RU2808532C1 - Collimation detection unit, detection apparatus and spect-visualization system - Google Patents
Collimation detection unit, detection apparatus and spect-visualization system Download PDFInfo
- Publication number
- RU2808532C1 RU2808532C1 RU2023106241A RU2023106241A RU2808532C1 RU 2808532 C1 RU2808532 C1 RU 2808532C1 RU 2023106241 A RU2023106241 A RU 2023106241A RU 2023106241 A RU2023106241 A RU 2023106241A RU 2808532 C1 RU2808532 C1 RU 2808532C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- detection
- collimation
- scintillating
- gamma
- radioactive source
- Prior art date
Links
- 238000001514 detection method Methods 0.000 title claims abstract description 254
- 238000012800 visualization Methods 0.000 title claims description 9
- 239000013078 crystal Substances 0.000 claims abstract description 138
- 230000002285 radioactive effect Effects 0.000 claims abstract description 51
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 24
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 62
- 238000002603 single-photon emission computed tomography Methods 0.000 claims description 47
- 229910001385 heavy metal Inorganic materials 0.000 claims description 32
- 230000005251 gamma ray Effects 0.000 claims description 25
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 13
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 12
- 239000000945 filler Substances 0.000 claims description 8
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 8
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 5
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 claims description 3
- 239000011521 glass Substances 0.000 claims description 3
- 239000004033 plastic Substances 0.000 claims description 3
- 229920003023 plastic Polymers 0.000 claims description 3
- -1 polyethylene Polymers 0.000 claims description 3
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 claims description 3
- 229920005989 resin Polymers 0.000 claims description 3
- 239000011347 resin Substances 0.000 claims description 3
- 238000002834 transmittance Methods 0.000 claims description 3
- 239000000941 radioactive substance Substances 0.000 claims 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 12
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 abstract description 3
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 abstract description 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 abstract description 2
- 230000002265 prevention Effects 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 15
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 14
- 238000013461 design Methods 0.000 description 10
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 5
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 5
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 4
- 239000000243 solution Substances 0.000 description 4
- 230000004304 visual acuity Effects 0.000 description 4
- 238000009877 rendering Methods 0.000 description 3
- 230000004044 response Effects 0.000 description 3
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 description 2
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 description 2
- 238000004364 calculation method Methods 0.000 description 2
- 238000013170 computed tomography imaging Methods 0.000 description 2
- 238000003754 machining Methods 0.000 description 2
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 2
- 239000007769 metal material Substances 0.000 description 2
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 2
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 2
- 238000011084 recovery Methods 0.000 description 2
- 238000006467 substitution reaction Methods 0.000 description 2
- 229910014323 Lanthanum(III) bromide Inorganic materials 0.000 description 1
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 1
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 description 1
- 238000003759 clinical diagnosis Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 230000037406 food intake Effects 0.000 description 1
- 238000002347 injection Methods 0.000 description 1
- 239000007924 injection Substances 0.000 description 1
- XKUYOJZZLGFZTC-UHFFFAOYSA-K lanthanum(iii) bromide Chemical compound Br[La](Br)Br XKUYOJZZLGFZTC-UHFFFAOYSA-K 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010703 silicon Substances 0.000 description 1
- 230000017105 transposition Effects 0.000 description 1
- 238000007794 visualization technique Methods 0.000 description 1
Abstract
Description
ОБЛАСТЬ ТЕХНИКИTECHNICAL FIELD
Настоящее изобретение относится к области технологии ядерной медицинской визуализации, а более конкретно к коллимационному блоку обнаружения, аппарату обнаружения, содержащему коллимационный блок обнаружения, и системе SPECT-визуализации.The present invention relates to the field of nuclear medical imaging technology, and more particularly to a detection collimation unit, a detection apparatus comprising a detection collimation unit, and a SPECT imaging system.
УРОВЕНЬ ТЕХНИКИBACKGROUND OF THE ART
Устройство SPECT (однофотонной эмиссионной компьютерной томографии) для диагностики ядерной медицинской визуализации должно содержать по меньшей мере два компонента для достижения функции SPECT-визуализации. Одним из двух компонентов является компонент в виде детектора, который принимает множество гамма-фотонов, испускаемых обнаруженным объектом в разные моменты времени один за другим, преобразует информацию о времени, информацию об энергии и информацию о положении каждого фотона, воздействующего на детектор, в электрический сигнал и цифровым способом вводит электрический сигнал в компьютер. Другим из двух компонентов является компонент в виде коллиматора, который обычно расположен между обнаруженным объектом и компонентом в виде детектора и поглощает фотоны, испускаемые с определенных конкретных направлений в обнаруженный объект, так что фотоны, поступающие на компонент в виде детектора, могут не обнаруживаться, когда фотоны исходят с вышеупомянутых направлений, или вероятность того, что фотоны, поступающие на компонент в виде детектора, исходят с определенных конкретных направлений, значительно отличается от вероятности того, что фотоны исходят с других направлений. Таким образом, фотоны, принимаемые компонентом в виде детектора, также содержат информацию о направлении падения. Все блоки обнаружения на компоненте в виде детектора принимают определенное количество гамма-фотонов один за другим в течение периода времени визуализации, и гамма-фотоны суммируются, чтобы получить количество гамма-фотонов на каждом блоке обнаружения. Информация, относящаяся к количеству гамма-фотонов на каждом блоке обнаружения, вводится в компонент алгоритма восстановления изображения в компьютере. В алгоритме восстановления изображения вероятность того, что гамма-фотон, испускаемый каждой точкой в пространстве визуализации, будет принят каждым блоком обнаружения компонента в виде детектора, записывается в форме матрицы передачи системы, рассчитанной заранее по формуле геометрической модели или дискретизированному измерению. Алгоритм восстановления изображения может вычислять информацию о распределении интенсивности радиоактивного источника в обнаруженном объекте посредством математической операции путем использования вышеупомянутой информации о вероятности и вводной информации о гамма-фотонах и образовывать цифровое изображение для отображения в блоке отображения.A nuclear medical imaging diagnostic SPECT (single photon emission computed tomography) device must contain at least two components to achieve SPECT imaging functionality. One of the two components is a detector-type component, which receives multiple gamma photons emitted by the detected object at different times one after another, converts the time information, energy information and position information of each photon affecting the detector into an electrical signal and digitally inputs the electrical signal into the computer. The other of the two components is a collimator component, which is typically located between the detected object and the detector component and absorbs photons emitted from certain specific directions into the detected object, so that photons arriving at the detector component may not be detected when photons originate from the above directions, or the probability that photons arriving at a detector component originate from certain specific directions is significantly different from the probability that photons originate from other directions. Thus, the photons received by the detector component also contain information about the direction of incidence. All detection units on the detector component receive a certain number of gamma photons one after another during the imaging time period, and the gamma photons are summed to obtain the number of gamma photons on each detection unit. Information related to the number of gamma photons at each detection unit is input into the image restoration algorithm component of the computer. In the image restoration algorithm, the probability that a gamma photon emitted by each point in the imaging space will be received by each component detection unit in the form of a detector is written in the form of a system transfer matrix calculated in advance from a geometric model formula or a discretized measurement. The image restoration algorithm can calculate information about the intensity distribution of a radioactive source in a detected object through a mathematical operation by using the above-mentioned probability information and gamma photon input information, and generate a digital image for display in the display unit.
В отличие от передающей системы КТ-визуализации (радиоактивный источник передающей системы КТ-визуализации расположен вне тела человека, и аппарат, генерирующий рентгеновское излучение, такой как рентгеновская трубка и т.д., обычно используется в качестве радиоактивного источника, поэтому луч, проходящий через тело человека, сам по себе имеет направленность), радиоактивный источник системы SPECT-визуализации представляет собой радиоактивный изотоп, вводимый в тело человека путем инъекции, приема внутрь или ингаляционного способа, и изотоп испускает гамма-фотон изотропным образом, так что гамма-фотон, обнаруженный системой SPECT, не несет информации о направлении. Следовательно, обычная система SPECT должна использовать поглощающий коллиматор, изготовленный из тяжелого металла, который позволяет гамма-фотону только с конкретного направления попадать в детектор и поглощает гамма-фотоны с других направлений, так что гамма-фотон, принятый детектором, может нести информацию о направлении. Однако в системе SPECT конструкция компонента в виде коллиматора сталкивается с дилеммой: с одной стороны, если компонент в виде коллиматора поглощает фотоны с большинства направлений и позволяет фотонам только с нескольких направлений попадать в детектор, каждый фотон, поступающий на детектор, может нести более действенную информацию о направлении, что может быть полезно для улучшения пространственного разрешения системы визуализации; однако количество фотонов, испускаемых радиоактивным источником в единицу времени, соответствует статистическому распределению Пуассона, что приводит к относительному колебанию количества фотонов, полученных блоком обнаружения, и относительное колебание в форме стандартного отклонения обратно пропорционально значению квадратного корня из количества полученных фотонов. Следовательно, при проектировании коллиматора также требуется учитывать возможность попадания большего количества фотонов в детектор, то есть улучшения эффективности обнаружения системы визуализации, чтобы увеличить количество гамма-фотонов, принимаемых каждым блоком обнаружения, и, соответственно, уменьшить относительное статистическое колебание. Однако, таким образом, коллиматор должен позволять фотонам с большего количества направлений попадать в детектор, что тем самым уменьшает эффективность информации о направлении, передаваемой каждым фотоном, принимаемым детектором, то есть уменьшает пространственное разрешение системы визуализации.Unlike the CT imaging transmission system (the radioactive source of the CT imaging transmission system is located outside the human body, and the X-ray generating apparatus such as X-ray tube, etc. is usually used as a radioactive source, so the beam passing through human body, itself has a directionality), the radioactive source of the SPECT imaging system is a radioactive isotope introduced into the human body by injection, ingestion or inhalation, and the isotope emits a gamma photon in an isotropic manner, such that the gamma photon detected SPECT system does not carry directional information. Therefore, a conventional SPECT system must use an absorption collimator made of heavy metal, which allows a gamma photon only from a specific direction to enter the detector and absorbs gamma photons from other directions, so that a gamma photon received by the detector can carry directional information . However, in the SPECT system, the design of the collimator component faces a dilemma: on the one hand, if the collimator component absorbs photons from most directions and allows photons from only a few directions to enter the detector, each photon arriving at the detector can carry more powerful information about the direction, which can be useful for improving the spatial resolution of the imaging system; however, the number of photons emitted by a radioactive source per unit time follows a statistical Poisson distribution, which results in a relative fluctuation in the number of photons received by the detection unit, and the relative fluctuation in the form of a standard deviation is inversely proportional to the value of the square root of the number of photons received. Therefore, the design of the collimator also needs to consider the possibility of more photons hitting the detector, that is, improving the detection efficiency of the imaging system to increase the number of gamma photons received by each detection unit and, accordingly, reduce the relative statistical fluctuation. However, the collimator must thus allow photons from more directions to enter the detector, thereby reducing the effectiveness of the directional information conveyed by each photon received by the detector, i.e., reducing the spatial resolution of the imaging system.
Для традиционного коллиматора из тяжелого металла пытаются уменьшить размер отверстия и разнесение между отверстиями в направлении падения гамма-фотона, чтобы обеспечить пространственное разрешение системы SPECT. Однако это часто может приводить к ситуации, когда большое количество гамма-фотонов ослабляются и поглощаются коллиматором и, таким образом, могут не быть обнаружены детектором, что может привести к потере большого количества фотонов и серьезно воздействовать на эффективность обнаружения устройства SPECT.For a traditional heavy metal collimator, one tries to reduce the hole size and the spacing between holes in the direction of incidence of the gamma-ray photon to achieve the spatial resolution of the SPECT system. However, this can often lead to a situation where a large number of gamma photons are attenuated and absorbed by the collimator and thus may not be detected by the detector, which can result in the loss of a large number of photons and seriously impact the detection performance of the SPECT device.
Следовательно, пространственное разрешение и эффективность обнаружения системы SPECT не могут быть улучшены одновременно из-за наличия компонента в виде коллиматора из тяжелого металла.Therefore, the spatial resolution and detection efficiency of the SPECT system cannot be improved simultaneously due to the heavy metal collimator component.
С другой стороны, чтобы заставить гамма-фотон проходить через компонент в виде коллиматора из тяжелого металла, на компоненте в виде коллиматора из тяжелого металла необходимо обработать множество параллельных цилиндрических прорезей или конических проколов. Параметр формы прорезей может оказывать большое влияние на производительность системы SPECT, и поэтому необходимо точно контролировать размер обработки, а обработка металла очень сложна.On the other hand, in order to cause a gamma photon to pass through the heavy metal collimator component, a plurality of parallel cylindrical slits or conical punctures need to be machined on the heavy metal collimator component. The slot shape parameter can have a great influence on the performance of the SPECT system, and therefore the machining size needs to be precisely controlled, and metal machining is very complex.
СУЩНОСТЬ ИЗОБРЕТЕНИЯSUMMARY OF THE INVENTION
Чтобы решить по меньшей мере одну из вышеупомянутых проблем, целью настоящего изобретения является предоставление коллимационного блока обнаружения, аппарата обнаружения и системы SPECT-визуализации, которые могут улучшить пространственное разрешение, и/или повысить эффективность обнаружения, и/или уменьшить сложность обработки металла.To solve at least one of the above problems, it is an object of the present invention to provide a detection collimation unit, a detection apparatus and a SPECT imaging system that can improve spatial resolution and/or increase detection efficiency and/or reduce the complexity of metal processing.
Согласно первому аспекту настоящего изобретения предусмотрен коллимационный блок обнаружения, содержащий:According to a first aspect of the present invention, there is provided a collimation detection unit comprising:
массив сцинтиллирующих кристаллов, выполненный с возможностью приема гамма-фотона, испускаемого радиоактивным источником в обнаруженном объекте; иan array of scintillating crystals configured to receive a gamma photon emitted by a radioactive source in the detected object; And
несколько фотоэлектрических устройств, выполненных с возможностью приема гамма-фотона и преобразующих гамма-фотон в цифровой сигнал; several photovoltaic devices configured to receive a gamma photon and convert the gamma photon into a digital signal;
при этом массив сцинтиллирующих кристаллов содержит несколько сцинтиллирующих кристаллов, причем несколько сцинтиллирующих кристаллов расположены по существу параллельно и разнесены друг от друга, и каждый сцинтиллирующий кристалл имеет боковую поверхность, выполненную с возможностью приема луча, испускаемого радиоактивным источником, и концевую поверхность; иwherein the scintillating crystal array comprises multiple scintillating crystals, the multiple scintillating crystals being arranged substantially parallel and spaced apart from each other, and each scintillating crystal having a side surface configured to receive a beam emitted by a radioactive source, and an end surface; And
при этом несколько фотоэлектрических устройств сцеплены с концевыми поверхностями нескольких сцинтиллирующих кристаллов.whereby multiple photovoltaic devices are coupled to the end surfaces of multiple scintillating crystals.
Предпочтительно массив сцинтиллирующих кристаллов представляет собой двумерный массив, и массив сцинтиллирующих кристаллов содержит несколько сцинтиллирующих кристаллов, расположенных в направлении падения гамма-луча, испускаемого радиоактивным источником, и несколько сцинтиллирующих кристаллов, расположенных в направлении, перпендикулярном направлению падения гамма-луча, испускаемого радиоактивным источником.Preferably, the scintillation crystal array is a two-dimensional array, and the scintillation crystal array comprises a plurality of scintillation crystals disposed in a direction of incidence of a gamma ray emitted by a radioactive source, and a plurality of scintillation crystals disposed in a direction perpendicular to the direction of incidence of a gamma ray emitted by a radioactive source.
Предпочтительно сцинтиллирующий кристалл содержит по меньшей мере одну независимую полоску сцинтиллирующего кристалла и/или множество полосок сцинтиллирующего кристалла, склеенных вместе.Preferably, the scintillating crystal comprises at least one independent strip of scintillating crystal and/or a plurality of strips of scintillating crystal glued together.
Предпочтительно по меньшей мере одна концевая поверхность полоски сцинтиллирующего кристалла сцеплена с фотоэлектрическим устройством.Preferably, at least one end surface of the scintillating crystal strip is engaged with the photovoltaic device.
Предпочтительно в массиве сцинтиллирующих кристаллов наполнитель предусмотрен между сцинтиллирующими кристаллами, разнесенными друг от друга, и материал наполнителя содержит по меньшей мере одно из смолы, полиэтиленовой пластмассы, органического стекла и тяжелого металла.Preferably, in the scintillating crystal array, the filler is provided between the scintillating crystals spaced apart from each other, and the filler material contains at least one of resin, polyethylene plastic, organic glass and heavy metal.
Согласно второму аспекту настоящего изобретения предусмотрен аппарат обнаружения, содержащий несколько коллимационных блоков обнаружения согласно любому из вышеупомянутых решений.According to a second aspect of the present invention, there is provided a detection apparatus comprising a plurality of detection collimation units according to any of the above-mentioned solutions.
Предпочтительно несколько коллимационных блоков обнаружения жестко соединены для образования слоя коллимационных блоков обнаружения, который распределен вокруг обнаруженного объекта в форме любого из круга, многоугольника, дуги и частичного многоугольника.Preferably, a plurality of detection collimation units are rigidly connected to form a layer of detection collimation units that is distributed around the detected object in the shape of any one of a circle, a polygon, an arc, and a partial polygon.
Предпочтительно аппарат обнаружения содержит несколько слоев коллимационных блоков обнаружения, которые расположены в направлении падения гамма-луча, испускаемого радиоактивным источником, и разнесены друг от друга, и несколько слоев коллимационных блоков обнаружения расположены в шахматном порядке таким образом, что по меньшей мере один сцинтиллирующий кристалл содержится в коллимационном блоке обнаружения последнего слоя коллимационных блоков обнаружения, и гамма-фотон, испускаемый из точки поля зрения визуализации, не проходит через какое-либо фотоэлектрическое устройство или материал печатной платы на пути передачи, вдоль которого падает гамма-фотон, и достигает сцинтиллирующего кристалла последнего слоя коллимационных блоков обнаружения.Preferably, the detection apparatus comprises multiple layers of detection collimation units which are arranged in the direction of incidence of the gamma ray emitted by the radioactive source and spaced apart from each other, and the multiple layers of detection collimation units are staggered such that at least one scintillating crystal is contained in the detection collimation unit is the last layer of detection collimation units, and the gamma photon emitted from the imaging viewpoint does not pass through any photoelectric device or circuit board material in the transmission path along which the gamma photon is incident and reaches the scintillating crystal of the latter layer of collimation detection blocks.
Согласно третьему аспекту настоящего изобретения предусмотрена система SPECT-визуализации, содержащая аппарат обнаружения согласно любому из вышеупомянутых решений, блок обработки данных, блок восстановления изображения и блок отображения изображения; According to a third aspect of the present invention, there is provided a SPECT imaging system comprising a detection apparatus according to any of the above solutions, a data processing unit, an image restoration unit and an image display unit;
при этом блок обработки данных выполнен с возможностью приема и обработки цифрового сигнала, выводимого аппаратом обнаружения, для получения информации о падении каждого падающего гамма-фотона; иwherein the data processing unit is configured to receive and process the digital signal output by the detection apparatus to obtain information about the incidence of each incident gamma photon; And
при этом блок восстановления изображения выполнен с возможностью приема и обработки информации о падении множества падающих гамма-фотонов, выводимых блоком обработки данных, для получения информации о распределении радиоактивного источника в обнаруженном объекте и образования цифрового изображения; иwherein the image restoration unit is configured to receive and process information about the incidence of a plurality of incident gamma photons output by the data processing unit to obtain information about the distribution of the radioactive source in the detected object and form a digital image; And
при этом блок отображения изображения выполнен с возможностью отображения цифрового изображения для предоставления информации, необходимой для клинического диагноза.wherein the image display unit is configured to display a digital image to provide information necessary for a clinical diagnosis.
Предпочтительно каждый слой коллимационных блоков обнаружения аппарата обнаружения способен выборочно поворачиваться вокруг обнаруженного объекта.Preferably, each layer of detection collimation units of the detection apparatus is capable of selectively rotating around a detected object.
Предпочтительно система SPECT-визуализации содержит по меньшей мере два аппарата обнаружения, которые расположены в направлении падения гамма-луча, испускаемого радиоактивным источником, и разнесены друг от друга, и в направлении падения гамма-луча, испускаемого радиоактивным источником, дальний аппарат обнаружения, находящийся далеко от обнаруженного объекта, выполнен с возможностью приема гамма-фотона, испускаемого радиоактивным источником в обнаруженном объекте и проходящего через один или более ближних аппаратов обнаружения, и преобразования гамма-фотона в цифровой сигнал.Preferably, the SPECT imaging system comprises at least two detection apparatuses, which are located in the incident direction of the gamma ray emitted by the radioactive source and spaced apart from each other, and in the incident direction of the gamma ray emitted by the radioactive source, a long-range detection apparatus located far away from the detected object, is configured to receive a gamma photon emitted by a radioactive source in the detected object and passing through one or more nearby detection devices, and convert the gamma photon into a digital signal.
Предпочтительно относительное положение каждого аппарата обнаружения в системе SPECT-визуализации, разнесение между двумя смежными аппаратами обнаружения, количество полосок сцинтиллирующего кристалла в каждом коллимационном блоке обнаружения, размер полоски сцинтиллирующего кристалла и параметр режима расположения полоски сцинтиллирующего кристалла выбраны согласно пространственному разрешению и соотношению сигнал-шум изображения, требуемым системой SPECT-визуализации.Preferably, the relative position of each detection apparatus in the SPECT imaging system, the spacing between two adjacent detection apparatuses, the number of scintillating crystal strips in each detection collimation unit, the size of the scintillating crystal strip, and the scintillating crystal strip location mode parameter are selected according to the spatial resolution and signal-to-noise ratio of the image required by the SPECT imaging system.
Предпочтительно коллиматор из тяжелого металла с отверстием предусмотрен между первым аппаратом обнаружения, находящимся близко к обнаруженному объекту, и обнаруженным объектом, и/или между двумя смежными аппаратами обнаружения в направлении падения гамма-луча, испускаемого радиоактивным источником, и/или между слоями коллимационных блоков обнаружения каждого аппарата обнаружения.Preferably, a heavy metal collimator with an opening is provided between the first detection apparatus located close to the detected object and the detected object, and/or between two adjacent detection apparatuses in the direction of incidence of the gamma ray emitted by the radioactive source, and/or between layers of collimating detection units each detection device.
Кроме того, коэффициент пропускания фотона коллиматора из тяжелого металла превышает 1%.In addition, the photon transmittance of the heavy metal collimator exceeds 1%.
По сравнению с известным уровнем техники настоящее изобретение обеспечивает следующие технические эффекты.Compared with the prior art, the present invention provides the following technical effects.
Настоящее изобретение предоставляет коллимационный блок обнаружения. Коллимационный блок обнаружения содержит множество фотоэлектрических устройств и массив сцинтиллирующих кристаллов, который содержит множество сцинтиллирующих кристаллов, расположенных по существу параллельно и разнесенных друг от друга. Множество фотоэлектрических устройств сцеплены с концевыми поверхностями множества сцинтиллирующих кристаллов, так что гамма-фотон, испускаемый радиоактивным источником в обнаруженном объекте, при падении с боковой поверхности сцинтиллирующего кристалла не обязательно проходит через фотоэлектрическое устройство (то есть фотоэлектрическое устройство по существу параллельно направлению падения гамма-фотона, испускаемого радиоактивным источником в обнаруженном объекте). Таким образом, достигаются как эффект выравнивания направления гамма-луча, так и цель обнаружения фотонов без воздействия на качество изображения. Кроме того, по сравнению с существующей системой визуализации, в которой используется коллиматор из тяжелого металла, который не позволяет лучу проходить через него, коллимационный блок обнаружения согласно настоящему изобретению может избежать потери гамма-фотона и значительно повысить эффективность обнаружения гамма-фотона без воздействия на качество визуализации системы SPECT-визуализации. В то же время можно избежать трудностей при обработке множества небольших параллельных прорезей или проколов в коллиматоре из тяжелого металла и можно упростить обработку.The present invention provides a collimation detection unit. The detection collimation unit contains a plurality of photoelectric devices and a scintillating crystal array that contains a plurality of scintillating crystals arranged substantially parallel and spaced apart from each other. The plurality of photovoltaic devices are coupled to the end surfaces of the plurality of scintillating crystals such that a gamma photon emitted by a radioactive source in a detected object, when incident from the side surface of the scintillating crystal, does not necessarily pass through the photovoltaic device (that is, the photovoltaic device is substantially parallel to the direction of incidence of the gamma photon , emitted by a radioactive source in the detected object). In this way, both the effect of gamma beam direction alignment and the purpose of photon detection are achieved without affecting image quality. In addition, compared with the existing imaging system that uses a heavy metal collimator that does not allow the beam to pass through it, the collimation detection unit according to the present invention can avoid gamma photon loss and greatly improve the gamma photon detection efficiency without affecting the quality visualization of the SPECT visualization system. At the same time, the difficulty in processing many small parallel slits or punctures in the heavy metal collimator can be avoided, and processing can be simplified.
Кроме того, настоящее изобретение дополнительно предусматривает аппарат обнаружения, содержащий вышеупомянутый коллимационный блок обнаружения, и систему SPECT-визуализации. Аппарат обнаружения и система SPECT-визуализации имеют тот же технический эффект, что и вышеупомянутый коллимационный блок обнаружения, который здесь повторяться не будет.Moreover, the present invention further provides a detection apparatus comprising the above-mentioned detection collimation unit and a SPECT imaging system. The detection apparatus and SPECT imaging system have the same technical effect as the above-mentioned collimation detection unit, which will not be repeated here.
КРАТКОЕ ОПИСАНИЕ ГРАФИЧЕСКИХ МАТЕРИАЛОВBRIEF DESCRIPTION OF GRAPHIC MATERIALS
Прилагаемые графические материалы настоящего изобретения используются только для лучшего понимания технического решения и преимуществ настоящего изобретения и не представляют собой какое-либо ограничение настоящего изобретения, где:The accompanying drawings of the present invention are used only for a better understanding of the technical solution and advantages of the present invention and do not constitute any limitation of the present invention, where:
на фиг. 1 показано структурное схематическое изображение коллимационного блока обнаружения согласно варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 1 is a structural diagram showing a detection collimation unit according to an embodiment of the present invention;
на фиг. 2 показано изображение, иллюстрирующее принцип прохождения гамма-фотона в теле человека через два коллимационных блока обнаружения согласно варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 2 is an image illustrating the principle of a gamma photon passing through the human body through two detection collimation units according to an embodiment of the present invention;
на фиг. 3 показано структурное схематическое изображение аппарата обнаружения согласно первому варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 3 is a structural diagram showing a detection apparatus according to the first embodiment of the present invention;
на фиг. 4 показано структурное схематическое изображение аппарата обнаружения согласно второму варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 4 is a structural diagram of a detection apparatus according to a second embodiment of the present invention;
на фиг. 5 показано структурное схематическое изображение аппарата обнаружения согласно третьему варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 5 is a structural diagram of a detection apparatus according to a third embodiment of the present invention;
на фиг. 6 показано структурное схематическое изображение аппарата обнаружения согласно четвертому варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 6 is a structural diagram of a detection apparatus according to a fourth embodiment of the present invention;
на фиг. 7 показано структурное схематическое изображение аппарата обнаружения согласно пятому варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 7 is a structural diagram of a detection apparatus according to a fifth embodiment of the present invention;
на фиг. 8 показано структурное схематическое изображение аппарата обнаружения согласно шестому варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 8 is a structural diagram of a detection apparatus according to a sixth embodiment of the present invention;
на фиг. 9 показано структурное схематическое изображение аппарата обнаружения согласно седьмому варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 9 is a structural diagram of a detection apparatus according to a seventh embodiment of the present invention;
на фиг. 10 показано структурное схематическое изображение слоя коллимационных блоков обнаружения в форме дуги согласно варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 10 is a structural diagram showing a layer of arc-shaped detection collimation blocks according to an embodiment of the present invention;
на фиг. 11 показано структурное схематическое изображение слоя коллимационных блоков обнаружения в форме круга согласно варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 11 is a structural diagram of a circle-shaped detection collimation block layer according to an embodiment of the present invention;
на фиг. 12 показано структурное схематическое изображение слоя коллимационных блоков обнаружения в форме правильного восьмиугольника согласно варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 12 is a structural diagram showing a layer of detection collimation blocks in the shape of a regular octagon according to an embodiment of the present invention;
на фиг. 13 показано структурное изображение системы SPECT-визуализации согласно варианту осуществления настоящего изобретения;in fig. 13 is a structural view of a SPECT imaging system according to an embodiment of the present invention;
на фиг. 14 показано структурное схематическое изображение системы SPECT-визуализации согласно варианту осуществления настоящего изобретения.in fig. 14 is a structural diagram showing a SPECT imaging system according to an embodiment of the present invention.
ПОДРОБНОЕ ОПИСАНИЕ ВАРИАНТОВ ОСУЩЕСТВЛЕНИЯDETAILED DESCRIPTION OF IMPLEMENTATION OPTIONS
Настоящее изобретение будет далее описано подробно и полностью в сочетании с конкретными вариантами осуществления. Приведенные ниже описания являются лишь иллюстративными по сути и не предназначены для ограничения настоящего изобретения, применения или использования.The present invention will now be described in detail and fully in connection with specific embodiments. The following descriptions are illustrative in nature only and are not intended to limit the present invention, application or use.
На фиг. 1 показано структурное схематическое изображение коллимационного блока обнаружения согласно варианту осуществления настоящего изобретения. На фиг. 2 показано изображение, иллюстрирующее принцип прохождения гамма-фотона в теле человека через два коллимационных блока обнаружения согласно варианту осуществления настоящего изобретения. Как показано на фиг. 1 и фиг. 2, коллимационный блок 1 обнаружения согласно вариантам осуществления настоящего изобретения может быть применен к устройству или системе SPECT-визуализации и содержит: массив 10 сцинтиллирующих кристаллов и несколько фотоэлектрических устройств 20. Массив 10 сцинтиллирующих кристаллов используется для приема гамма-фотона, испускаемого радиоактивным источником в обнаруженном объекте 30. Несколько фотоэлектрических устройств 20 используются для приема гамма-фотона и преобразования гамма-фотона в цифровой сигнал. Большинство из вышеупомянутых обнаруженных объектов 30 являются органами-мишенями в теле человека или телах людей. Разумеется, обнаруженные объекты также могут представлять собой другие обнаруженные объекты.In fig. 1 is a structural diagram showing a detection collimation unit according to an embodiment of the present invention. In fig. 2 is an image illustrating the principle of a gamma photon passing through two detection collimation units in a human body according to an embodiment of the present invention. As shown in FIG. 1 and fig. 2, the detection collimation unit 1 according to embodiments of the present invention can be applied to a SPECT imaging device or system, and includes: a scintillation crystal array 10 and a plurality of photoelectric devices 20. The scintillation crystal array 10 is used to receive a gamma photon emitted by a radioactive source in the detected facility 30. Several photovoltaic devices 20 are used to receive a gamma photon and convert the gamma photon into a digital signal. Most of the above 30 detected objects are target organs in the human body or bodies of people. Of course, the detected objects can also be other detected objects.
Массив 10 сцинтиллирующих кристаллов представляет собой двумерный массив, содержащий множество сцинтиллирующих кристаллов 101. Каждый сцинтиллирующий кристалл 101 представляет собой независимую прямоугольную полоску 1011 сцинтиллирующего кристалла. Множество полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла расположены параллельно и разнесены друг от друга. Каждая полоска 1011 сцинтиллирующего кристалла имеет две концевые поверхности и четыре боковые поверхности. Боковые поверхности сцинтиллирующего кристалла 101 могут использоваться для падения гамма-луча p, испускаемого радиоактивным источником в обнаруженном объекте 30, то есть боковые поверхности сцинтиллирующего кристалла 101 могут использоваться в качестве плоскостей падения гамма-луча p, испускаемого радиоактивным источником. Одно или более фотоэлектрических устройств 20 сцеплены на одинаковом конце всех полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла, и одно или более фотоэлектрических устройств 20 сцеплены на другом конце всех полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла.The scintillation crystal array 10 is a two-dimensional array containing a plurality of scintillation crystals 101. Each scintillation crystal 101 is an independent rectangular scintillation crystal strip 1011. A plurality of scintillating crystal strips 1011 are arranged in parallel and spaced apart from each other. Each scintillation crystal strip 1011 has two end surfaces and four side surfaces. The side surfaces of the scintillating crystal 101 can be used for the incidence of a gamma ray p emitted by a radioactive source in the detected object 30, that is, the side surfaces of the scintillating crystal 101 can be used as incident planes of a gamma ray p emitted by a radioactive source. One or more photovoltaic devices 20 are coupled at the same end of all scintillation crystal strips 1011, and one or more photovoltaic devices 20 are coupled to the other end of all scintillation crystal strips 1011.
Существующий блок обнаружения нуклидов с низкой энергией (от десятков кэВ до сотен кэВ), используемый в устройстве SPECT, обычно сцепляет фотоэлектрическое устройство с плоскостью падения гамма-фотона (или плоскостью выхода) сцинтиллирующего кристалла, так что гамма-фотон при прохождении через плоскость падения гамма-фотона может быть легко заблокирован и ослаблен фотоэлектрическим устройством, а также соответствующим электронным устройством и печатной платой, что тем самым вызывает потерю гамма-фотона и воздействует на качество изображения.The existing low energy nuclide detection unit (tens of keV to hundreds of keV) used in the SPECT device typically couples the photovoltaic device to the gamma photon incidence plane (or exit plane) of the scintillating crystal, such that the gamma photon, when passing through the gamma photon incidence plane, The gamma photon can be easily blocked and weakened by the photovoltaic device as well as the corresponding electronic device and circuit board, thereby causing gamma photon loss and affecting image quality.
На основании конструкции коллимационного блока обнаружения вышеупомянутой структуры настоящего изобретения гамма-фотон, испускаемый радиоактивным источником в обнаруженном объекте 30, при падении с боковой поверхности полоски 1011 сцинтиллирующего кристалла не обязательно проходит через фотоэлектрическое устройство 20 (то есть фотоэлектрическое устройство 20 по существу параллельно направлению падения гамма-фотона p, испускаемого радиоактивным источником в обнаруженном объекте 30). Таким образом, достигаются как эффект коллимации направления гамма-луча, так и цель обнаружения фотонов без воздействия на качество изображения. Кроме того, по сравнению с существующей системой визуализации, в которой используется коллиматор из тяжелого металла, который не позволяет лучу проходить через него, коллимационный блок 1 обнаружения согласно настоящему изобретению может избежать потери гамма-фотона и значительно повысить эффективность обнаружения гамма-фотона без воздействия на качество визуализации системы SPECT-визуализации. В то же время можно избежать трудностей обработки при обработке множества небольших параллельных прорезей или проколов в коллиматоре из тяжелого металла и можно упростить обработку.Based on the design of the detection collimation unit of the above-mentioned structure of the present invention, a gamma photon emitted by a radioactive source in the detected object 30 when falling from the side surface of the scintillating crystal strip 1011 does not necessarily pass through the photovoltaic device 20 (that is, the photovoltaic device 20 is substantially parallel to the direction of incidence of the gamma -photon p emitted by a radioactive source in the detected object 30). In this way, both the gamma ray direction collimation effect and the purpose of photon detection are achieved without affecting image quality. In addition, compared with the existing imaging system that uses a heavy metal collimator that does not allow the beam to pass through it, the detection collimator unit 1 according to the present invention can avoid gamma photon loss and greatly improve the gamma photon detection efficiency without affecting quality of visualization of the SPECT visualization system. At the same time, processing difficulties in processing many small parallel slits or punctures in a heavy metal collimator can be avoided, and processing can be simplified.
Как показано на фиг. 1 и фиг. 2, способ расположения массива 10 сцинтиллирующих кристаллов в настоящем изобретении не ограничен. Массив 10 сцинтиллирующих кристаллов может быть выполнен в виде массива двумерного расположения, содержащего множество сцинтиллирующих кристаллов 101, расположенных в направлении падения гамма-луча p, испускаемого радиоактивным источником, и множество сцинтиллирующих кристаллов 101, расположенных перпендикулярно направлению падения гамма-луча p, испускаемого радиоактивным источником, или в виде другого массива двумерного расположения.As shown in FIG. 1 and fig. 2, the arrangement method of the scintillation crystal array 10 in the present invention is not limited. The scintillation crystal array 10 may be configured as a two-dimensional array containing a plurality of scintillation crystals 101 arranged in the incident direction of a gamma ray p emitted by a radioactive source, and a plurality of scintillation crystals 101 arranged perpendicular to the incident direction of a gamma ray p emitted by a radioactive source , or as another two-dimensional array.
Как показано на фиг. 3, первый вариант осуществления настоящего изобретения предусматривает аппарат обнаружения. Аппарат 2 обнаружения в первом варианте осуществления содержит коллимационный блок 1' обнаружения (поскольку коллимационный блок 1' обнаружения находится близко к обнаруженному объекту 30, коллимационный блок 1' обнаружения может использоваться в качестве переднего слоя коллимационных блоков обнаружения), состоящий из ряда кристаллов обнаружения (каждый кристалл обнаружения содержит полоску 1011 сцинтиллирующего кристалла и сцепленное фотоэлектрическое устройство 20), расположенных с интервалами, и коллимационный блок 2' обнаружения (поскольку коллимационный блок 2' обнаружения находится далеко от обнаруженного объекта 30, коллимационный блок 2' обнаружения может использоваться в качестве заднего слоя коллимационных блоков обнаружения), состоящий из ряда кристаллов обнаружения, расположенных близко друг к другу. Из-за наличия коллимационного блока 1' обнаружения гамма-фотон, который может быть обнаружен в положении коллимационного блока 2' обнаружения, имеет разные вероятности исхода из разных положений от 1" до 7" в теле человека. Гамма-фотон имеет высокую вероятность исхода из положений 3" и 5" и низкую вероятность исхода из положений 1", 2", 4", 6' и 7". Из-за наличия коллимационного блока 1' обнаружения в варианте осуществления коллимационный блок 2' обнаружения может иметь разрешающую способность и эффект коллимации для направления падения гамма-фотона.As shown in FIG. 3, the first embodiment of the present invention provides a detection apparatus. The detection apparatus 2 in the first embodiment includes a detection collimation unit 1' (since the detection collimation unit 1' is close to the detected object 30, the detection collimation unit 1' can be used as a front layer of detection collimation units) consisting of a number of detection crystals (each the detection crystal includes a scintillating crystal strip 1011 and a coupled photoelectric device 20) arranged at intervals, and a detection collimation unit 2' (since the detection collimation unit 2' is located far from the detected object 30, the detection collimation unit 2' can be used as a back layer of collimation detection units), consisting of a number of detection crystals located close to each other. Due to the presence of the detection collimation unit 1', a gamma photon that can be detected at the position of the detection collimation unit 2' has different probabilities of originating from different positions from 1" to 7" in the human body. A gamma photon has a high probability of originating from positions 3" and 5" and a low probability of originating from positions 1", 2", 4", 6' and 7". Due to the presence of the detection collimation unit 1' in the embodiment, the detection collimation unit 2' may have a resolving power and a collimation effect for the direction of incidence of the gamma photon.
Конструкция слоя коллимационных блоков обнаружения может воздействовать на задний слой коллимационных блоков обнаружения с точки зрения эффективности обнаружения и разрешающей способности для направления падения гамма-фотона. Меньший зазор расположения массива кристаллов на переднем слое коллимационных блоков обнаружения приводит к лучшей разрешающей способности для направления падения гамма-фотона на заднем слое коллимационных блоков обнаружения и более низкой эффективности обнаружения. Большая толщина кристалла на переднем слое коллимационных блоков обнаружения в направлении падения фотона приводит к лучшей разрешающей способности для направления падения гамма-фотона на заднем слое коллимационных блоков обнаружения и более низкой эффективности обнаружения. На фиг. 3 показан пример разреза области сцинтиллирующих кристаллов 101, в которой полоски 101 сцинтиллирующего кристалла расположены в осевом направлении тела человека. Регулируя разнесение между кристаллами в коллимационном блоке 1' обнаружения, можно изменять эффект коллимации на кристаллах в коллимационном блоке 2' обнаружения и можно регулировать разрешающую способность кристаллов в коллимационном блоке 2' обнаружения для направления падения гамма-фотона.The design of the detection collimation block layer can affect the rear layer of the detection collimation blocks in terms of detection efficiency and resolving power for the direction of incidence of the gamma photon. The smaller clearance of the crystal array on the front layer of the detection collimation units results in better resolution for the direction of incidence of the gamma photon on the rear layer of the detection collimation units and lower detection efficiency. Larger crystal thickness on the front layer of the detection collimation units in the photon incident direction results in better resolution for the gamma photon incident direction on the rear layer of the detection collimation units and lower detection efficiency. In fig. 3 shows a cross-sectional example of the scintillating crystal region 101 in which the scintillating crystal strips 101 are located in the axial direction of the human body. By adjusting the spacing between the crystals in the detection collimation unit 1', the collimation effect on the crystals in the detection collimation unit 2' can be changed, and the resolution of the crystals in the detection collimation unit 2' can be adjusted for the direction of incidence of the gamma photon.
Как показано на фиг. 4, второй вариант осуществления настоящего изобретения предусматривает аппарат обнаружения. Аппарат 2 обнаружения во втором варианте осуществления содержит два слоя коллимационных блоков обнаружения (что эквивалентно включению переднего слоя коллимационных блоков обнаружения, состоящего из двух рядов чередующихся кристаллов обнаружения, и заднего слоя коллимационных блоков обнаружения, состоящего из ряда близко соединенных кристаллов обнаружения). В варианте осуществления, благодаря эффекту нескольких рядов кристаллов коллимационного блока 1' обнаружения и коллимационного блока 2' обнаружения, вероятность того, что фотон исходит из положения 3", выше, чем вероятность того, что фотон исходит из других положений. То есть, по сравнению с первым вариантом осуществления, задний слой коллимационных блоков обнаружения имеет лучшую разрешающую способность для направления падения гамма-фотона, но относительно более низкую эффективность обнаружения. Однако эффективность обнаружения переднего слоя коллимационных блоков обнаружения становится больше, поэтому общая эффективность обнаружения аппарата обнаружения не становится меньше. Более того, ряд кристаллов обнаружения на ближнем конце коллимационного блока 1' обнаружения в переднем слое коллимационных блоков обнаружения также играет роль коллимации обнаружения фотона на ряде кристаллов обнаружения на дальнем конце коллимационного блока 1' обнаружения.As shown in FIG. 4, a second embodiment of the present invention provides a detection apparatus. The detection apparatus 2 in the second embodiment includes two layers of detection collimation units (which is equivalent to including a front layer of detection collimation units consisting of two rows of alternating detection crystals, and a rear layer of detection collimation units consisting of a row of closely connected detection crystals). In the embodiment, due to the effect of multiple rows of crystals of the detection collimation unit 1' and the detection collimation unit 2', the probability that a photon originates from the 3" position is higher than the probability that a photon originates from other positions. That is, compared With the first embodiment, the rear layer of collimation detection units has better resolving power for the direction of incidence of the gamma photon, but relatively lower detection efficiency.However, the detection efficiency of the front layer of collimation detection units becomes larger, so the overall detection efficiency of the detection apparatus does not become smaller.More Moreover, the row of detection crystals at the proximal end of the detection collimation unit 1' in the front layer of the detection collimation units also plays the role of photon detection collimation on the row of detection crystals at the distal end of the detection collimation unit 1'.
В варианте осуществления настоящего изобретения при расположении множества сцинтиллирующих кристаллов 101 массива 10 сцинтиллирующих кристаллов иногда множество сцинтиллирующих кристаллов 101 могут быть не полностью расположены параллельно, при условии что множество сцинтиллирующих кристаллов 101 по существу параллельны, то есть некоторые сцинтиллирующие кристаллы 101 могут быть расположены под наклоном, так что между сцинтиллирующими кристаллами 101 и другими сцинтиллирующими кристаллами 101 может быть образован совсем небольшой угол наклона. Например, угол наклона может иметь любое значение в диапазоне от 0° до 15°.In an embodiment of the present invention, when a plurality of scintillating crystals 101 are arranged in a scintillating crystal array 10, sometimes the plurality of scintillating crystals 101 may not be completely arranged in parallel, provided that the plurality of scintillating crystals 101 are substantially parallel, that is, some scintillating crystals 101 may be arranged at an angle, so that only a small inclination angle can be formed between the scintillating crystals 101 and the other scintillating crystals 101. For example, the tilt angle can be any value in the range from 0° to 15°.
Как показано на фиг. 5, третий вариант осуществления настоящего изобретения предусматривает аппарат обнаружения. В массиве 10 сцинтиллирующих кристаллов, содержащемся в аппарате обнаружения согласно третьему варианту осуществления, в дополнение к воздуху пространство между сцинтиллирующими кристаллами 101, расположенными с интервалами, может быть заполнено наполнителем из легкого материала низкой плотности для стабилизации сцинтиллирующего кристалла 101. Необязательно материал наполнителя содержит по меньшей мере одно из смолы, полиэтиленовой пластмассы и органического стекла. Кроме того, при условии обеспечения стабильности структуры массива 10 сцинтиллирующих кристаллов, может быть принята полая конструкция или может быть изменен размер наполнителя, чтобы уменьшить ослабление гамма-фотона.As shown in FIG. 5, a third embodiment of the present invention provides a detection apparatus. In the scintillation crystal array 10 contained in the detection apparatus according to the third embodiment, in addition to air, the space between the scintillation crystals 101 arranged at intervals may be filled with a filler of lightweight, low-density material to stabilize the scintillation crystal 101. Optionally, the filler material contains at least at least one of resin, polyethylene plastic and organic glass. In addition, as long as the structure of the scintillation crystal array 10 is ensured to be stable, a hollow structure may be adopted or the size of the filler may be changed to reduce gamma photon attenuation.
В другом варианте осуществления настоящего изобретения в массиве 10 сцинтиллирующих кристаллов материалом из тяжелого металла высокой плотности может быть заполнено пространство между сцинтиллирующими кристаллами 101, расположенными с интервалами, так что материал из тяжелого металла высокой плотности может иметь коэффициент ослабления, значительно отличающийся от коэффициента ослабления материала сцинтиллирующего кристалла 101 относительно гамма-фотона. То есть, когда устройство SPECT-визуализации имеет множество коллимационных блоков обнаружения, расположенных с интервалами в направлении падения гамма-луча p, испускаемого радиоактивным источником, вероятность того, что гамма-фотон проходит через область полоски 1011 сцинтиллирующего кристалла ближнего коллимационного блока обнаружения, чтобы достичь дальнего коллимационного блока обнаружения, значительно отличается от вероятности того, что гамма-фотон проходит через область наполнителя ближнего коллимационного блока обнаружения, чтобы достичь дальнего коллимационного блока обнаружения. Таким образом, вероятности того, что гамма-фотон, обнаруженный на дальнем коллимационном блоке обнаружения, исходит с разных направлений, могут значительно отличаться, так что эффект коллимации ближнего коллимационного блока обнаружения на дальнем коллимационном блоке обнаружения может быть усилен. Ближний коллимационный блок обнаружения и дальний коллимационный блок обнаружения здесь относятся к относительным понятиям. В частности, принимая обнаруженный объект 30 в качестве исходной точки, коллимационный блок обнаружения, находящийся близко к обнаруженному объекту 30, называется ближним коллимационным блоком обнаружения, и коллимационный блок обнаружения, находящийся далеко от обнаруженного объекта 30, называется дальним коллимационным блоком обнаружения.In another embodiment of the present invention, in the scintillation crystal array 10, a high-density heavy metal material may be filled in the space between the scintillating crystals 101 arranged at intervals, so that the high-density heavy metal material may have an attenuation coefficient significantly different from that of the scintillating material. crystal 101 relative to the gamma photon. That is, when a SPECT imaging device has a plurality of detection collimation units arranged at intervals in the incident direction of a gamma ray p emitted by a radioactive source, the probability that a gamma photon passes through the region of the scintillating crystal strip 1011 of the near detection collimation unit to reach the far collimation detection unit is significantly different from the probability that a gamma photon passes through the filler region of the near collimation detection unit to reach the far collimation detection unit. Thus, the probabilities that a gamma photon detected at the far collimation detection unit comes from different directions may be significantly different, so that the collimation effect of the near collimation detection unit on the far collimation detection unit can be enhanced. The near collimation detection unit and the far collimation detection unit are relative concepts here. Specifically, taking the detected object 30 as an origin, the detection collimation unit located close to the detected object 30 is called a near detection collimation unit, and the detection collimation unit located far from the detected object 30 is called a far detection collimation unit.
Как показано на фиг. 6, четвертый вариант осуществления настоящего изобретения предусматривает аппарат обнаружения. Чтобы усилить эффект коллимации, коллиматор 3' из тяжелого металла с отверстием может быть добавлен между первым аппаратом 2 обнаружения (то есть коллимационным блоком 1' обнаружения на фиг. 6), находящимся близко к обнаруженному объекту 30, и обнаруженным объектом 30, и/или коллиматор 3' из тяжелого металла с отверстием добавлен между двумя смежными аппаратами 2 обнаружения (то есть между коллимационным блоком 1' обнаружения и коллимационным блоком 2' обнаружения на фиг. 6) в направлении падения гамма-луча p, испускаемого радиоактивным источником, и/или коллиматор 3' из тяжелого металла с отверстием добавлен между (внутри аппарата обнаружения, содержащего множество слоев коллимационных блоков обнаружения, и между любыми двумя слоями коллимационных блоков обнаружения) слоями коллимационных блоков обнаружения каждого аппарата 2 обнаружения. Кроме того, добавленный коллиматор 3' из тяжелого металла может также усилить эффект пространственного разрешения заднего коллимационного блока обнаружения.As shown in FIG. 6, a fourth embodiment of the present invention provides a detection apparatus. To enhance the collimation effect, a heavy metal hole collimator 3' may be added between the first detection apparatus 2 (i.e., detection collimation unit 1' in FIG. 6) located close to the detected object 30 and the detected object 30, and/or a heavy metal collimator 3' with an opening is added between two adjacent detection apparatuses 2 (that is, between the detection collimation unit 1' and the detection collimation unit 2' in FIG. 6) in the direction of incidence of the gamma ray p emitted by the radioactive source and/or a heavy metal collimator 3' with an opening is added between (inside the detection apparatus containing a plurality of layers of detection collimation units, and between any two layers of detection collimation units) the detection collimation unit layers of each detection apparatus 2. In addition, the added heavy metal collimator 3' can also enhance the spatial resolution effect of the rear collimation detection unit.
Кроме того, для обеспечения определенной эффективности обнаружения коэффициент пропускания фотона коллиматора 3' из тяжелого металла должен превышать 1 %. То есть среди фотонов, падающих на переднюю поверхность коллиматора 3' из тяжелого металла, доля фотонов, которые могут проходить через коллиматор и испускаться с задней поверхности коллиматора 3' из тяжелого металла, превышает 1 %. Отверстие на коллиматоре 3' из тяжелого металла может быть любым из линейной овальной прорези, квадратной прорези, круглой прорези, конической прорези и т. д.In addition, to ensure a certain detection efficiency, the photon transmittance of the heavy metal collimator 3' should exceed 1%. That is, among the photons incident on the front surface of the heavy metal collimator 3', the proportion of photons that can pass through the collimator and emitted from the rear surface of the heavy metal collimator 3' exceeds 1%. The hole on the heavy metal collimator 3' can be any of a linear oval slot, a square slot, a circular slot, a conical slot, etc.
Как показано на фиг. 7-9, каждый из пятого, шестого и седьмого вариантов осуществления настоящего изобретения предусматривает аппарат обнаружения, который отличается от структуры массива 10 сцинтиллирующих кристаллов вышеупомянутых вариантов осуществления (каждый сцинтиллирующий кристалл 101 представляет собой независимую полоску 1011 сцинтиллирующего кристалла). В массиве 10 сцинтиллирующих кристаллов трех вариантов осуществления каждый сцинтиллирующий кристалл 101 содержит множество полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла, склеенных вместе адгезивом. Конечно, в других вариантах осуществления настоящего изобретения также возможно, чтобы каждый сцинтиллирующий кристалл 101 содержал независимую полоску 1011 сцинтиллирующего кристалла и множество полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла, склеенных вместе.As shown in FIG. 7 to 9, each of the fifth, sixth and seventh embodiments of the present invention provides a detection apparatus that is different from the structure of the scintillation crystal array 10 of the above embodiments (each scintillation crystal 101 is an independent scintillation crystal strip 1011). In the scintillation crystal array 10 of the three embodiments, each scintillation crystal 101 includes a plurality of scintillation crystal strips 1011 bonded together with an adhesive. Of course, in other embodiments of the present invention, it is also possible for each scintillation crystal 101 to include an independent scintillation crystal strip 1011 and a plurality of scintillation crystal strips 1011 bonded together.
Как показано на фиг. 9, аппарат 2 обнаружения, предусмотренный седьмым вариантом осуществления настоящего изобретения, содержит коллимационный блок 3' обнаружения из тяжелого металла с пористостью 50 % и коллимационный блок 1' обнаружения, которые расположены в виде переднего слоя коллимационных блоков обнаружения, и коллимационный блок 2' обнаружения, который используется в качестве заднего слоя коллимационных блоков обнаружения.As shown in FIG. 9, the detection apparatus 2 provided by the seventh embodiment of the present invention includes a heavy metal detection collimation unit 3' with a porosity of 50% and a detection collimation unit 1', which are arranged as a front layer of detection collimation units, and a detection collimation unit 2', which is used as the back layer of collimation detection units.
Из-за наличия коллимационного блока 3' обнаружения из тяжелого металла и коллимационного блока 1' обнаружения гамма-фотон, обнаруженный на коллимационном блоке 2' обнаружения, имеет разные вероятности исхода из разных положений от 1" до 7" в теле человека. В варианте осуществления вероятность того, что фотон исходит из положения 3", выше, и вероятность того, что фотон исходит из других положений, ниже. То есть, по сравнению с первым вариантом осуществления, задний слой коллимационных блоков обнаружения имеет лучшую разрешающую способность для направления падения гамма-фотона и относительно более низкую эффективность обнаружения. По сравнению с пятым вариантом осуществления, из-за наличия коллимационного блока 3' обнаружения из тяжелого металла общая эффективность обнаружения аппарата 2 обнаружения становится меньше. Однако коллимационный блок 3' обнаружения из тяжелого металла также играет роль коллимации на ряде кристаллов обнаружения коллимационного блока 1' обнаружения, поэтому аппарат 2 обнаружения имеет лучшую разрешающую способность для направления падения гамма-фотона.Due to the presence of the heavy metal detection collimation unit 3' and the detection collimation unit 1', the gamma photon detected on the detection collimation unit 2' has different probabilities of originating from different positions from 1" to 7" in the human body. In the embodiment, the probability that a photon originates from the 3" position is higher, and the probability that a photon originates from other positions is lower. That is, compared with the first embodiment, the rear layer of collimation detection units has better resolution for the direction gamma photon incidence and relatively lower detection efficiency. Compared with the fifth embodiment, due to the presence of the heavy metal detection collimation unit 3', the overall detection efficiency of the detection apparatus 2 becomes smaller. However, the heavy metal detection collimation unit 3' also plays the role of collimation on a number of detection crystals of the collimation detection unit 1', so the detection apparatus 2 has better resolving power for the direction of incidence of the gamma photon.
В варианте осуществления настоящего изобретения форма полоски 1011 сцинтиллирующего кристалла не ограничивается кубоидной и может быть цилиндрической или другими формами полосок. Настоящее изобретение позволяет собирать матрицу 10 сцинтиллирующих кристаллов с использованием полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла любой одной или более формами кубоида, цилиндра и другими формами полосок.In an embodiment of the present invention, the shape of the scintillating crystal strip 1011 is not limited to cuboid, but may be cylindrical or other strip shapes. The present invention allows the scintillation crystal array 10 to be assembled using scintillation crystal strips 1011 in any one or more cuboid, cylinder, and other stripe shapes.
В варианте осуществления настоящего изобретения способ, которым множество фотоэлектрических устройств 20 сцеплены с концевыми поверхностями множества полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла, не ограничен, при условии что по меньшей мере одна концевая поверхность полоски 1011 сцинтиллирующего кристалла сцеплена с фотоэлектрическим устройством 20. Возможно, что все фотоэлектрические устройства 20 сцеплены с концевыми поверхностями на одинаковом конце всех полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла, а другой конец всех полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла является свободным концом. Можно использовать способ сцепления, как показано в первом варианте осуществления, то есть некоторые из фотоэлектрических устройств 20 сцеплены с концевыми поверхностями на одинаковом конце всех сцинтиллирующих кристаллов 101, а остальные фотоэлектрические устройства 20 сцеплены с концевыми поверхностями на другом конце всех сцинтиллирующих кристаллов 101. Также возможно, что некоторые из фотоэлектрических устройств 20 сцеплены с концевыми поверхностями на одинаковом конце части сцинтиллирующих кристаллов 101, а остальные фотоэлектрические устройства 20 сцеплены с концевой поверхностью на другом конце по меньшей мере одной части сцинтиллирующего кристалла 101 и с концевой поверхностью на другом конце оставшихся сцинтиллирующих кристаллов 101, отличных от части сцинтиллирующего кристалла 101, и т. д.In the embodiment of the present invention, the manner in which a plurality of photovoltaic devices 20 are coupled to the end surfaces of a plurality of scintillating crystal strips 1011 is not limited as long as at least one end surface of the scintillating crystal strip 1011 is coupled to the photovoltaic device 20. It is possible that all of the photovoltaic devices 20 are engaged with end surfaces at the same end of all scintillating crystal strips 1011, and the other end of all scintillating crystal strips 1011 is a free end. It is possible to use an interlocking method as shown in the first embodiment, that is, some of the photovoltaic devices 20 are interlocked with the end surfaces at the same end of all the scintillating crystals 101, and the remaining photovoltaic devices 20 are interlocked with the end surfaces at the other end of all the scintillating crystals 101. It is also possible. that some of the photovoltaic devices 20 are engaged with end surfaces at the same end of a portion of the scintillation crystals 101, and the remaining photovoltaic devices 20 are engaged with an end surface at the other end of at least one portion of the scintillation crystal 101 and with an end surface at the other end of the remaining scintillation crystals 101 , different from the scintillating crystal part 101, etc.
В первом варианте осуществления выходные сигналы двух фотоэлектрических устройств 20, сцепленных на обоих концах всех сцинтиллирующих кристаллов 101, совместно используются для расчета и определения положения в трехмерном пространстве, где событие гамма-фотона применяется в коллимационном блоке 1 обнаружения, так что устройство или система SPECT-визуализации может обеспечивать трехмерную визуализацию. Конкретная формула расчета выглядит следующим образом:In the first embodiment, the output signals of two photoelectric devices 20 coupled at both ends of all scintillating crystals 101 are jointly used to calculate and determine the position in three-dimensional space where the gamma photon event is applied in the detection collimation unit 1, so that the device or system SPECT- rendering can provide three-dimensional visualization. The specific calculation formula is as follows:
В формуле DOI представляет положение в трехмерном пространстве, где применяется событие гамма-фотона; E 1 и E 2 представляют амплитуды сигнала или площади фотоэлектрических устройств, сцепленных на обоих концах; k и b представляют собой коэффициенты подгонки, которые получены с помощью эксперимента по калибровочному измерению и подгонки. Конкретный процесс калибровки заключается в следующем.In the formula , the DOI represents the position in 3D space where the gamma photon event is applied; E 1 and E 2 represent the signal amplitudes or areas of photovoltaic devices coupled at both ends; k and b are the fitting coefficients, which are obtained through the calibration measurement experiment and the fitting. The specific calibration process is as follows.
1. Коллимационный радиоактивный источник размещается на одной стороне коллимационного блока обнаружения, и определяется положение DOI, при котором коллимированный радиоактивный источник попадает на коллимационный блок обнаружения.1. The collimated radioactive source is placed on one side of the detection collimation unit, and the DOI position at which the collimated radioactive source hits the detection collimation unit is determined.
2. Собирается множество событий, и получаются значения E 1 и E 2 для каждого события.2. The set of events is collected and the values of E 1 and E 2 for each event are obtained.
3. рассчитывается для каждого события.3. calculated for each event.
4. Полиномиальная линейная подгонка выполняется согласно значению DOI и значению для получения коэффициентов подгонки k и b.4. Polynomial linear fitting is performed according to the DOI value and the value to obtain the fitting coefficients k and b .
В варианте осуществления настоящего изобретения материал полоски 1011 сцинтиллирующего кристалла может быть выбран из любого из NaI, CsI, LaBr3, CLYC, BGO, LSO, LYSO, GSO, YSO, YAP, GAGG. Разумеется, множество полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла массива 10 сцинтиллирующих кристаллов может быть изготовлено из одного и того же материала или разных материалов. Полоски 1011 сцинтиллирующего кристалла, изготовленные из разных материалов, могут иметь разные соотношения ослабления относительно гамма-фотона. Длина полоски 1011 сцинтиллирующего кристалла не ограничена и может быть обоснованно выбрана согласно фактическому применению.In an embodiment of the present invention, the material of the scintillation crystal strip 1011 may be selected from any of NaI, CsI, LaBr3, CLYC, BGO, LSO, LYSO, GSO, YSO, YAP, GAGG. Of course, the plurality of scintillating crystal strips 1011 of the scintillating crystal array 10 may be made of the same material or different materials. Scintillation crystal strips 1011 made of different materials may have different gamma photon attenuation ratios. The length of the scintillating crystal strip 1011 is not limited and can be reasonably selected according to the actual application.
В варианте осуществления настоящего изобретения для фотоэлектрического устройства 20 может быть выбран по меньшей мере один из лавинного фотодиода (APD), кремниевого фотоумножителя (SiPM), фотоумножителя (PMT), лавинного фотодиода в режиме Гейгера (GAPD) и твердотельного фотоумножителя (SSPM). Когда множество коллимационных блоков обнаружения расположены с интервалами в направлении падения гамма-луча p, испускаемого радиоактивным источником, в аппарате обнаружения, по сравнению с использованием PMT-устройства, использование любого из SiPM, APD, GAPD и SSPM может уменьшить расстояние между коллимационными блоками обнаружения, тем самым уменьшая размер и занимаемое пространство аппарата обнаружения или всего устройства SPECT-визуализации.In an embodiment of the present invention, at least one of an avalanche photodiode (APD), a silicon photomultiplier tube (SiPM), a photomultiplier tube (PMT), a Geiger avalanche photodiode (GAPD), and a solid-state photomultiplier tube (SSPM) may be selected for the photovoltaic device 20. When a plurality of detection collimation units are arranged at intervals in the incident direction of a gamma ray p emitted by a radioactive source in the detection apparatus, compared with using a PMT device, using any of SiPM, APD, GAPD and SSPM can reduce the distance between the detection collimation units. thereby reducing the size and space footprint of the detection apparatus or the entire SPECT imaging device.
На фиг. 10 показано структурное схематическое изображение слоя коллимационных блоков обнаружения в форме дуги согласно варианту осуществления настоящего изобретения. Как показано на фиг. 10, аппарат 2 обнаружения согласно вариантам осуществления настоящего изобретения содержит множество коллимационных блоков 1 обнаружения любого типа, описанного выше. Множество коллимационных блоков 1 обнаружения жестко соединены для образования слоя коллимационных блоков обнаружения, распределенного в форме дуги вокруг обнаруженного объекта 20.In fig. 10 is a structural diagram showing a layer of arc-shaped detection collimation blocks according to an embodiment of the present invention. As shown in FIG. 10, the detection apparatus 2 according to embodiments of the present invention includes a plurality of detection collimation units 1 of any type described above. A plurality of detection collimation units 1 are rigidly connected to form a layer of detection collimation units distributed in an arc shape around the detected object 20.
В другом варианте осуществления настоящего изобретения аппарат 2 обнаружения может содержать множество слоев коллимационных блоков обнаружения, расположенных с интервалами в направлении падения гамма-луча p, испускаемого радиоактивным источником, и множество слоев коллимационных блоков обнаружения расположены в шахматном порядке таким образом, что по меньшей мере один сцинтиллирующий кристалл 101 находится на коллимационном блоке 1 обнаружения последнего слоя коллимационных блоков обнаружения. Таким образом, гамма-фотон, испускаемый из точки поля зрения визуализации, не проходит через какое-либо фотоэлектрическое устройство или материал печатной платы на пути передачи, вдоль которого падает гамма-фотон, и достигает сцинтиллирующего кристалла последнего слоя коллимационных блоков обнаружения. Таким образом, когда гамма-фотон падает на боковую поверхность полоски 1011 сцинтиллирующего кристалла массива сцинтиллирующих кристаллов, потери гамма-фотона можно избежать без воздействия на качества изображения.In another embodiment of the present invention, the detection apparatus 2 may comprise a plurality of layers of detection collimation units arranged at intervals in the incident direction of a gamma ray p emitted by a radioactive source, and a plurality of layers of detection collimation units arranged in a checkerboard pattern such that at least one The scintillating crystal 101 is located on the detection collimation unit 1 of the last layer of detection collimation units. Thus, the gamma photon emitted from the point of view of the imaging field does not pass through any photovoltaic device or circuit board material in the transmission path along which the gamma photon is incident and reaches the scintillating crystal of the last layer of collimation detection units. Thus, when a gamma photon is incident on the side surface of the scintillating crystal strip 1011 of the scintillating crystal array, loss of the gamma photon can be avoided without affecting image quality.
В вариантах осуществления настоящего изобретения реализация жесткого соединения между множеством коллимационных блоков 1 обнаружения, образующих один и тот же слой коллимационных блоков обнаружения, не ограничена, например, соединение может быть реализовано с помощью адгезива или жесткого соединителя.In embodiments of the present invention, the implementation of a rigid connection between a plurality of detection collimation units 1 forming the same detection collimation unit layer is not limited, for example, the connection may be realized by an adhesive or a rigid connector.
В вариантах осуществления настоящего изобретения форма, в которой множество жестко соединенных коллимационных блоков 1 обнаружения распределены вокруг обнаруженного объекта 30 (то есть форма, в которой образован слой коллимационных блоков обнаружения), не ограничивается дугой и также может быть любой из круглой (см. фиг. 11), многоугольной (например, правильной шестиугольной или восьмиугольной, см. фиг. 12) и частично многоугольной (то есть локальной формой многоугольника, например, полуформой правильного шестиугольника или восьмиугольника).In embodiments of the present invention, the shape in which a plurality of rigidly connected detection collimation units 1 are distributed around the detected object 30 (that is, the shape in which a layer of detection collimation units is formed) is not limited to an arc, and can also be any of circular (see FIG. 11), polygonal (for example, regular hexagonal or octagonal, see Fig. 12) and partially polygonal (that is, a local form of a polygon, for example, a half-shape of a regular hexagon or octagon).
На фиг. 13 показано структурное изображение системы SPECT-визуализации согласно варианту осуществления настоящего изобретения. На фиг. 14 показано структурное схематическое изображение системы SPECT-визуализации, содержащей два слоя коллимационных блоков обнаружения, согласно варианту осуществления настоящего изобретения. Как показано на фиг. 13 и фиг. 14, система 3 SPECT-визуализации согласно вариантам осуществления настоящего изобретения содержит аппарат 2 обнаружения, имеющий два слоя коллимационных блоков обнаружения, блок 301 обработки данных, блок 302 восстановления изображения и блок 303 отображения. Разумеется, в вариантах осуществления настоящего изобретения конкретное количество и структура слоев коллимационных блоков обнаружения, составляющих аппарат 2 обнаружения, могут быть спроектированы согласно фактическому применению.In fig. 13 is a structural view of a SPECT imaging system according to an embodiment of the present invention. In fig. 14 is a structural diagram showing a SPECT imaging system comprising two layers of detection collimation units according to an embodiment of the present invention. As shown in FIG. 13 and fig. 14, the SPECT imaging system 3 according to embodiments of the present invention includes a detection apparatus 2 having two layers of detection collimation units, a data processing unit 301, an image restoration unit 302, and a display unit 303. Of course, in the embodiments of the present invention, the specific number and layer structure of the detection collimation units constituting the detection apparatus 2 can be designed according to the actual application.
В варианте осуществления настоящего изобретения каждый слой коллимационных блоков обнаружения аппарата 2 обнаружения способен выборочно поворачиваться вокруг обнаруженного объекта 30, например, по окружности обнаруженного объекта 30. Разумеется, настоящее изобретение не ограничивается этим. Следовательно, гибкость системы может быть улучшена, и может быть облегчено обнаружение обнаруженных объектов 30 с разными размерами и разными структурами. Кроме того, для дальнейшего улучшения гибкости использования системы множество слоев коллимационных блоков обнаружения могут поворачиваться вокруг обнаруженного объекта 30 с одинаковой скоростью и в одинаковом направлении или с разными скоростями и в разных направлениях.In an embodiment of the present invention, each layer of detection collimation units of the detection apparatus 2 is capable of selectively rotating around the detected object 30, for example, around the circumference of the detected object 30. Of course, the present invention is not limited to this. Therefore, the flexibility of the system can be improved, and detection of detected objects 30 with different sizes and different structures can be facilitated. In addition, to further improve the flexibility of use of the system, multiple layers of detection collimation units can be rotated around the detected object 30 at the same speed and in the same direction, or at different speeds and in different directions.
В другом варианте осуществления настоящего изобретения система 3 SPECT-визуализации содержит по меньшей мере два аппарата 2 обнаружения. Два смежных аппарата 2 обнаружения расположены в направлении падения гамма-луча p, испускаемого радиоактивным источником, и разнесены друг от друга. В направлении падения гамма-луча p, испускаемого радиоактивным источником, дальний аппарат обнаружения, находящийся далеко от обнаруженного объекта 30, используется для приема гамма-фотона, испускаемого радиоактивным источником в обнаруженном объекте 30 и проходящего через один или более ближних аппаратов обнаружения, и преобразования гамма-фотона в цифровой сигнал.In another embodiment of the present invention, the SPECT imaging system 3 comprises at least two detection apparatuses 2. Two adjacent detection devices 2 are located in the direction of incidence of the gamma ray p emitted by the radioactive source and are spaced apart from each other. In the incident direction of the gamma ray p emitted by the radioactive source, a long-range detection apparatus located far from the detected object 30 is used to receive a gamma photon emitted by a radioactive source in the detected object 30 and pass through one or more nearby detection apparatuses, and convert the gamma -photon into a digital signal.
В варианте осуществления настоящего изобретения относительное положение каждого аппарата обнаружения в системе 3 SPECT-визуализации, разнесение между двумя смежными аппаратами 2 обнаружения, количество полосок 1011 сцинтиллирующего кристалла в каждом коллимационном блоке 1 обнаружения, размер полоски 1011 сцинтиллирующего кристалла и параметр режима расположения полоски 1011 сцинтиллирующего кристалла могут быть выбраны согласно пространственному разрешению и соотношению сигнал-шум изображения, требуемым системой 3 SPECT-визуализации.In an embodiment of the present invention, the relative position of each detection apparatus in the SPECT imaging system 3, the spacing between two adjacent detection apparatuses 2, the number of scintillating crystal strips 1011 in each detection collimation unit 1, the size of the scintillating crystal strip 1011, and the location mode parameter of the scintillating crystal strip 1011 can be selected according to the spatial resolution and image signal-to-noise ratio required by the SPECT imaging system 3.
Выбор вышеупомянутых параметров требует компромисса между пространственным разрешением и характеристиками соотношения сигнал-шум изображения системы визуализации. Окончательная физическая структура системы SPECT-визуализации может быть определена путем оптимального расчета с помощью следующих этапов.The selection of the above parameters requires a trade-off between the spatial resolution and the image signal-to-noise characteristics of the imaging system. The final physical structure of the SPECT imaging system can be determined by optimal calculation using the following steps.
1. Область поля зрения визуализации разделяется на дискретные пиксельные блоки изображения, и матрица передачи системы A={a ij } рассчитывается согласно группе значений параметров проектирования системы, где a ij представляет вероятность того, что фотон, испускаемый из пиксельного блока j изображения в системе визуализации, обнаружен с помощью полоски i сцинтиллирующего кристалла.1. The imaging field of view area is divided into discrete image pixel blocks, and the system transfer matrix A={ a ij } is calculated according to a group of system design parameter values, where a ij represents the probability that a photon emitted from image pixel block j in the imaging system , detected using the i stripe of a scintillating crystal.
2. Определяется равномерный вектор изображения f по всему полю зрения. То есть, если i-й элемент в векторе f попадает в поле зрения, значение равно 1, в противном случае значение равно нулю. Рассчитывается желаемое значение прогнозных данных, полученных в результате измерения f, выполненного системой визуализации:2. A uniform image vector f is determined over the entire field of view. That is, if the i-th element in vector f comes into view, the value is 1, otherwise the value is zero. The desired value of the forecast data obtained as a result of the measurement of f performed by the visualization system is calculated:
где [·] представляет собой операцию умножения матрицы на вектор. Предполагая, что система имеет I блоков обнаружения и J блоков изображения A представляет собой матрицу из I строк × J столбцов, f представляет собой вектор столбцов из 1 строки × J столбцов, y представляет собой вектор столбцов из 1 строки × I столбцов.where [·] represents the operation of multiplying a matrix by a vector. Assuming the system has I detection blocks and J image blocks, A is an I row × J column matrix, f is a 1 row × J column vector, y is a 1 row × I column vector.
Рассчитывается информационная матрица Фишера F:The Fisher information matrix F is calculated:
где A' является транспозицией A, и представляет собой диагональную матрицу из I строк × I столбцов, в которой элементы на недиагональной линии равны 0, и значение элемента в i-й строке и i-м столбце является обратным значению элемента в i-м столбце y.where A' is the transposition of A , and is a diagonal matrix of I rows × I columns in which the elements on the off-diagonal line are 0, and the value of the element in the i-th row and i-th column is the inverse of the value of the element in the i-th column of y.
3. Рассчитывается локальная матрица ударного отклика системы:3. The local impact response matrix of the system is calculated:
где F + представляет собой обобщенную обратную матрицу Мура-Пенроуза F, и LIR представляет собой матрицу из J строк × J столбцов. Значения J в j-м (j=1,..., J) столбце представляют: значения вектора изображения, выводимые системой визуализации в качестве отклика, когда на j-й пиксельный блок изображения в пространстве поля зрения подается вводный сигнал воздействия. В идеале среди значений J в j-м столбце только значение в j-й строке равно 1, а остальные значения равны 0. В это время система визуализации имеет наилучшее пространственное разрешение. Когда пространственное разрешение системы визуализации ограничено, значение в j-й строке и i-м столбце является положительным целым числом от 0 до 1. Чем меньше значение, тем шире распределение отклика на воздействие системы визуализации, что представляет более низкое пространственное разрешение системы визуализации.where F + is the generalized inverse Moore-Penrose matrix F , and LIR is a J rows × J columns matrix. The J values in the jth ( j =1,..., J ) column represent: the image vector values output by the imaging system as a response when an input stimulus is applied to the jth pixel block of the image in field of view space. Ideally, among the J values in the jth column, only the value in the jth row is 1, and the remaining values are 0. At this time, the imaging system has the best spatial resolution. When the imaging system's spatial resolution is limited, the value in the j-th row and i-th column is a positive integer between 0 and 1. The smaller the value, the wider the imaging system's response distribution, which represents the lower spatial resolution of the imaging system.
4. Значение j-го элемента LIR по диагонали обозначается как R j , что представляет характеристику пространственного разрешения системы визуализации на j-м пиксельном блоке.4. The diagonal value of the j-th LIR element is denoted as R j , which represents the spatial resolution characteristic of the imaging system at the j-th pixel block.
5. Просматриваются значения LIR на различных пиксельных блоках изображения, и рассчитывается среднее значение:5. The LIR values on different pixel blocks of the image are viewed and the average value is calculated:
где R используется в качестве показателя оценки характеристики пространственного разрешения системы визуализации. where R is used as a metric to evaluate the spatial resolution performance of the imaging system.
6. Ковариационная матрица рассчитывается следующим образом:6. The covariance matrix is calculated as follows:
где COV представляет собой матрицу из J строк × J столбцов. j-й элемент на диагонали, т. е. значение в j-й (j=1,..., J) строке и j-м (j=1,..., J) столбце COV, представляет: вариацию статистического колебания j-го пиксельного блока изображения, который представляет чувствительность системы визуализации к шуму. Чем меньше значение, тем ниже чувствительность системы визуализации к шуму в данных измерения и тем лучше качество изображения.where COV is a matrix of J rows × J columns. The j-th element on the diagonal, i.e. the value in the j -th ( j =1,..., J ) row and j -th ( j =1,..., J ) column of COV , represents: the variation of the statistical fluctuations of the j-th pixel block of the image, which represents the sensitivity of the imaging system to noise. The lower the value, the lower the sensitivity of the imaging system to noise in the measurement data and the better the image quality.
6. Значение j-го элемента COV по диагонали обозначается как V j , что представляет вариацию j-го пиксельного блока.6. The diagonal value of the jth COV element is denoted by V j , which represents the variation of the jth pixel block.
7. Просматриваются значения COV на различных пиксельных блоках изображения, и рассчитывается среднее значение:7. The COV values on different pixel blocks of the image are viewed and the average value is calculated:
где V используется в качестве показателя оценки чувствительности системы визуализации к шуму в данных измерения. where V is used as a metric to evaluate the sensitivity of the imaging system to noise in the measurement data.
8. Этапы 1-7 повторяются с использованием разных значений параметров проектирования. Значение R и значение V всесторонне сравниваются, и комбинация параметров проектирования системы с относительно большим значением R и относительно малым значением V выводится в качестве результата оптимизированного проектирования структуры системы.8. Steps 1-7 are repeated using different design parameter values. The R value and V value are comprehensively compared, and the combination of system design parameters with a relatively large R value and a relatively small V value is output as the optimized design result of the system structure.
Блок 301 обработки данных согласно варианту осуществления используется для приема и обработки цифрового сигнала, выводимого множеством аппаратов 2 обнаружения, для получения информации о падении каждого падающего гамма-фотона; информационные данные каждого падающего гамма-фотона, полученные блоком 301 обработки данных, содержат положение, энергию, время и другие данные каждого падающего гамма-фотона.The data processing unit 301 according to the embodiment is used to receive and process the digital signal output by the plurality of detection apparatuses 2 to obtain incident information of each incident gamma photon; the information data of each incident gamma photon obtained by the data processing unit 301 contains the position, energy, time and other data of each incident gamma photon.
Блок 302 восстановления изображения согласно варианту осуществления используется для приема и обработки информации о падении множества падающих гамма-фотонов, выводимых блоком 301 обработки данных, для получения информации о распределении радиоактивного источника в обнаруженном объекте 30 и образования цифрового изображения.The image restoration unit 302 according to the embodiment is used to receive and process information about the incidence of a plurality of incident gamma photons output by the data processing unit 301 to obtain information about the distribution of a radioactive source in the detected object 30 and generate a digital image.
Кроме того, блок 302 восстановления изображения может получать информацию о распределении радиоактивного источника в обнаруженном объекте с использованием алгоритма аналитического восстановления, алгебраического итеративного алгоритма или статистического итеративного алгоритма восстановления.In addition, the image restoration unit 302 may obtain information about the distribution of the radioactive source in the detected object using an analytical restoration algorithm, an algebraic iterative algorithm, or a statistical iterative restoration algorithm.
Алгоритм аналитического восстановления, такой как формула обратной проекции с фильтрацией, выглядит следующим образом:An analytical reconstruction algorithm such as the back projection formula with filtering is as follows:
где f(x,y) представляет собой восстановленное изображение, P(ω,θ) представляет собой одномерное преобразование Фурье проекции изображения, и |ω| представляет собой фильтр пропускания верхних частот.where f(x,y) is the reconstructed image, P(ω,θ) is the one-dimensional Fourier transform of the image projection, and |ω| is a high pass filter.
Формула алгебраического итеративного алгоритма выглядит следующим образом:The formula for the algebraic iterative algorithm is as follows:
где представляет собой изображение k-й итерации, представляет собой изображение (k+1)-й итерации, представляет собой матрицу передачи итерационной системы, которая представляет вклад пикселя на изображении в проекцию, и представляет собой коэффициент релаксации k-й итерации.Where represents the image of the kth iteration, is an image of the (k+1)th iteration, is the iterative system transfer matrix that represents the contribution of a pixel in the image to the projection, and represents the relaxation coefficient of the kth iteration.
Формула статистического итеративного алгоритма восстановления выглядит следующим образом:The formula for the statistical iterative recovery algorithm is as follows:
где представляет значение пикселя j-го пикселя на изображении на k-й итерации, и представляет собой значение в i-й строке и j-м столбце матрицы передачи системы, которое представляет вклад j-й точки на изображении в i-й блок обнаружения; представляет значение пикселя j-го пикселя на изображении на (k+1)-й итерации, и представляет собой значение в i-й строке и j-м столбце матрицы передачи системы, которое представляет вклад j-й точки на изображении в i-й блок обнаружения.Where represents the pixel value of the jth pixel in the image at the kth iteration, and represents the value in the i-th row and j-th column of the system transfer matrix, which represents the contribution of the j-th point in the image to the i-th detection block; represents the pixel value of the jth pixel in the image at the (k+1)th iteration, and represents the value in the i-th row and j-th column of the system transfer matrix, which represents the contribution of the j-th point in the image to the i-th detection block.
Блок 303 отображения варианта осуществления используется для приема и отображения оцифрованного изображения, образованного блоком 302 восстановления изображения.The display unit 303 of the embodiment is used to receive and display the digitized image generated by the image restoration unit 302.
Кроме того, варианты осуществления настоящего изобретения дополнительно обеспечивают способ визуализации, к которому применяется любая из вышеупомянутых систем SPECT-визуализации. Способ визуализации включает:Moreover, embodiments of the present invention further provide an imaging method to which any of the above-mentioned SPECT imaging systems is applied. The visualization method includes:
прием гамма-фотона, испускаемого радиоактивным источником в обнаруженном объекте, и преобразование гамма-фотона в цифровой сигнал;receiving a gamma photon emitted by a radioactive source in the detected object and converting the gamma photon into a digital signal;
прием и обработку цифрового сигнала с получением информации о падении каждого падающего гамма-фотона;receiving and processing a digital signal to obtain information about the incidence of each incident gamma photon;
прием и обработку информации о падении множества падающих гамма-фотонов, с получением информации о распределении радиоактивного источника в обнаруженном объекте и образованием цифрового изображения; иreceiving and processing information about the incidence of a plurality of incident gamma photons, obtaining information about the distribution of the radioactive source in the detected object and generating a digital image; And
прием и отображение цифрового изображения, образованного блоком 302 восстановления изображения.receiving and displaying a digital image generated by the image restoration unit 302.
В варианте осуществления настоящего изобретения множество аппаратов 2 обнаружения, содержащих один или более слоев коллимационных блоков обнаружения, могут принимать гамма-фотон, испускаемый радиоактивным источником в обнаруженном объекте 30, и преобразовывать гамма-фотон в цифровой сигнал. Блок 301 обработки данных может принимать цифровые сигналы, выводимые множеством аппаратов 2 обнаружения, и обрабатывать цифровые сигналы один за другим для получения положения, энергии, времени и другой информации каждого падающего гамма-фотона. Блок 302 восстановления изображения может принимать положение, энергию, время и другую информацию множества гамма-фотонов, выводимых блоком 301 обработки данных в единицу времени, и определять решение с помощью алгоритма восстановления изображения (например, алгоритма аналитического восстановления, алгебраического итеративного алгоритма или статистического итеративного алгоритма восстановления) для получения информации о распределении радиоактивного источника в обнаруженном объекте 30 и образования цифрового изображения. Блок 303 отображения используется для окончательного отображения оцифрованного изображения, образованного блоком 302 восстановления изображения.In an embodiment of the present invention, a plurality of detection apparatuses 2 comprising one or more layers of detection collimation units can receive a gamma photon emitted by a radioactive source in the detected object 30 and convert the gamma photon into a digital signal. The data processing unit 301 can receive digital signals output by the plurality of detection apparatuses 2, and process the digital signals one by one to obtain the position, energy, time and other information of each incident gamma photon. The image restoration unit 302 may receive the position, energy, time and other information of a plurality of gamma photons output by the data processing unit 301 per unit time, and determine a solution using an image restoration algorithm (for example, an analytical restoration algorithm, an algebraic iterative algorithm, or a statistical iterative algorithm recovery) to obtain information about the distribution of the radioactive source in the detected object 30 and the formation of a digital image. The display unit 303 is used to finally display the digitized image generated by the image restoration unit 302.
Варианты осуществления настоящего изобретения дополнительно предусматривают машиночитаемый носитель информации, имеющий хранящиеся на нем машинные команды, и машинные команды при запуске исполняют каждый этап вышеупомянутого способа визуализации.Embodiments of the present invention further provide a computer-readable storage medium having machine instructions stored thereon, and the machine instructions, when run, execute each step of the above-mentioned rendering method.
Варианты осуществления настоящего изобретения дополнительно предусматривают терминал, содержащий запоминающее устройство и процессор. В запоминающем устройстве хранятся машинные команды, исполняемые на процессоре, и процессор при запуске машинных команд исполняет каждый этап вышеупомянутого способа визуализации.Embodiments of the present invention further provide a terminal including a storage device and a processor. The storage device stores machine instructions executed on the processor, and the processor, when executing the machine instructions, executes each step of the above-mentioned rendering method.
В заключение, коллимационный блок обнаружения, аппарат обнаружения и система SPECT-визуализации, предусмотренные настоящим изобретением, могут достигать эффекта коллимации направления гамма-луча и цели обнаружения фотонов без воздействия на качество изображения. Кроме того, по сравнению с существующей системой визуализации, в которой используется коллиматор из тяжелого металла, который не позволяет лучу проходить через него, можно избежать потери гамма-фотона и значительно повысить эффективность обнаружения гамма-фотона без воздействия на качество визуализации системы SPECT-визуализации. В то же время можно избежать трудностей при обработке множества небольших параллельных прорезей или проколов в коллиматоре из тяжелого металла и можно упростить обработку.In conclusion, the detection collimation unit, detection apparatus and SPECT imaging system provided by the present invention can achieve the effect of collimating the gamma ray direction and the photon detection target without affecting the image quality. In addition, compared with the existing imaging system that uses a heavy metal collimator that does not allow the beam to pass through it, gamma photon loss can be avoided and gamma photon detection efficiency can be greatly improved without affecting the imaging quality of the SPECT imaging system. At the same time, the difficulty in processing many small parallel slits or punctures in the heavy metal collimator can be avoided, and processing can be simplified.
Кроме того, за счет оптимального расположения части обнаружения в соответствии с существующей традицией визуализации в качестве аппарата обнаружения согласно настоящему изобретению можно значительно улучшить как чувствительность, так и разрешение системы.In addition, by optimally positioning the detection part in accordance with the existing imaging tradition, both the sensitivity and resolution of the system can be significantly improved as a detection apparatus according to the present invention.
Благодаря обоснованному проектированию параметров, таких как поле зрения, размер сцинтиллирующего кристалла и т. д., система SPECT-визуализации согласно настоящему изобретению может значительно улучшить эффективность обнаружения (вплоть до 0,1 % - 1 %) гамма-фотона и разрешение (менее 0,1 мм - 1 мм) по сравнению с существующей системой визуализации (с эффективностью обнаружения гамма-фотона приблизительно 0,01 % и разрешением визуализации системы приблизительно 12 мм) с коллиматором из тяжелого металла.Through reasonable design of parameters such as field of view, scintillation crystal size, etc., the SPECT imaging system of the present invention can greatly improve the gamma photon detection efficiency (up to 0.1% - 1%) and resolution (less than 0 .1 mm - 1 mm) compared to an existing imaging system (with a gamma photon detection efficiency of approximately 0.01% and a system imaging resolution of approximately 12 mm) with a heavy metal collimator.
Вышеупомянутые конкретные варианты осуществления не представляют собой ограничение объема правовой охраны настоящего изобретения. Специалисты в данной области техники должны понимать, что в зависимости от требований к проектированию и других факторов могут быть сделаны различные модификации, комбинации, подкомбинации и замены. Любые модификации, эквивалентные замены, улучшения и т. п., сделанные в пределах сущности и объема настоящего изобретения, должны быть включены в объем правовой охраны настоящего изобретения.The above-mentioned specific embodiments do not constitute a limitation on the scope of protection of the present invention. Those skilled in the art will appreciate that various modifications, combinations, subcombinations, and substitutions may be made depending on design requirements and other factors. Any modifications, equivalent substitutions, improvements, etc. made within the spirit and scope of the present invention shall be included within the scope of legal protection of the present invention.
Claims (20)
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN202010840410.2 | 2020-08-19 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2808532C1 true RU2808532C1 (en) | 2023-11-29 |
Family
ID=
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999063364A1 (en) * | 1996-11-05 | 1999-12-09 | Photon Imaging, Inc. | Radiation imaging detector |
| EP2746816A1 (en) * | 2012-12-21 | 2014-06-25 | General Equipment for Medical Imaging S.A. (Oncovision) | Gamma ray scintillation detector preserving the original scintillation light distribution |
| WO2015022354A1 (en) * | 2013-08-14 | 2015-02-19 | Koninklijke Philips N.V. | Pixel identification for small pitch scintillation crystal arrays |
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1999063364A1 (en) * | 1996-11-05 | 1999-12-09 | Photon Imaging, Inc. | Radiation imaging detector |
| EP2746816A1 (en) * | 2012-12-21 | 2014-06-25 | General Equipment for Medical Imaging S.A. (Oncovision) | Gamma ray scintillation detector preserving the original scintillation light distribution |
| WO2015022354A1 (en) * | 2013-08-14 | 2015-02-19 | Koninklijke Philips N.V. | Pixel identification for small pitch scintillation crystal arrays |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US10663606B2 (en) | Detector systems for integrated radiation imaging | |
| US7109489B2 (en) | SPECT gamma camera | |
| CA2252993C (en) | Detector assembly for multi-modality scanners | |
| US8299437B2 (en) | Gamma ray detector and gamma ray reconstruction method | |
| US7339174B1 (en) | Combined slit/pinhole collimator method and system | |
| US8766180B2 (en) | High performance computing for three dimensional proton computed tomography (HPC-PCT) | |
| EP2360493A1 (en) | Detector arrangement for a tomographic imaging apparatus, particularly for a positron emission tomograph | |
| US20100270462A1 (en) | Slit and slot scan, SAR, and compton devices and systems for radiation imaging | |
| JP2011503535A (en) | Indirect radiation detector | |
| JP7162377B2 (en) | Gamma radiation imaging device and imaging method | |
| US7323688B2 (en) | Nuclear imaging system using rotating scintillation bar detectors with slat collimation and method for imaging using the same | |
| Rahin et al. | GALI: a gamma-ray burst localizing instrument | |
| WO2017209059A1 (en) | Gamma-ray image acquisition device and gamma-ray image acquisition method | |
| EP4194901A1 (en) | Detection and collimation unit, detection apparatus, and spect imaging system | |
| US10042058B2 (en) | Detecting device for determining a position of reaction of gamma quanta and a method for determining a position of reaction of a gamma quanta in positron emission tomography | |
| RU2808532C1 (en) | Collimation detection unit, detection apparatus and spect-visualization system | |
| US6841783B2 (en) | Channels for control of scintillation crystal light response | |
| US6740881B2 (en) | Anisotropic transfer function for event location in an imaging device | |
| JP3075647B2 (en) | Design method of X-ray inspection apparatus and X-ray inspection apparatus | |
| US10989819B2 (en) | Gamma radiation detector with parallax compensation | |
| US20050029461A1 (en) | Gamma camera using rotating scintillation bar detector and method for tomographic imaging using the same | |
| JP6808214B2 (en) | Radiation measuring device | |
| US11693134B2 (en) | System and method for directional detection of radiation | |
| RU2782169C1 (en) | Apparatus for gamma ray imaging and method for such imaging | |
| US20220334268A1 (en) | Compton imaging apparatus and single photon emission and positron emission tomography system comprising same |