JP5475686B2 - ソリッドステート放射線検出器 - Google Patents

Description

本発明は、放射線検出器の分野、医用イメージングの分野等に関する。本発明は、ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）及び磁気共鳴（ＭＲ）イメージング能力を提供するハイブリッド医用イメージングシステムに特定の用途を見い出し、特にそれらに関して記述される。より一般には、本発明は、高磁界環境において使用されるソリッドステート放射線検出器に用途を見い出し、例えばＭＲ及びシングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィ能力を含むハイブリッドシステム（すなわちハイブリッドＭＲ／ＳＰＥＣＴシステム）及び高電磁界環境において放射線検出器を用いる医用イメージングシステム以外のシステムに用途を見い出す。

例えばポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）イメージャ又はシングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィ（ＳＰＥＣＴ）イメージャのような放射線感受イメージャと、磁気共鳴（ＭＲ）スキャナを組み合わせる、医用診断、臨床モニタリング及び他のアプリケーションのための、ハイブリッドイメージングシステムに関心がある。既存のＰＥＴ及びＳＰＥＣＴイメージャは、高エネルギー放射線粒子（例えばＰＥＴイメージングの場合５１１ｋｅＶのフォトン）によって衝突されるとき、光のバースト又はシンチレーションを生成するシンチレータ素子と、シンチレーションを検出するように構成される光電子増倍管（ＰＭＴ）素子のアレイと、を有する放射線検出器を一般に用いる。しかしながら、ＰＭＴ素子は、ＭＲスキャナによって生成される磁界に対して感受性があり、これは、管の中を進む、光により放出された電子のパスを変更しうることが分かっている。

ＰＭＴ素子に代わって、シリコン光電子増倍管素子の使用が、更に提案されている。例えば、Ｆｉｅｄｌｅｒ他による国際公開第２００６／１１１８６９Ａ２号パンフレット；Ｆｒａｃｈ他による国際公開第２００６／１１１８８３Ａ２号パンフレットを参照されたい。例えばＦｒａｃｈ他の方法において、デジタルシリコン光電子増倍管素子が、光放射線検出器と実質的なエレクトロニクスの集積化を可能にし、それにより、ある実施例において、ＰＥＴ検出器リングから取り出される直接のデジタル出力を提供する。

より複雑でない方法は、アナログＰＭＴ素子に代わって、アナログシリコン光電子増倍管素子アレイの形の放射線検出器を使用することである。アナログシリコン光電子増倍管素子アレイにおいて、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）素子の２次元アレイが、アノード電極とカソード電極との間に並列に接続される。アレイのアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）素子のうちの１つの近くに光子のような放射線粒子が衝突すると、アバランシェ降伏を引き起こし、それによりアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）は、アノード電極とカソード電極との間で電流を運ぶように導電性になる。任意には、各々の検出器素子は、パフォーマンスを高めるために、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）と直列に接続されるクエンチング抵抗器を有することができる。一般的なレイアウトにおいて、基板は、１つの電極として機能し、平面導電率を高めるために、平面インジウムスズ酸化物（ＩＴＯ）層又は同等のものによって任意にコーティングされる。絶縁層によって導電性基板から離れて配置される（又は絶縁基板によって導電性ＩＴＯ層から離れて配置される）電気的なワイヤリングが、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）素子と接触し、アノード電極／カソード電極の組み合わせの第２の電極として機能する。このレイアウトにおいて、電極は、平行導電板を規定する。

概して、当分野において、アナログ又はデジタルであろうとシリコン光電子増倍管は、ＰＭＴ素子と比べて、静磁界に対して実質的に低い感受性をもつと考えられる。従って、ＭＲを含むハイブリッドスキャナにおいてアナログ又はデジタルシリコン光電子増倍管を使用することが提案されている（国際公開第２００６／１１１８６９号パンフレットを参照）。

本発明は、上述した問題及び他を克服する新しい改善された装置及び方法を提供する。

放射線検出器は、基板と、基板上又は基板内に配置され、検出器アレイ領域を規定するソリッドステート検出器素子の２次元アレイと、基板上又は基板内に配置されるアノード電極及びカソード電極と、基板上又は基板内に配置され、アノード電極とカソード電極との間にソリッドステート検出器素子を並列に機能的に電気接続する導電性接続ラインと、を有する。

イメージングシステムは、磁気共鳴（ＭＲ）スキャナと、ＭＲスキャナによって生成される磁界との相互作用をもつポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）又はシングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィ（ＳＰＥＣＴ）イメージングシステムと、を有する。ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングシステムは、シンチレータ素子と、シンチレータ素子において生成されるシンチレーションを検出するように構成される、直前の段落にて説明した放射線検出器と、を有する。

放射線検出器は、基板と、基板上又は基板内に配置され、検出器アレイ領域を規定するソリッドステート検出器素子の２次元アレイと、基板上又は基板内に配置される電極と、基板上又は基板内に配置され、ソリッドステート検出器素子及び電極を機能的に電気接続する導電性接続ラインであって、任意の１つの導通しているソリッドステート検出器素子と関連して、検出器アレイ領域の約１／１０であり又はそれより小さい最大面積を規定するように構成される導電性接続ラインと、を有する。

イメージングシステムは、磁気共鳴（ＭＲ）スキャナと、ＭＲスキャナによって生成される磁界との相互作用をもつポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）又はシングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィ（ＳＰＥＣＴ）イメージングシステムと、を有する。ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングシステムは、シンチレータ素子と、シンチレータ素子において生成されるシンチレーションを検出するように構成される、直前の段落に記載される放射線検出器と、を有する。

放射線検出器は、基板と、基板上又は基板内に配置され、検出器アレイ領域を規定するソリッドステート検出器素子の２次元アレイと、基板上又は基板内に配置され、ソリッドステート検出器素子を並列に機能的に電気接続する導電性接続ラインであって、任意の１つの導通しているソリッドステート検出器素子と関連して、ソリッドステート検出器素子の２次元アレイの２次元サブアレイを囲まない最大面積を規定するように構成される導電性接続ラインと、を有する。

１つの利点は、ハイブリッドイメージングシステムの磁気共鳴と放射線イメージングコンポーネントとの間の低減された干渉にある。

別の利点は、高磁界ハイブリッドイメージングシステムにおいて使用されるよりロバストな放射線検出器にある。

別の利点は、磁気干渉に対して改善された耐性を有する放射線検出器アレイを提供することにある。

本発明の更に別の利点は、以下の詳細な説明を読み理解することにより、当業者に理解される。

ハイブリッドＭＲ／ＰＥＴシステムを概略的に示す図。 図１のハイブリッドＭＲ／ＰＥＴシステムのＰＥＴサブシステムの放射線検出器モジュールのうちの１つの概略断面図。 図１のハイブリッドＭＲ／ＰＥＴシステムのＰＥＴサブシステムの放射線検出器モジュールのソリッドステート光電子増倍管アレイの一実施例を示す概略平面図。 図１のハイブリッドＭＲ／ＰＥＴシステムのＰＥＴサブシステムの放射線検出器モジュールのソリッドステート光電子増倍管アレイの別の実施例の概略平面図。 図１のハイブリッドＭＲ／ＰＥＴシステムのＰＥＴサブシステムの放射線検出器モジュールのソリッドステート光電子増倍管アレイの別の実施例の概略平面図。

図面は、好適な実施例を図示するためだけにあり、本発明を制限するものとして解釈されるべきではない。

図１を参照して、ハイブリッド磁気共鳴（ＭＲ）／ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）イメージングシステム、すなわちハイブリッドＭＲ／ＰＥＴイメージングシステムが記述される。説明的なシステムは、水平ボア磁気共鳴スキャナ１０を有する。水平ボア磁気共鳴スキャナ１０は、図１において、水平ボア磁気共鳴スキャナ１０によって規定される円筒ボア１２の一部が見えるように部分断面図で示されている。磁気共鳴スキャナ１０は、主磁石、任意の磁石シム、複数の磁界勾配コイル及び任意の傾斜シム又は勾配補正コイルを一般に有する磁界勾配システム、任意の全身ラジオ周波数コイル、その他のようなコンポーネント（個別に図示せず）を有する。ある実施例において、このようなコンポーネントは、ハウジング上に又はボア１２内に配置されることができる。例えば、１又は複数のラジオ周波数コイル（図示せず）が、ボア１２内に配置されることができる。このようなコイルは、局所コイル、局所コイルアレイ、円筒状ボア１２内に同軸に配置される全身コイル、その他を有することができる。

磁気共鳴イメージングの間、ボア１２内に配置される被検体は、主磁界、及び被検体内に磁気共鳴を励起するために磁気共鳴周波数でラジオ周波数コイルによって印加される無線周波数パルスを受ける。任意には、選択される磁界勾配が、励起された磁気共鳴を空間的に符号化し又は制限するために、磁気共鳴をスポイルするために、又は他のやり方で磁気共鳴を操作するために、印加される。１又は複数の磁気共鳴コイルが、励起され空間的に符号化された又は他のやり方で操作された磁気共鳴を受け取り、取得された磁気共鳴信号は、任意にはデジタル化、正規化、又はその他の選択された処理の後、磁気共鳴データメモリ１６に記憶される。イメージングアプリケーションのために、磁気共鳴再構成プロセッサ１８は、磁気共鳴画像メモリ２０に記憶される１又は複数の磁気共鳴画像に磁気共鳴データを再構成するために、取得中に使用される空間的な符号化の構成を考慮して磁気共鳴データを処理する。例えば、空間的な符号化がデカルトの符号化を用いる場合、フーリエ変換に基づく再構成アルゴリズムが、再構成プロセッサ１８によって適切に適用されることができる。

図示されるＭＲスキャナ１０は、水平ボアタイプスキャナである。しかしながら、垂直ボアスキャナ、オープンボアスキャナ、その他のような、他のタイプのＭＲスキャナが更に使用されることができる。

図示されるハイブリッドイメージングシステムは更にＰＥＴイメージャを有する。ＰＥＴ検出器２２のリングが、ＭＲスキャナ１０のボア１２内に配置される。ＰＥＴ検出器２２は、陽電子−電子消滅イベントによって放出される５１１ｋｅＶガンマ粒子を検出するように構成される。他の実施例において、ＰＥＴに代わって又はそれに加えて、概して５１１ｋｅＶ以外のエネルギーのガンマ粒子の検出を伴うＳＰＥＣＴのような、ＰＥＴ以外の放射線ベースのイメージングシステムが含められることもできる。ＰＥＴ検出器２２の図示されるリングは、ボア１２の中心に位置付けられる環状リングであり、これは、ＰＥＴイメージングが、ＭＲイメージングと同じ領域を観察することを有利に可能にする。しかしながら、ＭＲボアに対してＰＥＴ検出器をオフセットさせ又は他のやり方でずらして位置付けることが、更に企図される。更に、ＳＰＥＣＴのような或るイメージングモダリティに関して、検出器は、完全な環状リング以外のものであってもよい。例えば、ＳＰＥＣＴは、ボア周囲に間隔をおいて配置される複数の個別の検出器領域又は「ヘッド」を用いることができる。更に、ＰＥＴ検出器２２の図示されるリングは、ボア１２に面してＭＲスキャナ１０の表面上に載置されるが、例えばボアライナの後方に、ラジオ周波数コイルの後方に、又はバードケージラジオ周波数コイルのラング間にインタリーブされて配置される等のように、ＭＲスキャナ内にＰＥＴ検出器を位置付けることが更に企図される。放射線検出器が、ＭＲスキャナ内に載置される場合、放射線検出器とボアとの間に（及びゆえに放射線検出器の「視野内に」）配置される、ボアライナ、ラジオ周波数コイル又は他のＭＲコンポーネントは、５１１ｋｅＶガンマ粒子又は関心のある他の放射線に関して透過性があり又はトランスペアレントであるべきである。

取得された放射線データは、例えば図１の実施例におけるＰＥＴデータメモリ２６のような、データメモリに記憶される。ＰＥＴイメージャの場合、各々の電子−正孔消滅イベントが２つの反対方向を向く５１１ｋｅＶガンマ粒子を生成することが知られている。従って、５１１ｋｅＶのガンマ粒子検出イベントは、同時発生に関して適切に解析され、すなわち、短い「同時発生」ウィンドウ内にある２つの５１１ｋｅＶのガンマ粒子検出イベントが、実質的に同時の検出イベントであると考えられ、この同時の検出イベントは、２つのガンマ粒子検出イベントを接続する「ラインオブレスポンス」に沿ったところで生じた単一電子−陽電子消滅イベントの結果であるみなされる。ある実施例において、ＰＥＴイメージャは、ラインオブレスポンスに沿って電子−正孔消滅イベントを更に位置特定するために、２つの実質的に同時の５１１ｋｅＶガンマ粒子検出イベントの間の小さい時間差に含まれるタイムオブフライト情報を取り入れる。これは、タイムオブフライトＰＥＴとして知られており、国際公開第２００６／１１１８６９Ａ２号パンフレットに更に詳しく記述されており、その内容は、全体として参照によってここに盛り込まれるものとする。ＰＥＴ以外の放射線ベースのイメージング技法の場合、概して、放射線検出イベントの固有のペアはなく、従って、ＳＰＥＣＴのような技法において、放射線検出イベントは、個別に扱われる。一般にＳＰＥＣＴにおいて、放射線検出器は、ライン、狭角円錐又はコリメータジオメトリによって規定される応答平面に沿って検出される放射線イベントを制限するために、適切な放射線コリメータを有する。

図１の説明的な例を引き続き参照して、取得されたＰＥＴデータは、ＰＥＴ画像メモリ３０に記憶される１又は複数のＰＥＴ画像を生成するために、ＰＥＴ再構成プロセッサ２８によって再構成される。いくつかの適切な再構成技法は、フィルタリングされる逆投影、反復的な逆投影、その他を含む。ＳＰＥＣＴデータの再構成は、一般に、同様の技法を用いる。

ＰＥＴイメージングセッションにおいて、適切な放射性薬剤が、ＰＥＴイメージングの前に被検体に投与される。放射性薬剤は、血流、関心のある器官、その他のような、関心のある被検体の部分に好適に集まるように設計される。放射性薬剤は、放射性崩壊中に陽電子を生成する放射性物質を含み、それにより、その後に消滅される陽電子が、ＰＥＴ検出器２２によって検出される反対方向を向く５１１ｋｅＶガンマ粒子を生成する。ＳＰＥＣＴイメージングもまた、放射性薬剤が別のタイプの検出可能な放射線を生成するように構成されることを除いて、同様である。

ハイブリッドイメージングシステムの利点は、ＭＲイメージングとＰＥＴ（又は他の放射線）イメージングとの間に被検体を移動することなく、ＭＲ及びＰＥＴ（又は他の放射線）画像が、同時に又は時間的に近付いて連続して、取得されることができることである。これは、ＭＲ及びＰＥＴ画像の空間的及び時間的なアライメントを容易にし、ＭＲイメージングとＰＥＴイメージングとの間の被検体の不慮の移動の見込みを低減する。結果として得られる画像は、ユーザインタフェース３４上に表示されることができ、例えばＭＲ及びＰＥＴ画像は、便利な視覚的な比較のために、並べて表示される。任意には、画像フューザ３６が、ＭＲ画像及びＰＥＴ画像を組み合わせ、表示される表現にし、かかる表示される表現は、ユーザインタフェース３４上に表示するために、ＭＲ及びＰＥＴ画像を重ね合わせ、又は他のやり方で組み合わせる。例えば、ある診断アプローチにおいて、ＭＲ画像は解剖学的情報を提供し、ＰＥＴ画像は代謝情報又は機能情報を提供する。融合（フューズ）されたＭＲ／ＰＥＴ画像は、ＭＲ画像の解剖学的情報を使用して、ＰＥＴ画像の代謝情報又は機能情報がコンテクストに入れられることを可能にする。

図２を参照して、ＰＥＴ検出器２２のモジュール又は他の部分若しくはユニットが示されている。図示されるＰＥＴ検出器２２は、シンチレータ４０、任意の光パイプ又は光導波路４２、及びソリッドステート放射線検出器４４を有する。関心のある５１１ｋｅＶガンマ粒子又は他の放射線粒子は、シンチレータ４０によって吸収され、それに応じて、光のバースト又はシンチレーションを生成する。ソリッドステート放射線検出器４４は、（任意には光結合光パイプ又は導波路４２を通じて）シンチレータ４０を観察し、適切なソリッドステート検出器素子を使用して光シンチレーションを検出する。シンチレータ材料は、５１１ｋｅＶガンマ粒子又は関心のある他の粒子に関して高い阻止能を有するように選択される。タイムオブフライトＰＥＴシステムの場合、シンチレータ材料は更に、タイムオブフライト情報について良好な時間解像度が抽出されることを可能にするために、十分に高速なシンチレーション減衰時間を有するように選択される。タイムオブフライトＰＥＴの場合のいくつかの適切なシンチレータ材料は、ＬＹＳＯ及びＬａＢｒを含むが、他のシンチレータ材料も企図される。

図３は、ソリッドステート放射線検出器４４のうちの１つを概略的に示している。放射線検出器４４は、放射線検出器素子５０（図３の破線のボックスによって示される；簡潔さのため、放射線検出器素子５０のうちのただ１つが、図３において参照数字を付されている）の２次元アレイを含み、かかる放射線検出器素子５０の２次元アレイは、基板上又は基板５４内に配される検出器アレイ領域５２（図３に破線によって示される）を規定する。１つの検出器アレイが、１つの基板上又は基板内に配置されるように図示されているが、複数の検出器アレイが、１つの基板上に又は基板内に配置されることができ、すなわち、１つの基板が、複数の検出器アレイを支持することができ、各検出器アレイが、検出器アレイ領域を規定する、ことが理解されるべきである。図示される放射線検出器素子５０は、それぞれ、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）Ｄ（図３において通常のダイオード回路シンボルによって概略的に示される）及びクエンチング抵抗器Ｒ（図３においてボックスによって示される）を有する。ある実施例において、クエンチング抵抗器Ｒを省くことが企図される。更に、放射線検出器に付加の又は異なるコンポーネントを含めることが企図される。例えば、ｐ−ｉ−ｎフォトダイオード又は光電性トランジスタが、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）Ｄと置き換えられることができる。ある実施例において、抵抗器Ｒによって提供される受動クエンチングを、能動クエンチング回路によって又はクエンチング若しくは他の目的のための他の回路によって置き換えることが、企図される。

放射線検出器素子５０は、アノード電極Ｅ_ａと接続するアノードバスライン６０及びカソード電極Ｅ_ｃと接続するカソードバスライン６４を含む導電性接続ラインによって、アノード電極Ｅ_ａとカソード電極Ｅ_ｃとの間に並列に接続される。図３の概略図において、アノードバスライン６０、及びカソードバスライン６４と接続する導電性接続ラインの交差部は、絶縁層６６を介在させることによって隔てられるように示されている。説明的な製作プロセスにおいて、基板５４は、適切にはシリコンであり、放射線検出器素子５０は、例えばフォトリソグラフィ、ドーパント拡散、金属蒸着、金属リフトオフ、イオン注入又は他の適切なシリコン処理操作を含む適切なシリコンデバイス製作技術を使用して、基板５４内又は基板５４上にモノリシックに製造される。導電性接続ライン６０、６４及び絶縁層６６は、シリコン処理操作の一部として、適切に形成され、パターニングされる。本明細書で用いられる「シリコン基板」なる語は、半絶縁シリコンウエハ又は基板、シリコンオンインサレータウエハ又は基板は、ドープした導電性シリコンウエハ又は基板、その他を含むことが意図される。導電性シリコンウエハが使用される場合、イオン注入のような適切な絶縁プロセスが、個別の放射線検出器素子５０を電気的に絶縁するために用いられる。シリコンに代わって、ソリッドステート放射線検出器４４を製造する際に使用されることが企図される他の材料は、炭化ケイ素（ＳｉＣ）又は窒化ガリウム（ＧａＮ）を含む。更に、モノリシックシリコンに基づく製作が記述されるが、同じ又は別の材料タイプのコンポーネントを組み込むハイブリッド技法を含む他の製作技法が使用されることもできる。

動作中、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）Ｄは、電極Ｅ_ｃ、Ｅ_ａを使用して逆バイアスされ、それによりアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）Ｄは、概して電気的に非導電性である。しかしながら、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）Ｄのうち１つのすぐ近くの基板５４における光子の吸収は、すぐ近くのアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）Ｄが、アバランシェ降伏を受けるようにし、ゆえに電極Ｅ_ｃ、Ｅ_ａを介して検出可能な電流パルスを生成するために導電性になるようにする。クエンチング抵抗器Ｒは、アバランシェプロセスをクエンチし、活性化されたアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）Ｄの非導通状態への回復を容易にする。代替として、抵抗器Ｒは、能動クエンチング回路によって置き換えられることができ、これは、例えばタイムオブフライトＰＥＴの場合、時間解像度を改善するために、活性化されたアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）Ｄのより急速な回復を容易にする。

ハイブリッドイメージャのＰＥＴ検出器２２は、ＭＲスキャナ１０によって生成される磁界との相互作用をもつことが理解される。このような相互作用は、ＭＲスキャナ１０の磁界生成コンポーネントに対しＰＥＴ検出器２２を適切に配置することによって、大幅に低減されることができるが、それにもかかわらず、ＰＥＴ検出器２２は、ＭＲスキャナ１０からのダイナミックな磁界と相互作用することが予想され、その磁界は、数ミリテスラから数十ミリテスラまでのオーダーでありうる。有利には、シリコン光電子増倍管が、概して、ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴイメージャにおいて通常使用されるＰＭＴ素子と比べて、静磁界に対する感受性が低いと考えられる。

しかしながら、シリコン光電子増倍管は、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）のうちの１つが活性化されると、磁界との不所望の結合を呈しうることが分かっており、これは、ハイブリッドＭＲ／ＰＥＴ又はＭＲ／ＳＰＥＣＴイメージングシステム内のＭＲスキャナ及び／又はＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージャのパフォーマンスを低下させうる。電極が平行導電板を規定する通常のシリコン光電子増倍管アレイにおいて、アバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）のうちの１つの活性化の効果は、平行導電板の間に導電パスをもたらすことである。導通しているアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）の位置に依存して、これは、ＭＲスキャナの磁界と結合しうる導電ループの形成をもたらしうる。ここで、誘導される電圧は、１０キロヘルツの１０ミリテスラ磁界との結合の場合、およそ数ミリボルトでありえると評価される。比較すると、光検出器の検出信号は、一般に、およそ数十乃至数百ミリボルトである。従って、シリコン光電子増倍管装置を使用する場合でさえ、磁気結合は、実質的なノイズをＰＥＴ検出プロセスにもたらすと評価される。タイムオブフライトＰＥＴの場合、ＭＲによって誘導されるノイズは、検出器のタイムオブフライト測定の正確さを大きく低下させる。

活性化された状態の最中の磁界との相互作用を抑制するために、基板５４と、基板５４上又は基板５４内に配置され、検出器アレイ領域５２を規定するソリッドステート検出器素子５０の２次元アレイと、基板５４上又は基板５４内に配置される電極Ｅ_ｃ、Ｅ_ａと、基板５４上又は基板５４内に配置され、ソリッドステート検出器素子５０及び電極Ｅ_ｃ、Ｅ_ａを機能的に電気接続する導電性接続ライン６０、６４と、を有するソリッドステート放射線検出器は、任意の１つの導通しているソリッドステート検出器素子５０と関連して、検出器アレイ領域５２の約１／１０であり又はそれより小さい最大面積を規定する導電性接続ライン６０、６４を有する。図３に示される実施例において、これは、バスライン６０、６４の全てを、検出器アレイ領域５２の同じ側に配置することによって達成される。このようにして、任意の導通している検出器素子５０は、導通している検出器素子５０及びバスライン６０、６４間の小さい領域を含む検出器素子５０の行の長さを多くとも囲む非常に小さい面積のループを生成する。この最大面積は、ソリッドステート検出器素子の２次元アレイの２次元サブアレイを囲まず、むしろ多くとも１つの検出器行を囲む。図３に示されるソリッドステート放射線検出器４４の導電性接続ラインのレイアウトは、ここではＥタイプレイアウトとして記述され、文字「Ｅ」の水平なラインが、検出器行と平行に走る導電性接続ラインを表し、文字「Ｅ」の垂直な接続ラインが、バスライン６０、６４を表す。

検出器素子が導電性になる際に規定される導電性ループは、小さい面積をもつことを確実にするために、ソリッドステート放射線検出器４４は、電極Ｅ_ａ、Ｅ_ｃ間に並列に検出器素子を接続するためにバスライン６０、６４を使用する。いくつかの既存のシリコン光電子増倍管と異なり、ソリッドステート放射線検出器４４は、検出器アレイ領域の１／１０より大きい面積を有するいかなる平面導電層も含まない。例えば、電極Ｅ_ａ、Ｅ_ｃは、相対的に小さく作られることができ、便利な信頼できるソルダリング又は他の電気接続を可能にするのに十分大きいが、検出器アレイ領域５２の面積の１／１０よりずっと小さい。特に、基板５４は、電極として使用されない。更に、電極として機能するための基板上のＩＴＯ又は別の導電性材料の大面積平面導電性コーティングがない。

図３のＥタイプレイアウトは、ハイブリッドＰＥＴ／コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）スキャナのコンテクストにおいて別の利点を有し、すなわち装置ジッタが大幅に低減されるという利点を有する。これは、タイムオブフライトＰＥＴ及びハイブリッドＰＥＴ／ＣＴの場合に有利である。例えば、２００ピコ秒以下の同時発生の時間解像度を有するタイムオブフライトＰＥＴを有するために、ソリッドステート光電子増倍管装置の個別のセルの個別の遅延は、Ｅタイプレイアウトを有する３．５×３．５ｍｍ^２装置に関して達成可能である約１６０ピコ秒の光電子増倍管装置タイミングジッタに寄与する。

図３のＥタイプレイアウト以外の他のレイアウトが、任意の１つの導通しているソリッドステート検出器素子と関連して規定される最大面積が、検出器アレイ領域の約１／１０であり又はそれより小さいことを確実にするために、使用されることができる。図３のＥタイプレイアウト以外の他のレイアウトが、任意の１つの導通しているソリッドステート検出器素子と関連して規定される最大面積が、ソリッドステート検出器素子の２次元アレイの２次元サブアレイを囲まないことを確実にするために、使用されることができる。

図４を参照して、代替のソリッドステート放射線検出器４４'が、図示されている。放射線検出器４４'は、検出器アレイ領域５２を規定する検出器素子５０（図４において内部の検出器素子コンポーネントを示さずにボックスとして表現される）及び電極Ｅ_ｃ、Ｅ_ａを有し、これらはすべて基板５４上又は基板５４内に配置される。しかしながら、図４の放射線検出器４４'は、図３の放射線検出器４４と異なり、アノード及びカソードバスライン６０、６４が、検出器アレイ領域５２を通過する共通バスパス７０に沿って構成され又は配置される。図４では、図３のように絶縁層６６を図示するのではなく、アノード及びカソードバスライン６０、６４が、それぞれ実線及び点線を使用して、図４に概略的に記されていることに留意されたい。適切な絶縁層又は同様のものが、導電性接続ラインの交差部に設けられることが理解されるべきである。

ここで使用されるとき、「バスパス」なる語は、検出器アレイ領域５２を通る狭いパスを示し、かかるパスに沿って、バスライン６０、６４が構成され又は配置される。図示されるバスパス７０は、直線パスであるが、カーブした又は曲がったパスのような直線でないバスパスが更に企図される。狭いバスパスに沿ってバスラインを配置し、検出器行をバスラインに接続することによって、任意の１つの導通しているソリッドステート検出器素子と関連して規定される最大面積は、再び最小にされる。図４に示されるように直線バスパスを有する対称的な機構の場合、レイアウトは、ダブルＥタイプレイアウト（Ｈタイプレイアウトとも示されることがある）と適切に称され、中央バスパスに沿ったバスライン６０、６４は、「Ｅ」の垂直なラインを規定し、バスパス７０から離れる一方向に走る検出器行は、第１の「Ｅ」の水平なラインを規定し、バスパス７０から離れて反対方向に走る検出器行は、「逆さまのＥ」の垂直なラインを規定する。

図４に示されるダブルＥレイアウトにおいて、任意の１つの導通しているソリッドステート検出器素子と関連して規定される最大面積は、検出器アレイ領域の約１／１０であり又はそれより小さい。図４に示されるダブルＥレイアウトにおいて、任意の１つの導通しているソリッドステート検出器素子と関連して規定される最大面積は、ソリッドステート検出器素子の２次元アレイの２次元サブアレイを囲まず、むしろ、導通しているソリッドステート検出器素子及びバスライン６０、６４間に含まれるバスパス７０の領域を含む検出器行を多くとも囲む。バスパスは、ここでは明らかに、検出器アレイ領域５２を通る狭いパスであるので、バスライン６０、６４間に含まれるバスパス７０の領域による最大面積への寄与は、小さい。

図３のＥタイプレイアウト又は図４のダブルＥタイプレイアウトにおいて、いくらかの電圧降下が、バスライン６０、６４に沿ってありうる。しかしながら、電圧降下は、バスライン６０、６４にとって十分に厚さのある導体を使用することによって、許容できるレベルに低下されることができる。例えば、バスライン６０、６４は、許容できるレベルまで電圧降下を低減するに十分大きい導体断面積を提供するために、十分な幅及び厚さをもつ導電性トレースでありえる。図４のダブルＥタイプレイアウトは、導通している検出器素子を含む検出器行と平行する導電性接続ライン及びバスライン６０、６４によって規定されるループに沿って長さを低減することによって、このような電圧降下を更に低減する。

図示される実施例は、アナログソリッドステート放射線検出器であり、シンチレーションを検出するように設計される。しかしながら、放射線粒子検出イベント中のダイナミックな磁界結合を低減するためにここに開示される技法は、更に、デジタルソリッドステート放射線検出器にも適用可能であるとともに、シンチレーション以外の放射線を検出する放射線検出器にも適用可能である。

図５を参照して、代替のソリッドステート放射線検出器４４''が図示される。放射線検出器４４''は、検出器アレイ領域５２を規定する検出器素子５０（図５において内部の検出器素子コンポーネントを示すことなくボックスとして表現される）、及び電極Ｅ_ｃ、Ｅ_ａを含み、これらすべてが基板５４上又は基板５４内に配置される。放射線検出器４４''は更に、検出器アレイ領域５２を通過する共通バスパス７０に沿って構成され又は配置されるアノード及びカソードバスライン６０、６４を含む。しかしながら、図５において、検出器素子５０の平行な電気相互接続は、曲りくねった「行ったり来たりする」電気相互接続を使用して達成される。図５に示されるレイアウトにおいて、平行な相互接続は、各々が矩形領域をもつ４つの曲がりくねったパスのサブユニットになるように構成され、図５において、左上のサブユニットが、破線のボックス８０によって輪郭を描かれている。検出器素子５０のうちの１つが、活性化され、導電性になると、結果として得られる電気的な導通ループは、多くとも、導電性検出器素子を含む曲がりくねったパスのサブユニットの実質的な部分を囲む。図５に示されるレイアウトの場合、これは、導電性接続ラインが、任意の１つの導通しているソリッドステート検出器素子５０と関連して、検出器アレイ領域５２の１／４より小さい最大面積を規定することを意味する。しかしながら、より多数の曲りくねったパスのサブユニットにセルを再分割することによって、導電性接続ラインは、任意の１つの導通しているソリッドステート検出器素子と関連して、検出器アレイ領域の約１／１０であり又はそれより小さい最大面積を規定するように構成されることができる。例えば円形又は矩形のスパイラルレイアウトを有するサブユニットのような、図示される曲りくねったレイアウト以外の他のレイアウトを有するサブユニットが更に企図される。

本発明は、好適な実施例に関して記述された。変形及び変更は、上述の詳細な説明を読み理解することにより、当業者に思いつくであろう。本発明は、すべてのこのような変形及び変更が添付の請求項又はその同等のものの範囲内にある限り、それらを含むものとして解釈されるべきであることが意図される。

Claims (20)

1. 基板と、
   前記基板上又は前記基板内に配され、検出器アレイ領域を規定するソリッドステート検出器素子の２次元アレイと、
   前記基板上又は前記基板内に配されるアノード電極及びカソード電極と、
   前記基板上又は前記基板内に配され、前記アノード電極と前記カソード電極との間に前記ソリッドステート検出器素子を並列に機能的に電気接続する導電性接続ラインと、
   前記ソリッドステート検出器素子の前記２次元アレイに光学的に結合されるシンチレータ素子であって、前記ソリッドステート検出器素子の前記２次元アレイが、前記シンチレータ素子において生成されるシンチレーションを検出する、シンチレータ素子と、
   を有し、
   前記導電性接続ラインは、前記アノード電極及び前記カソード電極とそれぞれ接続されるアノードバスライン及びカソードバスラインを有し、前記アノードカソードバスライン及び前記カソードバスラインは、前記導電性接続ライン及び任意の１つの導通するソリッドステート検出器素子により形成される導電ループにより規定される面積を小さくするように、前記並列に接続されるソリッドステート検出器素子の行の長さ方向における一方の端側に配され、
   前記放射線検出器は、前記検出器アレイ領域の１／１０より大きい面積を有する平面導電層を含まない、
   放射線検出器。
2. 前記導電性接続ラインは、Ｅタイプ又はダブルＥタイプレイアウトを有する、請求項１に記載の放射線検出器。
3. 前記ソリッドステート検出器素子は、アバランシェフォトダイオードを有する、請求項１又は２に記載の放射線検出器。
4. 前記基板は、シリコン基板であり、前記ソリッドステート検出器素子は、前記シリコン基板上又は前記シリコン基板内にモノリシックに形成される検出器素子を有する、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の放射線検出器。
5. 各ソリッドステート検出器素子は、
   アバランシェフォトダイオードと、
   前記アバランシェフォトダイオードと直列に電気接続される抵抗器と、
   を有する、請求項１乃至４のいずれか１項に記載の放射線検出器。
6. 前記導電性接続ライン及び前記導通するソリッドステート検出器素子により形成される導電ループにより規定される面積は、多くとも前記検出器アレイ領域の約１／１０であり又はそれより小さい、請求項１乃至５のいずれか１項に記載の放射線検出器。
7. 前記アノードバスライン及び前記カソードバスラインは、前記検出器アレイ領域を通る共通バスパスに沿って配される、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の放射線検出器。
8. 前記導電性接続ライン及び前記導通するソリッドステート検出器素子により形成される導電ループは、前記ソリッドステート検出器素子の前記２次元アレイの２次元サブアレイを囲まず、多くとも、当該導通するソリッドステート検出器素子を含むソリッドステート検出器素子の行を囲む、請求項１乃至７のいずれか１項に記載の放射線検出器。
9. 磁気共鳴スキャナと、
   前記磁気共鳴スキャナによって生成される磁界との相互作用をもつポジトロンエミッショントモグラフィ又はシングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィイメージングシステムと、
   を有し、前記ポジトロンエミッショントモグラフィ又はシングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィイメージングシステムは、
   シンチレータ素子と、
   前記シンチレータ素子において生成されるシンチレーションを検出する請求項１乃至８のいずれか１項に記載の放射線検出器と、
   を有する、イメージングシステム。
10. 基板と、
    前記基板上又は前記基板内に配され、検出器アレイ領域を規定するソリッドステート検出器素子の２次元アレイと、
    前記基板上又は前記基板内に配される２つの電極と、
    前記基板上又は前記基板内に配され、前記ソリッドステート検出器素子を前記電極の間に並列に機能的に電気接続する導電性接続ラインと、
    を有し、
    前記導電性接続ラインは、各電極にそれぞれ接続される第１及び第２のバスラインを有し、前記第１及び前記第２のバスラインは、前記導電性接続ライン及び任意の１つの導通するソリッドステート検出器素子により形成される導電ループにより規定される面積を小さくするように、前記並列に接続されるソリッドステート検出器素子の行の長さ方向における一方の端側に配され、
    前記導電性接続ライン及び前記導通するソリッドステート検出器素子により形成される導電ループにより規定される面積は、多くとも前記検出器アレイ領域の約１／１０であり又はそれより小さく、
    前記放射線検出器は、前記検出器アレイ領域の１／１０より大きい面積を有する平面導電層を含まない、
    放射線検出器。
11. 前記ソリッドステート検出器素子の前記２次元アレイに光学的に結合されるシンチレータ素子を更に有し、前記ソリッドステート検出器素子の前記２次元アレイは、前記シンチレータ素子において生成されるシンチレーションを検出する、請求項１０に記載の放射線検出器。
12. 前記ソリッドステート検出器素子は、前記第１及び前記第２のバスラインから延びる複数の分岐ライン上に配され、各分岐ラインの前記検出器素子は、並列に接続されている、請求項１０又は１１に記載の放射線検出器。
13. 前記導電性接続ラインが有するすべてのバスラインは、前記検出器アレイ領域を通る共通バスパスに沿って配される、請求項１０乃至１２のいずれか１項に記載の放射線検出器。
14. 前記導電性接続ラインは、Ｅタイプ又はダブルＥタイプレイアウトを有する、請求項１０乃至１３のいずれか１項に記載の放射線検出器。
15. 前記ソリッドステート検出器素子は、アバランシェフォトダイオードを有する、請求項１０乃至１４のいずれか１項に記載の放射線検出器。
16. 前記基板は、シリコン基板であり、前記ソリッドステート検出器素子は、前記シリコン基板上又は前記シリコン基板内にモノリシックに形成される検出器素子を有する、請求項１０乃至１５のいずれか１項に記載の放射線検出器。
17. 各ソリッドステート検出器素子は、
    アバランシェフォトダイオードと、
    前記アバランシェフォトダイオードに流れるアバランシェ電流をクエンチするクエンチング回路又は装置と、
    を有する、請求項１０乃至１６のいずれか１項に記載の放射線検出器。
18. 磁気共鳴スキャナと、
    前記磁気共鳴スキャナによって生成される磁界との相互作用をもつポジトロンエミッショントモグラフィ又はシングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィイメージングシステムと、
    を有し、前記ポジトロンエミッショントモグラフィ又はシングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィイメージングシステムは、
    シンチレータ素子と、
    前記シンチレータ素子において生成されるシンチレーションを検出する請求項１０乃至１７のいずれか１項に記載の放射線検出器と、
    を有する、イメージングシステム。
19. 基板と、
    前記基板上又は前記基板内に配され、前記検出器アレイ領域を規定するソリッドステート検出器素子の２次元アレイと、
    前記基板上又は前記基板内に配される２つの電極と、
    前記基板上又は前記基板内に配され、前記ソリッドステート検出器素子を前記電極の間に並列に機能的に電気接続する導電性接続ラインと、
    を有し、
    前記導電性接続ラインは、各電極にそれぞれ接続される第１及び第２のバスラインを有し、前記第１及び前記第２のバスラインは、前記導電性接続ライン及び任意の１つの導通するソリッドステート検出器素子により形成される導電ループにより規定される面積を小さくするように、前記並列に接続されるソリッドステート検出器素子の行の長さ方向における一方の端側に配され、
    前記導電性接続ライン及び前記導通するソリッドステート検出器素子により形成される導電ループは、前記ソリッドステート検出器素子の前記２次元アレイの２次元サブアレイを囲まず、前記導電ループにより規定される面積は、多くとも前記検出器アレイ領域の約１／１０であり又はそれより小さく、
    前記放射線検出器は、前記検出器アレイ領域の１／１０より大きい面積を有する平面導電層を含まない、
    放射線検出器。
20. 各ソリッドステート検出器素子は、
    アバランシェフォトダイオードと、
    前記アバランシェフォトダイオードと直列に電気接続される抵抗器と、
    を有する、請求項１９に記載の放射線検出器。

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