CN109196332A - 用于光学发射检测的装置和方法 - Google Patents

用于光学发射检测的装置和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN109196332A
CN109196332A CN201780014198.0A CN201780014198A CN109196332A CN 109196332 A CN109196332 A CN 109196332A CN 201780014198 A CN201780014198 A CN 201780014198A CN 109196332 A CN109196332 A CN 109196332A
Authority
CN
China
Prior art keywords
described piece
sensor
coupled
reflectance coating
scintillation crystal
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201780014198.0A
Other languages
English (en)
Other versions
CN109196332B (zh
Inventor
王伟海
李宏迪
R·A·拉米瑞-加拉米罗
张玉烜
H·巴格黑
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
University of Texas System
Original Assignee
University of Texas System
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by University of Texas System filed Critical University of Texas System
Publication of CN109196332A publication Critical patent/CN109196332A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN109196332B publication Critical patent/CN109196332B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L27/00—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate
    • H01L27/14—Devices consisting of a plurality of semiconductor or other solid-state components formed in or on a common substrate including semiconductor components sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation
    • H01L27/144—Devices controlled by radiation
    • H01L27/146—Imager structures
    • H01L27/14643—Photodiode arrays; MOS imagers
    • H01L27/14658—X-ray, gamma-ray or corpuscular radiation imagers
    • H01L27/14663—Indirect radiation imagers, e.g. using luminescent members
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1642—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using a scintillation crystal and position sensing photodetector arrays, e.g. ANGER cameras
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2002—Optical details, e.g. reflecting or diffusing layers
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/202—Measuring radiation intensity with scintillation detectors the detector being a crystal
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01L—SEMICONDUCTOR DEVICES NOT COVERED BY CLASS H10
    • H01L31/00—Semiconductor devices sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation; Processes or apparatus specially adapted for the manufacture or treatment thereof or of parts thereof; Details thereof
    • H01L31/08—Semiconductor devices sensitive to infrared radiation, light, electromagnetic radiation of shorter wavelength or corpuscular radiation and specially adapted either for the conversion of the energy of such radiation into electrical energy or for the control of electrical energy by such radiation; Processes or apparatus specially adapted for the manufacture or treatment thereof or of parts thereof; Details thereof in which radiation controls flow of current through the device, e.g. photoresistors
    • H01L31/09—Devices sensitive to infrared, visible or ultraviolet radiation

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • Electromagnetism (AREA)
  • Condensed Matter Physics & Semiconductors (AREA)
  • Computer Hardware Design (AREA)
  • Toxicology (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)

Abstract

用于光发射检测的装置和方法包括闪烁块角靠近传感器。

Description

用于光学发射检测的装置和方法
相关申请的交叉引用
本申请要求于2016年1月5日提交的标题为“Optical and Methods for OpticalEmission Detection”的美国临时专利申请序列No.62/274,866的优先权，其全部内容通过引用被结合于此。
政府许可权利
本发明是在国家卫生研究院(National Institute of Health)授予的批准号2R01EB001038-10的政府支持下完成的。政府拥有本发明的某些权利。
背景技术
在一次成像会话中提供形态学和分子功能信息的医学成像设备已被接受作为选择的诊断成像工具，这是因为患者和医生的受益都大幅增加。目前，几乎所有销售的正电子发射断层扫描(PET)***都具有集成的计算机断层扫描(CT)扫描仪。尽管PET-CT***具有良好的性能，但这些设备受到以下限制：(a)CT的低软组织对比度，以及(b)同时PET-CT图像采集的缺乏阻止了对器官/患者运动伪影和融合图像中的未对准的校正。因此，为了克服这些障碍，一种新颖的方法是将PET与磁共振(MR)***集成[23]。
PET和MR的集成具有几个优点，包括：(a)软组织的优越和灵活的对比度，从而改善了癌症诊断，诸如***成像；(b)由于4D(x，y，z，t)MRI成像可以与PET采集同时获取，因此PET-MR将具有准确的图像融合、对运动伪影、未对准的校正以及4D衰减校正；(c)MR的更高分辨率可用于校正较低分辨率PET图像的部分体积效应，以提供更准确的PET定量和诊断；(d)近年来CT扫描已引起担忧，MR未如CT扫描向患者给予辐射剂量；(e)可以研究功能性MRI研究与PET血流测量的相关性；(f)PET代谢研究和MR蛋白质光谱可以在代谢研究中协同作用。
但是，由于MR图像显示质子密度和组织松弛特性而不是电子密度和质量密度，因此使用MR的PET衰减校正比CT更复杂。
尽管MR-PET具有巨大潜力，但其高成本是阻碍MR-PET广泛应用的主要障碍。没有渡越时间(time-of-flight)能力的全身PET-MR成本在500万美元，其远远高于单独3T MR和单独PET组合的成本(350万美元)。此外，尽管采用了高成本的技术，但目前来自MR-PET技术领导者西门子的全身MR-PET具有4.3毫米的固有PET分辨率，其并不比过去二十年内西门子的PET-CT的分辨率更好。
本文提出的是一种新的MR-PET检测器设计，其可以大幅减少昂贵的MR-PET检测器***成本并且为当前的MR-PET***提供优异的PET成像分辨率。这种新颖的设计具有另一个重要特征，即，它是可扩展(可伸缩)的，因此设计可以实现从1毫米的临床前成像到2.5毫米(或更好)的人类成像分辨率，从而改善了当前的4-5毫米的人类MR-PET分辨率。
此外，与使用固定SiPM面板的当前PET-MR不同，利用可扩展的检测器特性，其检测器处理电子器件不会随检测器阵列维度或检测器像素大小而变化。因此，为一种检测器类型(例如，鼠标MR-PET)制造的相同检测器读出电子器件也可用于大型人类MR-PET，从而最小化为不同MR-PET***进行电子开发的工作量/成本。
因此，本文所公开的实施例可以产生一种全面的检测器平台技术，其产生从临床前MR-PET到全身MR-PET到特定于器官的MR-PET(诸如***MR-PET和脑MR-PET)的超高分辨率检测器和电子器件。所提出的检测器设计的新颖弹性可以通过针对不同成像应用和分辨率实现MR-PET检测器来证明。
此外，这种低成本且灵活的MR-PET检测器技术可以创建低成本的交互深度定位(depth-of-interaction-localizing，DOI)检测器，以改善众所周知但尚未以成本效益高的方式解决的由DOI效应引起的偏心图像模糊。经过2030多年的DOI检测器研究，最新的临床MR-PET和PET-CT***仍然没有DOI能力。启用具有所提出的设计的低成本DOI PET检测器对于实现超高分辨率MR-PET是重要的，因为MR孔小，约70厘米，并且整个PET检测器环和前端电子器件必须在这70厘米直径内部。因此，西门子全身MR-PET检测器环必须减小到小的65厘米，其远小于PET-CT的85厘米检测器直径环。但是，在常规患者膛孔(FOV)维持在60厘米的情况下，65厘米检测器环几乎接触患者，从而使DOI模糊效应在MR-PET中更加严重，特别是如果PET分辨率(检测器像素大小)使用我们的检测器设计被改进到2-2.5毫米的情况下。利用所提出的技术，可以实现具有DOI定位的较低成本、实用的MR-PET，以解决MR-PET中的这一严重问题。预计当前MR-PET中的40厘米FOV内的5.5毫米的中值分辨率可以减小到2-2.5毫米。
发明内容
如下面更详细解释的，与当前装置和方法相比，本公开的示例性实施例实现了光发射检测的许多方面的改进。
本公开的示例性实施例解决了与MR-PET的高成本和低PET分辨率相关的问题。PET-MR技术的高成本部分归因于MRI的高磁场，其禁止在PET闪烁检测器***中使用传统的光电倍增管(PMT)。半导体光电检测器由于其对高磁场的免疫力，通常是唯一可用于PET-MR的实用光电检测器(尤其对于同时MR-PET成像)。硅光电倍增管(SiPM)由于其高增益和快速定时已成为PET-MR的首选光电检测器。但是，使用SiPM是昂贵的，因为每个SiPM都小(通常为3x3mm2或更小)，因此需要许多SiPM通道，加上每个SiPM都需要其自己的电子读出器和放大器，电子读出器和放大器可能比SiPM更昂贵。例如，更换一个通常用于PET/CT的38毫米PMT将需要120-130个SiPM通道。在具有500个PMT的PET/CT***中，将需要超过50,000个SiPM加上每个SiPM的支持电子器件。PET中PMT的成本将为75,000美元，而SiPM加上电子器件的成本将为30万至50万美元。为了使MR-PET价格合理，应大大降低临床大小PET-MR中与SiPM相关的成本。其次，所提出的检测器设计可以将PET检测器大小从当前MR-PET的4-5毫米改进到2毫米，这将导致更准确的肿瘤分期并改善神经PET研究，由于MR图像中优异的大脑细节，因此这将是MR-PET的主要应用。当前使用半导体光电检测器(SiPM和Si-APD)的GE、飞利浦和西门子MR-PET检测器设计是相似的。在所有GE、西门子和飞利浦的情况下，闪烁检测器解码通过使整个闪烁体阵列表面几乎完全被SiPM或Si-APD覆盖来实现。利用这种类似的SiPM检测器设计，GE/西门子/飞利浦***实现4毫米的检测器像素大小，从而产生4.3毫米的西门子MR-PET分辨率[23]。当前基于SiPM的检测器的这种共性使用大量的SiPM/SiAPD通道和读出电子器件，从而导致MR-PET的高成本。
此外，封装在小阵列区域中的大量SiPM需要紧凑得多的复杂电子器件。例如，西班牙瓦伦西亚大学使用耦合到一个SiPM的一个闪烁体像素开发了8x8LYSO阵列。这种设计需要在SiPM阵列正后面的64通道读出电子器件(8x8)，因此在25x25mm2的小空间中封装64个读出电子通道将需要昂贵的特殊专用集成电路(ASIC)芯片的开发。开发ASIC芯片本身就是大的研究项目。利用8x8检测器矩阵，一对一闪烁体SiPM耦合和LAL ASIC读出电子器件，瓦伦西亚大学团队实现了15％的能量分辨率(LYSO)[24]。另一个示例是来自飞利浦欧洲研究院的基于SiPM的检测器阵列，其显示了使用飞利浦自己的ASIC读出器在SiPM和闪烁体阵列之间的另一个100％的占位面积(footprint)耦合[25]。
基于SiPM的PET检测器的当前开发基于SiPM阵列对闪烁体阵列的近100％的占位面积覆盖。因此，SiPMT的主要供应商Hamamatsu公司开发了不同大小的SiPM面板，其在面板上组合了不同数量的SiPM，用于这种100％SiPM覆盖实践[26]。因此，这种基于SiPM的PET检测器开发的主导方向将可能确信未来MR-PET的高成本。
本文公开的示例性实施例包括设计基于SiPM的PET检测器的不同方法。不是通过SiPM完全覆盖整个闪烁体阵列，示例性实施例能够通过使SiPM仅覆盖闪烁体阵列的4个角，从而覆盖闪烁体阵列的小部分(例如10％)来实现超高分辨率。
本公开的示例性实施例包括用于光发射检测的装置，该装置包括包括闪烁晶体的块。在某些实施例中，该块包括第一端和与第一端平行的第二端；该块包括在第一端和第二端之间延伸的多个侧面；并且该块的第一端包括第一角、第二角、第三角和第四角。在特定实施例中，该装置包括耦合到块的多个侧面和块的第一端的反射膜；耦合到块靠近第一角的第一光传感器；耦合到块靠近第二角的第二光传感器；耦合到块靠近第三角的第三光传感器；以及耦合到块靠近第四角的第四光传感器。
在特定实施例中，块还包括设置在闪烁晶体之间的反射膜。在一些实施例中，设置在闪烁晶体之间的反射膜从块的第二端朝块的第一端延伸。在某些实施例中，设置在闪烁晶体之间的反射膜包括具有不同长度的多个部分。在某些实施例中，第一传感器、第二传感器、第三传感器和第四传感器被配置为：检测由耦合到块的多个侧面和块的第一端的反射膜反射的光；以及检测由设置在闪烁晶体之间的反射所反射的光。
在特定实施例中，耦合到块的多个侧面的反射膜基本上覆盖块的多个侧面。在一些实施例中，耦合到块的第一端的反射膜包括靠近第一角的第一开口、靠近第二角的第二开口、靠近第三角的第三开口以及靠近第四角的第四开口。在特定实施例中，第一传感器在第一开口处耦合到块，第二传感器在第二开口处耦合到块，第三传感器在第三开口处耦合到块，并且第四传感器在第四开口处耦合到块。
在某些实施例中，闪烁晶体具有约4-20微米Ra的表面光洁度。在特定实施例中，块的第一端包括表面区域；以及第一传感器、第二传感器、第三传感器和第四传感器覆盖小于第一端的表面区域的百分之二十。在一些实施例中，第一传感器、第二传感器、第三传感器和第四传感器覆盖小于第一端的表面区域的百分之十。在具体实施例中，块的第二端包括第五角、第六角、第七角和第八角；以及该装置还包括：耦合到块靠近第五角的第五光传感器，耦合到块靠近第六角的第六光传感器，耦合到块靠近第七角的第七光传感器以及耦合到块靠近第八角的第八光传感器。
在某些实施例中，块还包括设置在闪烁晶体之间的反射膜；并且设置在闪烁晶体之间的反射膜不延伸到块的第一端或第二端。在特定实施例中，设置在闪烁晶体之间的反射膜包括具有不同长度的多个部分。在一些实施例中，设置在闪烁晶体之间的反射膜包括具有相等长度的多个部分。在具体实施例中，耦合到块的多个侧面的反射膜基本上覆盖块的多个侧面。
在某些实施例中，第一传感器、第二传感器、第三传感器和第四传感器是硅光电倍增器。在特定实施例中，该装置是正电子发射断层扫描检测器中的部件。
本公开的示例性实施例包括检测闪烁晶体块中闪烁晶体的位置的方法，该闪烁晶体包括第一端和第二端，其中该方法包括：在闪烁晶体块的第二端接收光；将光反射到设置在块中的多个闪烁晶体之间的反射膜上；将光反射到耦合到块的多个侧面和第一端的反射膜上；通过耦合到块的第一端的多个传感器中的一个来检测光，其中多个传感器中的每一个耦合到靠近块的第一端的角。
在该方法的某些实施例中，设置在多个闪烁晶体之间的反射膜从块的第二端朝块的第一端延伸。在该方法的特定实施例中，设置在多个闪烁晶体之间的反射膜包括具有不同长度的多个部分。在该方法的一些实施例中，设置在多个闪烁晶体之间的反射膜包括具有相等长度的多个部分。在该方法的具体实施例中，耦合到块的多个侧面的反射膜基本上覆盖块的多个侧面。
在该方法的某些实施例中，耦合到块的第一端的反射膜包括靠近第一角的第一开口、靠近第二角的第二开口、靠近第三角的第三开口以及靠近第四角的第四开口。在该方法的特定实施例中，第一传感器在第一开口处耦合到块，第二传感器在第二开口处耦合到块，第三传感器在第三开口处耦合到块，并且第四传感器在第四开口处耦合到块。在该方法的一些实施例中，闪烁晶体具有约4-20微米Ra的表面光洁度。在该方法的具体实施例中，闪烁晶体中的每一个包括耦合在一起的多个段。
在该方法的某些实施例中，块的第一端包括表面区域；并且多个传感器覆盖小于第一端的表面区域的百分之二十。在该方法的特定实施例中，多个传感器覆盖小于第一端的表面区域的百分之十。
在下文中，术语“耦合”被定义为连接，但不一定是直接连接，并且不一定是机械连接。
当在权利要求书和/或说明书中结合术语“包括”使用时，词“一”的使用可以指“一个”，但是也符合“一个或多个”或“至少一个”的含义。术语“大约”、“基本上”和“近似”一般是指所述值加上或减去5％。在权利要求中使用术语“或”用来指“和/或”，除非明确指出仅指替代方案或者替代方案是相互排斥的，但是本公开支持指仅替代方案和“和/或”的定义。
术语“包括”(以及“包括”的任何形式)、“具有”(以及“具有”的任何形式)、“包含”(以及“包含”的任何形式)、“含有”(以及“含有”的任何形式)都是开放式链接动词。因此，“包括”、“具有”、“包含”或“含有”一个或多个步骤或元素的方法或设备拥有那一个或多个步骤或元素，但不限于仅拥有那一个或多个元素。同样，“包括”、“具有”、“包含”或“含有”一个或多个特征的方法的步骤或设备的元素拥有那一个或多个特征，但不限于仅拥有那一个或多个特征。此外，以某种方式配置的设备或结构至少以那种方式配置，但也可以以未列出的方式配置。
从以下详细描述中，本发明的其它目的、特征和优点将变得显而易见。但是，应当理解的是，虽然指示本发明的具体实施例，但是详细描述和具体实例仅仅是以说明的方式给出的，因为根据这个详细描述，在本发明的精神和范围内的各种变化和修改对于本领域技术人员将是显然的。
附图说明
图1显示了根据本公开的示例性实施例的装置的透视图。
图2显示了包括图1的装置的PET检测器环的蒙特卡罗模拟。
图3显示了图1的装置的闪烁晶体的阵列解码图。
图4显示了图3的一列闪烁晶体的解码轮廓切割图。
图5显示了图3的闪烁晶体的代表性能量信号脉冲高度谱图。
图6显示了示出图1的闪烁体装置中的反射膜的截面图。
图7显示了根据本公开的示例性实施例的装置的透视图。
图8显示了示出图7的闪烁体装置中的反射膜的截面图。
具体实施方式
首先参考图1，用于光发射检测的装置10包括块100，块100包括闪烁晶体150。在所示的实施例中，块100包括第一端110和与第一端110平行的第二端120。此外，块100包括在第一端110和第二端120之间延伸的多个侧面111、112、113和114。第一端110还包括第一角101、第二角102、第三角103和第四角104。图1中所示的实施例图示了8×8阵列的闪烁晶体，但应该理解的是，其它实施例可以包含不同大小的阵列。
在所示的实施例中，装置10还包括耦合到侧面111、112、113和114以及第一端110的反射膜130。在图1中，反射膜130以局部切割图示出，以允许闪烁晶体150和块100的其它内部特征可见。应该理解的是，在示例性实施例中，反射130可以基本上覆盖侧面111、112、113和114以及第一端110。装置10还包括设置在闪烁晶体150之间并从第二端120朝第一端110延伸的反射膜135。在所示的实施例中，反射膜135包括具有相同或不同长度的多个部分(例如，设置在闪烁晶体150之间的反射膜135的不同部分从第二端120朝第一端110延伸不同的距离)。
装置10还包括耦合到块100靠近第一角101的第一光传感器161；耦合到块100靠近第二角102的第二光传感器162；耦合到块100靠近第三角103的第三光传感器163以及耦合到块100靠近第四角104的第四光传感器164。应该理解的是，虽然图1中所示的实施例图示了块10的最外角位置处的传感器161-164，但是其它实施例可以包括不位于最外角处的传感器。例如，在某些实施例中，传感器161-164可以位于更靠近块100的中心的百分之一、百分之五或百分之十之间(测量为从块100的中心到靠近传感器的相应角的距离的百分比)。在示例性实施例中，传感器161-164可以是硅光电倍增管(SiPM)。
在装置100中还可见，反射膜130包括多个开口151、152、153和154，每个开口分别靠近角101、102、103和104。传感器161-164分别在开口151-154处耦合到块100。在图1中，开口151位于反射膜130的局部切割部分内，并且传感器162以局部切割图示出，使得开口152可见。应该理解的是，开口153和154分别位于传感器163和164之间。
装置10在设计基于SiPM的PET检测器时使用正交方法。如图中所示和本文所述，不是通过SiPM覆盖整个闪烁体阵列的大部分，而是装置10包括可以使得通过使SiPM仅覆盖靠近闪烁体阵列的角的区域，从而覆盖闪烁体阵列的小部分(例如，百分之十)来实现超高分辨率的设计。
利用所提出的具有百分之十闪烁体覆盖的四角SiPM设计，可以比具有百分之百闪烁体覆盖的典型当前商用MR-PET配置解码甚至更小的闪烁体像素(更高的空间分辨率)。使用低成本的单通道读出电子器件也可以实现百分之十六的能量分辨率，这类似于瓦伦西亚大学使用64通道ASIC读出电子器件的15％的能量分辨率[24]。
具有耦合到每个闪烁体块的SiPM的典型8×8阵列将需要64个SiPM传感器。作为对照，图1中所示的实施例将64个SiPM的数量减少到仅4个SiPM，并且将读出电子器件从64通道ASIC读出电子器件简化为仅仅四通道读出电子器件，而无需开发昂贵的专用ASIC集成电路。简化的电子器件和少得多的SiPM使用(从64到4是94％的减少)也显著降低了MR-PET***的散热和苛刻的冷却要求(SiPM性能和稳定性对热和温度非常敏感)。
超高分辨率和低成本目标可以通过使用如图1所示的模拟解码方法来实现。模拟方法相对于闪烁体阵列占位面积(例如，阵列的一端的表面区域)极大减少了SiPM占位面积，从而实现了大量的成本节省。来自闪烁体阵列的闪烁光在内部被优化以分布到闪烁体阵列中的仅四个小角出口。在每个角出口处，有小的SiPM(3x 3mm2)，并且4出口SiPM的组合占位面积远小于闪烁阵列的占位面积(20x 20mm2)。SiPM未覆盖的闪烁体阵列占位面积的部分是SiPM成本节省的部分。对于在阵列的4角处仅耦合4个3x3mm2SiPM的20x20mm2闪烁体阵列，占位面积减少将为1-(3x3x4)/(20x20)或91％，从而在SiPM和读出电子器件中提供91％的成本减少。
这将把PET-MR的PET部分的成本降低为接近或甚至低于PET-CT的成本。与当前的MR-PET中的4-5mm相比，这种低成本还实现了2.5-3.0mm(对于全身MR-PET)或对于脑MR-PET1-2mm的更高PET分辨率。
即使增加DOI能力，本文公开的实施例的SiPM成本仍然仅为没有DOI能力的当前MR-PET***的20％。MR-PET中的DOI模糊比PET-CT更严重，这是由于如图2所示的MR***内部小得多的65厘米的PET检测器直径。图2图示了小型65厘米PET检测器环的蒙特卡罗模拟。4毫米检测器像素分辨率从中心处的3.5毫米降至200毫米(患者躯干)的位置处的7毫米。2.4毫米检测器的分辨率从2毫米降至6.5毫米。
Shao和Cherry已经显示，具有DOI定位的2毫米LSO检测器实现了3.5毫米的DOI分辨率[41]。蒙特卡罗模拟(GEANT4)显示，在2.4毫米检测器像素上具有这样的DOI分辨率，整个FOV的分辨率可以从5.5毫米的中值分辨率(对于当前MR-PET 4毫米检测器)显著改进(图2中的圆圈线)到2毫米的中值分辨率(对于所提出的2.4毫米检测器)。所提出的可扩展检测器可用于创建价格合理的DOI测量检测器，从而潜在地将创新的DOI PET技术引入到临床领域并解决PET中的DOI模糊，尤其对于MR-PET***。
所提出的模拟解码方法是与当前占主流的通过具有一对一读出电子器件的SiPM覆盖大部分闪烁体阵列的SiPM PET检测器设计正交的。使得该提出的低成本超高分辨率检测器能够工作的一个创新特征是设计将闪烁光引导至四个小出口，同时维持良好的能量分辨率的内部配光***。
从示例性实施例(诸如装置100)获得的结果在图3-6中示出。图3表示8×8LYSO阵列解码图300，其使用用于闪烁光检测的4角出口(3×3mm2/端口)和在阵列内部的模拟解码反射膜网络，如上面在图1中所示和描述的。图3是实验8x8块的晶体解码结果；使用了四个18毫米直径的光电倍增管(PMT)作为替代，以通过具有3×3mm2开口(切口)的镜面薄膜覆盖18毫米圆形PMT来模拟四个3×3mm2SiPM。目标空间分辨率(闪烁体像素大小)被设置为2.4毫米，其比西门子/GE/飞利浦及其它公司正在开发的当前人类MR-PET中使用的4-6毫米像素小得多(空间分辨率更高)。其次，选择8×8闪烁体阵列矩阵，使得组装的闪烁体阵列大小为20×20mm2。第三，在8x8闪烁体阵列的4个角处选择3×3mm2出口大小，这将容纳可从几个制造商获得的3×3mm2SiPM。如前面所讨论的，利用这些维度，可以实现所使用的SiPM和读出电子器件的量的91％的节省。出口占位面积仅为闪烁体阵列占位面积的9％。
图2图示了小65厘米直径PET检测器环的蒙特卡罗模拟。4毫米检测器像素将图像分辨率从中心处的3.5毫米降至200毫米的位置处(患者躯干)的7毫米。2.4毫米检测器的分辨率从2毫米降至6.5毫米。
图3中所示的解码图300使用由紧密封装在一起的64个LYSO像素(2.4×2.4×15mm3)构成的LYSO闪烁体阵列(8×8)产生。不是将抛光表面作为典型的PET检测器，而是通过研磨工艺将检测器像素的表面制备成4微米Ra光洁度(毛玻璃光洁度)。在相邻晶体之间，放置薄的反射镜膜(0.06毫米薄)，每个反射膜具有不同的形状/大小，这取决于晶体的位置和特定晶体表面的朝向。总共有112个薄膜反射器被放置在阵列内部，在这64个晶体阵列中有32种不同类型的形状。32种不同形状提供了32个自由度，以控制从闪烁源到4个出口的光分布。LYSO闪烁体阵列的模拟解码图在图3中示出，显示所有64个晶体都被清晰地解码。
图4图示了图3中的一列闪烁体的解码轮廓切割，其显示了良好的晶体解码描绘。因此，表明了检测器设计可以分辨2.4×2.4mm2晶体像素大小(与商用MR-PET中的当前4-6毫米相比)，同时仅使用通过SiPM覆盖100％闪烁体阵列占位面积的当前商用MR-PET***的SiPM和读出电子器件的9％。
该LYSO阵列的平均能量分辨率为16％(13％至18％的范围)。代表性能量信号脉冲高度谱在图5中示出，其中示出了中心晶体(最远离4个角出口)和角晶体(出口处右侧)的能量脉冲高度谱。相对于角晶体(最佳情况)示出的中心晶体(较差情况位置)的光收集效率为70％，这比35％的传统商业PET块检测器设计更好[27]。这种良好的光输出均匀性证明了本文公开的示例性实施例的内部光分布***的有效性。
利用具有9％占位面积覆盖耦合的4角出口设计，使用闪烁体阵列内部的反射膜***，可以使用低成本单通道读出电子器件实现16％的平均能量分辨率。这16％的能量分辨率与瓦伦西亚大学使用昂贵的64通道ASIC读出电子器件开发的实现15％的能量分辨率和SiPM的接近100％闪烁体覆盖率的8x8阵列SiPM检测器的能量分辨率相当[24]。因此，所提出的设计将64个SiPM的使用减少到仅4个SiPM，并且将读出电子器件从64通道ASIC读出电子器件简化到仅4个简单的单通道读出电子器件，而无需开发昂贵的专用ASIC集成电路。利用所提出的4角解码设计，来自电子器件的热量也大大地减少。
图6图示了在前面图1中所示的闪烁体阵列中使用的一行反射膜135的形状和大小。可以修改反射膜的形状和大小，以最大化晶体的晶体解码描绘和输出均匀性。该研究的结果表明，所提出的设计可以在MR-PET的PET部分中提供优异的空间分辨率，同时显著降低成本。由于大的自由度(例如，在8×8晶体阵列中存在32种不同的反射器形状)，因此内部反射器的最佳形状和大小集合不是唯一的。可以存在具有可以产生“可用的”晶体解码的不同反射器几何形状的多个集合。其次，反射器大小和形状差异也可以取决于***设计者如何选择以优先级化不同的检测器性能标准(空间分辨率、能量分辨率、信号均匀性等)而不同。第三，存在可以改变反射器大小和形状的制造考虑因素。例如，可以在晶体和光传感器之间的阵列表面110和/或120上放置大块透明玻璃，充当光导以在到达光传感器之前散布光，反射器大小和形状可以改变。再次，如果改变那块玻璃(光导)的厚度，那么反射器的大小和形状也将改变。
如果晶体像素大小从2.4×2.4mm2增加到4×4mm2(例如，如在西门子MR-PET***中所使用的)，那么检测器像素的较大横截面将增加光输出并且可以允许解码超过8x8闪烁体矩阵。因此，LYSO阵列占位面积将增加至32×32mm2，从而相对于闪烁体占位面积仅给出3.6％的SiPM占位面积比率，从而将SiPM成本减少至仅3.6％，节省了96.4％。这表明目标空间分辨率决定了成本减少的程度。类似地，如果晶体大小从2.4×2.4mm2减小到1.2×1.2mm2，那么闪烁体阵列占位面积可减小到10×10mm2。因此，SiPM占位面积可以是闪烁体占位面积的36％，从而导致SiPM的使用减少64％，这仍然显著降低了生产成本。
这些示例指示所提出的设计是几何上可扩展的和灵活的。使用相同的3x3mm2SiPM、相同的读出电子器件和相同的数据采集通道，可以创建从临床前***(1.2毫米检测器像素分辨率)到使用相同基本读出电子器件构建块的全身人类临床***的MR兼容的PET检测器。潜在地，所提出的设计将使得临床前MR-PET***的生产具有64％的SiPM成本减少，并且对于分辨率要求较低的人体全身MR-PET，大于90％的SiPM和前端电子器件使用的减少是可能的。
本文所述的制造MR-PET检测器的模拟解码方法将显著减少从小动物成像到大人类***广泛的MR-PET***的成本，使MR-PET***更加经济实惠且成像分辨率高于当前的SiPM检测器方法。
某些实施例还可以利用角SiPM模拟解码来提供交互深度PET检测器。这些实施例可以使用所提出的SiPM模拟解码设计提供实用的、低成本的、交互深度定位检测器。这种设计可以减少远离中心区域的DOI分辨率模糊伪影，这种伪影对于MR-PET来说更为严重，这是由于其需要能够安装在MRI成像***的孔(60-70cm)内部的较小的PET检测器环。厚PET检测器中由于交互深度效应(DOI)引起的分辨率降低已使用固态SiPM和Si-APD设备研究了30年(特别是在过去10年)，但这些解决方案还没有转换到大型临床***中。再次，这是由于SiPM实现的高成本，因为测量厚闪烁体晶体中的交互深度，在闪烁体阵列的两端都需要SiPM，这使得所使用的SiPM的量(成本)加倍。鉴于没有DOI校正的MR-PET已经高的成本，具有DOI校正的MR-PET将成本高昂或不切实际。但是，矛盾的是，对于MR-PET，非常需要DOI检测，特别是对于这里所提出的超高分辨率检测器，这是由于来自MRI的受限空间内部的较小PET检测器环的更严重的DOI模糊。
由于所提出的检测器设计可以将SiPM使用减少10倍或更多，因此与没有DOI能力的当前MR-PET相比，添加DOI读出器(SiPM使用的加倍)仍将使SiPM使用减少5倍。因此，所提出的DOI检测器设计将是解决PET-CT和MR-PET的DOI模糊问题的更实用且经济的解决方案。在小型检测器环***(诸如临床前动物模型***和脑***)中，DOI效应甚至更为严重。DOI检测器还将允许全身PET-CT将其检测器环直径从目前的85厘米直径减小到65厘米，这将使所使用的昂贵的闪烁体(LYSO/LSO)的体积减少24％，同时使***检测灵敏度增加85/65＝31％。因此，实现DOI检测器对于PET-CT和MR-PET两者都非常有益。
示例性实施例可以包括如图7-8所示的双端SiPM读出器。图7-8中所示的实施例类似于图1中公开的实施例，但包括附加特征。图7-8中所示的与图1中等效的特征用类似的标号标记，这些标号以数字“2”而不是“1”开头。为了避免冗余，将不重复所有等效特征的标记和描述，并且在图1的讨论中对这些特征的先前描述通过引用结合于此。
图7-8中所示的装置20包括反射膜中的附加开口和在相对端210和220(例如，患者端和远端)处耦合到闪烁体块200的传感器265-268。传感器267在图7-8所示的透视图和截面图中不可见，但是位于与传感器263相对的角中。为了均衡在该双端读出几何结构中分布到闪烁体阵列两端的光输出，反射膜的形状和/或大小可以从偏向一端的形状(对于图6中的单端读出器)修改为对称的形状，如图8的反射膜235所示。
使用双端读出器确定DOI已被广泛发表并得到充分理解[28-30]。通常，DOI信息由附连到长闪烁体像素的两端的前SiPM和后SiPM之间的信号差的质心确定。使用具有1-1.5毫米像素宽度和10毫米厚度的LYSO/LSO闪烁体，具有双端读出器的DOI分辨率约为1毫米[31]。使用20毫米厚的检测器，具有双端读出器的DOI分辨率为3.5毫米[32]。蒙特卡罗模拟(GEANT4)显示：甚至具有如[32]中的3.5毫米DOI分辨率，整个FOV(40厘米)也可以实现2毫米分辨率，其中在研究中使用了2-2.5毫米闪烁体像素(参见图2)。这显著优于使用当前非DOI MR-PET中的非DOI 4毫米闪烁体像素的5.5毫米的中值分辨率。在所提出的在两端具有4角SiPM的模拟解码检测器中，首先对每端的四个SiPM信号求和，并且通过前和信号和后和信号的差来确定检测到的事件的DOI质心：(F＝前，B＝后，V＝信号，参见图8)：
DOI＝(VFa+VFb+VFc+VFd)-(VBa+VBb+VBc+VBd))
并且X-Y闪烁体矩阵解码由以下来确定：
像素X位置＝{[(VFa+VBa)+(VFb+VBb)]–[(VFc+VBc)+(VFd+VBd)]}/Σij Vij
像素Y位置＝{[(VFa+VBa)+(VFd+VBd)]–[(VFb+VBb)+(VFc+VBc)]}/Σij Vij
为了提高DOI分辨率，可以将晶体针的四个圆柱形表面研磨或磨光成一定的粗糙光洁度，这取决于(a)厚度，(b)晶体针的横截面大小，以及(c)能量分辨率和空间分辨率之间的折中。其它人已经报道了使用粗糙光洁度来改善DOI分辨率(Cherry，S.等人和Shao，Y.等人[28,32])。其它人(Yamaya等人)使用的提高DOI分辨率的另一种晶体处理方法是将晶体针长度(厚度)分成若干段，并将这些段胶合回以恢复原始长度。上述两种晶体处理方法均可结合到本发明中。此外，薄玻璃层可以覆盖每个晶体表面210和220，以用作漫射光导。
制造的方法
所提出的模拟解码SiPM PET检测器的高分辨率和显著的成本减少由闪烁体阵列内部的内部反射膜的迷宫式网络实现。对于N×N闪烁体阵列，该反射器迷宫将具有(N-1)×(2N)个具有4N种形状/大小的膜。对于10x10阵列，有180个膜承载附加到阵列内的100个闪烁体像素的40种不同的形状/大小。将40种不同形状中具有1-2毫米宽度的180个微小薄膜粘合到具有高精度的100个晶体上以制作一个小阵列是繁琐的；我们经验丰富的检测器研究人员花费4天的时间在每个实验的初步研究中费力地制作一个检测器阵列。在全身MR-PET中典型地具有1,000-2,000个阵列。因此，为了使所提出的设计切实可行，存在高效的生产方法是至关重要的并且需要进行演示和测试。
示例性实施例包括板-夹层和切片(SSS)制造方法，用于制造具有反射膜结构的模拟解码检测器阵列，以将期望量的闪烁光精确地分布到耦合到阵列的光传感器[33-35]。组装人员不需要处理微小的闪烁检测器针/像素，而是处理大得多的闪烁体板(例如，宽度为20-30个检测器像素)。这种高精度和高效生产方法已经在制作***PEM***[36]、具有32,000个闪烁检测器的具有亚毫米图像分辨率的超高分辨率临床前PET-CT***[1]和具有2.8-3.0毫米分辨率的超高分辨率全身PET[37-38]中得到证明。
示例性实施例可以采用SSS生产方法来批量生产所提出的4角SiPM PET检测器，包括非DOI版本和DOI版本。对于非DOI版本，除了反射膜面板的形状/大小之外，SSS采用类似于先前描述的实施例。对于DOI版本，采用的是提供前SiPM和后SiPM之间的对称读出器，这可以通过将图6和8中的反射膜移动到板和切片的中心区域来实现。
均衡耦合到块的固态光电传感器的放大增益的方法
不同光电传感器之间的固态光电传感器放大增益差异很大。增益对温度非常敏感，并且随着温度的变化，增益的变化也在不同的光电传感器之间变化。因此，为了实现最佳模拟解码，耦合到闪烁检测器块的固态光电传感器的放大增益应该通过电子手段来均衡，诸如通过连接到每个光电传感器的输出的可变增益放大器或通过到每个光电传感器的不同偏置电压。每个光电传感器的均衡可以通过每个光电传感器的信号输出电平来确定，该信号输出电平来自放置在光电传感器耦合到或在相对表面处的检测器块读出器表面的中心处的公共发光二极管(LED)的信号。这种方法可以用于调整非交互深度检测器设计中的四个光电传感器或具有交互深度(双面读出器)设计的检测器中的八个光电传感器。LED可以通过如下被使用：通过覆盖读出器表面的反射膜中的中心孔或通过到达该中心孔的光纤来照射它的光。光纤也可以通过晶体块内部的孔进入到块的质心区域中。对于DOI发明，两个光输出匹配LED可以各自放置在相对表面210、220的中心，用于校准和设置连接到每个SiPM的每个放大器的增益。由于在块的读出器表面上存在大的自由中心区域(光电传感器仅占据读出器表面的小角)，因此有足够的空间来安装LED调整工具。实际上，LED(带有控制电子器件)和4个光电传感器可以安装在连接到读出器表面的同一电路板上。
在成像会话之前或甚至在成像会话期间(实时调整)，LED可以被脉动以产生用于均衡的光。软件可以用于控制正确的LED脉冲(频率和/或幅度)和驱动适当的均衡。
应该理解的是，使用方向或几何命名法(包括例如诸如“行”和“列”之类的术语)并不旨在指示特定维度或轴的任何具体朝向。此外，当参考本文公开的图时，为了方便起见，使用了对诸如“顶部”、“底部”、“左侧”、“右侧”、“前部”或“后部”的方向的任何引用，并且不旨在表示所有示例性实施例的特定位置或朝向。
***************
本文公开和要求保护的所有设备、装置、***和/或方法都可以根据本公开被制造和执行，而无需过度实验。虽然本发明的设备、装置、***和方法已经根据特定的实施例进行了描述，但是对于本领域技术人员来说显而易见的是，可以对本文所述的设备、装置、***和/或方法步骤或方法的步骤顺序应用变化，而不背离本发明的概念、精神和范围。所有这些对于本领域技术人员来说显而易见的类似替代和修改都被认为是在由所附权利要求限定的本发明的精神、范围和概念之内。
参考文献：
以下参考文献的内容通过引用结合于此：
1.美国专利7238946
2.美国专利7291841
3.美国专利7626389
4.美国专利7671339
5.美国专利8115174
6.美国专利8384040
7.美国专利8405038
8.美国专利8809790
9.美国专利8946643
10.美国专利8963093
12.美国专利公开2005/0253073
13.美国专利公开2007/0096031
14.美国专利公开2011/0192982
15.美国专利公开2012/0307025
16.美国专利公开2013/0028379
17.美国专利公开2013/0009067
18.美国专利公开2013/0153774
19.美国专利公开2014/0264041
20.美国专利公开2014/0110592
21.PCT专利公开WO2013166574
22.PCT专利公开WO2014181232
23.Gaspar Delso,Sebastian Furst,Bjorn Jakoby,Ralf Ladebeck,CarlGanter,Stephan G.Nekolla,Markus Schwaiger,and Sibylle Ziegler:PerformanceMeasurements of the Siemens mMR Integrated Whole-Body PET/MR Scanner.J NuclMed 2011；52:No.12,1–9.
24.Gabriela Llosá,Pierre Barrillon,John Barrio等人:High performancedetector head for PET and PET/MR with continuous crystals andSiPMs.Conference Record,PSMR2012 Conference,Elba,Italy,May 26-31,2012.
25.Piemonte C,Ferri A,Gola A,Tarolli A,Berneking A,Schulz V:Firstresults on Sensitivity Encoded Silicon Photomultipliers.PSMR workshop,IsolaD’Elba,26-29 April 2012.
26.40.Schaart D.R.,Borghi G.,van Dam HT.,van der Lei GJ,Seifert S,Tabacchini V:Digital SiPM based monolithic scintillator detectors for high-resolution,time-of-flight PET/MRI,PSMR workshop,Isola D’Elba,26-29 April2012.
27.Tornai M.,Germano,M.,Hoffman E.J.,Position and energy response ofPET block detectors with different light sharing schemes.IEEETrans.Nucl.Sci.,vol 41,no.4,pp,1458-1463,Aug.1994.
28.Yang Y,Qi J,Wu Y,St James S,Farrell R,Dokhale PA,Shah KS,CherrySR:Depth of interaction calibration for PET detectors with dual-ended readoutby PSAPDs.Phys Med Biol.2009Jan 21；54(2):433-45.Epub 2008 Dec 19.
29.Kent C.Burr,Adrian Ivan,Member,IEEE,Donald E.Castleberry,JamesW.LeBlanc,Member,IEEE,Kanai S.Shah and Richard Farrell:Evaluation of aPrototype Small-Animal PET Detector With Depth-of-Interaction Encoding.IEEETransactions on Nuclear Sciences,VOL.51,NO.4,AUGUST 2004.
30.W.W.Moses and S.E.Derenzo:Design studies for a pet detector moduleusing a pin photodiode to measure depth of interaction.IEEE Transactions onNuclear Science NS-41,pp.1441–1445(1994).
31.Cosentino L:New developments at INFN-LNS on ToF-DoI PET based onSiPM detectors,PSMR workshop,Isola D’Elba,26-29April 2012.
32.Shao Y,Meadors K,Silverman,R,Farrell R,Cirignano L,Grazioso R,ShahKS,and Cherry SR:Dual APD Array Readout of LSO Crystals:Optimization ofCrystal Surface Treatment,IEEE Transaction s on Nuclear Science,Vol.49,No.3,June2002,649
33.Uribe,J,Wong,W-H,Baghaei,H,Farrell,R,Li,H,Aykac,M,Bilgen,D,Liu,Y,Wang,Y,Xing,T.An Efficient Detector Production Method For Position-SensitiveScintillation Detector Arrays with 98％Detector Packing Fraction.IEEETransactions on Nuclear Science 50(5):1469-1467,10/2003.
34.Ramirez RA,Liu S,Liu J,Zhang Y,Kim S,Baghaei H,Li H,Wang Y,WongWH.High-resolution L(Y)SO Detectors Using PMT-Quadrant-sharing for Human andAnimal PET Cameras.Nuclear Science,IEEE Transactions on 55(3):862-869,http://ieeexplore.ieee.org,6/2008.PMCID:PMC2783601.
35.Ramirez R,An S,Liu S,Zhang Y,Li H,Baghaei H,Wang C,Wong W-H.Ultra-high Resolution LYSO PQS-SSS Heptahedron Blocks for Low-cost MuPET.IEEE Transon Nucl Sci 58(3):626-633,IEEE.com,6/2011.
36.Ramirez RA,Zhang Y,Liu S,Li H,Baghaei H,An S,Wang C,Jan ML,WongWH.A Lower-cost High Resolution LYSO Detector Development for PositronEmission Mammography(PEM).Nuclear Science,IEEE Transactions on 56(5):2621-2627,http://ieeexplore.ieee.org,10/2009.PMCID:PMC2872500.
37.H.Li,Y.Zhang,H.Baghaei,R.A.Ramirez-Jaramillo,W.-H.Wong:A Lower-Cost Higher-Resolution PET Camera Development and FeasibilityVerification.IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference,Los Angeles,Oct 29 2012.
38.Li H,Wong W-H,Baghaei H,Uribe J,Wang Y,Zhang Y,Kim S,Ramirez R,LiuJ,Liu S.The Engineering and Initial Results of a Transformable Low-cost High-resolution PET Camera.IEEE Transactions on Nuclear Science 54(5):1583-1588,10/2007.

Claims (29)

1.一种用于光发射检测的装置，所述装置包括：
包括闪烁晶体的块，其中：
所述块包括第一端和与第一端平行的第二端；
所述块包括在第一端和第二端之间延伸的多个侧面；以及
所述块的第一端包括第一角、第二角、第三角和第四角；
耦合到所述块的所述多个侧面和所述块的第一端的反射膜；
耦合到所述块靠近第一角的第一光传感器；
耦合到所述块靠近第二角的第二光传感器；
耦合到所述块靠近第三角的第三光传感器；以及
耦合到所述块靠近第四角的第四光传感器。
2.如权利要求1所述的装置，其中所述块还包括设置在闪烁晶体之间的反射膜。
3.如权利要求2所述的装置，其中设置在闪烁晶体之间的反射膜从所述块的第二端向所述块的第一端延伸。
4.如权利要求2所述的装置，其中设置在闪烁晶体之间的反射膜包括具有不同长度的多个部分。
5.如权利要求2所述的装置，其中第一、第二、第三和第四传感器被配置为：
检测由耦合到所述块的所述多个侧面和所述块的第一端的反射膜反射的光；以及
检测由设置在闪烁晶体之间的反射所反射的光。
6.如权利要求1所述的装置，其中耦合到所述块的所述多个侧面的反射膜基本上覆盖所述块的所述多个侧面。
7.如权利要求1所述的装置，其中耦合到所述块的第一端的反射膜包括靠近第一角的第一开口、靠近第二角的第二开口、靠近第三角的第三开口以及靠近第四角的第四开口。
8.如权利要求1所述的装置，其中第一传感器在第一开口处耦合到所述块，第二传感器在第二开口处耦合到所述块，第三传感器在第三开口处耦合到所述块，并且第四传感器在第四开口处耦合到所述块。
9.如权利要求1所述的装置，其中所述闪烁晶体具有约4-20微米Ra的表面光洁度。
10.如权利要求1所述的装置，其中：
所述块的第一端包括表面区域；以及
第一传感器、第二传感器、第三传感器和第四传感器覆盖小于第一端的表面区域的百分之二十。
11.如权利要求10所述的装置，其中第一传感器、第二传感器、第三传感器和第四传感器覆盖小于第一端的表面区域的百分之十。
12.如权利要求1所述的装置，其中：
所述块的第二端包括第五角、第六角、第七角和第八角；以及
所述装置还包括：耦合到所述块靠近第五角的第五光传感器，耦合到所述块靠近第六角的第六光传感器，耦合到所述块靠近第七角的第七光传感器以及耦合到所述块靠近第八角的第八光传感器。
13.如权利要求12所述的装置，其中：
所述块还包括设置在闪烁晶体之间的反射膜；以及
设置在闪烁晶体之间的反射膜不延伸到所述块的第一端或第二端。
14.如权利要求13所述的装置，其中设置在闪烁晶体之间的反射膜包括具有不同长度的多个部分。
15.如权利要求13所述的装置，其中设置在闪烁晶体之间的反射膜包括具有相等长度的多个部分。
16.如权利要求12所述的装置，其中耦合到所述块的所述多个侧面的反射膜基本上覆盖所述块的所述多个侧面。
17.如权利要求1所述的装置，其中第一传感器、第二传感器、第三传感器和第四传感器是硅光电倍增器。
18.如权利要求1所述的装置，其中所述装置是正电子发射断层扫描检测器中的部件。
19.一种检测闪烁晶体块中闪烁晶体的位置的方法，所述闪烁晶体包括第一端和第二端，所述方法包括：
在闪烁晶体块的第二端接收光；
将光反射到设置在所述块中的多个闪烁晶体之间的反射膜上；
将光反射到耦合到所述块的多个侧面和第一端的反射膜上；以及
通过耦合到所述块的第一端的多个传感器中的一个来检测光，其中所述多个传感器中的每个传感器耦合到靠近所述块的第一端的角。
20.如权利要求19所述的方法，其中设置在所述多个闪烁晶体之间的反射膜从所述块的第二端朝所述块的第一端延伸。
21.如权利要求20所述的方法，其中设置在所述多个闪烁晶体之间的反射膜包括具有不同长度的多个部分。
22.如权利要求20所述的方法，其中设置在所述多个闪烁晶体之间的反射膜包括具有相等长度的多个部分。
23.如权利要求19所述的方法，其中耦合到所述块的所述多个侧面的反射膜基本上覆盖所述块的所述多个侧面。
24.如权利要求19所述的方法，其中耦合到所述块的第一端的反射膜包括靠近第一角的第一开口、靠近第二角的第二开口、靠近第三角的第三开口以及靠近第四角的第四开口。
25.如权利要求24所述的方法，其中第一传感器在第一开口处耦合到所述块，第二传感器在第二开口处耦合到所述块，第三传感器在第三开口处耦合到所述块，并且第四传感器在第四开口处耦合到所述块。
26.如权利要求19所述的方法，其中所述闪烁晶体具有约4-20微米Ra的表面光洁度。
27.如权利要求19所述的方法，其中所述闪烁晶体中的每个闪烁晶体包括耦合在一起的多个段。
28.如权利要求19所述的方法，其中：
所述块的第一端包括表面区域；以及
所述多个传感器覆盖小于第一端表面区域的百分之二十。
29.如权利要求19所述的方法，其中所述多个传感器覆盖小于第一端的表面区域的百分之十。
CN201780014198.0A 2016-01-05 2017-01-04 用于光学发射检测的装置和方法 Active CN109196332B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201662274866P 2016-01-05 2016-01-05
US62/274,866 2016-01-05
PCT/US2017/012143 WO2017120201A1 (en) 2016-01-05 2017-01-04 Apparatus and methods for optical emission detection

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN109196332A true CN109196332A (zh) 2019-01-11
CN109196332B CN109196332B (zh) 2021-09-07

Family

ID=59274484

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201780014198.0A Active CN109196332B (zh) 2016-01-05 2017-01-04 用于光学发射检测的装置和方法

Country Status (3)

Country Link
US (1) US10497741B2 (zh)
CN (1) CN109196332B (zh)
WO (1) WO2017120201A1 (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109978967A (zh) * 2019-03-22 2019-07-05 诸暨斯珈质子科技有限公司 基于云平台的分布式pet***的处理方法

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6775033B2 (ja) * 2016-04-15 2020-10-28 サン−ゴバン セラミックス アンド プラスティクス，インコーポレイティドＳａｉｎｔ−Ｇｏｂａｉｎ Ｃｅｒａｍｉｃｓ Ａｎｄ Ｐｌａｓｔｉｃｓ， Ｉｎｃ． シンチレータの表面に配置された光センサ
CN110031884B (zh) * 2018-01-11 2023-04-25 上海联影医疗科技股份有限公司 探测器、ect***及确定闪烁事例发生位置的方法
NL2020607B1 (en) * 2018-03-16 2019-09-26 Univ Delft Tech Scintillator array for limited light sharing for depth-of—interaction determination.
CN109920891A (zh) 2019-03-13 2019-06-21 京东方科技集团股份有限公司 无机发光二极管芯片、其制备方法及显示基板
IT201900010638A1 (it) * 2019-07-02 2021-01-02 St Microelectronics Srl Rilevatore di radiazione a scintillatore e dosimetro corrispondente
US11762108B2 (en) * 2020-01-21 2023-09-19 LightSpin Technologies Inc. Modular pet detector comprising a plurality of modular one-dimensional arrays of monolithic detector sub-modules
US12013503B2 (en) * 2022-10-07 2024-06-18 Cintilight, Llc Lateral crystal photodiode readouts and switched diode networks for processing nuclear events

Citations (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1372324A (zh) * 2001-02-07 2002-10-02 佳能株式会社 闪烁器面板、制造闪烁器面板方法、辐射探测装置及辐射探测***
US6921909B2 (en) * 2002-08-27 2005-07-26 Radiation Monitoring Devices, Inc. Pixellated micro-columnar films scintillator
US6982431B2 (en) * 1998-08-31 2006-01-03 Molecular Devices Corporation Sample analysis systems
CN101142497A (zh) * 2005-03-16 2008-03-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有像素内处理电路的x射线检测器
CN102288980A (zh) * 2011-05-12 2011-12-21 刘继国 光导以及应用该光导的pet探测***
CN102354696A (zh) * 2011-07-22 2012-02-15 上海奕瑞光电子科技有限公司 X射线探测器
CN102985846A (zh) * 2010-08-24 2013-03-20 浜松光子学株式会社 放射线检测器
CN103185914A (zh) * 2011-12-28 2013-07-03 通用电气公司 用于辐射检测器的光导组件
EP2672292A1 (en) * 2011-02-01 2013-12-11 Kabushiki Kaisha Toshiba, Inc. Radiation detector
CN103837881A (zh) * 2012-11-20 2014-06-04 李洪弟 正电子发射断层成像的检测器模组及其制造方法
CN103917898A (zh) * 2011-10-12 2014-07-09 皇家飞利浦有限公司 ToF-DOI探测器阵列的建模
CN104781694A (zh) * 2012-09-27 2015-07-15 圣戈本陶瓷及塑料股份有限公司 闪烁器阵列、闪烁器、包括闪烁器阵列或闪烁器的辐射检测装置、以及形成它们的方法
US20150241570A1 (en) * 2014-02-26 2015-08-27 Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. Scintillator Array And Methods Of Forming A Scintillator Array And A Radiation Detector

Family Cites Families (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2017170C1 (ru) * 1991-07-02 1994-07-30 Гершун Александр Сергеевич Способ изготовления щелочногалоидных сцинтилляторов
IL137821A (en) * 2000-08-10 2009-07-20 Ultraspect Ltd Spect gamma camera
WO2004008177A1 (en) 2002-07-17 2004-01-22 European Organization For Nuclear Research Gamma ray detector for positron emission tomography (pet) and single photon emmission computed tomography (spect)
US7291841B2 (en) * 2003-06-16 2007-11-06 Robert Sigurd Nelson Device and system for enhanced SPECT, PET, and Compton scatter imaging in nuclear medicine
US20070096031A1 (en) 2003-06-19 2007-05-03 Ideas As Modular radiation detector with scintillators and semiconductor photodiodes and integrated readout and method for assembly thereof
US7238946B2 (en) 2003-06-27 2007-07-03 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Nuclear imaging system using scintillation bar detectors and method for event position calculation using the same
US7378659B2 (en) 2005-03-04 2008-05-27 General Electric Company Systems and methods to localize optical emission in radiation detectors
US7635848B2 (en) * 2005-04-01 2009-12-22 San Diego State University Research Foundation Edge-on SAR scintillator devices and systems for enhanced SPECT, PET, and compton gamma cameras
CN101163989B (zh) 2005-04-22 2013-04-10 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有飞行时间性能的pet/mr扫描仪
US7193208B1 (en) 2005-10-24 2007-03-20 General Electric Company Time-of-flight capable high resolution pet detector
JP4877766B2 (ja) 2006-08-25 2012-02-15 独立行政法人放射線医学総合研究所 陽電子放射断層撮像装置及び放射線検出器
EP2116869A1 (en) 2007-02-16 2009-11-11 Inter-University Research Institute Corporation High Energy Accelerator Research Organization Gamma ray detector and pet device employing the same
KR20100069295A (ko) * 2008-12-16 2010-06-24 삼성전기주식회사 신틸레이터, 이를 이용한 고에너지 방사선 검출기 및 이를 이용한 양전자방출 단층 촬영 장치
US8809790B2 (en) 2009-09-29 2014-08-19 Tilahun Woldeselassie Woldemichael Method and system for nuclear imaging using multi-zone detector architecture
ES2363286B1 (es) 2009-10-26 2012-09-04 Oncovision, General Equipment For Medical Imaging, S.A. Procedimiento y circuito electronico de lectura de las señales generadas por uno o mas sensores pixelados
US8405038B2 (en) 2009-12-30 2013-03-26 General Electric Company Systems and methods for providing a shared charge in pixelated image detectors
US9513387B2 (en) 2010-02-01 2016-12-06 Siemens Aktiengesellschaft System and method for providing depth of interaction detection using positron emission tomography
GB201004923D0 (en) 2010-03-24 2010-05-12 Sensl Technologies Ltd Compact method for medical detection
WO2012005767A2 (en) 2010-07-07 2012-01-12 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University A noise robust decoder for multiplexing readout channels on an imaging sensor array
CN103069302B (zh) 2010-08-26 2019-04-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 像素化的探测器设备
US8963093B2 (en) 2010-10-09 2015-02-24 Fmi Technologies, Inc. Tomographic imaging methods and systems for digital wave front decimation in time sampling
US8946643B2 (en) 2010-10-09 2015-02-03 Fmi Technologies, Inc. Virtual pixelated detector for pet and/or spect
US9194959B2 (en) 2011-07-06 2015-11-24 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Positron emission tomography detector based on monolithic scintillator crystal
US9347893B2 (en) 2011-07-26 2016-05-24 Robert Sigurd Nelson Enhanced resolution imaging systems for digital radiography
JP6145248B2 (ja) * 2011-12-28 2017-06-07 学校法人早稲田大学 放射線検出器
BR102012010830A2 (pt) 2012-05-08 2015-04-14 Comissao Nac Energia Nuclear Sistema de detecção para determinação da posição de eventos de cintilação em cristal cintilador monolitico
US10371834B2 (en) 2012-05-31 2019-08-06 Minnesota Imaging And Engineering Llc Detector systems for integrated radiation imaging
US9176240B2 (en) 2012-07-18 2015-11-03 Kabushiki Kaisha Toshiba Apparatus and method for channel count reduction in solid-state-based positron emission tomography
US9599731B2 (en) 2013-03-14 2017-03-21 Koninklijke Philips N.V. Positron emission tomography and/or single photon emission tomography detector
WO2014181232A1 (en) 2013-05-10 2014-11-13 Koninklijke Philips N.V. Large-area scintillator element and radiation detectors and radiation absorption event locating systems using same

Patent Citations (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6982431B2 (en) * 1998-08-31 2006-01-03 Molecular Devices Corporation Sample analysis systems
CN1372324A (zh) * 2001-02-07 2002-10-02 佳能株式会社 闪烁器面板、制造闪烁器面板方法、辐射探测装置及辐射探测***
US6921909B2 (en) * 2002-08-27 2005-07-26 Radiation Monitoring Devices, Inc. Pixellated micro-columnar films scintillator
CN101142497A (zh) * 2005-03-16 2008-03-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有像素内处理电路的x射线检测器
CN102985846A (zh) * 2010-08-24 2013-03-20 浜松光子学株式会社 放射线检测器
EP2672292A1 (en) * 2011-02-01 2013-12-11 Kabushiki Kaisha Toshiba, Inc. Radiation detector
CN102288980A (zh) * 2011-05-12 2011-12-21 刘继国 光导以及应用该光导的pet探测***
CN102354696A (zh) * 2011-07-22 2012-02-15 上海奕瑞光电子科技有限公司 X射线探测器
CN103917898A (zh) * 2011-10-12 2014-07-09 皇家飞利浦有限公司 ToF-DOI探测器阵列的建模
CN103185914A (zh) * 2011-12-28 2013-07-03 通用电气公司 用于辐射检测器的光导组件
CN104781694A (zh) * 2012-09-27 2015-07-15 圣戈本陶瓷及塑料股份有限公司 闪烁器阵列、闪烁器、包括闪烁器阵列或闪烁器的辐射检测装置、以及形成它们的方法
CN103837881A (zh) * 2012-11-20 2014-06-04 李洪弟 正电子发射断层成像的检测器模组及其制造方法
US20150241570A1 (en) * 2014-02-26 2015-08-27 Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. Scintillator Array And Methods Of Forming A Scintillator Array And A Radiation Detector

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
MIKIKO ITO 等: "Design and simulation of a novel method for determining depth-of-interaction in a PET scintillation crystal array using a single-ended readout by a multi-anode PMT", 《PHYSICS IN MEDICINE AND BIOLOGY》 *

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109978967A (zh) * 2019-03-22 2019-07-05 诸暨斯珈质子科技有限公司 基于云平台的分布式pet***的处理方法

Also Published As

Publication number Publication date
CN109196332B (zh) 2021-09-07
WO2017120201A1 (en) 2017-07-13
US10497741B2 (en) 2019-12-03
US20190019837A1 (en) 2019-01-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN109196332A (zh) 用于光学发射检测的装置和方法
Surti et al. Advances in time-of-flight PET
Moses Recent advances and future advances in time-of-flight PET
Ziegler Positron emission tomography: principles, technology, and recent developments
Lucas et al. Development of a combined microPET®-MR system
ES2346623B1 (es) Sistema compacto, hibrido e integrado gamma/rf para la formacion de imagenes simultaneas petspect/mr.
CN107735694A (zh) 用于使用二分感测的交互深度正电子断层扫描检测器的装置和方法
Mackewn et al. Design and development of an MR-compatible PET scanner for imaging small animals
US8063377B2 (en) Crystal identification for high resolution nuclear imaging
US11054533B2 (en) Sensor chip
KR101542836B1 (ko) 양전자방출 단층촬영장치용 검출기 및 이를 이용한 양전자방출 단층촬영 시스템
CN102245093A (zh) 具有改进检测效率的高分辨率pet***成像仪
US7381958B2 (en) Lanthanum halide scintillators for time-of-flight 3-D pet
Carminati et al. Clinical SiPM-based MRI-compatible SPECT: Preliminary characterization
US11311255B2 (en) Medical detectors and medical imaging devices
US11841470B2 (en) Prismatoid light guide
Yamamoto et al. A block detector for a multislice, depth-of-interaction MR-compatible PET
Singh et al. Physics and instrumentation for imaging in-vivo drug distribution
Ramirez et al. High-resolution L (Y) SO detectors using PMT-quadrant-sharing for human and animal PET cameras
US10539686B2 (en) Method for the signal processing of a photosensor
Surti et al. Current status of PET technology
Moses Recent Advances and Future Advances in Time‐of‐Flight PET
CN209433019U (zh) 单端读出深度测量pet探测器、pet扫描成像***
CN110007332B (zh) 晶体阵列、探测器、医疗检测设备及晶体阵列的制造方法
CN108431634A (zh) Sipm传感器芯片

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
REG Reference to a national code

Ref country code: HK

Ref legal event code: DE

Ref document number: 40001124

Country of ref document: HK

GR01 Patent grant
GR01 Patent grant