅(FWHM)が数ナノ秒以下という有望な時間分解能が観測されている。
この検出器は12×12配列のオキシオルト珪酸ルテチウム(LSO)結晶ブロックを含み、その上面には3×3のアレイ状に配置された9個のG−APDセンサ素子1組が設けられている。結晶ブロックの端面とG−APDアレイとの間には、テーパー状の光導波路が配置されており、これによって十分な配光が達成されると同時に、技術的な理由から結晶ブロックの表面積より小さく設計されているG−APDアレイの有効領域に結晶ブロックの表面積を適合させることができる。
G−APDの設計および利点に関するさらに詳しい情報については、上記論文および該論文で説明および引用されている先行技術を参照されたい。さらに、当該論文の内容は参照により本願に組み込まれる。
一般に、G−APDの設計においては、高度な粒状性を持たせてセルを並列接続することによって検出器の総静電容量を抑制し、各ダイオードまたは各セルを、1個の光子が引き金となって起こるアバランシェ放電を停止させる直列抵抗と組み合わせてガイガーモード(すなわち、降伏電圧より数ボルト高い電圧)で動作させることによって、APDの破損を防いでいる。このような半導体ベースの光検出器は、ガイガーモードAPD(G−APD)またはシリコン光電子増倍管(SiPM)と呼ばれる。
本発明において、G−APDセンサ素子は多数の個別のセルで構成される半導体素子であり、各セルは1つの個別のダイオードを示す。先行技術ではしばしば、このようなG−APDセンサ素子を単にG−APDと称する。
G−APDセンサ素子の各ダイオードまたは各セルの大きさは、30μm以下まで小さくすることが可能である。各G−APDセンサ素子は、1平方ミリメートル当たり約100〜10000個のセルからなる。理想的なセルの個数は、特定の用途に強く依存する。各セルは降伏電圧かガイガーモードのいずれかで動作するため、「ON」(セルで光を検出した)または「OFF」(セルで光を検出していない)の信号のみを提供する。これはある種の「デジタル」情報であり、単位時間当たりにセルに衝突する光子の数には依存しない。
したがって、G−APDの出力振幅は、光子を検出したセルの個数にのみ依存する。G−APDの1平方ミリメートル当たりのセル数が多ければ多いほど、ダイナミックレンジは広くなり、ひいてはG−APD全体の線形性も向上するので、G−APDに光学的に連結されているシンチレーション結晶で吸収されたガンマ線に由来する入射光信号から光子量を判定することができる。
概して、経験則から、G−APDセンサ素子が線形性の出力信号を提供するためには、予想される入射光子数の少なくとも3倍のセル数が必要である。換言すると、すべてのセルに光子が1個ずつ入射する確率が1より極めて低い状態であれば、出力信号は光子数にのみ比例する。
以上より、ガイガーモードAPDセンサ素子は、高速かつ低ノイズでの光検出を目的とする次世代センサとして極めて有用であり、高速の時間分解能と良好なエネルギー分解能が必須であるガンマ線検出器に利用されることが期待される。
時間分解能が優れていること以外に挙げられるG−APDのもう1つの主要な利点は、オキシオルト珪酸ルテチウム(LSO)またはゲルマニウム酸ビスマス(BGO)のような最も一般的なPET用シンチレーション物質が発する400nm付近の青色光を感知できるように設計できるということである。例えば、p−on−n型構造をベースとした青感度増強G−APDが浜松ホトニクス社(日本)で製造されている。
個々のシンチレーション結晶と光検出器の1つ1つの有効領域(ピクセル)とを1対1で連結した場合、良好な時間分解能とエネルギー分解能が得られるだけでなく、極めて良好な計数率特性が得られるという利点がある。しかし、1対1連結では必要な読み出しチャネル数が多くなるという大きな問題がある。電子チャネル数を少なくするために、市販のPETシステムでは、通常、ブロック検出器方式が採用されており、最前端部のチャネルが多重化されている。
ブロック検出器方式の別の利点としては、個別の小型結晶の取り扱いに比べて、検出用ブロックの組み立てが一般的に容易であることが挙げられる。
研究者や技術者が高分解能PETスキャナーの設計で直面する主要な問題の1つは、空間分解能と感度との間で妥協点を見出さなければならないということである。PETスキャナーのガントリー内ではシンチレーション結晶はリング状に配置され、該結晶は特定の長さを有するので、スキャナーの視野(FOV)の中心から端に向かって空間分解能が徐々に低下する。この現象は視差誤差として知られており、シンチレーション結晶の長さに依存する。視差誤差は、動物用スキャナーのような開口径の小さいスキャナーで特に顕著である。したがって、分解能を最大にするためには、ピクセルサイズが極めて小さく、結晶の長さも極めて短いシンチレーション結晶が必要である。しかし、結晶の長さが長いほど一般に用いられるガンマ量子の阻止率は高くなるので、短い結晶では感度が大幅に低下する。
このように、これまで説明してきた先行技術においてさえ、全体の構成が単純で、読み出し電子チャネル数が可能な限り少なく、空間分解能および感度が高いガンマ線検出器の設計方法については教示されていない。
上記に鑑みて、本発明の目的は、G−APDセンサ素子をベースとした新規のガンマ線検出器の構成を提供することである。
本発明によれば、この目的は、冒頭に述べたガンマ線検出器、すなわち、複数個のG−APDセンサ素子が少なくとも1本の細長いストリップを形成するように配置され、該ストリップの片端または両端に読み出し回路が連結されていることを特徴とするガンマ線検出器により達成される。
これにより、本発明の基礎となる目的は完全に達成される。
本発明によれば、必要な読み出し回路の個数は、一列に配置された複数個のG−APDセンサ素子に対して1つのみまたは2つである。よって、検出器における読み出し回路の個数を少なくすることができる。検出器の両端にそれぞれ読み出し回路が設けられている場合は、両方の読み出し回路の信号を用いて、センサ素子ストリップ内の光の強度および位置を決定することができる。よって、電子的負担を抑えつつ、個々のシンチレーション結晶と1つ1つのG−APDセンサ素子とを1対1で連結した場合と同様の情報を得ることができる。
本発明の範囲において、「G−APDセンサ素子からなる細長いストリップ」は、複数個のG−APDセンサ素子が並んで配置されたもの、またはモノリシックストリップ状のセンサ素子を意味し、いずれのG−APDストリップも典型的なセンサ素子の1個分の幅と該センサ素子の複数個分の長さとを有する。モノリシックG−APDストリップ、または複数個のディスクリートセンサ素子から形成されるG−APDストリップの長さは、通常のディスクリートG−APDセンサ素子の長さの5倍以上、好ましくは10倍以上である。G−APDストリップが、一列に配置された複数個のディスクリートセンサ素子で構成されている場合、隣接するセンサ素子同士は電気的に接続されている。
G−APDストリップがモノリシックストリップである場合、その長さは、通常のディスクリートG−APDセンサ素子の長さの少なくとも5倍または10倍である。このようなモノリシックG−APDストリップを構成するセルまたはダイオードの個数は、1個のディスクリートG−APDセンサ素子、すなわち「1ピクセル」に含まれるセルまたはダイオードの個数の5倍または10倍である。
通常のディスクリートG−APDセンサ素子の幅と長さが等しい場合は、このようなモノリシックストリップは、その幅の少なくとも5倍、好ましくは少なくとも10倍に相当する長さを有する。
改善された実施形態においては、このような2本のG−APDストリップが1本の細長い列を形成するように配置されており、それぞれの外側の端部には1つずつ読み出し回路が設けられ、2つの内側の端部は互いに電気的に接続されている。
この場合、読み出し回路はたった2つでも、G−APDセンサ素子の個数は2倍になるので、空間的な計測範囲が拡大されるという利点がある。
また、前記1組のG−APDセンサ素子が、並列する複数のG−APDストリップからなるアレイを形成するように配置されることも好ましい。この場合、シンチレーション結晶ブロックの第2の表面に、並列する複数のG−APDストリップからなる第2のアレイが光学的に連結され、かつ第2の表面が第1の表面と平行になることが好ましく、前記2つのアレイのG−APDストリップ同士が垂直になるように配置されることがさらに好ましい。
このG−APDストリップアレイにより、第1および第2の表面のx/y平面上の光の位置を迅速かつ容易に決定することができる。
さらに、この配置により、シンチレーション結晶ブロックの高さのどの位置でガンマ線が吸収されたのかを示す深さ方向の相互作用位置(DOI)に関する情報を得ることもできる。
深さ方向の相互作用位置は、結晶ブロック内の光分布により求められ、2つのG−APDストリップアレイに入射する光の量の単純比較により計算することができる。この場合、G−APDストリップおよび電子チャネルの個数が2倍必要となるため検出器のコストは高くなるが、1つの結晶および2つのG−APDストリップアレイを用いたこのDOIスキームは他の方法と同等の性能を示す。
基本となる素子は、シンチレーション結晶ブロックの上面および底面にx方向およびy方向に設置される細長いG−APDストリップである。いわゆる電流分配読み出し方法
;TsおよびBsは、それぞれ上面および底面で読み出された信号の電荷を示す)により、通常、結晶の長さの10〜20%のz座標が決定され、かなり良好なDOI情報を得ることができる。
;TsおよびBsは、それぞれ上面および底面で読み出された信号の電荷を示す)により、通常、結晶の長さの10〜20%のz座標が決定され、かなり良好なDOI情報を得ることができる。
シンチレーション結晶ブロックは、モノリシック結晶ブロックでもよく、個々のシンチレーション結晶を複数の列と縦列とからなるマトリクス状に配置したものを含んでいてもよい。個々の結晶は光学的に分離されていることが好ましく、反射膜またはエアギャップを介して光学的に分離されていることがさらに好ましい。
個々の結晶をマトリクス状に配置したブロックを用いた場合、ガンマ線によって発生した光の位置をより正確に検出することができるという利点がある。個々の結晶間の光学的分離には、反射膜(例えば、3M社(米国)製のVM2000高反射膜)または小さなエアギャップを使用することができる。
第1および第2の表面において、個々の結晶の幅は、G−APDストリップの長さに対して垂直方向であり、G−APDストリップの幅と等しいかそれより短い。
個々の結晶の幅とG−APDストリップの幅との比率を適切に選択することにより、G−APDストリップの長さに対して垂直方向の空間分解能における所望の分解能を選択できる。
当然のことながら、上述した特徴および以下に説明する特徴については、個々の事例で示した組み合わせのみならず、本発明の範囲から逸脱しない限りは、他の組み合わせまたは単独での使用も可能である。
さらなる利点は、添付の図面に関して記載される以下の実施形態から明らかである。
図1において、10は、10個のG−APDセンサ素子11からなる細長いストリップを示し、各センサ素子11は、1,000個以上のダイオードまたはセル12を含む。一例として、数個のセル12を図1に示す。
G−APDセンサ素子11は一列に並んで配置され、細長いG−APDストリップ10を形成する。各G−APDセンサ素子11は、14で示される幅、および15で示される長さを有する。したがって、16で示されるG−APDストリップ10の全長は、長さ15の10倍に相当する。
G−APDセンサ素子11は一体型ストリップ10を形成し、この一体型ストリップ10は長さ15を有するG−APDセンサ素子11の10個分に理論上分割される。10個のディスクリートG−APDセンサ素子11が一列に配置されてストリップ10を形成し、隣接したG−APDセンサ素子11同士が電気的に接続されていてもよく、またストリップ10が長さ16を有し、1個のディスクリートG−APDセンサ素子11に含まれるセルの10倍の数のセル12を含むモノリシック構造であってもよい。
G−APDストリップ10の左端17および右端18は、それぞれ読み出し回路19および21に接続されている。この2つの読み出し回路は計算装置22に接続されている。
右から4番目のG−APDセンサ素子11aに入射した閃光23により電圧信号が発生し、発生した電圧信号は2つの読み出し回路17および18により計測されるが、それぞれ計測値は異なる。電圧信号の値は、閃光23に反応したセル12の個数と、ストリップ10内におけるセンサ素子11aの位置、すなわちG−APDセンサ素子11’と左端17および右端18との間に位置するG−APDセンサ素子11の個数とにより変化する。G−APDセンサ素子11の内部抵抗のため、G−APDストリップ10により分圧回路が提供され、読み出し回路19および21で計測された電圧の値および比率によって、閃光23の強度だけでなく、G−APDストリップ10内のどのG−APDセンサ素子11aに閃光23が入射したのかが示される。そしてこの情報は計算装置22により提供される。
したがって、たった2つの読み出し回路19および21でも、G−APDストリップ10内のG−APDセンサ素子11の個数ならびに/または読み出し回路19および21の計測精度に応じた空間分解能で、閃光23の位置および強度の情報が提供される。
図2は、上面27と、上部の表面26に対して平行な底面28とを有するシンチレーション結晶ブロック26を用いて作製されたガンマ線検出器25を示す。ブロック26は、個々のLSOシンチレーション結晶29のマトリクスとして作製されたものであり、隣接する個々の結晶29の間には、空気または高反射膜のいずれかを含む隙間31が示されている。
ガンマ線検出器25は、PETだけでなく、改善されたガンマ線検出器を必要とするその他の用途にも用いることができる。
上面27および底面28の平面で見られるように、個々の結晶29は幅32および長さ33を有する。個々の結晶29は、上面27から底面28までの高さ34を有する。
ブロック26は、1つ1つの大きさが1.5×1.5×20mm3(幅32×長さ33×高さ34)である10×10個の結晶で構成されており、これによりマトリクス方式で符号化された読み出しが提供される。
図1に示すように、上面27および底面28はG−APDストリップ10のアレイ35および36に光学的に連結されている。光学的な連結は光導波路を介して行っているが、明確性を期すために図2には示していない。各G−APDストリップ10は、図1に示すように、それぞれ読み出し回路19および21に接続されている。
アレイ35は、x方向に延びるストリップ10をy方向に平行に配置した10列の列37を含む。x方向には2本のストリップ10が並んで配置され、結晶29の10個分に相当する長さになっている。
アレイ36は、y方向に延びるストリップ10の列38を10列用いて同様に作製される。したがって、アレイ35のストリップ10はアレイ36のストリップ10に対して垂直に配向している。アレイ35および36はそれぞれ20本のストリップ10を含むが、明確性を期すためにアレイ35および36ではそれぞれ4本のストリップのみを表示していることに留意されたい。
ストリップ10は、個々の結晶29の幅32および長さ33に相当する幅15を有する。x/y平面の空間分解能を高めるために、幅24を幅32および長さ33より短くすることは可能である。
ストリップ10の読み出しにより、ガンマ線の入射によりブロック25内で発生した閃光に関する情報が明らかになり、ガンマ線の入射場所のxy位置を決定することができる。
この読み出し方式では高度な多重化がなされているため、1つのブロック内の2つの信号(例えば結晶内コンプトン散乱事象が原因で発生した信号)を検出することができる。また、この読み出し方式により、バイアス増幅器によって1方向に多数の読み出しストリップを連結した場合に発生するノイズを抑えることもできる。個々の結晶29にはそれぞれ異なる1対のG−APDストリップ10が割り当てられており、1つはアレイ35に、もう1つはアレイ36に存在するため、xy位置情報が明らかになる。
100個の結晶29の番地を上下から特定できるにもかかわらず、必要な読み出し回路の個数は、2つのアレイ35および36に存在するG−APDストリップと同数で済む。
さらに、いわゆる電流分配読み出し方法
;TsおよびBsは、特定の結晶29の上部ストリップ10および底部ストリップ10からの信号をそれぞれ示す)により、z方向のDOI情報を得ることができる。
;TsおよびBsは、特定の結晶29の上部ストリップ10および底部ストリップ10からの信号をそれぞれ示す)により、z方向のDOI情報を得ることができる。
図面に示した実施形態において、各G−APDストリップ10は長さ10mm、幅1.4mmであり、0.7×7.65mm2の有効面を有する。
一体型G−APDストリップ10の1本当たりの総表面積は、現在の製造技術により約9mm2に制限されてしまうため、x方向の列37とy方向の縦列38にそれぞれ2本のストリップ10を用いることで、結晶の列の全長をカバーできる長さの1本のG−APDストリップ10を模擬している。列37と縦列38をそれぞれ形成するこの2本のG−APDストリップ10は、隣接する端部で互いに電気的に接続され、それぞれもう一方の端部で接続ピン39を介して読み出し回路19および21に接続されている。
すべてのストリップは、直接または極薄の光導波路により結晶ブロック26の列または縦列に連結されている。この読み出し方式では、必要な読み出しチャネル数が大幅に抑えられて列と縦列の個数のみで済むため、1対1で連結する場合よりコストは低くなる。
図面に示した10×10配列のブロックの規模では、面27および28にはそれぞれ20本のG−APDストリップが必要であるため、少なくとも40チャネルを有するデータ収集ボードが必要である。これより長いG−APDストリップが利用できるようになれば、各ブロック26に必要なチャネル数は20で済む。
このような読み出し方式は、同じx(y)座標上の同方向のストリップ10を1つにまとめることにより、さらに大規模なブロック(例えば、最大数千個の結晶29からなるブロック)にも対応するように拡張することが可能である。数本のストリップ10を1つにまとめる場合は、それらの信号を直接加算することも可能だが、並列の静電容量性負荷を小さくする(立ち上がりの高速化に必要である)ために簡単な加算増幅器を使用することもできる。通常、加算できるストリップ10の本数はノイズにより制限されているが、バイアス前置増幅器を用いることにより、大部分のノイズが抑えられ、エネルギー分解能の低減を最小限にとどめることができる。
通常のブロック読み出し方式と比べると、この構成にはいくつかの利点がある。例えば、1本のストリップ10における全信号の観測が可能であること、高さ34の約10〜20%のDOI情報が基本的に無償で得られること、1つのブロック26で同時に2つまたは3つの信号が生じた場合の不定性が解消されること、非常に大規模なブロック26であっても、たった数個の読み出し回路で読み取りが可能であることなどが挙げられる。
本発明者らは、初めに、多重化度が高く、深さ方向の相互作用位置(DOI)情報を符号化する、ガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオード(G−APD)をベースとしたPET用ブロック検出器を構築するための研究を行った。一般に、多重化度の高い検出器は光分配方式を採用し、アンガーロジックを用いた符号化を行っている。本文献では多重化度を最大とするために、片側読み出しで3つの電子チャネルを用いるT/L/Eというアルゴリズムを使用した。この進歩的な方法は、クロス・ストリップ符号化を用いた高エネルギーゲルマニウム検出器に基づくものである。この方法では、光分配型検出器に特徴的な少ない読み出しチャネル数で、通常の1対1の読み出し構造に類似した連結方法を採用している。よって、読み出し電子チャネルの多重化により、結晶内散乱による感度低下を補う。さらに、この検出器はDOI情報も提供する。また、G−APDの回復時間が長くなると計数率に悪影響を及ぼすが、この検出器では、光分配型構造より高い計数率を達成できる。
25μmのセルをベースとしたストリップを2×12に配置した試作のG−APDストリップアレイ(S10943−9552(X);浜松ホトニクス社(日本))を製造した。各ストリップの大きさは9.4mm×1.4mmで、0.2mmの隙間が設けられている。メーカー表示によれば、ストリップ間の動作電圧の差は最大0.31Vである。各ストリップの評価は、dU/dI*1/Iと電圧とのプロットにおいて極小値を求めるという方法を用い、21℃の安定温度で実施した。この評価により、降伏電圧の差異や温度ドリフトによる信号対ノイズ比のばらつきに対応するための最適な動作電圧および範囲が提供される。具体的には、GPIBリモートコントローラを用いて、Keithley 2400の電源装置から8秒ごとに0.05V刻みで漸増的に電圧を印加することにより、0Vから78Vまでの種々の動作電圧をかけて測定した。
24本のストリップは、各ストリップの高い静電容量を補償するためのHAWK−2増幅器によりそれぞれ増幅され、OPA 2695により長手方向に延びる12本のストリップにまとめられている。
使用したLSOブロックは、1.5mm×1.5mm×20mmの結晶を積み上げたもので、各結晶は研磨した結晶面で構成されるエッチング処理表面を有し、EGFR反射材で覆われている。G−APDアレイは、結晶ブロックの対向する2つの側面上に、光学グリス(BC630;サンゴバン社(フランス))を用いて接合されている。
図2に示すように、結晶ブロック26の対向する2つの側面上のストリップ10同士は垂直になるように配置されており、ひとまとまりの2×12配列のストリップでそれぞれ構成される2つの検出器は個々の結晶29の対向する2つの側面に連結されている。結晶ブロック26の前面27から10cm離して設置したCs−137線源より、結晶ブロック26にガンマ線を照射した。
原理検証のための本評価試験においては、4×4配列の結晶ブロックを用いて各アレイの4チャネルのみからデータを収集した。データ収集は、サンプリング速度250MS/sの8チャネルデジタイザ(V1720;CAEN Nuclear Electronics社(イタリア))を用いて行った。デジタイザからのハードウェアトリガを全8チャネルのセルフトリガに用い、140個のデータポイントを収集した。このうち始めの10個のデータポイントを平均したものを用いて、収集した信号のベースライン補正を行った。各チャネルのエネルギーは全データポイントの集計により算出した。個々の結晶の弁別は、各結晶の2つの側面に設置されている各検出器に付与された最大エネルギーの算出により行った。DOIは、2つの検出器で吸収された全エネルギーに対する、片方の検出器で吸収されたエネルギーの割合として算出した:D1/(D1+D2)。
データ解析は、各結晶の各側面にある検出器ごとに集計する方法と、結晶の弁別にはこれらの検出器を用い、エネルギーの算出には各アレイで集計した信号を用いる方法の2つの方法に従って行った。検出器のデータ収集は12kHzのトリガ速度で行い、106の相互作用に関するデータが得られた。
dI/dU*1/Iプロットにより、1本のストリップの動作範囲は、下限が降伏電圧(71.1V)で、上限(ストリップに流れる電流が100μAを超過する電圧)が77.0Vであることが分かった。実用上の動作電圧は極小値における電圧であり、74.5V±1Vであることが分かった。
対応する検出器およびこれらのエネルギー分解能ならびにさらに得られたDOI情報に従って、すべての結晶の算出が可能であった。図3(A)はエネルギースペクトルを示した図であり、エネルギー分解能は24.2%である。(B)は各ストリップアレイの最大エネルギーのみによって算出されたDOI分布を示した図であり、結晶の長さの15〜90%の範囲で相互作用が見られる。4×4配列のアレイにおけるエネルギー分解能は23.8%±1.8%であった。
アレイ全体の信号を用いることにより、光電ピークのエネルギー分解能は19.4%(図3C)に改善し、相互作用は結晶の長さの25〜80%の範囲で観測された。16個の結晶全体におけるエネルギー分解能は21.5%±2.4%であった。
抵抗回路網を模擬して結晶地図を計算で求めたところ、すべての結晶の弁別が可能であった。
25μmのセルを用いた浜松ホトニクス社製のストリップは動作範囲が広く、±2℃の範囲の温度ドリフトによる影響も小さい。エネルギー分解能は、どちらの構成においても、光分配方式のブロック検出器と同様の結果が示される。
直接連結構造の検出器(例えば、各結晶の対向する2つの側面に連結されたそれぞれの検出器からの相互情報のみを取得する)では結晶内散乱による感度低下が起こる。このため、同じデータで比較したところ、4×4配列の結晶全体のエネルギースペクトルの光電ピークは、すべての信号を取得した方が平均2.54倍高かった。計算で求めた位置プロファイルでは、結晶位置は不明瞭であるが、これは外側の結晶のエネルギースペクトルでも同様に見られており、結晶ブロックに対する位置弁別能が不完全であることに起因する。以上の計測により、小さい結晶および直接連結を用いたクロス・ストリップ方式は、個々のストリップを1つにまとめて大型のストリップアレイとすることが可能でかつDOI情報を提供することも可能な将来のPET用検出器およびパネル検出器に使用できる可能性がある。
Claims (13)
- シンチレーション結晶ブロック(26)と、該シンチレーション結晶ブロック(26)の少なくとも第1の表面(27)に光学的に連結された1組のガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオード(G−APD)センサ素子(11)とを含むガンマ線検出器であって、前記G−APDセンサ素子(11)がG−APDセンサ素子(11)からなる少なくとも1本の細長いストリップ(10)を形成するように配置され、該G−APDストリップ(10)の片端、好ましくは両端(17、18)に読み出し回路(19、21)が連結されていることを特徴とするガンマ線検出器。
- 前記少なくとも1本のG−APDストリップ(10)において、ディスクリートG−APDセンサ素子(11)がセンサ素子(11)からなる列(37、38)を形成するように並んで配置され、隣接するセンサ素子(11)同士が電気的に接続されていることを特徴とする請求項1に記載のガンマ線検出器。
- 前記少なくとも1本のG−APDストリップ(10)において、G−APDセンサ素子(11)がセンサ素子(11)からなる列(37、38)を形成するように並んで配置され、隣接するセンサ素子(11)同士が一体化されていることを特徴とする請求項2に記載のガンマ線検出器。
- 前記少なくとも1本のG−APDストリップ(10)が、該ストリップ(10)の幅(15)の少なくとも5倍、好ましくは少なくとも10倍に相当する長さ(16)を有するモノリシックストリップであることを特徴とする請求項2に記載のガンマ線検出器。
- 1本のG−APDストリップ(10)に含まれるディスクリートG−APDセンサ素子(11)または一体化されたG−APDセンサ素子(11)の個数が5個以上、好ましくは10個以上であることを特徴とする請求項2または3に記載のガンマ線検出器。
- 2本のG−APDストリップ(10)が1本の細長い列(37、38)を形成するように配置され、前記G−APDストリップ(10)のそれぞれの外側の端部に1つずつ読み出し回路(19、21)が設けられ、2つの内側の端部が互いに電気的に接続されていることを特徴とする請求項1〜5のいずれか1項に記載のガンマ線検出器。
- 前記1組のG−APDセンサ素子(11)が、並列する複数のG−APDストリップ(10)からなるアレイ(35)を形成するように配置されることを特徴とする請求項1〜6のいずれか1項に記載のガンマ線検出器。
- 前記シンチレーション結晶ブロック(26)の第2の表面(28)に、並列する複数のG−APDストリップ(10)からなる第2のアレイ(36)が光学的に連結され、前記第2の表面(28)が前記第1の表面(27)と平行であることを特徴とする請求項7に記載のガンマ線検出器。
- 前記2つのアレイ(35、36)のG−APDストリップ(10)同士が垂直になるように配置されていることを特徴とする請求項8に記載のガンマ線検出器。
- 前記シンチレーション結晶ブロック(26)がモノリシック結晶ブロックであることを特徴とする請求項1〜9のいずれか1項に記載のガンマ線検出器。
- 前記シンチレーション結晶ブロック(26)において、個々のシンチレーション結晶(29)が複数の列(37)と縦列(38)とからなるマトリクスを形成するように配置されていることを特徴とする請求項1〜9のいずれか1項に記載のガンマ線検出器。
- 前記個々の結晶(29)が、好ましくは反射膜またはエアギャップを介して、光学的に分離されていることを特徴とする請求項11に記載のガンマ線検出器。
- 前記第1および第2の表面(27、28)において、個々の結晶(29)の幅(32)が、前記G−APDストリップ(10)の長さに対して垂直方向であり、前記G−APDストリップ(10)の幅(14)と等しいかそれより短いことを特徴とする請求項11または12に記載のガンマ線検出器。
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
EP11165555.1 | 2011-05-10 | ||
EP11165555 | 2011-05-10 | ||
PCT/EP2012/057580 WO2012152587A2 (en) | 2011-05-10 | 2012-04-25 | Gamma detector based on geigermode avalanche photodiodes |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2014519025A true JP2014519025A (ja) | 2014-08-07 |
Family
ID=46506302
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2014509661A Pending JP2014519025A (ja) | 2011-05-10 | 2012-04-25 | ガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオードをベースとしたガンマ線検出器 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US20140246594A1 (ja) |
EP (1) | EP2707751A2 (ja) |
JP (1) | JP2014519025A (ja) |
WO (1) | WO2012152587A2 (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2019168256A (ja) * | 2018-03-22 | 2019-10-03 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 陽電子放射断層撮像装置 |
JP2022044607A (ja) * | 2016-11-11 | 2022-03-17 | 浜松ホトニクス株式会社 | 光検出装置 |
Families Citing this family (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
ES2812588T3 (es) | 2013-05-07 | 2021-03-17 | Cern European Organization For Nuclear Res | Una configuración de detector con tiras de fotomultiplicadores semiconductores y lectura diferencial |
ITPI20130069A1 (it) * | 2013-07-15 | 2015-01-16 | Univ Pisa | Struttura perfezionata di rivelatore a scintillazione e metodo per localizzare una scintillazione in una matrice di cristalli scintillatori |
DE102013108497A1 (de) | 2013-08-07 | 2015-02-12 | Eberhard Karls Universität Tübingen Medizinische Fakultät | Messeinheit für ein MR-System |
US9606245B1 (en) | 2015-03-24 | 2017-03-28 | The Research Foundation For The State University Of New York | Autonomous gamma, X-ray, and particle detector |
CN107121692B (zh) * | 2017-06-05 | 2019-07-26 | 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 |
WO2019036865A1 (en) * | 2017-08-21 | 2019-02-28 | Shenzhen United Imaging Healthcare Co., Ltd. | METHOD AND APPARATUS FOR POSITRON EMISSION TOMOGRAPHY |
WO2019041172A1 (en) * | 2017-08-30 | 2019-03-07 | Shenzhen United Imaging Healthcare Co., Ltd. | SYSTEM, METHOD AND DETECTOR MODULE FOR PET IMAGING |
CN107874773B (zh) * | 2017-10-16 | 2020-12-08 | 中派科技(深圳)有限责任公司 | 光子检测方法、装置、设备和系统及存储介质 |
US10451748B1 (en) | 2018-12-05 | 2019-10-22 | Canon Medical Systems Corporation | Readout circuit for a silicon photomultiplier (SiPM) array using charge sharing and anger logic |
Family Cites Families (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4672207A (en) * | 1985-08-21 | 1987-06-09 | The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy | Readout system for multi-crystal gamma cameras |
CN101163988B (zh) * | 2005-04-22 | 2012-06-13 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 用于tof-pet的数字硅光电倍增管 |
JP5623700B2 (ja) * | 2005-04-22 | 2014-11-12 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 飛行時間能力を有するpet/mriスキャナ |
US7385201B1 (en) * | 2006-04-27 | 2008-06-10 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Strip photon counting detector for nuclear medicine |
EP1961385A1 (en) * | 2007-02-21 | 2008-08-27 | European Organisation for Nuclear Research CERN | Combined nuclear and sonographic imaging apparatus and method |
US7403589B1 (en) * | 2007-03-27 | 2008-07-22 | General Electric Company | Photon counting CT detector using solid-state photomultiplier and scintillator |
RU2473099C2 (ru) * | 2007-05-16 | 2013-01-20 | Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. | Виртуальный детектор рет и схема квазипикселированного считывания для рет |
PT104328A (pt) * | 2009-01-08 | 2010-07-08 | Antenio Jorge Vaz Duarte Soares | CâMARA GAMA DE ALTA RESOLUÆO |
GB2484964A (en) * | 2010-10-28 | 2012-05-02 | Sensl Technologies Ltd | Asymmetric crosswire readout for scintillator devices using silicon photomultipliers (SPMs) |
-
2012
- 2012-04-25 WO PCT/EP2012/057580 patent/WO2012152587A2/en active Application Filing
- 2012-04-25 JP JP2014509661A patent/JP2014519025A/ja active Pending
- 2012-04-25 EP EP12733606.3A patent/EP2707751A2/en not_active Withdrawn
-
2013
- 2013-11-08 US US14/075,812 patent/US20140246594A1/en not_active Abandoned
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2022044607A (ja) * | 2016-11-11 | 2022-03-17 | 浜松ホトニクス株式会社 | 光検出装置 |
JP7149404B2 (ja) | 2016-11-11 | 2022-10-06 | 浜松ホトニクス株式会社 | 光検出装置 |
JP2019168256A (ja) * | 2018-03-22 | 2019-10-03 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 陽電子放射断層撮像装置 |
JP7214355B2 (ja) | 2018-03-22 | 2023-01-30 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 陽電子放射断層撮像装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
WO2012152587A3 (en) | 2013-03-28 |
WO2012152587A2 (en) | 2012-11-15 |
EP2707751A2 (en) | 2014-03-19 |
US20140246594A1 (en) | 2014-09-04 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP2014519025A (ja) | ガイガーモード・アバランシェ・フォトダイオードをベースとしたガンマ線検出器 | |
US9335425B2 (en) | Modelling of ToF-DOI detector arrays | |
Lecomte | Novel detector technology for clinical PET | |
US7601963B2 (en) | High-resolution depth-of-interaction PET detector | |
US8884240B1 (en) | Position sensitive solid-state photomultipliers, systems and methods | |
JP5930973B2 (ja) | 放射線検出器 | |
US9778378B2 (en) | Detector configuration with semiconductor photomultiplier strips and differential readout | |
US9575192B1 (en) | Optical channel reduction method and apparatus for photodetector arrays | |
US7956331B2 (en) | Scintillation detector for positron emission tomography | |
US8063377B2 (en) | Crystal identification for high resolution nuclear imaging | |
US11054533B2 (en) | Sensor chip | |
CN103069302A (zh) | 像素化的探测器设备 | |
Jeong et al. | Comparison between pixelated scintillators: CsI (Tl), LaCl 3 (Ce) and LYSO (Ce) when coupled to a silicon photomultipliers array | |
Derenzo et al. | Initial characterization of a position-sensitive photodiode/BGO detector for PET | |
Huber et al. | Characterization of a 64 channel PET detector using photodiodes for crystal identification | |
CN113040800B (zh) | Pet探测器、pet成像系统及伽马射线定位方法 | |
Yamamoto et al. | Performance comparison of high quantum efficiency and normal quantum efficiency photomultiplier tubes and position sensitive photomultiplier tubes for high resolution PET and SPECT detectors | |
Yamamoto et al. | Development of a pixelated GSO gamma camera system with tungsten parallel hole collimator for single photon imaging | |
JP7022125B2 (ja) | 光センサの信号処理方法 | |
JP2019510384A (ja) | Sipmセンサチップ | |
Massari et al. | Low-power charge division circuits for wireless applications based on silicon photomultipliers | |
Lee et al. | Three-dimensional cross point readout detector design for including depth information | |
David et al. | Imaging performance of silicon photomultipliers coupled to BGO and CsI: Na arrays | |
CN110389373B (zh) | 晶体模块、检测器及其高度解码方法 | |
Massari et al. | Low power readout circuits for large area silicon photomultiplier array |