JP2023107220A - 放射線検出器、医用画像診断装置及び方法 - Google Patents
放射線検出器、医用画像診断装置及び方法 Download PDFInfo
- Publication number
- JP2023107220A JP2023107220A JP2023004903A JP2023004903A JP2023107220A JP 2023107220 A JP2023107220 A JP 2023107220A JP 2023004903 A JP2023004903 A JP 2023004903A JP 2023004903 A JP2023004903 A JP 2023004903A JP 2023107220 A JP2023107220 A JP 2023107220A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- scintillator
- scintillator crystal
- crystal
- array
- crystals
- 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
- 230000005855 radiation Effects 0.000 title claims abstract description 66
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims description 37
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 title 1
- 239000013078 crystal Substances 0.000 claims abstract description 403
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 55
- 239000002245 particle Substances 0.000 claims description 14
- 239000011521 glass Substances 0.000 claims description 13
- 239000004809 Teflon Substances 0.000 claims description 11
- 229920006362 Teflon® Polymers 0.000 claims description 11
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 claims description 11
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 claims description 11
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 11
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 claims description 11
- 239000011347 resin Substances 0.000 claims description 11
- 229920005989 resin Polymers 0.000 claims description 11
- 229910052709 silver Inorganic materials 0.000 claims description 11
- 239000004332 silver Substances 0.000 claims description 11
- 238000002600 positron emission tomography Methods 0.000 description 37
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 25
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 19
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 13
- 230000005251 gamma ray Effects 0.000 description 12
- BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N Silver Chemical compound [Ag] BQCADISMDOOEFD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 9
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 9
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 9
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 7
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 7
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 7
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 7
- 239000000758 substrate Substances 0.000 description 7
- TZCXTZWJZNENPQ-UHFFFAOYSA-L barium sulfate Chemical compound [Ba+2].[O-]S([O-])(=O)=O TZCXTZWJZNENPQ-UHFFFAOYSA-L 0.000 description 6
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 6
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 6
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 6
- 230000008569 process Effects 0.000 description 5
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 5
- 230000004044 response Effects 0.000 description 5
- 239000000700 radioactive tracer Substances 0.000 description 4
- 239000012780 transparent material Substances 0.000 description 4
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 3
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 3
- 230000006870 function Effects 0.000 description 3
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 3
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 3
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 3
- 229920001690 polydopamine Polymers 0.000 description 3
- 239000000843 powder Substances 0.000 description 3
- 238000002603 single-photon emission computed tomography Methods 0.000 description 3
- 102100036769 Girdin Human genes 0.000 description 2
- 102100036442 Glutathione reductase, mitochondrial Human genes 0.000 description 2
- 101100283943 Homo sapiens GSR gene Proteins 0.000 description 2
- 101001071367 Homo sapiens Girdin Proteins 0.000 description 2
- 238000003491 array Methods 0.000 description 2
- 230000004888 barrier function Effects 0.000 description 2
- 230000001413 cellular effect Effects 0.000 description 2
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 2
- 238000004590 computer program Methods 0.000 description 2
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 2
- 238000010329 laser etching Methods 0.000 description 2
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 2
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 2
- 101000666896 Homo sapiens V-type immunoglobulin domain-containing suppressor of T-cell activation Proteins 0.000 description 1
- 102100021948 Lysyl oxidase homolog 2 Human genes 0.000 description 1
- 238000012879 PET imaging Methods 0.000 description 1
- 101100428743 Saccharomyces cerevisiae (strain ATCC 204508 / S288c) VPS5 gene Proteins 0.000 description 1
- 102100038282 V-type immunoglobulin domain-containing suppressor of T-cell activation Human genes 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 230000000593 degrading effect Effects 0.000 description 1
- IJJVMEJXYNJXOJ-UHFFFAOYSA-N fluquinconazole Chemical compound C=1C=C(Cl)C=C(Cl)C=1N1C(=O)C2=CC(F)=CC=C2N=C1N1C=NC=N1 IJJVMEJXYNJXOJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 1
- 238000002955 isolation Methods 0.000 description 1
- BOYZAERJCXIRAX-UHFFFAOYSA-N lutetium(3+);trisilicate Chemical compound [Lu+3].[Lu+3].[Lu+3].[Lu+3].[O-][Si]([O-])([O-])[O-].[O-][Si]([O-])([O-])[O-].[O-][Si]([O-])([O-])[O-] BOYZAERJCXIRAX-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 1
- 230000006335 response to radiation Effects 0.000 description 1
- 230000007480 spreading Effects 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
- 229910052724 xenon Inorganic materials 0.000 description 1
- FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N xenon atom Chemical compound [Xe] FHNFHKCVQCLJFQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
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
- G01T1/1642—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using a scintillation crystal and position sensing photodetector arrays, e.g. ANGER cameras
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
- A61B6/4233—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector using matrix detectors
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
- A61B6/4258—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
- 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
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Mathematical Physics (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
Abstract
【課題】シンチレーション光収集の精度を向上させること。【解決手段】実施形態に係る放射線検出器は、シンチレータアレイと、フォトセンサアレイと、ライトガイドと、第1のセパレータとを備える。シンチレータアレイは、シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶および第1のシンチレータ結晶と隣接する複数の第2のシンチレータ結晶を含む。フォトセンサアレイは、第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含む。ライトガイドは、シンチレータアレイとフォトセンサアレイとの間に配置される。第1のセパレータは、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間と、ライトガイドにおける第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間に対応する位置とに配置され、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離する。【選択図】図6B
Description
本明細書及び図面に開示の実施形態は、放射線検出器、医用画像診断装置及び方法に関する。
本明細書に記載される実施形態は、一般に、放射線検出器における改善されたフォトセンサ光収集に関し、具体的には、放射線検出器におけるシンチレーション光収集のための方法および装置に関する。
本明細書で提供される背景技術の記載は、本開示の文脈を一般的に提示する目的のためのものである。現在記名されている発明者の研究(本背景技術セクションに記載されている範囲)、ならびに出願時に先行技術として認められないことのある記載の態様は、本開示に対する先行技術として明示的にも暗示的にも認められていない。
従来、放射線を使用することによって、検査される被検体の医用画像を生成するように構成された医用画像診断装置としては、X線コンピュータ断層撮影(Computed Tomography:CT)装置、ポジトロン放射断層撮影(Positron Emission Tomography:PET)装置、単一光子放射コンピュータ断層撮影(Single Photon Emission Computed Tomography:SPECT)装置、およびガンマカメラなどが知られている。このような医用画像診断装置は、X線またはγ線などの放射線を検出するように構成された放射線検出器を含む。
放射線検出器の中には、それに入射する放射線に応じて光(シンチレーション光)を放出するように構成されたシンチレータアレイ、およびシンチレーション光に従って電気信号を出力するように構成されたフォトダイオードアレイ(Photodiode Array:PDA)を含むものがある。シンチレータアレイおよびPDAは、チャネル方向およびスライス方向に配置された複数の検出素子の単位で機能する。複数のシンチレータアレイおよび複数のPDAは、故障が発生した場合にそれぞれが交換可能な単位である検出器パッケージの形態で放射線検出器に取り付けられている。
ポジトロン放射断層撮影(PET)では、被検体にトレーサ剤を導入し、その薬剤の物理的および生体分子的特性により、被検体の体内の特定の場所に集中させる。トレーサはポジトロンを放出し、そのポジトロンが電子と衝突するときに対消滅イベントをもたらして、実質的に180度離れて進む2つのガンマ線(511keV)が生成される。
PETイメージングシステムは、被検体の周囲に配置された検出器を使用して、ガンマ線の同時計数対を検出する。リング状の検出器は、各角度から来るガンマ線を検出するために使用することができる。このように、PETスキャナは、等方性放射線の捕捉を最大限にするために、実質的に円筒形であり得る。PETスキャナは、2次元シンチレータアレイに配置された数千個の個々の結晶(例えば、オルソケイ酸ルテチウム(Lutetium Orthosilicate:LYSO)または他のシンチレータ結晶)で構成することができ、2次元シンチレータアレイは、それぞれのシンチレーションイベントからの光パルスを測定するための、光検出器を備えたモジュールにパッケージ化される。例えば、シンチレータ結晶アレイの各素子からの光は、複数の光電子増倍管(Photomultiplier Tube:PMT)の間で共有することができ、またはシンチレータ結晶アレイの素子と1対1の対応を有するシリコン光電子増倍管(Silicon Photomultiplier:SiPM)によって検出することができる。断層撮影再構成の原理を介してトレーサの時空間分布を再構成するために、検出された各イベントは、そのエネルギー(すなわち、生成された光量)、その位置、およびそのタイミングについて特徴付けられる。2つのガンマ線を検出し、それらの位置の間に線を引くことによって(すなわち、応答線(Line-Of-Response:LOR)を生成することによって)、本来の崩壊の可能性がある位置を判定することができる。また、タイミング情報を使用して、2つのガンマ線の飛行時間(Time-Of-Flight:TOF)情報に基づいて、LORに沿った対消滅の統計分布を判定することもできる。多数のLORを蓄積することによって、断層再構成を実行し、被検体内の放射能の空間分布(例えば、トレーサ密度)の体積画像を判定することができる。
単一光子放射コンピュータ断層撮影(SPECT)は、コリメータを使用して各検出器素子(例えば、シンチレータ結晶アレイのそれぞれの素子)に入射するガンマ線の角度を制限し、LORを判定するために同時計数を必要とするのでははく、単一ガンマ線検出イベントを使用して再構成を可能にすることを除き、PETに類似している。
本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、シンチレーション光収集の精度を向上させることである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置付けることもできる。
実施形態に係る放射線検出器は、シンチレータアレイと、フォトセンサアレイと、ライトガイドと、第1のセパレータとを備える。シンチレータアレイは、シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶および前記第1のシンチレータ結晶と隣接する複数の第2のシンチレータ結晶を含む。フォトセンサアレイは、前記第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含む。ライトガイドは、前記シンチレータアレイと前記フォトセンサアレイとの間に配置される。第1のセパレータは、前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶との間と、前記ライトガイドにおける前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶との間に対応する位置とに配置され、前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離する。
PETおよびSPECTシステムの検出器は、位置情報(例えば、LOR)およびタイミング情報(例えば、TOF)に加えて、画像再構成プロセスにおけるエネルギー情報を取得および使用することもできる。しかしながら、エネルギー測定は、測定プロセスにおける非線形性(例えば、光検出器の飽和効果、またはシンチレータ結晶の光収量の非線形性)および/または実用上の考慮事項(例えば、マルチチャネルガンマ線検出中のチャネル間の光/電荷共有に関すること(例えば、コンプトン散乱により起こり得るような、ガンマ線エネルギーが複数の検出器/チャネルで吸収されることによる))により、理想的な線形応答から逸脱することがある。
したがって、ガンマ線検出器の改善されたエネルギー較正を提供することが望ましい。そこで、本明細書に記載される方法および構造は、放射線検出器において改善されたシンチレーション光収集を提供する。すなわち、本実施形態に係る放射線検出器、医用画像診断装置及び方法は、シンチレーション光収集の精度を向上させる。
本実施形態では、(a)シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶、および第1のシンチレータ結晶と隣り合った複数の第2のシンチレータ結晶を含むが、これに限定されない、シンチレータアレイと、(b)第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含むが、これに限定されない、フォトセンサアレイと、(c)第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間に配置された第1のセパレータであって、第1のフォトセンサがシンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、かつ複数の第2のシンチレータ結晶からの光子を検出しないように、第1のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離する、第1のセパレータと、を含むが、これに限定されない、放射線検出器が開示されている。
一実施形態では、放射線検出器は、シンチレータアレイとフォトセンサアレイとの間に配置されたライトガイドであって、第1のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間のライトガイド内に配置されている、ライトガイド、をさらに含むが、これに限定されない。
一実施形態では、複数の第2のシンチレータ結晶は、第2のシンチレータ結晶および第3のシンチレータ結晶を含み、第1のシンチレータ結晶と第2のシンチレータ結晶とが、第1の方向に互いに隣り合い、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶とが、第1の方向に垂直な第2の方向に互いに隣り合うが、これに限定されない。
一実施形態では、放射線検出器は、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶との間に配置された第2のセパレータであって、第1のフォトセンサが第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、かつ第3のシンチレータ結晶からの光子を検出しないように、第2のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶とを光学的に分離する、第2のセパレータ、をさらに含むが、これに限定されない。
一実施形態では、第1のセパレータは、(a)レーザーダイシングを使用してライトガイドに切り込まれた反射層と、(b)ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀、蒸着アルミニウム、接着材料を混合したテフロン(登録商標)粒子、不透明な粒子(BaSO4粉末など)、および反射フィルムからなる群から選択された反射材料と、のうち少なくとも1つである。
また、本実施形態では、(a)シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶、および第1のシンチレータ結晶と隣り合った複数のシンチレータ結晶を含むが、これに限定されない、シンチレータアレイと、(b)第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含むが、これに限定されないフォトセンサアレイと、(c)第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間に配置された第1のセパレータであって、第1のフォトセンサがシンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、かつ複数の第2のシンチレータ結晶からの光子を検出しないように、第1のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離する、第1のセパレータと、を含むが、これに限定されない、医用画像診断装置も開示されている。
一実施形態では、医用画像診断装置は、シンチレータアレイとフォトセンサアレイとの間に配置されたライトガイドであって、第1のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間のライトガイド内に配置されている、ライトガイド、をさらに含むが、これに限定されない。
一実施形態では、複数の第2のシンチレータ結晶は、第2のシンチレータ結晶および第3のシンチレータ結晶を含み、第1のシンチレータ結晶と第2のシンチレータ結晶とが、第1の方向に互いに隣り合い、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶とが、第1の方向に垂直な第2の方向に互いに隣り合うが、これに限定されない。
一実施形態では、医用画像診断装置は、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶との間に配置された第2のセパレータであって、第1のフォトセンサが第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、かつ第3のシンチレータ結晶からの光子を検出しないように、第2のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶とを光学的に分離する、第2のセパレータ、をさらに含むが、これに限定されない。
一実施形態では、第1のセパレータは、(a)レーザーダイシングを使用してライトガイドに切り込まれた反射層と、(b)ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀、蒸着アルミニウム、接着材料を混合したテフロン(登録商標)粒子、不透明な粒子(BaSO4粉末など)、および反射フィルムからなる群から選択された反射材料と、のうち少なくとも1つである。
また、本実施形態では、改善されたフォトセンサ光収集の方法も開示されており、この方法は、(a)シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶、および第1のシンチレータ結晶と隣り合った複数のシンチレータ結晶を含むシンチレータアレイによって、入射光を受信することと、(b)第1のシンチレータ結晶からの光子をフォトセンサアレイによって検出することであって、フォトセンサアレイが、第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含む、ことと、(c)第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間に第1のセパレータを配置することと、を含む。第1のセパレータは、第1のフォトセンサが第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、かつ複数の第2のシンチレータ結晶からの光子を検出しないように、第1のシンチレータ結晶と第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離するように構成されている。
一実施形態では、複数の第2のシンチレータ結晶は、第2のシンチレータ結晶および第3のシンチレータ結晶を含み、第1のシンチレータ結晶と第2のシンチレータ結晶とが、第1の方向に互いに隣り合い、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶とが、第1の方向に垂直な第2の方向に互いに隣り合うが、これに限定されない。
一実施形態では、第1のセパレータは、(a)レーザーダイシングを使用してライトガイドに切り込まれた反射層と、(b)ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀、蒸着アルミニウム、接着材料を混合したテフロン(登録商標)粒子、不透明な粒子(BaSO4粉末など)、および反射フィルムからなる群から選択された反射材料と、のうち少なくとも1つである。
本明細書に開示される一態様によれば、高い信頼性を有する放射線検出器における改善されたフォトセンサ光収集のための放射線検出器、医用画像診断装置、および改善されたフォトセンサ光収集の方法が提供され、添付図面を参照して以下に説明する。添付の図面と関連して考慮される以下の詳細な説明を参照することにより、本開示のより完全な理解が提供される。
図1および図2は、本明細書に記載される方法を実施することができるPETスキャナ100の非限定的な実施例を示す。PETスキャナ100は、それぞれが矩形の検出器モジュールとして構成された多数のガンマ線検出器(Gamma-Ray Detector:GRD)(例えば、GRD1、GRD2~GRDN)を含む。一実施形態では、例えば、検出器リングは、40のGRDを含む。また、別の実施形態では、48のGRDがあり、より多くの数のGRDを使用して、PETスキャナ100のためのより大きなボアサイズを生成する。
各GRDは、ガンマ線を吸収してシンチレーション光子を放出する、個々のシンチレータ結晶の2次元アレイを含むことができる。シンチレーション光子は、同じくGRD内に配置された光電子増倍管(PMT)の2次元アレイによって検出することができる。ライトガイドは、シンチレータ結晶のアレイとPMTとの間に配置可能である。
あるいは、シンチレーション光子は、シリコン光電子増倍管(SiPM)のアレイによって検出することができ、個々のシンチレータ結晶のそれぞれは、対応するSiPMを有することができる。
各光検出器(例えば、PMTまたはSiPM)は、シンチレーションイベントがいつ発生するかを示すアナログ信号、および検出イベントを生成するガンマ線のエネルギーを生成することができる。さらに、1つのシンチレータ結晶から放出される光子は、2つ以上の光検出器によって検出することができ、各光検出器で生成されるアナログ信号に基づいて、検出イベントに対応するシンチレータ結晶を、例えば、アンガーロジックおよび結晶復号を使用して判定することができる。
図2は、被検体OBJから放出されるガンマ線を検出するように配置されたガンマ線光子計数検出器(Gamma-Ray Photon Counting Detector:GRD)を有するPETスキャナシステムの概略図を示す。GRDは、各ガンマ線の検出に対応するタイミング、位置、およびエネルギーを測定することができる。一実施形態では、図2に示すように、ガンマ線検出器はリング状に配置される。シンチレータ結晶は、2次元アレイ状に配置された個々のシンチレータ素子を有するシンチレータ結晶であり得、シンチレータ素子は、任意の既知のシンチレータ材料であり得る。PMTは、各シンチレータ素子からの光が複数のPMTによって検出されて、シンチレーションイベントのアンガー算術および結晶復号を可能にするように、配置することができる。
図2は、PETスキャナ100の配置の一例を示し、ここでは画像化されるべき被検体OBJが天板116上に置かれており、GRD1からGRDNのGRDモジュールが、被検体OBJおよび天板116の周囲に円周方向に配置されている。GRDは、ガントリ1140に固定接続されている環状の構成要素120に固定接続することができる。ガントリ140は、PET撮影装置の多くの部品を収容する。PET撮影装置のガントリ140はまた、被検体OBJおよび天板116が通過することができる開口部も含み、対消滅イベントにより被検体OBJから反対方向に放出されるガンマ線をGRDによって検出することができ、かつタイミングおよびエネルギー情報を使用してガンマ線対の同時計数を判定することができる。
図2では、ガンマ線検出データを取得、記憶、処理、および分配するための回路およびハードウェアも示されている。この回路およびハードウェアは、プロセッサ170、ネットワークコントローラ174、メモリ178、およびデータ取得システム(Data Acquisition System:DAS)176を含む。PET撮像装置はまた、GRDからDAS176、プロセッサ170、メモリ178、およびネットワークコントローラ174へと検出測定結果をルーティングするデータチャネルも含む。DAS176は、検出器からの検出データの取得、デジタル化、およびルーティングを制御することができる。一実施形態では、DAS176は、天板116の動きを制御する。プロセッサ170は、本明細書で説明するように、検出データからの画像の再構成、検出データの前再構成処理、および画像データの後再構成処理を含む機能を実行する。
プロセッサ170は、本明細書に記載される方法の様々なステップ、およびその変形形態を実行するように構成することができる。プロセッサ170は、特定用途向け集積回路(Application Specific Integrated Circuit:ASIC)、フィールドプログラマブルゲートアレイ(Field Programmable Gate Array:FPGA)、または他の複合プログラマブル論理デバイス(Complex Programmable Logic Device:CPLD)のような、個々の論理ゲートとして実装可能なCPUを含むことができる。FPGAまたはCPLDの実装は、VHDL、ベリログ、もしくはその他のハードウェア記述言語でコード化されてもよく、そのコードはFPGAもしくはCPLD内の電子メモリに直接格納されてもよく、または個別の電子メモリとして格納されてもよい。さらに、メモリは、ROM、EPROM、EEPROM、またはフラッシュメモリなどの不揮発性であってもよい。また、メモリは、静的または動的RAMなど揮発性であることが可能であり、マイクロコントローラまたはマイクロプロセッサなどのプロセッサを設けて、電子メモリを管理、ならびにFPGAまたはCPLDとメモリとの間の相互作用を管理してもよい。
あるいは、プロセッサ170内のCPUは、本明細書に記載された方法の様々なステップを実行する一連のコンピュータ可読命令を含むコンピュータプログラムを実行することができ、そのプログラムは、任意の上述の非一時的電子メモリおよび/もしくはハードディスクドライブ、CD、DVD、フラッシュドライブ、または任意のその他の既知の記憶媒体に格納される。さらに、コンピュータ可読命令は、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、もしくはオペレーティングシステムの構成要素、またはそれらの組み合わせで提供されてもよく、米国のインテル社製のi3、i5、i7、i9もしくはXenon、または米国のAMD社製のRyzenもしくはOpteronプロセッサ、およびMicrosoft VISTA、UNIX(登録商標)、Solaris、LINUX(登録商標)、Apple、MAC-OS、ならびに当業者に既知の他のオペレーティングシステムなどのプロセッサと協働して実行される。さらに、CPUは、命令を実行するために並行して協同的に動作する、複数のプロセッサとして実装することができる。
メモリ178は、ハードディスクドライブ、CD-ROMドライブ、DVDドライブ、フラッシュドライブ、RAM、ROM、または当技術分野において既知の、任意のその他の電子記憶装置であり得る。
米国のインテル社製のインテルイーサネット(登録商標)PROネットワークインタフェースカードなどのネットワークコントローラ174により、PET撮像装置の様々な部分間でインタフェースすることができる。さらに、ネットワークコントローラ174はまた、外部ネットワークとインタフェースすることもできる。理解できるように、この外部ネットワークは、インターネットなどの公共ネットワーク、またはLANもしくはWANネットワークなどのプライベートネットワーク、またはこれらの任意の組み合わせであることができ、PSTNもしくはISDNサブネットワークを含むこともできる。外部ネットワークはまた、イーサネットネットワークなどの有線とすることができ、またはEDGE、5G、および4G無線セルラーシステムを含むセルラーネットワークなどの無線とすることもできる。無線ネットワークはまた、WiFi、Bluetooth(登録商標)、または任意の他の既知の無線通信形式とすることもできる。
図3では、シンチレータ330は、シンチレータ結晶アレイの個々の素子間の反射バリアによって分離され、かつ光学的に絶縁された別々の結晶の周期的なアレイに切り込まれている。このブロック内のタ結晶間の光学的分離は、不完全である可能性があり、隣り合った結晶間での光の共有が許される。図3は、シリコン光電子増倍管(SiPM)アレイ320が、シンチレータ結晶アレイの個々の素子とそれぞれのSiPM321との間で1対1の対応で設けられている場合を示す。あるいは、光検出器は、他の種類の検出器(光電子増倍管(PMT)、アバランシェフォトダイオード(Avalanche Photodiode:APD)、シリコン光電子増倍管(SiPM))とすることができ、その場合には、光検出器よりも結晶素子の方が多くなることが多い(すなわち、結晶素子と光検出器との間の、多数対少数の対応関係)。光検出器が他の種類の検出器である場合、隣り合った結晶間の光の共有は、結晶を出た後に発生する光の共有に比べて小さい可能性がある。この場合、シンチレーションイベントは、アンガー算術を使用して位置を近似的に判定し、次に、フラッドマップキャリブレーションを使用して、結晶アレイのそれぞれのインデックスにアンガー算術を使用して計算された近似的な位置をマッピングするルックアップテーブルを生成することで、アレイの個々の素子間で識別することができる。
図3では、各結晶素子からの光が、それぞれのSiPM321によって検出されている。各結晶が独自の光検出器を有することにより、光検出器間の光の共有を減少させることができる。さらに、各結晶が独自の光検出器を有することで、単一の検出モジュール内の異なる結晶で発生した同時シンチレーションイベント間の識別が可能になることによって、分解能を向上させる結果をもたらし得る(例えば、隣り合った結晶間のコンプトン散乱情報を利用する)。
図4Aに示すように、放射線検出器は、ポジトロン放射断層撮影(PET)検出器500の一部として図示されている。図4Aは、放射線源502から放射線光子504を受信するPET検出器500を示す。放射線光子504は、中央の例示的なシンチレータ結晶508mに入射するが、放射線光子は実際にはシンチレータ結晶アレイ506内のある時点で典型的に全てのシンチレータ結晶508xに入射し、ここで「x」は、シンチレータ結晶のいずれかを表す一般的な添え字である。(シンチレータ結晶アレイ506は、5x5のシンチレータ結晶508xの構造を有するものとして図示されているが、シンチレータ結晶の行および列の他の構成がアレイ506内で可能であり、行の数は列の数と等しくなくてもよい)。さらに、図4Aは、多数の反射フィルム(510aおよび510cとラベル付けされた反射フィルムを含む)、ライトガイド512、およびフォトセンサアレイ514を示す。図4Bは、(図4Aの)PET検出器500の断面図を示し、シンチレータ結晶アレイ506の複数のシンチレータ結晶508a、508b、508m、508d、および508eをそれぞれ取り囲む複数の反射フィルム510a~510fを示す。(シンチレータ結晶508mは「中央(middle)」の「m」とラベル付けされているが、代替の命名法として「508c」とラベル付けすることも可能である)。複数のシンチレータ結晶508a、508b、508m、508d、および508eのそれぞれは、各シンチレータ結晶が、その間に介在する反射フィルムによって、隣接するシンチレータ結晶から光学的に絶縁されるように、光学的に配置される。シンチレータ結晶アレイ506のシンチレータ結晶508mに入射するように図示された放射線光子504は、結晶508m内のシンチレーション箇所でシンチレーション光子を生成する。
反射フィルム510a~510f、および510tは、強化鏡面反射体(Enhanced Specular Reflector:ESR)フィルム、ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀材料、蒸着アルミニウム材料、および/またはテフロン(登録商標)粒子を混合した接着材料で作製されてもよいが、任意の他の種類の反射フィルム材料も含まれてもよい。
図示の例示的な実施形態では、ライトガイド512は、シンチレータ結晶アレイ506とフォトセンサアレイ514との間に配置されている。ライトガイド512は、光子504から生成され、シンチレータ結晶アレイ506から受信したシンチレーション光を、図4Aの底面に配置されたフォトセンサアレイ514に分配するために利用される。ライトガイド512は、ガラスまたはプラスチックなどの透明材料で作製された透明層であるが、任意の他の種類の透明材料も含まれてもよい。あるいは、ライトガイドの代わりに、シンチレータ結晶アレイ506とフォトセンサアレイ514との間に隙間を有することも可能である。
フォトセンサアレイ514は、複数の個々のフォトセンサ515を含む。例として、個々のフォトセンサ515は、シリコン光電子増倍管(SiPM)であってもよく、フォトセンサアレイ514は、複数の個々のSiPMのアレイであってもよい。SiPMは、光子を検出する光センサとして機能する固体の単一光子感応機器である。各SiPMは、シンチレーション光子の吸収に応じて電流パルスを生成する。さらに、PET検出器500は、シンチレータ結晶アレイ506におけるシンチレータ結晶508a、508b、508m、508d、および508eのそれぞれが、フォトセンサアレイ514の対応するフォトセンサと1対1の光結合を有するように設計されている。
シンチレーション光子の吸収に応じてSiPMが電流パルスを生成すると、その電流パルスからタイミング信号が生成されるような読み出し方法が提供される。各SiPMは独自のタイミング信号を出力し、このタイミング信号は時間デジタル変換器(Time-to-Digital Converter:TDC)(図示せず)によって受信される。
図4Bは、5つのシンチレータ結晶508a、508b、508m、508d、および508eの側面に沿って第1の方向に配置された6つの反射フィルム510a~510fを示す。具体的には、反射フィルム510aおよび510fが、シンチレータ結晶508a、および509eの外面にそれぞれ位置するような方法で、反射フィルム510b~510eが、シンチレータ結晶アレイ506のシンチレータ結晶508a、508b、508m、508d、および508eの間にそれぞれ配置される。また、反射フィルム510a~510fは、シンチレータ結晶508a、508b、508m、508d、および508eが始まるPET検出器500の表面A532での第1の端部で始まり、シンチレータ結晶508a、508b、508m、508d、および508eが終わって、またライドガイド512層が始まる表面B533での第2の端部で終わる。図4Bに示すように、シンチレータ結晶508a、508b、508m、508d、および508eはまた、反射フィルム510tによってその上部が覆われており、ここで「t」は、一般的に「上部(top)」反射フィルムを表す。
この実施形態では、反射フィルム510a~510fは、ライトガイド512層が始まる前に終端し、延長した反射フィルムがない領域536が示されている。さらに、放射線光子504は、図4Aに示すように、(図4Bに示す表面A532を介して)シンチレータ結晶アレイ506に概ね下向きに入射する。放射線光子によって生成されたシンチレーション光は、入射したシンチレータ結晶508xを通って移動し、シンチレータ結晶508xを取り囲む反射フィルムによって反射され、ライトガイド512に方向づけられる。理解されるように、各シンチレータ結晶508xは、実際には、4つの側面および上部反射フィルムによって取り囲まれており、それらの反射フィルムのいずれか1つが、ライトガイド512に向けてシンチレーション光を導くことができる。次いで、シンチレーション光は、透明なライトガイド512aを通って移動し、フォトセンサアレイ514上の対応するフォトセンサ514xによって受信される。図4Aおよび図4Bの図示した実施形態では、ライトガイド512が透明層(例えば、厚さ0.5mmを有する)であるため、シンチレータ結晶508xによって生成されたシンチレーション光の一部が、シンチレータ結晶508xの直下のフォトセンサ515xだけでなく、フォトセンサアレイ514のフォトセンサ515xに隣り合った/隣接する少なくとも1つのフォトセンサ515x’によっても受信されるように、フォトセンサアレイ514上で広がってしまうことがある。この、フォトセンサアレイ514における隣り合った/隣接するフォトセンサへのシンチレーション光の広がりは、光学的な光のクロストークと呼ばれる。
図4Cは、シミュレーションによって生成されたこの光学的な光のクロストークの例示的なシミュレーショングラフを示す。このシミュレーショングラフは、シミュレートされた放射線光子504(例えば、511keVのガンマ光子)が中央のシンチレータ結晶508mに当たり、シンチレーション光を生成することに応じて生成される、シンチレーション光分布575を示す。具体的には、フォトセンサ515mにおける放射線光子504(図4A)に対応するシンチレーション光分布575は、シンチレータ結晶508mとの1対1の光結合を有する。また、図4Cは、シンチレーション光がフォトセンサ515mから離れて広がり、フォトセンサアレイ514上の隣接するフォトセンサによって光学的な光のクロストークの形で受信される様子を示す。したがって、光学的な光のクロストークは、単一のシンチレータ結晶508mから検出される光量を減少させ、それによって、ガンマ線放射から生成される画像のタイミング/エネルギー分解能および/または画質を劣化させる。
図4Dは、図4AのPET検出器500の側断面図をさらに示す。具体的には、図4Dは、放射線源502(図4A)から放射線光子504を受信するPET検出器を示す。放射線光子504は、シンチレータ結晶508mに入射する。さらに、放射線光子504は、図4Dの矢印550dで示すように、上部反射フィルム510t(図4Dでは図示せず)を通って、かつ表面A532を通って、シンチレータ結晶アレイ506に概ね下方向に入射する。光子504によって生成されたシンチレーション光は、シンチレータ結晶508mを通って移動し、反射フィルム510cおよび510dによって反射され、ライトガイド512に方向づけられる。次いで、シンチレーション光は、透明なライトガイド512を通って移動し、(a)フォトセンサ515cに向かって(矢印580で示すように)進み、(b)それぞれ矢印590aおよび矢印590bで示すようにライトガイド512内で広がりながら、フォトセンサ515cと隣り合ったフォトセンサ515bおよび515dに向かって進む。また、シンチレーション光は、図面の横方向と直交するように、奥行き方向にも広がることが理解されよう。ここで、フォトセンサ515cがシンチレータ結晶508mとの1対1の光結合を有するとしても、シンチレータ結晶508mによって生成されたシンチレーション光の一部は、フォトセンサアレイ514上で、フォトセンサ515cだけでなくフォトセンサアレイ514のフォトセンサ515cと隣り合った/隣接するフォトセンサであるフォトセンサ515bおよびフォトセンサ515dによっても受信されるように広がる。
図5は、図2の放射線検出器200によって実行される、例示的な実施形態による改善されたフォトセンサ光収集のための方法の、非限定的な実施例のフロー図を示す。図5の動作を、図6A~6Eを参照して説明する。
ステップ602では、図6Aを参照すると、PET検出器700は、放射線源702から放射線光子704を受信する。例として、PET検出器700は、シンチレータ結晶が第1の方向、および第1の方向と直交する第2の方向に延長する複数のシンチレータ結晶(一般的に708xと表される)を含むシンチレータ結晶アレイ706を含む。任意のシンチレータ結晶708xは、シンチレータ結晶アレイ706のシンチレータ結晶の1つであるが、ここでは、中央のシンチレータ結晶708mを一例に挙げて説明する。さらに、反射フィルム(例示的に注目した反射フィルム710aおよび710cを含む)、ライトガイド712、およびフォトセンサアレイ714が、PET検出器700に図示されている。放射線源702からの放射線光子704は、実例としてシンチレータ結晶708mに入射する。
さらに、図6Bは、PET検出器700の断面図を示し、シンチレータ結晶アレイ706の複数のシンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eを(第1の方向に)取り囲む複数の反射フィルム710a~710fを示す。複数のシンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eのそれぞれは、それらの間の反射フィルムによって、隣接するシンチレータ結晶から光学的に絶縁される。例えば、シンチレータ結晶708bは、その隣接するシンチレータ結晶(第1の方向)としてシンチレータ結晶708aおよび708mを有し、反射フィルム710bおよび710cによってシンチレータ結晶708aおよび708mから絶縁される。理解されるように、シンチレータ結晶708bもまた、シンチレータ結晶708bが第2方向の端部結晶であるかどうかに応じて、第1方向と直交する第2方向に最大2つの隣り合った隣接する結晶を有してもよい。
反射フィルム710a~710fのそれぞれは、ESRフィルム、ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀材料、蒸着アルミニウム材料、および/またはテフロン(登録商標)粒子を混合した接着材料であってもよいが、任意の他の種類の反射フィルムも含まれてもよく、フィルムの組み合わせも可能である。また、全てのフィルムが同じ種類のフィルムである必要はない。例えば、内部フィルム710b~710eが1つの種類のフィルムであるのに対し、外部フィルム710aおよび710fは別の種類のフィルムであってもよい。
ライトガイド712は、シンチレータ結晶アレイ706とフォトセンサアレイ714との間に配置される。ライトガイド712は、シンチレータ結晶アレイ706からのシンチレーション光を、図6Aの底面に配置されたフォトセンサアレイ714のフォトセンサに分配するために利用される。一実施形態では、ライトガイド712は、ガラスまたはプラスチックなどの透明な材料で作製された透明層であるが、他の種類の透明な材料も含まれてもよい。
フォトセンサアレイ714は、複数の個々のフォトセンサ(そのうちのいずれか1つは、一般的に715xとして参照される)を含み、複数のフォトセンサは、シンチレータ結晶も延長する第1および第2の方向に延長する。例として、個々のフォトセンサは、SiPMであってもよく、フォトセンサアレイ714は、複数の個々のSiPMのアレイであってもよい。さらに、PET検出器700は、シンチレータ結晶アレイ706のシンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eのそれぞれと、フォトセンサアレイ714の対応するフォトセンサ(715a~715e)との間に、1対1の光結合を有する。フォトセンサアレイ714のフォトセンサのそれぞれは、対応する1対1の光学的に結合されたシンチレータ結晶からのシンチレーション光を検出するように構成されている。以下に詳細に説明する図6Eは、フォトセンサとシンチレータ結晶との間の1対1の光結合の例を示す。
図6A~6Eの構成に示すように、放射線検出器200(図2)のシンチレータ結晶708mは、受信した放射線光子704のエネルギーの一部を変換してシンチレーション光を生成する(図5のステップ604に示すように)。図6Aは、シンチレータ結晶708mに当たる放射線光子704(例えば、511keVのガンマ光子)を示す。放射線光子704によって運ばれるエネルギーの一部は、シンチレータ結晶708mを通って移動するシンチレーション光を生成するために変換される。シンチレータ結晶の4つの側面のそれぞれは、その上に配置された反射フィルムを有する。また、図示されたシンチレータ結晶の上端部は、放射線光子704を通過させるが、シンチレーション光がシンチレータ結晶の上部から戻ってくるのを防止する、シンチレータ結晶の上端部に配置された反射フィルムを有する。このように、シンチレータ結晶708mの4つの側面および上端部は、反射フィルムによって完全に覆われている。これにより、生成されたシンチレーション光は、反射フィルムから反射してシンチレータ結晶708mを流れ、シンチレータ結晶708mから逃れることなくライトガイド712に入射する。
さらに、図6Bは、シンチレータ結晶アレイ706の複数のシンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eのそれぞれに沿って配置された反射フィルム710a~710f、ならびに上部反射フィルム710tを示し、それらは、シンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eが始まる表面A732の第1の端部から始まり、フォトセンサアレイ714の下方にある表面B734の第2の端部で終わるようになっている。反射フィルム710b~710eは、反射フィルム710aおよび710fがシンチレータ結晶708aおよび708eの外面に配置されるように、シンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eの間に配置されており、上部反射フィルム(単数または複数)(710t)は、結晶アレイの上端部に配置されている。
具体的には、反射フィルム710a~710fは、シンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eに沿って延び、ライトガイド712内およびフォトセンサアレイ714内に至るまで延長する。領域736における延長した反射フィルムの部分で示すように、反射フィルム710a~710fは、シンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eよりも(第1の方向と第2の方向の両方に直交する方向に)長い。具体的には、反射フィルム710a~710fは、シンチレータ結晶アレイ706のシンチレータ結晶に対応するフォトセンサアレイ714の各フォトセンサの側面を通って反射フィルム710a~710fが入射するように、フォトセンサアレイ714における個々のフォトセンサのそれぞれ(図6Eの715a~715e)の間の隙間まで延長する。したがって、フォトセンサアレイ714上に配置されている各フォトセンサ715xは、その4つの側面のそれぞれを通って延長する反射フィルムを有する。
一実施形態では、反射フィルム710a~710fが表面A732で始まりPCB基板718に接して終わるように、反射フィルム710a~710fは、シンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eに沿って延び、ライトガイド712及びフォトセンサアレイ714を通って、基板720に至るまで延長し、PCB基板の上部(図6Eの718)で終わる。代替的な実施形態では、反射フィルム710a~710fは下方に延長するが、PCB基板718の端部に到達する前に基板720の内側で終わる。
放射線検出器200のライトガイド712内に延長する(シンチレータ結晶708xを取り囲む)反射フィルムは、(図5のステップ606で述べたように)シンチレータ結晶708xとは光学的に反対側に配置されたフォトセンサ715xに向けてシンチレーション光の反射を引き起こす。このように、シンチレータ結晶708xからのシンチレーション光は、フォトセンサアレイ714上のフォトセンサ715xによって、1対1の光学的な対応関係で受信される。
一般的に、フォトセンサ715xは、シンチレータ結晶708xからのシンチレーション光のみを検出し、シンチレータ結晶708xを取り囲む、隣接するシンチレータ結晶からのシンチレーション光は検出しない(図5のステップ608で述べたように)。また、シンチレータ結晶708xを取り囲む、任意の隣接するシンチレータ結晶の対応するフォトセンサは、シンチレータ結晶708xからのシンチレーション光を検出せず、シンチレータ結晶708xと隣り合ったシンチレータ結晶からの光は、シンチレータ結晶708xに対応するフォトセンサ715xによって検出されない。図6Cは、1対1の光学的な対応関係で、フォトセンサアレイ714上のフォトセンサ715mによってシンチレータ結晶708mから受信されるシンチレーション光の、例示的なシミュレーショングラフを示す。シミュレーショングラフは、シミュレートされた光子704がシンチレータ結晶708mに当たり、シンチレーション光を生成することに応じて生成される、シンチレーション光分布775を示す。具体的には、シンチレーション光分布775は、1対1の光学的な対応関係で、フォトセンサアレイ714上のフォトセンサ715mによってシンチレータ結晶708mから受信されるシンチレーション光の量のシミュレーションである。
図6Dは、放射線検出器200のフォトセンサアレイの側面図であり、フォトセンサアレイ714のフォトセンサ715cとの1対1の光結合を有するシンチレータ結晶708mの側面図を強調している。シンチレータ結晶708mは、その第1の側面に配置された第1の反射フィルム710c、およびその第2の側面に配置された第2の反射フィルム710d、およびその上端部に配置された第3の反射フィルム710tを有し、シンチレータ結晶708mは、ライトガイド712に光学的に結合される。次いで、ライトガイド712は、ライトガイド712の下方に配置されたフォトセンサアレイ714のフォトセンサ715cに光学的に結合される。また、図示されたライトガイドは、周囲のフォトセンサに結合するライトガイドの部分から絶縁されているので、相関関係のあるフォトセンサに基づいて参照され得る。したがって、フォトセンサ715cに対応するライトガイドは、ライトガイド712cと呼ばれることもある。さらに、PCB基板718は、フォトセンサアレイ714の下方に配置される。
図6Eは、第1の反射フィルム710cおよび第2の反射フィルム710dが、フォトセンサ715cの周囲に配置され、ライトガイド712cおよびフォトセンサアレイ714を通ってPCB基板718まで延長していることを示す。
一実施形態では、図6Dのフォトセンサの画素の隙間730は、反射材で充填されてもよい。反射材は、強化鏡面反射体(ESR)フィルム、ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀、蒸着アルミニウム、および/またはテフロン(登録商標)粒子を混合した接着材料を含んでもよいが、任意の他の種類の反射材料も含まれてもよく、材料の組み合わせも使用されてもよい。
本実施形態では、反射フィルム710cおよび710dをライトガイド712cからフォトセンサアレイ714に延長する代わりに、反射フィルム710cおよび710dがフォトセンサアレイ714を通過するように、反射フィルム710cおよび710dは、ライトガイド712cを通ってPCB基板718の表面まで延長される。さらに、フォトセンサの画素の間隙730が反射材でとじ込まれているため、シンチレーション光は、ライトガイド712cの反射フィルム710cおよび710dから反射し、シンチレータ結晶708m、またはフォトセンサの画素の間隙730、またはライトガイド712cから逃れることなく715cへと流れる。さらに、フォトセンサ715cによって検出されないように反射フィルム710cおよび710dが外光を遮断するため、シンチレータ結晶708mに隣接するシンチレータ結晶からのシンチレーション光は、フォトセンサ715cによって検出されない。そのため、シンチレーション光の広がり、および光学的な光のクロストークは発生しない。このように、この構成により、単一のシンチレータ結晶708mから検出される光量が増加し、タイミング/エネルギー分解能が向上する。
図6Eは、PET検出器700の側断面図をさらに示す。具体的には、図6Eは、光子704を含む放射線を、放射線源から受信するPET検出器700を示す。光子704は、シンチレータ結晶708mに入射する。さらに、光子704は、図6Eの矢印750dで示すように、表面A732を通ってシンチレータ結晶アレイ706に概ね下方向に入射する。光子が結晶の材料と衝突(750e)したことによって生成されたシンチレーション光は、シンチレータ結晶708mを通って移動し、反射フィルム710cおよび710dならびに上部反射フィルム710tによって反射され、ライトガイド712に方向づけられる。(矢印750Fは、シンチレータ結晶708m内のシンチレーション光の方向を示す)。次いで、シンチレーション光は、透明なライトガイド712を通って移動し、フォトセンサ715cに方向づけられる。シンチレーション光は、方向を示す矢印760および770で示すように、ライトガイド712においてフォトセンサ715cに方向づけられる。ライトガイド712は、シンチレータ結晶708mからフォトセンサ715cまで延長する反射フィルム784cおよび784dを有するので、シンチレーション光は、シンチレータ結晶708mの反射フィルム710cおよび710dから反射され、さらにライトガイド712内で反射フィルム784cおよび784dによって反射され、シンチレータ結晶708mまたはライトガイド712から逃れることなくフォトセンサ715cへと流れる。さらに、隣接するシンチレータ結晶708bおよび708dからのシンチレーション光は、フォトセンサ715cに入射しないので、フォトセンサ715cによって検出されない。したがって、フォトセンサ715cは、対応する1対1の光学的に結合されたシンチレータ結晶708mからの光のみを検出するので、光の広がりおよび光学的な光のクロストークは発生しない。このように、この技術により、単一のシンチレータ結晶708mから検出される光量が増加し、したがって、タイミング/エネルギー分解能が向上する。
したがって、ライトガイド712内の反射フィルム対710a/b、710b/c、710c/d、710d/e、および710e/fは、シンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eから、それぞれそれらに対応する1対1に光結合されたフォトセンサ715a、715b、715c、715d、715eに向けての、ライトガイド712におけるシンチレーション光の反射を提供する。
別の実施形態では、フォトセンサの画素の間隙730を反射材で閉じ込める代わりに、フォトセンサアレイ714の組み立て前に、フォトセンサアレイ714の個々のフォトセンサのパッケージの端部に、反射材料を適用する。
図7は、図4Bを参照したフォトセンサアレイ514によって、および図6Bを参照したフォトセンサアレイ714によって検出された、シンチレーション光の割合の表800を示す。表800は、ライトガイド512およびライトガイド712の厚さの値に関する行802を示す。具体的には、図7は、図4Bを参照して、関連するライトガイド512が3つの異なる厚さ条件(0.25mm、0.5mm、および0.75mm)を有するようにシミュレートされ、(領域536に延長した反射フィルムがないことで示されるように)ライトガイド512内に延長した反射フィルムを有さない場合に、フォトセンサアレイ514によって検出されるシンチレーション光804の割合を示す。
さらに、表800は、(延長した反射フィルム736の部分で示されるように)反射フィルムがライトガイド712内に延長する図6Bなどの構成を使用して、関連するライトガイド712が3つの異なる厚さ条件(0.25mm、0.5mm、および0.75mm)を有する場合に、フォトセンサアレイ714によって検出されるシンチレーション光820のシミュレート割合も示す。
グラフィック表現806は、0.25mmのライトガイド512aを使用した場合、フォトセンサアレイ514の中央に配置されたフォトセンサ515cが、91.7%のシンチレーション光の割合を検出し、さらにフォトセンサ515cを取り囲む8つの隣接するフォトセンサが、時計回りに、シミュレーションで生成された1.9%、0.2%、2.0%、0.2%、1.9%、0.2%、1.9%、および0.2%のシンチレーション光を検出していることを示す。フォトセンサ515cを取り囲む8つの隣接するフォトセンサが、フォトセンサ515cに方向づけられるべきシンチレーション光を検出することから、これは、フォトセンサ515cとフォトセンサ515cを取り囲む8つの隣接するフォトセンサとの間に、光学的な光のクロストークがあることを示している。
対照的に、グラフィック表現822は、フォトセンサアレイ714の中央に配置されたフォトセンサ715cが、シミュレーションで生成されたシンチレーション光の99.9%の割合を検出することを示しており、(3つの厚さのうちのどの厚さを使用するかにかかわらず)フォトセンサアレイ714のフォトセンサ715cを取り囲む他のフォトセンサのいずれによっても、シンチレーション光が実質的に検出されないことをさらに示している。フォトセンサ715cを取り囲む8つの隣接するフォトセンサが、フォトセンサ715cに方向づけられるべき顕著なシンチレーション光を検出しないことから、これは、フォトセンサ715cとフォトセンサ715cを取り囲む8つの隣接するフォトセンサとの間に、顕著な光学的な光のクロストークがないことを示している。
図7は、ライトガイド512の厚みが増加するにつれて、フォトセンサアレイ514の中央に配置されたフォトセンサ515cが、生成されたシンチレーション光の割合の減少を検出することを示す、グラフィック表現814を示す。例えば、厚さが0.5mmの場合、82.9%の割合のシンチレーション光が中央に配置されたフォトセンサ515cで検出され、フォトセンサ515cを取り囲む8つの隣接するフォトセンサは、それぞれ時計回りに3.7%、0.5%、3.8%、0.4%、3.7%、0.5%、3.7%、および0.5%のシンチレーション光を検出する。ライトガイドの厚さを0.75mmまで増加すると、中央に配置されたフォトセンサ515cで検出されるシンチレーション光の割合は、75.7%へとさらに低下する。
図8は、図2の変更された放射線検出器200の断面図を示す。具体的には、図8は、シンチレータ結晶アレイの一部を共に形成する、シンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eを含むPET検出器900の断面図である。シンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eのそれぞれは、対応する反射フィルム710a~710f、および上部反射フィルム710tによって取り囲まれている。さらに、PET検出器900は、シンチレータ結晶708a、708b、708m、708d、および708eの底面に層を形成するライトガイド層712を含む。ライトガイド層712の下は、フォトセンサ915a、915c、および915eを含むフォトセンサアレイの層である(他のフォトセンサは、明瞭にするためにラベル付けされていない)。シンチレータ結晶708a、708m、および708eのそれぞれは、他のラベル付けのない結晶およびフォトセンサと同様に、フォトセンサ915a、915c、および915eの対応する1つと、1対1の結合をそれぞれ形成する。さらに、図示されたフォトセンサ(フォトセンサ915a、915c、および915eを含む)のそれぞれは、フォトセンサアレイの層に面した、対応するシンチレータ結晶の端部の幅よりも小さい幅を有する。さらに、シンチレータ結晶(ラベル付き結晶708a、708m、および708eを含む)のそれぞれは、同じ幅を有する。また、図示されたフォトセンサのそれぞれは、互いに同じ幅(または実質的に同じ幅)を有する。
反射フィルム710a~710fのそれぞれは、ライトガイド712まで延長しているが、ライトガイド/結晶の界面の、またはその付近の反射フィルムは、それぞれのフォトセンサ(例えば、915a、915c、および915e)に向かって傾斜した反射フィルムと交わるか、または接合されている。例えば、傾斜した反射フィルム920aおよび920bは、結晶708aからの光をフォトセンサ915aに方向づける。同様に、傾斜した反射フィルム920eおよび920fは、結晶708mからの光をフォトセンサ915cに方向づけ、傾斜した反射フィルム920iおよび920jは、結晶708eからの光をフォトセンサ915eに方向づける。
図9は、強化されたライトガイド層のための、図1の放射線検出器200の断面図1000を示す。具体的には、図9は、図6A~6Eおよび図9に関して上述したようなシンチレータ結晶アレイを有するPET検出器の断面図である。さらに、PET検出器は、第1および第2の直交方向に延長する複数のフォトセンサを含むフォトセンサアレイを含む。図9は、3つのラベル付きフォトセンサ1015a、1015c、および1015eを示しているが、他に2つのラベル付けのないフォトセンサがある。シンチレータ結晶(ラベル付き結晶708a、708m、および708eを含む)のそれぞれは、対応するフォトセンサと1対1の結合を形成する。フォトセンサのそれぞれは、フォトセンサアレイに面したシンチレータ結晶の幅よりも小さい幅を有する。さらに、放射線検出器200のシンチレータ結晶アレイとフォトセンサアレイとの間に、強化されたライトガイド層が含まれている。
強化されたライトガイド層は、ラベル付きレンズ1020a、1020c、および1020eを含む個々のライトガイドレンズを含む。ライトガイドレンズは、フレネルタイプのレンズを含んでもよいが、他のレンズタイプも同様に使用し得る。ライトガイドレンズのそれぞれは、対応するフォトセンサ(例えば、1015c)に、対応するシンチレータ結晶(例えば、708m)を光学的に結合させる。フォトセンサ1015aおよび1015eも同様に、レンズ1020aおよび1020eによって、それぞれ結晶708aおよび708eに結合される。図9に示すように、ライトガイドレンズ(ラベル付きレンズ1020a、1020c、および1020eを含む)の幅は、ライトガイドレンズが対応するフォトセンサに近い場合よりも、対応する結晶に近い方が大きくなる。
別の実施形態では、レーザーダイシング技術を使用することによって、反射層がライトガイド712にエッチングされる。あるいは、レーザーエッチングは、反射フィルムに置き換えることができる。図10は、ライトガイド内にレーザーエッチングされた反射層を含むシンチレータアレイの構造を示す。図10は、ライトガイド712がレーザーエッチングされて反射領域として機能していることを示す。例として、図10は、ライトガイド712内のレーザーエッチングされた反射領域として、1110b、1110c、1110d、および1110eを示す。
具体的には、図10は、図10の矢印750eで示すように、放射線704が表面A732bを通ってシンチレータ結晶アレイ706に概ね下方向に入射することを示す。光子によって生成されたシンチレーション光は、シンチレータ結晶708mを通って移動し、反射フィルム710aおよび720b、ならびに上部反射フィルムによって反射され、ライトガイド712に方向づけられる(矢印750fは、シンチレータ結晶708m内のシンチレーション光の方向を示す)。次にシンチレーション光は、透明なライトガイド712を通り、ライトガイド712内のレーザーエッチング1110b、1110c、1110d、および1110eの反射領域によって反射され、シンチレータ結晶708aと1対1で光学的に結合されたフォトセンサ736cのみによって、シンチレーション光を受信させる。
上記の実施形態で図面に示した装置および機器の構成要素は、機能的な概念に基づいている。したがって、構成要素を図面に示すように物理的に構成する必要はない。換言すれば、装置および機器の具体的な分散および統合の態様は、図面に示したものに限定されない。様々な負荷および使用状況に応じて、装置および機器の全てまたは一部を任意の単位で機能的または物理的に分散または統合することが、許容可能である。さらに、装置および機器によって行われる処理機能の全てまたは任意の一部は、CPU、およびそのCPUで解析実行されるコンピュータプログラムによって実現され得るか、または、ワイヤードロジックを使用してハードウェアとして実現され得る。
上述した実施形態および変更例で説明された処理に関しては、自動で行われるものとして説明された処理の全てまたは一部を、手動で行うことが許容可能である。逆に、公知の方法を使用することによって、手動で行われるものとして説明された処理の全てまたは一部を、自動的に行うことも許容可能である。さらに、特に言及しない限り、本文および図面に提示されている処理手順、制御手順、具体的な名称、ならびに様々な種類のデータおよびパラメータを含む情報のいずれかを、任意に変更することが許容可能である。
上述した実施形態の少なくとも1つの態様によれば、放射線検出器、医用画像診断装置、及び、改善されたフォトセンサ光収集の方法を提供することが可能である。
また、実施形態は、以下に示す付記で規定される実施形態をさらに含む。
(1)シンチレータアレイであって、シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶、および第1のシンチレータ結晶と隣り合った複数の第2のシンチレータ結晶を含む、シンチレータアレイと、第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含むフォトセンサアレイと、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間に配置された第1のセパレータであって、第1のフォトセンサがシンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、かつ複数の第2のシンチレータ結晶からの光子を検出しないように、第1のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離する、第1のセパレータと、を備える、放射線検出器。
(2)シンチレータアレイとフォトセンサアレイとの間に配置されたライトガイドであって、第1のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間のライトガイド内に配置されている、ライトガイドと、をさらに備える、(1)に記載の放射線検出器。
(3)複数の第2のシンチレータ結晶が、第2のシンチレータ結晶および第3のシンチレータ結晶を含み、第1のシンチレータ結晶と第2のシンチレータ結晶とが、第1の方向に互いに隣り合い、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶とが、第1の方向に垂直な第2の方向に互いに隣り合う、(1)から(2)のいずれか1つに記載の放射線検出器。
(4)第1のシンチレータ結晶と前記第3のシンチレータ結晶との間に配置された第2のセパレータであって、第1のフォトセンサが第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、かつ第3のシンチレータ結晶からの光子を検出しないように、第2のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶とを光学的に分離する、第2のセパレータ、をさらに備える、(3)に記載の放射線検出器。
(5)第1のセパレータが、(a)レーザーダイシングを使用してライトガイドに切り込まれた反射層と、(b)ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀、蒸着アルミニウム、接着材料を混合したテフロン(登録商標)粒子、および反射フィルムからなる群から選択された反射材料と、のうち少なくとも1つである、(1)から(4)のいずれか1つに記載の放射線検出器。
(6)シンチレータアレイであって、シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶、および第1のシンチレータ結晶と隣り合った複数のシンチレータ結晶を含む、シンチレータアレイと、第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含むフォトセンサアレイと、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間に配置された第1のセパレータであって、第1のフォトセンサがシンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、かつ複数の第2のシンチレータ結晶からの光子を検出しないように、第1のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離する、第1のセパレータと、を備える、医用画像診断装置。
(7)シンチレータアレイとフォトセンサアレイとの間に配置されたライトガイドであって、第1のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間のライトガイド内に配置されている、ライトガイドと、をさらに備える、(6)に記載の医用画像診断装置。
(8)複数の第2のシンチレータ結晶が、第2のシンチレータ結晶および第3のシンチレータ結晶を含み、第1のシンチレータ結晶と第2のシンチレータ結晶とが、第1の方向に互いに隣り合い、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶とが、第1の方向に垂直な第2の方向に互いに隣り合う、(6)から(7)のいずれか1つに記載の医用画像診断装置。
(9)第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶との間に配置された第2のセパレータであって、第1のフォトセンサが第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、かつ第3のシンチレータ結晶からの光子を検出しないように、第2のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶とを光学的に分離する、第2のセパレータ、をさらに備える、(8)に記載の医用画像診断装置。
(10)第1のセパレータが、(a)レーザーダイシングを使用してライトガイドに切り込まれた反射層と、(b)ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀、蒸着アルミニウム、接着材料を混合したテフロン(登録商標)粒子、および反射フィルムからなる群から選択された反射材料と、のうち少なくとも1つである、(7)に記載の医用画像診断装置。
(11)改善されたシンチレーション光収集の方法であって、方法は、シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶、および第1のシンチレータ結晶と隣り合った複数のシンチレータ結晶を含むシンチレータアレイによって、入射光を受信することと、第1のシンチレータ結晶からの光子をフォトセンサアレイによって検出することであって、フォトセンサアレイが、第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含む、ことと、を含み、第1のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶との間に配置され、第1のフォトセンサがシンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、かつ複数の第2のシンチレータ結晶からの光子を検出しないように、第1のセパレータが、第1のシンチレータ結晶と複数の第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離するように構成されている、方法。
(12)複数の第2のシンチレータ結晶が、第2のシンチレータ結晶および第3のシンチレータ結晶を含み、第1のシンチレータ結晶と第2のシンチレータ結晶とが、第1の方向に互いに隣り合い、第1のシンチレータ結晶と第3のシンチレータ結晶とが、第1の方向に垂直な第2の方向に互いに隣り合う、(11)に記載の方法。
(13)第1のセパレータが、(a)レーザーダイシングを使用してライトガイドに切り込まれた反射層と、(b)ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀、蒸着アルミニウム、接着材料を混合したテフロン(登録商標)粒子、および反射フィルムからなる群から選択された反射材料と、のうち少なくとも1つである、(11)から(12)のいずれか1つに記載の方法。
(14)複数のフォトセンサのそれぞれが、複数のシンチレータ結晶のうち対応する1つからの光子を検出するように、1対1の対応関係に基づいて構成されている、(1)に記載の放射線検出器。
(15)複数のフォトセンサのそれぞれが、複数のシンチレータ結晶のうち対応する1つからの光子を検出するように、1対1の対応関係に基づいて構成されている、(6)に記載の医用画像診断装置。
(16)複数のフォトセンサのそれぞれが、複数のシンチレータ結晶のうち対応する1つからの光子を検出するように、1対1の対応関係に基づいて構成されている、(11)に記載の方法。
以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、シンチレーション光収集の精度を向上させることができる。
いくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
700 PET検出器
706 シンチレータ結晶アレイ
712 ライトガイド
714 フォトセンサアレイ
706 シンチレータ結晶アレイ
712 ライトガイド
714 フォトセンサアレイ
Claims (11)
- シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶および前記第1のシンチレータ結晶と隣接する複数の第2のシンチレータ結晶を含むシンチレータアレイと、
前記第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含むフォトセンサアレイと、
前記シンチレータアレイと前記フォトセンサアレイとの間に配置されたライトガイドと、
前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶との間と、前記ライトガイドにおける前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶との間に対応する位置とに配置され、前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離する第1のセパレータと、
を備える、放射線検出器。 - 前記複数の第2のシンチレータ結晶は、第2のシンチレータ結晶および第3のシンチレータ結晶を含み、前記第1のシンチレータ結晶と前記第2のシンチレータ結晶とが、第1の方向に互いに隣接し、前記第1のシンチレータ結晶と前記第3のシンチレータ結晶とが、前記第1の方向に垂直な第2の方向に互いに隣接する、請求項1に記載の放射線検出器。
- 前記第1のシンチレータ結晶と前記第3のシンチレータ結晶との間に配置され、前記第1のシンチレータ結晶と前記第3のシンチレータ結晶とを光学的に分離する第2のセパレータをさらに備える、請求項2に記載の放射線検出器。
- 前記第1のセパレータは、(a)レーザーダイシングを使用してライトガイドに切り込まれた反射層と、(b)ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀、蒸着アルミニウム、接着材料を混合したテフロン(登録商標)粒子、および反射フィルムを含む群から選択された反射材料と、のうち少なくとも1つである、請求項1~3のいずれか1つに記載の放射線検出器。
- シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶および前記第1のシンチレータ結晶と隣接する複数の第2のシンチレータ結晶を含むシンチレータアレイと、
前記第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含むフォトセンサアレイと、
前記シンチレータアレイと前記フォトセンサアレイとの間に配置されたライトガイドと、
前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶との間と、前記ライトガイドにおける前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶との間に対応する位置とに配置され、前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離する第1のセパレータと、
を備える、医用画像診断装置。 - 前記複数の第2のシンチレータ結晶は、第2のシンチレータ結晶および第3のシンチレータ結晶を含み、前記第1のシンチレータ結晶と前記第2のシンチレータ結晶とが、第1の方向に互いに隣接し、前記第1のシンチレータ結晶と前記第3のシンチレータ結晶とが、前記第1の方向に垂直な第2の方向に互いに隣接する、請求項5に記載の医用画像診断装置。
- 前記第1のシンチレータ結晶と前記第3のシンチレータ結晶との間に配置され、前記第1のシンチレータ結晶と前記第3のシンチレータ結晶とを光学的に分離する第2のセパレータをさらに備える、請求項6に記載の医用画像診断装置。
- 前記第1のセパレータが、(a)レーザーダイシングを使用してライトガイドに切り込まれた反射層と、(b)ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀、蒸着アルミニウム、接着材料を混合したテフロン(登録商標)粒子、および反射フィルムを含む群から選択された反射材料と、のうち少なくとも1つである、請求項5~7のいずれか1つに記載の医用画像診断装置。
- フォトセンサによるシンチレーション光収集の方法であって、前記方法は、
シンチレータアレイ内の第1のシンチレータ結晶および前記第1のシンチレータ結晶と隣接する複数の第2のシンチレータ結晶を含む前記シンチレータアレイによって、放射線を検出し、
前記第1のシンチレータ結晶と1対1の関係で結合された第1のフォトセンサを含むフォトセンサアレイによって、前記第1のシンチレータ結晶からの光子を検出し、
前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶との間と、前記シンチレータアレイと前記フォトセンサアレイとの間に配置されたライトガイドにおける前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶との間に対応する位置とに配置された第1のセパレータによって、前記第1のシンチレータ結晶と前記複数の第2のシンチレータ結晶とを光学的に分離する
ことを含む、方法。 - 前記複数の第2のシンチレータ結晶が、第2のシンチレータ結晶および第3のシンチレータ結晶を含み、前記第1のシンチレータ結晶と前記第2のシンチレータ結晶とが、第1の方向に互いに隣接し、前記第1のシンチレータ結晶と前記第3のシンチレータ結晶とが、前記第1の方向に垂直な第2の方向に互いに隣接する、請求項9に記載の方法。
- 前記第1のセパレータが、(a)レーザーダイシングを使用してライトガイドに切り込まれた反射層と、(b)ガラス材料、樹脂材料、蒸着金属銀、蒸着アルミニウム、接着材料を混合したテフロン(登録商標)粒子、および反射フィルムを含む群から選択された反射材料と、のうち少なくとも1つである、請求項9又は10に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US17/581,005 | 2022-01-21 | ||
US17/581,005 US12007513B2 (en) | 2022-01-21 | Method and apparatus for improved photosensor light collection in a radiation detector |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2023107220A true JP2023107220A (ja) | 2023-08-02 |
Family
ID=87313896
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2023004903A Pending JP2023107220A (ja) | 2022-01-21 | 2023-01-17 | 放射線検出器、医用画像診断装置及び方法 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2023107220A (ja) |
-
2023
- 2023-01-17 JP JP2023004903A patent/JP2023107220A/ja active Pending
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US20230236328A1 (en) | 2023-07-27 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP6887427B2 (ja) | 低エネルギー放射線量子及び高エネルギー放射線量子の組み合わされた検出のための放射線検出器 | |
EP2751597B1 (en) | Modelling of tof-doi detector arrays | |
US9513387B2 (en) | System and method for providing depth of interaction detection using positron emission tomography | |
US8299437B2 (en) | Gamma ray detector and gamma ray reconstruction method | |
US20140299777A1 (en) | Depth-of-interaction scintillation detectors | |
JP6257928B2 (ja) | ガンマ線検出器 | |
EP1325355A2 (en) | Spect gamma camera | |
US9304211B2 (en) | Scintillation detector with active light guide | |
JP2018527981A (ja) | ハイブリッドpet/ctイメージング検出器 | |
US10816682B2 (en) | Radiation position detector and pet device | |
JP2011059099A (ja) | 異なるサイズの光電子増倍管を使用したPET(陽電子放射トモグラフィ:positronemissiontomography)検出器素子 | |
US9612344B2 (en) | Positron emission tomography and single photon emission computed tomography based on intensity attenuation shadowing methods and effects | |
US9207334B1 (en) | Methods and systems for a light sensor in gamma ray detectors | |
JP7297579B2 (ja) | Pet装置、方法およびプログラム | |
JP6827316B2 (ja) | 放射線位置検出方法、放射線位置検出器及びpet装置 | |
JP6986487B2 (ja) | Pet装置及びpet装置における散乱同時計数のガンマ線発生位置の取得方法 | |
JP2023107220A (ja) | 放射線検出器、医用画像診断装置及び方法 | |
US12007513B2 (en) | Method and apparatus for improved photosensor light collection in a radiation detector | |
KR101270674B1 (ko) | 방사선 영상화 방법 | |
Degenhardt et al. | Impact of intercrystal crosstalk on depth-of-interaction information in PET detectors | |
CN113057664B (zh) | 单光子发射断层成像装置 | |
CA3015216A1 (en) | Tileable block detectors for seamless block detector arrays in positron emission mammography | |
Chen et al. | Radiation Detection in SPECT and PET | |
Canales Barroso | Implementation and characterisation of radiation detectors based on SIPM for medical imaging | |
Del Guerra et al. | PET Detectors |