RU2567400C2 - Пикселированное детекторное устройство - Google Patents

Пикселированное детекторное устройство Download PDF

Info

Publication number
RU2567400C2
RU2567400C2 RU2013113285/28A RU2013113285A RU2567400C2 RU 2567400 C2 RU2567400 C2 RU 2567400C2 RU 2013113285/28 A RU2013113285/28 A RU 2013113285/28A RU 2013113285 A RU2013113285 A RU 2013113285A RU 2567400 C2 RU2567400 C2 RU 2567400C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
detector
pixels
crystals
scintillator
detector pixels
Prior art date
Application number
RU2013113285/28A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2013113285A (ru
Inventor
Херфрид Карл ВЕЧОРЕК
Андреас ТОН
Original Assignee
Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Publication of RU2013113285A publication Critical patent/RU2013113285A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2567400C2 publication Critical patent/RU2567400C2/ru

Links

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
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2006—Measuring radiation intensity with scintillation detectors using a combination of a scintillator and photodetector which measures the means radiation intensity
    • 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
    • G01T1/20182—Modular detectors, e.g. tiled scintillators or tiled photodiodes
    • 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
    • G01T1/20184—Detector read-out circuitry, e.g. for clearing of traps, compensating for traps or compensating for direct hits
    • 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
    • G01T1/20187—Position of the scintillator with respect to the photodiode, e.g. photodiode surrounding the crystal, the crystal surrounding the photodiode, shape or size of 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
    • G01T1/249—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors specially adapted for use in SPECT or PET
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L27/00—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate
    • H01L27/14—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate including semiconductor components sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation
    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
    • H01L27/146—Imager structures
    • H01L27/14643—Photodiode arrays; MOS imagers
    • H01L27/14658—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers
    • H01L27/14663—Indirect radiation imagers, e.g. using luminescent members
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L31/00—Semiconductor devices sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation; Processes or apparatus specially adapted for the manufacture or treatment thereof or of parts thereof; Details thereof
    • H01L31/18—Processes or apparatus specially adapted for the manufacture or treatment of these devices or of parts thereof

Abstract

Изобретение относится к пикселированному детектору. Пикселированное детекторное устройство содержит матрицу детекторов, имеющую множество детекторных пикселей; и матрицу кристаллов, имеющую множество сцинтилляторных кристаллов и расположенную в геометрическом соответствии с матрицей детекторов; при этом упомянутые детекторные пиксели и упомянутые сцинтилляторные кристаллы сдвинуты в по меньшей мере одном измерении по отношению друг к другу на, по существу, половину размера сцинтилляторных кристаллов. Технический результат - уменьшение перекрестных помех между пикселями, повышение эффективности улавливания света. 2 н. и 7 з.п. ф-лы, 6 ил.

Description

ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИ, К КОТОРОЙ ОТНОСИТСЯ ИЗОБРЕТЕНИЕ
Настоящее изобретение относится к пикселированному детекторному устройству для использования в ядерном формировании изображений, таком как позитронно-эмиссионная томография (PET). Более конкретно, настоящее изобретение относится к пикселированному детектору, в котором матрица сцинтилляторного материала соединяется с матрицей фотодетекторов, как, например, в PET или в однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT).
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИ
В предшествующих устройствах ядерного формирования изображений детекторы гамма-излучения используют сцинтилляторы, которые преобразуют падающее гамма-излучение в свет, который затем обнаруживается посредством фотоэлектронных умножителей (PMT). Сцинтиллятор является материалом, который демонстрирует сцинтилляцию - свойство свечения при возбуждении посредством ионизирующего излучения. Вследствие нескольких недостатков фотоэлектронных умножителей, имеется интерес в замене их на твердотельные световые датчики, такие как лавинные фотодиоды, возбуждаемые в режиме Гейгера, называемые, например, кремниевые фотоумножители (SiPM). Обычные SiPM имеют более хорошее разрешение по времени и энергии, чем обычные PMT. Разрешение по времени, значительно более хорошее, чем одна наносекунда, становится более ценным, так как сканеры PET на основе времени пролета (TOF-PET) становятся более преобладающими, однако, имеются серьезные преграды для принятия этой новой технологии.
Пикселированный детектор состоит из полупроводниковой микросхемы с высоким удельным сопротивлением, содержащей пикселированные фотодиоды с их соответственной считывающей электроникой. Эта полупроводниковая микросхема также называется слоем диодного детектирования. Для высокой чувствительности отношение диодной области к полной области в расчете на пиксель, называемое коэффициент заполнения, должно быть высоким, обычно выше 50%. Рентгеновские лучи абсорбируются в сцинтилляторных кристаллах, которые находятся наверху и оптически соединены со слоем диодного детектирования. Оптические фотоны, сгенерированные в сцинтилляторных кристаллах, обнаруживаются посредством диодов соответствующих индивидуальных пикселей в слое диодного детектирования и преобразуются в электрические сигналы. Сигнал каждого пиксельного диода считывается посредством специального канала считывающей электроники на полупроводниковой микросхеме.
Гамма-камера, также называемая сцинтилляционная камера или камера Ангера, является устройством, используемым, чтобы формировать изображение испускающих гамма-излучение радиоизотопов, способ, известный как сцинтиграфия. Применения сцинтиграфии включают в себя первоначальную разработку медикаментов и ядерное медицинское формирование изображений, чтобы просматривать и анализировать изображения человеческого тела или распределение инъецированных, введенных посредством вдыхания или проглоченных в медицинских целях радионуклидов, испускающих гамма-лучи. Текущие детекторы SPECT и предыдущие детекторы PET строятся на основе такой камеры Ангера с непрерывным кристаллом NaI:Tl. Современные детекторы PET используют либо блочный детектор, либо матрицы индивидуальных сцинтилляторных кристаллов, которые оптически отделены друг от друга с помощью отражающего материала. Подходящим сцинтиллятором для TOF-PET является LYSO (Lu1,8Y0,2SiO5:Ce), подходящий слой отражения может получаться посредством оборачивания кристаллов в слое тефлона. Такая матрица оптически соединяется с матрицей фотоумножителей PMT, с использованием промежуточного слоя 'световода', чтобы распределять свет, сгенерированный гамма-квантом в индивидуальном сцинтилляторном кристалле, в матрицу PMT, так что является возможным использовать логику Ангера.
Более новые поколения детекторов PET используют намного более маленькие детекторные пиксели, выполненные как кремниевые фотоумножители (SiPM). Упомянутая концепция, в общем, базируется на соединении один к одному сцинтилляторного кристалла и SiPM. Идея состоит в том, чтобы измерять свет, сгенерированный внутри одного сцинтилляторного пикселя с помощью только одного детектора SiPM, чтобы максимизировать сигнал на этом детекторе и чтобы минимизировать скорость считывания данных и влияние темновых скоростей счетов детектора на сигнал. Темновые скорости счетов являются присущим свойством технологии SiPM. При учете даже низких оптических перекрестных помех на соседние пиксели или рассеивания Комптона, должны считываться по меньшей мере девять детекторных пикселей, 'прямой' детекторный пиксель плюс его восемь соседей. Эта более большая область считывания требует увеличенной в девять раз скорости считывания и означает значительно более большой вклад темновых скоростей счетов в сигнал. Перспективная концепция для отражателей в матрицах сцинтилляторов состоит в использовании отражающих листов, например, улучшенных зеркальных отражателей Vikuiti (Vikuiti ESR). Эти диэлектрические зеркала обеспечивают высокую отражательную способность, очень низкие оптические перекрестные помехи и отсутствие оптического поглощения, и они обеспечивают возможность высокого коэффициента заполнения вследствие их толщины только 65 μm. Часть сцинтилляционного света, однако, направляется в промежуток между кристаллом и отражателем, давая более высокий световой выход непосредственно вдоль краев пикселя. Этот увеличенный световой выход из поверхности раздела прямо между кристаллом и отражателем может иметь результатом, что, несмотря на маленькую область поверхности раздела, сцинтилляционный свет из этой области вносит вклад приблизительно 10-20% полного сигнала. В обычном соединении один к одному, однако, чувствительная область каждого детекторного пикселя центрируется под одним сцинтилляторным кристаллом, в то время как нечувствительные области микросхемы (считывающая электроника и т.д.) помещаются под 'промежутками' между кристаллами - что означает, что такой детектор точно упускает большую часть области кристалла, где происходит наивысший световой выход. В дополнение, свет из этих 'промежутков' может вместо этого доходить до соседних детекторных пикселей, тем самым, увеличивая нежелательные световые перекрестные помехи.
Фиг. 1 показывает схематичный вид сверху стандартного пикселированного детекторного устройства с компоновкой сцинтилляторных кристаллов 50 с покрытием 30 отражателя в соответствии один к одному с детекторными пикселями 10 с активной светочувствительной областью.
Фиг. 2A и 2B показывают сечения стандартных устройств пикселированного детектора, как показано на фиг. 1, без (фиг. 2A) и с общей стеклянной подложкой 60 (фиг. 2B). Стрелки показывают свет, испускаемый от краевых областей сцинтилляторных пикселей. Перекрестные помехи будут высокими, и часть света будет теряться при использовании общей стеклянной подложки 60 между кристаллами 50 и детекторными пикселями 10 (фиг. 2B), даже если листы отражателя будут 100% отражающими. Структурирование стеклянной пластины может являться решением, но является рискованным и дорогостоящим.
Следовательно, в вышеописанном стандартном техническом подходе на основе соединения один к одному сцинтилляторных пикселей и детекторных пикселей (например, пикселей SiPM) сигнал теряется, и в высшей степени трудно избежать оптических перекрестных помех между пикселями.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯ
Целью настоящего изобретения является обеспечение пикселированного детекторного устройства с уменьшенными оптическими перекрестными помехами между пикселями, и с более высокой эффективностью улавливания света.
Эта цель достигается посредством пикселированного детекторного устройства согласно п. 1 формулы изобретения и посредством способа производства согласно п. 9 формулы изобретения.
Соответственно, стандартный подход соединения один к одному более не используется и предлагается технологически более легкое решение. Предложенная компоновка использует существенный полупиксельный сдвиг между кристаллами и детекторными пикселями в по меньшей мере одном измерении, так что каждый сцинтилляторный кристалл считывается посредством по меньшей мере двух детекторных пикселей одновременно.
Дополнительно, технические требования для оптического монтажа сильно ослабляются в сравнении со стандартным соответствием один к одному, давая результатом более высокую производительность и уменьшенные затраты производства.
Согласно первому аспекту детекторные пиксели и сцинтилляторные кристаллы могут быть одного и того же размера и сдвинутыми по отношению друг к другу на, по существу, половину их размера в обоих измерениях. В силу этого, каждый сцинтилляторный кристалл считывается посредством четырех детекторных пикселей одновременно. Увеличенный оптический световой выход вблизи краев детектора может, таким образом, полностью обнаруживаться и не ведет к перекрестным помехам с соседним детекторным пикселем, так как эта часть сигнала считывается в любом случае. Излучающий кристалл легко идентифицируется, без потери в разрешении по энергии. Более того, темновая скорость счета происходит только от четырех пикселей. При соответствии один к одному она фактически происходит от девяти пикселей. Если имеются перекрестные помехи через диэлектрические листы в четырех ближайших соседних кристаллах, их эффект будет уменьшаться, так как половина сигнала от этих четырех пикселей подсчитывается для идентифицированного кристалла.
Согласно второму аспекту, который может комбинироваться с вышеописанным первым аспектом, общая подложка может использоваться как для матрицы детекторов, так и матрицы кристаллов. При использовании предложенной компоновки детекторов общая подложка более не будет причинять вред, так как перекрестные помехи более не являются проблемой.
Согласно третьему аспекту, который может комбинироваться с любым из вышеописанных первого и второго аспектов, детекторные пиксели могут размещаться с шагом, который является отличающимся от шага сцинтилляторных кристаллов. С предложенной компоновкой детекторов более не является необходимым использовать в точности один и тот же шаг для кристаллов и детекторных пикселей. Это обеспечивает возможность постоянного шага и точной компоновки сцинтилляторных кристаллов, необходимых для восстановления изображения, и слегка другого шага для детекторных пикселей, так что плитки детекторов могут легко размещаться в более больших модулях без механических проблем. Результирующее пространство между плитками может даже использоваться для считывания данных, когда отражающий слой наносится ниже соответствующих областей стеклянной пластины.
Согласно четвертому аспекту, который может комбинироваться с любым из вышеописанных первого и третьего аспектов, два соседних пикселя из детекторных пикселей могут объединяться, так чтобы образовать блочную структуру матрицы детекторов. Это обеспечивает возможность идентификации кристалла по только трем детекторным пикселям с двойной пиксельной областью, и скорость считывания данных может увеличиваться.
Согласно пятому аспекту, который может комбинироваться с вышеописанными вторым или третьим аспектом, детекторные пиксели могут быть в четыре раза более большими, чем сцинтилляторные кристаллы (50), и при этом один сцинтилляторный кристалл центрируется над одним детекторным пикселем. Тем самым могут достигаться улучшенные скорости считывания.
Согласно шестому аспекту, который может комбинироваться с любым из вышеописанных первого и пятого аспектов, детекторные пиксели на краях матрицы детекторов могут быть уменьшены вдвое в размере. Это обеспечивает возможность более близкого геометрического соответствия матриц сцинтилляторов и детекторов.
Согласно седьмому аспекту, который может комбинироваться с любым из вышеописанных первого и шестого аспектов, между детекторными пикселями может обеспечиваться отражатель, чтобы тем самым учитывать оптические потери в промежутках между детекторами.
Эти и другие аспекты изобретения будут видны из и объяснены со ссылкой на варианты осуществления, описанные ниже.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ЧЕРТЕЖЕЙ
В последующих чертежах:
Фиг. 1 показывает схематичный вид сверху стандартного пикселированного детекторного устройства;
Фиг. 2A и 2B показывают сечения стандартных устройств пикселированного детектора как без, так и с общей стеклянной подложкой;
Фиг. 3 показывает вид сверху пикселированного детекторного устройства согласно первому варианту осуществления;
Фиг. 4 показывает сечение пикселированного детекторного устройства согласно первому варианту осуществления;
Фиг. 5 показывает вид сверху пикселированного детекторного устройства с пиксельной структурой блочного типа согласно второму варианту осуществления; и
Фиг. 6 показывает вид сверху пикселированного детекторного устройства с более большой пиксельной областью согласно третьему варианту осуществления.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯ
В последующих вариантах осуществления объясняется улучшение пикселированного детекторного устройства посредством отхода от подхода соединения один к одному. Варианты осуществления направлены на детекторы PET и SPECT, построенные на основе пикселированных фотодетекторов, которые могут использовать твердотельную технологию SiPM.
Согласно вариантам осуществления предложенная компоновка детекторов использует полупиксельный сдвиг между кристаллами и детекторными пикселями в обоих измерениях, так что каждый сцинтилляторный пиксель может считываться посредством четырех детекторных пикселей одновременно.
Это обеспечивает возможность легкой идентификации пикселей по четырем соседним детекторным пикселям и удерживает темновую скорость счета низкой, даже если присутствуют умеренные оптические перекрестные помехи между соседями. Такое решение является возможным при использовании подсчета одиночных фотонов как в PET и SPECT. Предложенная структура обеспечивает возможность легкой идентификации пикселей, и использует большой световой выход на краях кристаллов.
Фиг. 3 показывает вид сверху пикселированного детекторного устройства согласно первому варианту осуществления. Между сцинтилляторными кристаллами 50 (с их отражающим слоем 30) и детекторными пикселями 12 вводится полупиксельный сдвиг и обеспечивает возможность идентификации сцинтилляторного кристалла 50 по четырем детекторным пикселям 12 вместо девяти пикселей в случае оптических перекрестных помех. Стеклянные пластины без какого-либо механического структурирования могут использоваться как общая подложка 60 (на фиг. 3 не показана) для детекторных пикселей 12 со светочувствительными областями 12 матрицы детекторов и сцинтилляторных кристаллов 50 матрицы кристаллов. Точность и затраты монтажа сильно уменьшаются. Даже может использоваться разный шаг пикселей и кристаллов, обеспечивая возможность точного шага кристаллов с плиточными детекторами.
Фиг. 4 показывает сечение пикселированного детекторного устройства согласно первому варианту осуществления с общей подложкой 60 и отражающим слоем 30. Как показано посредством стрелок на фиг. 4, свет, испускаемый на краях кристалла двух соседних сцинтилляторных кристаллов 50, обнаруживается в одном и том же детекторном пикселе 12.
Увеличенный оптический световой выход вблизи краев детектора, таким образом, полностью обнаруживается и не ведет к перекрестным помехам с соседним детекторным пикселем, так как эта часть сигнала считывается в любом случае. Излучающий кристалл легко идентифицируется, без потери в разрешении по энергии. Если имеются какие-либо перекрестные помехи через диэлектрические листы в четырех ближайших соседних кристаллах, их эффект будет уменьшаться, так как половина сигнала от этих четырех детекторных пикселей подсчитывается для идентифицированного сцинтилляторного кристалла. Более того, темновая скорость счета происходит только от четырех пикселей. При стандартном соответствии один к одному она фактически происходит от девяти пикселей.
Как уже упоминалось выше, тонкая неструктурированная стеклянная пластина может использоваться как общая подложка 60 для сцинтилляторных кристаллов 50 и детекторных пикселей 12. Оптические перекрестные помехи более не являются проблемой.
В дополнение, технические требования для оптического монтажа могут сильно ослабляться в сравнении с соответствием один к одному, давая результатом более высокую производительность и уменьшенные затраты производства. Не является необходимым использовать в точности один и тот же шаг для сцинтилляторных кристаллов 50 и детекторных пикселей 12. Это обеспечивает возможность постоянного шага и точной компоновки сцинтилляторных кристаллов 50, необходимых для восстановления изображения, и слегка другого шага для детекторных пикселей 12, так что плитки детекторов могут легко размещаться в более больших модулях без механических проблем. Результирующее пространство между плитками может даже использоваться для считывания данных, когда отражающий слой наносится ниже соответствующих областей стеклянной пластины.
В вышеописанном первом варианте осуществления каждый детекторный пиксель 12 точно центрируется под четырьмя сцинтилляторными кристаллами 50.
Фиг. 5 показывает вид сверху пикселированного детекторного устройства согласно второму варианту осуществления с пиксельной структурой блочного типа, отражающим слоем 30 и сцинтилляторными кристаллами 50. Эта модификация обеспечивает некоторую разновидность блочной структуры, где два соседних детекторных пикселя 70 объединены либо посредством дизайна микросхемы, либо посредством программного объединения. Это обеспечивает возможность идентификации кристалла только по трем детекторным пикселям с двойной пиксельной областью. Темновая скорость счета будет увеличена на 50%, но скорость считывания данных из матрицы детекторов (например, микросхемы SiPM) будет уменьшена вдвое. В виду максимальных скоростей считывания от полной системы PET это может являться решением снижения себестоимости.
Фиг. 6 показывает вид сверху пикселированного детекторного устройства согласно третьему варианту осуществления с более большой пиксельной областью, отражающим слоем 30 и сцинтилляторными кристаллами 50. Эта модификация использует в четыре раза более большие детекторные пиксели 72, чем первый вариант осуществления, с одним сцинтилляторным кристаллом 50, центрированным над детекторным пикселем 72, и соседними кристаллами, центрированными над двумя или четырьмя пикселями. Идентификация кристалла может осуществляться посредством различения в свете, распределенном между одним, двумя или четырьмя детекторными пикселями. Это является вариантом выбора для использования с детекторами, которые имеют достаточно низкую темновую скорость счета. По сравнению с первым вариантом осуществления темновая скорость счета является вплоть до в четыре раза более высокой, но полная скорость считывания данных является в четыре раза более низкой.
Детекторные пиксели на краях матрицы детекторов могут либо быть уменьшены вдвое в размере, обеспечивая возможность близкого геометрического соответствия матрицы сцинтилляторов и матрицы детекторов, либо размер пикселей может удерживаться постоянным. При использовании варианта выбора использования слегка разного пиксельного шага на матрице детекторов и кристаллов, это обеспечивает возможность помещать один столбец и ряд кристаллов над соответственными краями детекторов, без проблем выравнивания плиток детекторов. Оптические потери в промежутке между детекторами могут легко учитываться посредством отражателя, размещенного между плитками детекторов. Может выполняться коррекция усиления для всех детекторных пикселей, чтобы учитывать механическую несоосность.
Вышеописанные пикселированные детекторные устройства согласно первому по третий вариантам осуществления могут, таким образом, производиться посредством размещения множества детекторных пикселей в матрице детекторов, размещения множества сцинтилляторных кристаллов в матрице кристаллов в геометрическом соответствии с матрицей детекторов и сдвига детекторных пикселей и сцинтилляторных кристаллов по отношению друг к другу на, по существу, половину размера сцинтилляторных кристаллов в одном или двух измерениях.
Следует отметить, что настоящее изобретение не ограничивается вышеописанными вариантами осуществления. Скорее, пространственный сдвиг между сцинтилляторными кристаллами может быть меньше, чем в точности половина размера пикселя или кристалла и/или может делаться только в одном измерении матрицы. Это может обеспечивать субоптимальные решения, но будет, тем не менее, увеличивать полную производительность. Компоновки предложенных с первого по третий варианты осуществления могут использоваться в камерах PET или SPECT на основе технологии SiPM или других пикселированных полупроводниковых детекторах. В общем, они могут использоваться в любых системах PET, SPECT, PET/CT (компьютерная томография), SPECT/CT, PET/MR (магнитный резонанс), SPECT/MR.
В итоге, был описан пикселированный детектор с улучшенной структурой, чтобы обеспечивать возможность легкой идентификации пикселей даже с большим световым выходом на краях кристалла. Полупиксельный сдвиг между сцинтилляторными кристаллами и детекторными пикселями обеспечивает возможность идентификации кристалла по четырем детекторным пикселям вместо девяти пикселей в случае оптических перекрестных помех. Стеклянные пластины без какого-либо механического структурирования могут использоваться как общая подложка для детекторов и сцинтилляторов.
Из изучения чертежей, раскрытия и прилагаемой формулы изобретения специалистами в данной области техники при использовании на практике заявленного изобретения могут быть понятны и осуществлены другие изменения в раскрытых вариантах осуществления.
В формуле изобретения, слово "содержит" не исключает другие элементы или этапы, и использование единственного числа не исключает множественность. Одиночный процессор, распознающий блок или другой блок может исполнять функции нескольких элементов, изложенных в формуле изобретения. Простой факт того, что некоторые признаки излагаются во взаимно разных зависимых пунктах формулы изобретения не указывает, что комбинация этих признаков не может использоваться для преимущества.
Любые ссылочные позиции в формуле изобретения не должны толковаться как ограничивающие ее объем.
Настоящее изобретение относится к пикселированному детектору с улучшенной структурой, чтобы обеспечить возможность легкой идентификации пикселей даже с большим световым выходом на краях кристалла. Полупиксельный сдвиг между сцинтилляторными кристаллами и детекторными пикселями обеспечивает возможность идентификации кристалла по четырем детекторным пикселям вместо девяти пикселей в случае оптических перекрестных помех. Стеклянные пластины без какого-либо механического структурирования могут использоваться как общая подложка для детекторов и сцинтилляторов.

Claims (9)

1. Пикселированное детекторное устройство, содержащее:
матрицу детекторов, имеющую множество детекторных пикселей (12); и
матрицу кристаллов, имеющую множество сцинтилляторных кристаллов (50) и расположенную в геометрическом соответствии с матрицей детекторов;
при этом упомянутые детекторные пиксели (12) и упомянутые сцинтилляторные кристаллы (50) сдвинуты в по меньшей мере одном измерении по отношению друг к другу на, по существу, половину размера сцинтилляторных кристаллов (50).
2. Устройство по п. 1, в котором упомянутые детекторные пиксели (12) и упомянутые сцинтилляторные кристаллы (50) имеют один и тот же размер и сдвинуты по отношению друг к другу на, по существу, половину их размера в обоих измерениях.
3. Устройство по п. 1, дополнительно содержащее общую подложку (60), используемую как для матрицы детекторов, так и матрицы кристаллов.
4. Устройство по п. 1, в котором упомянутые детекторные пиксели (12) размещены с шагом, который является отличающимся от шага сцинтилляторных кристаллов (50).
5. Устройство по п. 1, в котором два соседних пикселя (70) из упомянутых детекторных пикселей (12) объединены так, чтобы образовать блочную структуру упомянутой матрицы детекторов.
6. Устройство по п. 1, в котором упомянутые детекторные пиксели (72) в четыре раза больше, чем упомянутые сцинтилляторные кристаллы (50), и при этом один сцинтилляторный кристалл центрирован над одним детекторным пикселем.
7. Устройство по п. 1, в котором детекторные пиксели на краях упомянутой матрицы детекторов уменьшены вдвое в размере.
8. Устройство по п. 1, дополнительно содержащее отражатель (30), обеспеченный между упомянутыми детекторными пикселями (12).
9. Способ производства пикселированного детекторного устройства, при этом упомянутый способ содержит этапы, на которых:
размещают множество детекторных пикселей (12) в матрице детекторов;
размещают множество сцинтилляторных кристаллов (50) в матрице кристаллов в геометрическом соответствии с матрицей детекторов;
сдвигают упомянутые детекторные пиксели (12) и упомянутые сцинтилляторные кристаллы (50) в по меньшей мере одном измерении по отношению друг к другу на, по существу, половину размера сцинтилляторных кристаллов (50).
RU2013113285/28A 2010-08-26 2011-08-18 Пикселированное детекторное устройство RU2567400C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP10305917 2010-08-26
EP10305917.6 2010-08-26
PCT/IB2011/053644 WO2012025858A2 (en) 2010-08-26 2011-08-18 Pixellated detector device

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2013113285A RU2013113285A (ru) 2014-10-10
RU2567400C2 true RU2567400C2 (ru) 2015-11-10

Family

ID=44645158

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2013113285/28A RU2567400C2 (ru) 2010-08-26 2011-08-18 Пикселированное детекторное устройство

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9110174B2 (ru)
EP (1) EP2609449B1 (ru)
CN (1) CN103069302B (ru)
RU (1) RU2567400C2 (ru)
WO (1) WO2012025858A2 (ru)

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2014215135A (ja) * 2013-04-24 2014-11-17 キヤノン株式会社 放射線撮像装置、その製造方法、及び放射線検査装置
CN104252005A (zh) * 2013-06-26 2014-12-31 北京大基康明医疗设备有限公司 一种pet探测器模块
US9223033B2 (en) 2014-02-26 2015-12-29 Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. Scintillator array and methods of forming a scintillator array and a radiation detector
JP6671839B2 (ja) * 2014-10-07 2020-03-25 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び撮像システム
DE102014224449A1 (de) * 2014-11-28 2016-06-02 Forschungszentrum Jülich GmbH Szintillationsdetektor mit hoher Zählrate
US9696439B2 (en) * 2015-08-10 2017-07-04 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Apparatus and method for PET detector
US9658344B1 (en) 2015-11-04 2017-05-23 Crystal Photonics, Incorporated Apparatus including scintillation crystal array with different reflector layers and associated methods
WO2017085304A1 (en) 2015-11-20 2017-05-26 Koninklijke Philips N.V. Detection values determination system
WO2017120201A1 (en) 2016-01-05 2017-07-13 Board Of Regents, The University Of Texas System Apparatus and methods for optical emission detection
US10330798B2 (en) * 2016-04-01 2019-06-25 Varian Medical Systems, Inc. Scintillating glass pixelated imager
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
IT201900010638A1 (it) * 2019-07-02 2021-01-02 St Microelectronics Srl Rilevatore di radiazione a scintillatore e dosimetro corrispondente

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20040159792A1 (en) * 1998-03-25 2004-08-19 Cti Pet Systems, Inc. Scintillation detector array for encoding the energy, position and time coordinates of gamma ray interactions
EP0958508B1 (en) * 1997-02-10 2007-03-28 THE UNIVERSITY OF ALBERTA, SIMON FRASER UNIVERSITY, THE UNIV. OF VICTORIA,THE UNIV. OF BRITISH COLUMBIA, carrying on as TRIUMF Segmented scintillation detector for photon interaction coordinates
US20090236534A1 (en) * 2008-03-18 2009-09-24 Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. Pixelated Scintillation Detector and Method of Making Same
RU2384866C2 (ru) * 2005-04-22 2010-03-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Сканер позитронно-эмиссионной томографии и магнитно-резонансной визуализации со способностью определения времени полета

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4267452A (en) * 1979-07-30 1981-05-12 Baird Corporation Radioactivity distribution detection system and crystal detector assembly
US4743764A (en) * 1984-12-04 1988-05-10 Computer Technology And Imaging, Inc. Two dimensional photon counting position encoder system and process
US4749863A (en) * 1984-12-04 1988-06-07 Computer Technology And Imaging, Inc. Two-dimensional photon counting position encoder system and process
JPS6271882A (ja) 1985-09-26 1987-04-02 Shimadzu Corp 接合型シンチレ−タの位置決め装置
JPH02201288A (ja) 1989-01-31 1990-08-09 Shimadzu Corp シンチレーション検出器
US5319204A (en) 1992-05-13 1994-06-07 Board Of Regents, The University Of Texas System Positron emission tomography camera with quadrant-sharing photomultipliers and cross-coupled scintillating crystals
JP2002071816A (ja) * 2000-08-29 2002-03-12 Japan Atom Energy Res Inst ２次元放射線および中性子イメージ検出器
JP2002207080A (ja) 2001-01-10 2002-07-26 Shimadzu Corp 放射線検出器
JP2003255049A (ja) 2002-03-06 2003-09-10 Canon Inc 光検出装置及び放射線検出装置
US7262416B2 (en) * 2002-11-27 2007-08-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Gamma camera with dynamic threshold
JP2005017044A (ja) 2003-06-24 2005-01-20 Japan Nuclear Cycle Development Inst States Of Projects 放射線位置検出装置
JP4763620B2 (ja) * 2004-01-29 2011-08-31 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 画素千鳥状化及び焦点変調を有するコンピュータ断層撮像装置及び方法
JP2008510131A (ja) * 2004-08-10 2008-04-03 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ シンチレータおよび抗散乱グリッドの配置
US8242453B2 (en) * 2004-10-15 2012-08-14 Koninklijke Philips Electronics N.V. Imaging system for nuclear medicine
US7554089B2 (en) * 2005-03-04 2009-06-30 General Electric Company Systems and methods to localize optical emission in radiation detectors
US7378659B2 (en) * 2005-03-04 2008-05-27 General Electric Company Systems and methods to localize optical emission in radiation detectors
US7301153B2 (en) * 2006-03-23 2007-11-27 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Photo sensor panel for high resolution PET
JP4619985B2 (ja) 2006-04-28 2011-01-26 住友重機械工業株式会社 放射線検出器および放射線検査装置
WO2008107808A2 (en) * 2007-03-05 2008-09-12 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Improved light detection in a pixelated pet detector
WO2008142590A2 (en) * 2007-05-16 2008-11-27 Koninklijke Philips Electronics N.V. Virtual pet detector and quasi-pixelated readout scheme for pet
US20100012846A1 (en) * 2007-07-31 2010-01-21 Yu Wang Novel scintillation detector array and associate signal processing method for gamma ray detection with encoding the energy, position, and time coordinaties of the interaction
US8410449B2 (en) * 2007-09-04 2013-04-02 Koninklijke Philips Electronics N.V. Silicon photomultiplier energy resolution
US8294108B2 (en) * 2008-02-04 2012-10-23 Shimadzu Corporation Radiation detector and tomography equipment provided with the same
US8063377B2 (en) * 2008-08-15 2011-11-22 Koninklijke Philips Electronics N.V. Crystal identification for high resolution nuclear imaging

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0958508B1 (en) * 1997-02-10 2007-03-28 THE UNIVERSITY OF ALBERTA, SIMON FRASER UNIVERSITY, THE UNIV. OF VICTORIA,THE UNIV. OF BRITISH COLUMBIA, carrying on as TRIUMF Segmented scintillation detector for photon interaction coordinates
US20040159792A1 (en) * 1998-03-25 2004-08-19 Cti Pet Systems, Inc. Scintillation detector array for encoding the energy, position and time coordinates of gamma ray interactions
RU2384866C2 (ru) * 2005-04-22 2010-03-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Сканер позитронно-эмиссионной томографии и магнитно-резонансной визуализации со способностью определения времени полета
US20090236534A1 (en) * 2008-03-18 2009-09-24 Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. Pixelated Scintillation Detector and Method of Making Same

Also Published As

Publication number Publication date
US20130153776A1 (en) 2013-06-20
CN103069302B (zh) 2019-04-16
US9110174B2 (en) 2015-08-18
WO2012025858A2 (en) 2012-03-01
RU2013113285A (ru) 2014-10-10
WO2012025858A3 (en) 2012-06-14
EP2609449B1 (en) 2017-12-20
CN103069302A (zh) 2013-04-24
EP2609449A2 (en) 2013-07-03

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2567400C2 (ru) Пикселированное детекторное устройство
TWI638180B (zh) 成像器件及電子裝置
EP1875271B1 (en) Digital silicon photomultiplier for tof-pet
US8350218B2 (en) Light detection in a pixelated pet detector
US6114703A (en) High resolution scintillation detector with semiconductor readout
JP2005533245A (ja) 陽電子放射断層撮影（ｐｅｔ）用及び単一光子放射コンピュータ断層撮影（ｓｐｅｃｔ）用のガンマ線検出器
JP6670307B2 (ja) ハイブリッドシンチレーションモジュール
JPWO2017104438A1 (ja) 撮像素子および駆動方法、並びに電子機器
US6710349B2 (en) Edge resolved dual scintillator gamma ray detection system and method
EP3086375B1 (en) Optical detector
US20140246594A1 (en) Gamma detector based on geigermode avalanche photodiodes
US11448780B2 (en) Device for the detection of gamma rays with active partitions
Moses et al. PET camera designs for imaging breast cancer and axillary node involvement
US7919757B2 (en) Radiation detector
CN106461792B (zh) 在辐射粒子探测器中的闪烁事件定位
JP4178402B2 (ja) 放射線検出器
WO2012034178A1 (en) Radiation detector method and apparatus
US20090242774A1 (en) Radiation detector
KR101175697B1 (ko) Ｐｅｔ 모듈에서의 광자 수집 효율 및 입사한 감마선 에너지 대 광전소자 어레이에서 출력된 전자의 수 간의 선형성 향상 방법
CN107390255B (zh) 一种新型ct分立探测器
US20230055050A1 (en) Device for the detection of gamma rays with interaction depth and time-of-flight encoding
US20230236328A1 (en) Method and apparatus for improved photosensor light collection in a radiation detector
US20220260736A1 (en) Silicon photomultipliers for positron emission tomography imaging systems
D’Ascenzo et al. Current status and development of CMOS SiPM for scintillator-based radiation detectors toward all-digital sensors
Foudray et al. Characterization of two thin postion-sensitive avalanche photodiodes on a single flex circuit for use in 3-d positioning pet detectors

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A The patent is invalid due to non-payment of fees

Effective date: 20160819