JP2005516228A - 非対称に配置された交差接続型シンチレーション結晶 - Google Patents

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Abstract

非対称に配置された交差接続型シンチレーション結晶のための装置および方法。方法は、複数の光電子増倍管(2405)をシンチレーション結晶アレイ(2410)に接続する段階であって、シンチレーション結晶アレイが複数のコーナー端を規定し、複数のコーナー端の第1のコーナー端が、複数の光電子増倍管の第1の光電子増倍管の第1の中心に整列され、複数のコーナー端の第2のコーナー端は複数の光電子増倍管の第2の光電子増倍管の第2の中心に整列されていない段階を含む。

Description

関連出願の相互参照
本願は、全体の内容があらゆる目的のために参照として本明細書に明確に組み込まれている、2002年2月1日出願の同時係属中の米国特許出願第60/353,135号の優先権の利益に関し、それを主張する。
連邦政府支援の研究および開発に準じて実施された発明の権利に関する言明
本発明は、米国国立衛生研究所との契約において米国政府支援により実施された。
発明の背景
1. 発明の分野
本発明は、一般に、陽電子放射型断層撮影法(PET)の分野に関する。さらに詳細には、本発明は、PETsにおけるシンチレーション放射線検出装置に関する。具体的には、本発明の好ましい実施はシンチレーション放射線検出装置の作製に関する。
2. 関連技術の考察
陽電子放射型断層撮影法(PET)は、生存中の被験者の組織内の陽電子放出放射性同位体の濃度を測定し、そのような測定値を使用して内部組織の画像を形成するための技術である。PETは、短命の陽電子放出放射性同位体の現場での供給源としてサイクロトロンを必要とすることがある。同位体は、グルコース-関連化合物と共に患者に注射され、陽電子は体内組織内で電子と衝突して光子を生成する。光子は断層撮影によるシンチレーション検出装置によって追跡され、その情報はコンピュータによって処理されて、観察した組織内の画像と血流および代謝過程に関する情報およびデータを提供する。
断層撮影によるシンチレーション検出装置はPETの必須部分である。それなしでは、組織の画像形成は生じない。検出装置はアレイ状に配列される。各アレイは、各々任意で長方形の形状のシンチレーション結晶の基盤である。γ線粒子または他の放射線粒子がアレイ中の結晶検出装置要素に衝突すると、光線が放出される。図1〜3に示すように、光線信号は4つまたはそれ以上の光センサーに分布される。透明な結晶である、この刺激された検出装置から光センサーの各々に到達する光線量は、結晶間の何らかの光線の分配もしくはカップリングによってまたは結晶アレイと光センサー間の光線ガイド装置によって制御される。4つまたはそれ以上の光センサーは光線信号を相応する電気信号に変換する。4つまたはそれ以上の光センサーからの電気信号の相対的な大きさは、閃光を放っている結晶の位置を推定するために使用される。この種類の位置有感型検出システムは放射線画像形成において広範に使用されている。システムの性能は、閃光を放っている結晶の位置を推定する精度によって決定される。位置を解読する精度は、光線分配、光線カップリングまたは光線ガイドのデザインによって決定される。
図2に示すように、光分布が最適な検出装置アレイを構築する従来の1つの方法は以下のようである：断層方向および軸方向の寸法の鋸引き深さが等しくないように切削された中実の結晶ブロック。この方法は、低分解能のカメラに使用される大型の結晶要素には十分であるが、超高分解能の小型結晶要素のカメラには満足ではない。理由の1つは、
PET同時検出効率=(検出装置の効率)2=(検出装置の断層方向のパッキング比×軸方向のパッキング比)×(検出装置の断層方向のパッキング比×軸方向のパッキング比)
のように、鋸歯によって作製される溝の幅により、超小型検出装置の同時検出効率は実質的に損失されるからである。
0.4 mmの鋸歯形状の溝(典型的)に接続している、検出装置のピッチが1.7 mmである場合には、検出装置のパッキング比は、断層方向および軸方向の寸法において(1.7-0.4)/1.7 = 0.76となる。従って、PETカメラの場合には、同時効率は(0.76×0.76)2=0.33となりうる。言い換えると、同時事象の67%は、1.7×1.7 mmの検出装置のピッチのための鋸切削によって損失する。
図3に示すように、位置有感型検出装置を作製する第2の方法は、4つの面全てを塗装またはマスキングすることによって各々が光学的に分離されている個々の結晶を、不揃いの溝が切削されている光線ガイドプラスチックブロック上に配置することである。この場合には、不揃いの溝は、結晶ブロックではなく光線ガイド内に存在する。結晶は、個別に切削および研磨される必要がある。次いで、個々の結晶を、手動によってまたはロボット工学装置によって光線ガイドに配置し、接着する。どちらの場合も、結晶をつかみ、光線ガイドに配置するピンセットまたはロボットの指の隙間のために結晶の間に空隙が存在する。しかし、結晶の間の空隙は検出感度も低下する。さらに、個々の結晶は機械的または化学的に切削および研磨される必要があるので、この方法はより労働集約型である。
検出装置の個々の結晶の作製に伴う問題は、個々の結晶をアレイに実際に配置することにある。数万のシンチレーション結晶が一体として密接して充填されるので、画像形成用検出装置システムを作製する際に機械的精度は重要である。このような結晶は超小型：1〜5 mmであることが多い。数万の小さい機械的誤差(すなわち、検出装置あたり0.1 mm)の積み重ねが、小型サイズの結晶に対して大きな誤差になることがあり、検出装置アレイの予想位置から大きく離れた位置にいくつかの結晶を配置する可能性があり、画像形成精度を低下することがある。必要とされることは、検出器アレイの作製中に生じる機械的誤差の総量を低下することができる作製法である。
従来の方法の別の欠点は、各結晶を個別に作製する費用が高いことである。従って、必要とされていることは、より費用効果的な方法で上記に考察した必要条件を満たす解決策である。
検出装置アレイを作製するさらに別の方法は、シンチレーションブロック材料にチャネルを切削し、次いで光線反射材料でチャネルおよび溝を被覆することである。これは、検出装置アレイにおけるそれぞれのチャネルの間隔を与え、それぞれのチャネルの配列精度を向上するので、以前の方法を上回る改善となる。
平らでない溝をシンチレーション材料に切削することに伴う問題は、結晶における切削深さがブロックの末端部では非常に深く、チャネルを接続するために残っている材料は少量なので容易に破壊されるということである。材料が破壊すると、検出器結合ブロック全体が無駄になり、使用不可能になる。従って、必要とされていることは、破壊を受けにくく、その一部が無効または破壊した場合、検出器全体が無駄にならないという解決策である。
円形の検出器アレイを作製するためには、円形の検出器配列に存在する結晶の重なりをなくすためにシンチレーション結晶をさらに研磨する必要がある。この追加の工程は、個々の結晶を各々研磨する必要があることがあるので、時間および費用がかかる可能性がある。溝を切削してブロックを形成することによって作製されるシンチレーション結晶ブロックでは、追加の研磨工程が、ブロックの末端部における結晶を破壊することによって欠陥のある結晶ブロックを作製する確率を増すことがある。
これまでは、より耐久性のシンチレーション検出装置アレイの必要性、アレイ中の機械的なエラーの低下、結晶間の空隙の減少並びに検出器アレイを作製する際の設備費用の削減および時間の短縮という必要条件は十分に満たされていなかった。必要とされていることは、これらの必要条件の一部または全てに対処する解決策である。
発明の概要
以下の態様が必要である。当然のことながら、本発明はこれらの態様に限定されない。
本発明の一局面によると、方法は、複数のコーナー端を規定するシンチレーション結晶アレイに複数の光電子増倍管を接続する段階であって、複数のコーナー端の第1のコーナー端が複数の光電子増倍管の第1の光電子増倍管の第1の中心に整列されており、複数のコーナー端の第2のコーナー端が複数の光電子増倍管の第2の光電子増倍管の第2の中心に整列されていない段階を含む。
本発明の別の局面によると、方法は、複数の光電子増倍管に接続され、複数のコーナー端を規定するシンチレーション結晶アレイで放射線を検出する段階であって、複数のコーナー端の第1のコーナー端が複数の光電子増倍管の第1の光電子増倍管の第1の中心に整列されており、複数のコーナー端の第2のコーナー端が複数の光電子増倍管の第2の光電子増倍管の第2の中心に整列されていない段階を含む。
本発明の別の局面によると、装置は、複数の光電子増倍管と、複数の光電子増倍管に接続され、複数のコーナー端を規定するシンチレーション結晶アレイを備え、複数のコーナー端の第1のコーナー端が、複数の光電子増倍管の第1の光電子増倍管の第1の中心に整列され、複数のコーナー端の第2のコーナー端が複数の光電子増倍管の第2の光電子増倍管の第2の中心に整列されていない。
好ましい態様の説明
本発明は、高い感度のPET検出装置を含むことができる。本発明はまた、PET検出装置を作製する際の高い効率を含むことができる。
陽電子放射型断層撮影法(PET)は、生存中の被験者の組織内の陽電子放射型放射性同位体の濃度を測定し、そのような測定値を使用して内部組織の画像を形成する技術である。従って、PET装置における検出装置アレイの検出感度は重要である。
検出装置アレイは、一般にシンチレーション結晶ブロックおよびPMTsを含む。これらの結晶ブロックを作製する従来の方法は、個々のブロックに溝を切削して、結晶ブロックベースに一体として接続される小型の結晶要素を形成する段階と、針とも呼ばれる個々の結晶を切断する段階と、それらを個別に検出装置アレイに配置する段階を含む。各針と結晶ブロックに切削される溝との間に残る分離部は、被験者の放射性同位体の検出から生じる画像のゆがみを生じる。
以前に記載された方法の代わりに、シンチレーション検出装置結晶間の塗装処理した光学的マスクを検出装置アレイを作製する際に使用すると、検出感度を増加することができる。塗装処理した光学的マスクは、約1.7 mm×約1.7 mmピッチのアレイについて0.04 mmのおおよその厚さを有し、約0.95の同時計測効率を提供する。このように、鋸切削の代わりに提案の塗装処理した光学的マスクを使用することにより、同時計測検出効率は2.9倍増加し、画像品質も改善され、意義深い。
さらに、任意のマスクパターンで塗装することができるので、鋸切削方法を上回るこの柔軟性により、より良好な位置解読精度で翻訳してより良好な画像分解能を達成する光センサーへの光線分布を精密に調整することができる。しかし、提案されている塗装処理したマスク技術は、各結晶に個別に適用される場合には極めて労働集約的となることがあり、実用的でなくなることがある。高分解能PETに約38,000の個々の検出装置要素が存在する場合(図26を参照すると、図示されている検出装置モジュールは8×8アレイを4(256結晶)、7×8アレイを24(1344結晶)および7×7結晶を32(1568)有し、12のモジュールを有するPETカメラでは、[(256+1344+1568)×12]=38016の結晶が存在する)、および各要素に4つの塗装マスクを実施する場合には、塗装処理のための約152,000(例えば、152,064)の表面が存在することになる。これらの表面はまた、アレイを形成するために一体として組織化されて接着される必要もある。これは、針としても知られている個々の結晶の購入費用に加えてかなり大変な作業となる。
本発明は、スラブ・サンドイッチ・スライス(SSS)作製法を用いることによってこの問題を回避する。この技術は、おそらく、加工費用を削減し、破壊を少なくすることによって収率を増加し、かつ検出効率を増加する。
スラブ・サンドイッチ・スライス法
検出装置の各結晶アレイは、各々が任意で長方形の形状のシンチレーション結晶の基盤(透明な結晶)である。γ線粒子または他の放射線粒子がアレイ中の検出装置要素(結晶)に衝突すると、光線が放出される。
光線信号は4つまたはそれ以上の光センサーに分布される。この刺激された検出装置から光センサーの各々に到達する光線量は、(a)結晶間の何らかの光線の分配もしくはカップリングによって、または(b)結晶アレイと隣接する光センサー間の光線ガイド装置によって制御される。
4つまたはそれ以上の光センサーは、閃光を放っている結晶の位置を推定するために使用される。この種類の位置有感型検出システムは放射線画像形成において広範に使用されている。システムの性能は、閃光を放っている結晶の位置を推定する精度によって決定される。位置を解読する精度は、光線分配、光線カップリングまたは光線ガイドのデザインによって決定される。
本発明は、このような検出装置を作製する際に関与する作業の量を減らす。各作製段階の個々の結晶の代わりにスラブおよびスライスが各段階において使用されるので、作製段階の数は、(フーリエ変換のように)N2から2N(ここで、N×Nは結晶基盤サイズである)に減少される。実際、出発材料のスラブが長いほど、この工程はより効率的になる。
この工程において、長さNの個別のスラブに1つのマスクパターンまたは異なるマスクパターンを塗装することができる。これらのスラブは光学的な接着剤を使用して一体として接着され、サンドイッチを形成する。次いで、これらのサンドイッチをサンドイッチスライスにスライスし、各サンドイッチスライスの厚さは1つの等価な結晶要素の厚さと等しい。これらのサンドイッチスライスは、光学的な接着剤で接着して検出装置アレイを形成する前に、追加のマスクパターンで塗装することができる。異なるマスクパターンを有する異なるサンドイッチからのスライスを一体として接着して、検出装置アレイに望ましい光線ガイドパターンを得ることができる。
例えば、25の針が横に一体として積層されたものと同じ寸法のスラブを使用してもよい。これは、上記の方法ほど費用がかからないと思われる。この例示的な作製アルゴリズムを図5に示す。光学的なマスクデザインは、作製部品および手法を最小にするためにできるだけ多くの対称を使用している。
全てのスラブはいくつかの異なるサンドイッチ型501、502、503に集成される。各サンドイッチは、光学的なマスク510を塗装し、光学的に一体として接着して、8×1検出装置サンドイッチを形成する8つのスラブの積層物である。各型はスラブ間に塗装されたマスク510の異なるセットを有し、図5は3種のサンドイッチ構成の工程を例示する。A型501では、8つのスラブのうち4つが2つの異なるマスクパターンでマスクされる。B型502では、6つのスラブに3つの異なるマスクパターンが塗装される。C型503では、7つのスラブに4つの異なるマスクパターンを塗装することができる。
次いで、これらの塗装処理したスラブを一体として接着して各サンドイッチ型504を形成する。36,864の結晶を有する仮説的なカメラには、各々64の結晶を有する576のアレイを作製するために合計192のサンドイッチが必要とされる。
必要とされるサンドイッチ型の数は各検出装置アレイのサイズに依存する。それは、詳細な検出装置デザインに応じて1つの型から数種の型を単に有する範囲であってもよい。検出装置の詳細なデザインは、最終製品の結晶-アレイ基盤サイズ、使用する結晶の種類、各結晶要素の正確な幾何学的構成並びに光センサーの種類、サイズ、形状および光学的な特徴を含む数多くの変数に依存する。実施例1〜3は、異なるマスクおよびサンドイッチ型を使用するこの方法を例示する。
これらサンドイッチ504は全てスライス520に横切りし、各スライスは、同一のサンドイッチ型からの全ての他のスライスと同じである。各スライスの厚さはまた、1つの結晶の幅である。A型のサンドイッチ501から切断される4つのスライス521は、検出装置アレイの最初の2つおよび最後の2つのカラムに使用される。B型のサンドイッチ502から切断される2つのスライス522は8×8アレイの第3および第6のカラムに使用され、C型のサンドイッチ503からの2つのスライス523はアレイの中央の2つのカラムに使用することができる。これら8つの新たなスライスは7つの新たなマスク530で525を塗装され、次いで一体として接着されて、最終製品のアレイを形成する。スライスを高精度で三次元的に一体として接着するために特殊な接着用ジグ／ホルダーが使用される。最終製品のアレイ540の拡大図550が示されている。
光学的マスクおよび光学的接着剤
光学的接着剤は、乾燥すると光学的に透明で、永久的に接着する任意の接着剤である。接着剤は光線の吸収または散乱が非常に少ない。接着剤が適用されると、図7Aおよび図7Bに示すように、接着用ジグまたはホルダー700内に配置される。この装置は、接着剤の厚さを制御することができるように、スラブ-サンドイッチと最終製品の検出装置ブロックを正確な寸法で接着する助けとなる。ブロックからの過剰な接着剤の除去も簡単にすることができる。スラブ-サンドイッチまたは検出装置ブロックに残存する過剰な接着剤の量を最小にするように、過剰な接着剤の排出空間710がある。
個別の針の代わりに、シンチレーション結晶のスラブに所定のパターンで光学的マスクを塗装する。次いで、スラブを一体として光学的に接着して、カラムにスライスする。カラムに別の光学的マスクパターンを塗装する。結果として得られるカラムを一体として接着して望ましいアレイを形成する。
スラブおよびスライス上の光学的マスクは反射効率が高く、光線を結晶に反射する。それは、自動式／手動式エアブラシまたはコンプレッサー装置などの方法を使用して、塗料のように適用することができる。
塗装されるパターンの形状はマスク技術によって制御することができ、それによってペイントブラシからの塗料を遮断するためにバリアまたはマスクを使用することができる。例えば、一方の面に一時的な接着剤がついた紙の積層物にレーザー切削を使用することによって、ある種のデザイン化された形状を有する高精度のバリアを大量に作製することができる。スラブまたはスライスを塗装する前に、切削後のバリアの各シートをスラブまたはスライスに接着することができる。
スラブまたはサンドイッチスライスを塗装するために、塗装対象の物体を図8Aに示す800などの塗装装置に配置する。それには、スラブまたはサンドイッチスライスの厚さに等しい深さの溝810がある。それはまた、図8Bに示すように、スラブまたはサンドイッチスライスの一部を正確に被覆するために、以前に考察したように、一方の面に一時的で、剥離可能な接着剤がついた（self-adhesive）紙製のバリアであってもよい、レーザー-トリム塗装バリア830を正確に固定するための配列ピン820も有する。
バリア830は、ジグの配列ピンを合わせるためのレーザー-トリム配列穴840を有する。ローラーをマスクの上をころがして、マスクが塗装装置800およびスラブまたはサンドイッチスライスに完全に接着されていることを確実にすることができる。次いで、スラブまたはサンドイッチスライスを有するマスク後のジグに最適なマスクを適用する。
これらのバリア830が結晶上に作製する助けとなるパターンは、1つの結晶から次の結晶に到達するシンチレーション光線信号量を制御する。それは多数の目的を果たす。それは、結晶間の光透過を遮断する分配である。それは、結晶間の光学的なカップリングまたは透過の程度を決定する。それはまた、光線の分布を誘導する光線ガイドでもある。
従来の方法を上回る利点
平均して、8×8検出装置アレイを1つ作製するためには、スラブの12.25回の塗装、8回の切削、および14の表面の一体としての接着、合計34.25段階が存在する。この工程は、74回の塗装および接着する119の表面または切子面、合計193段階を必要とする、64の個別の要素によって作製される検出装置ブロックと比較することができる。従って、この作製工程は、提案されているスラブ・サンドイッチ・スライス法により大幅に単純化される。
SSS作製法はまた、良質の検出装置ブロックの収率を実質的に増加する。A型サンドイッチ501(25要素の長さ)は各々6ブロックに十分なスライス(1ブロックあたり4スライス×6ブロック=24スライス)より多いスライスを生じ、B型502およびC型503のサンドイッチは各々12ブロックに使用することができる。
1つのサンドイッチから切断される全25のスライスは同一であるので、磨耗した刃または結晶の欠陥により1つの不良の切断が1つのスライスを破壊すると、破壊したものと交換するために次の切断を使用することができる。このように、ブロックの1/8は1つの不良な切断により無駄にされる。
先に記載されている第1の従来の作製法では、破損および収率は2つの理由のためにさらに悪くなる。(a)図6に示すように検出装置ブロック620は横切りされ、この場合、切断の深さはブロックの末端部では非常に深く、すなわち残されている少量の材料の量は非常に少量なので、それは610を容易に破壊し、および(b)1箇所の破壊があると、検出装置ブロック全体(64の結晶要素)620が無駄にされる。
しかし、本発明の一態様において、切断は全て、隣接する要素に接続するための少量の結晶材料を生じることなく完璧な凹凸のない切断である。このように、破壊が少なく、最終仕上げ後の検出装置は約50%を超えるものが有効となる。
この新規作製法を用いると、破損の数は同じになり、約4%の損失すなわち96%の良質の検出装置の収率が得られると思われる。破壊は、完璧な切断が実施されると実質的に低くなるので、予測される検出装置の収率は約98%またはそれ以上となり、材料的にも労働的にも検出装置の作製費を実質的に低下すると思われる。
スラブ・サンドイッチ・スライス法はまた、高い検出感度および高い位置解読精度をもたらし、この方法は、言い換えれば作製される検出装置アレイを使用して作製される最終製品の画像形成装置において良好な画像分解能であるということになる。この方法は最終製品の検出装置の収率を50%〜150%、さらに通常は50%増加し、大型の検出システムの費用を低下すると思われる。本発明は、以前の方法と比較して、品質を改善し、費用を削減する。
SSS法によって作製される位置有感ブロックを使用する装置
ある種の症例の腫瘍診断において使用されるPETスキャンの医療費償還制についてCMS(旧HCFA)による最近の承認およびこの承認が生じたPET市場の急速な成長(2000年に100%の増加)は、より手ごろな専用PETスキャナーの必要性を生じている。先に考察した作製法は、光電子増倍管四分割技術（the photomultiplier sharing technique；PQS)を使用する市販のカメラと同じ検出装置面積(40mm×40mm)および同じ数の結晶(8×8)のブロックを有する位置有感型ブロックの開発に使用された。
このブロックは径40mmの4つの単一陽極PMTsに接続され、各PMTは4つのブロック検出装置によって共有される。重要な節約は、匹敵する市販のカメラを構築するのに必要であると思われるその他のものの約25%である、PMTsの必要数によって生じる。
本明細書において1つの目的は、市販のブロック(64結晶、図9Bに示す)と同じ検出装置面積および同じ数の結晶を有するが、PQSモードにおいて実施される位置有感型ブロックの開発である。図9A(MDAPET実施)に示すように、同じPMT型910を維持し、ブロックサイズを低下するのではなく、ブロックの寸法は同じにし、PMT型を図9Cに示す径40mmの管920と交換した。40mmの円形PMT920 1つを4〜19mmのPMTs910と交換する。すなわちPMT単独で75%の節約になる。
非対称の位置有感型ブロック
検出装置モジュールでは角型ブロックのPQSアレイによって残された使用していない光電陰極領域が生じることにより、長方形(拡張型)ブロックを開発した。このブロックはPMT有感領域の使用を最大にし、モジュール間の空隙サイズを最小にする。
正確な鋳型およびエアブラシを適用した白色塗装マスクを隣接する結晶の全てのペアについて微細調整した。結晶解読法は、ブロックの二次元解読マップに均一に分布される良好な分離を提供する。64の結晶全ての複合エネルギーは顕著な光ピーク(エネルギー分解能39%)および比較小さいコンプトン成分を示すと思われる。それは、ブロックが全ての結晶について非常に均一な光線収集を有することを示している。この型のブロックを使用する画像分解能は、同じ数およびサイズの結晶が解読されるので、市販のカメラの分解能に匹敵すると思われることが予想される。
角型ブロック検出装置1005を用いて主に実施される四分割(Quadrant Sharing)は、図10aに示すように、検出装置の末端においてPMTs1015の有感型ウィンドウ1010の2分の1を未使用にする。図10bに見られるように、1つの検出装置モジュールに必要な長方形ブロックおよび対称ブロックの両方を得るために、検出装置アレイの中心軸に対して非対称に配置されている光線ガイドまたは塗装処理したマスクパターンを有することができる長方形の検出装置型1020を十分開発することができる。その理由は、長方形のブロックの寸法の短い方の端から端の光線の分布を制御する、結晶間に配置されるシンチレーション光線分配は対称の角型のブロック1005と正確に同じ分配であるからである。径40mmのPMTのために開発された長方形のブロックは8×8の結晶を含み、各結晶は長さ約5.0mm×幅6.3mm×高さ25mmで、40×50×25mm3の立方体を作製する。良好な感度を確実にするために十分な長さであるが(層の2分の1の値の3つ分)、視差エラーにより画像分解能を損なわない程度に長い結晶の高さが選ばれた。このブロック検出装置は、小さい径の多角形に構成された検出装置モジュールを用いる全身および脳／胸部スキャナー用である。
結晶表面に特殊な仕上げをすると、結晶から結晶へ、最終的に4つのPMT光電陰極への光透過を制御する助けとなった。図11に示すように、結晶解読を低下させる、全ての結晶に研磨面を提供することによって結晶の出力末端における個々の結晶各々からの最大光線出力を最大にする共通の目的とは異なり、PQSブロック技術は結晶間のより高いレベルの光透過を必要とする。図12に示すように被覆した結晶表面は結晶間の光透過を増加し、二次元結晶系読を改善する。
結晶位置解読
実験的なブロックの結晶位置解読を試験するために、光学的なグリースを使用してそれを径40mmの4つのHamamatsu R580-15光電子増倍管に光学的に接続した。γ線源のための1つのBGO(ビスマス酸化ゲルマニウム)結晶および137Csを使用してPMTsゲインを調整した。前方端の電子工学増幅装置のゲインの調整は各PMTの光ピーク位置に等価した。
図12は、新規ブロックの二次元位置解読マップを示す。各要素は明確に分離されており、マップに均一に分布されている。図13は、ブロックにおける64の結晶全ての複合エネルギースペクトルが顕著な光ピークおよび比較小さいコンプトン成分を示すことを示している。ブロックが4つの解読用PMTの中心に対して非対称に位置づけられているにもかかわらず、ブロックが全ての結晶に対して非常に均一な光線の収集を示すことをそれは示している。
円形検出装置アレイデザイン
SSS法によって作製されるシンチレーション結晶ブロックは、γ線カメラなどの装置に使用することができるリング／円形検出装置アレイに配置するのに好適な検出装置を作製するようにさらに改良することができる。PMT四分割デザインを用いると、最も簡単なPETの実施は、PMTs2405およびシンチレーション結晶ブロック2410からなる6つの検出装置パネル2400を有する多角形デザインを例示している、図14に示すように、多数のアレイ／ブロックを大型の検出装置パネルに配置することおよび多角形パターンで患者の周囲に多数のパネルを配置することである。このパネルを用いた実施はエンジニアリング／作製には容易であるが、欠点がある。
パネルを用いた実施の欠点の1つは、図15に示すように、多角形デザイン2505は、同一の画像形成ポート開口部に対しては、円形デザイン2500より多くの結晶2410およびPMTs2405を必要とする。結晶2530は完全な円2500の形状に配置する場合には、シンチレーション結晶ブロック2410およびPMTs2405は少なくてすみ、それによって作製費が削減される。
図15に示す別の欠点は、多角形のシステムではパネル／モジュールの間に検出装置の空隙2510が存在することである。従って、このシステムは、検出装置のサンプリング用の空隙を被覆するために画像形成中に回転する必要がある。システムを回転して検出装置の位置の軌道をリアルタイムで維持するためには精密なステップ電動機制御システムは安価ではなく、データ収集が複雑である場合、連続的な円は空隙がないと思われ、回転の必要性をなくし費用を削減する。
画像分解能も円形システム2500では良好である。多角形システム2505では、検出装置ペアの幅はまっすぐな上下の光線2515、斜めの光線2520、2525には2.305 mmであるが、隣接する結晶を透過し、標的結晶の末端部に衝突するそのような事象からの光線に対する結晶の角度形成のために、「有効」検出装置幅は例示では6.445 mmおよび7.117 mmに大幅に広げられている。円形システムでは、検出装置の角度形成が少ないので有効幅は狭い。このように、システムが円形になるほど、平均画像分解能は良好になる。
パネルを用いた実施に対する円形の実施の別の利点は、検出装置パネル／モジュールの4つの端部では、PMTの列の半分は、PMT四分割デザインでは任意の結晶と接続しないので無駄となり、それにより四分割デザインの費用に関する利点を低下することである。連続的な検出装置リングを用いた実施は、平面内の円形寸法においてこのPMT無駄部分をなくすことができる。従って、四分割リングの実施と(軸面に)非対称の解決策を組み合わせることが最良の解決策である。
スラブ-サンドイッチスライス作製法(SSS)において作製される立方体ブロックがより円形のリングに配置されるためには、ブロック間に重なり2600があり、接地される必要がある(図16)。PMT四分割デザインをPMTの平坦な検出ウィンドウに採用し、それによりブロックを五角形のブロックにするためには第2の接地2605が必要である。
SSS作製されるブロックから図17に示す五角形ブロック2700を実施する2つの方法があることができる：(1)等入射口幅の結晶(図17A)および(2)等背面または等作製スライス厚さの結晶(図17B)。等入射口幅の実施は、SSS作製におけるスライス操作中に五角形の2つの末端結晶列のためにより厚いスライスを切断することを必要とすると思われる。等背面の実施は通常の間隔のスライスのみを必要とする場合がある。等入射口は、結晶の開口部が小さいので(図17Bの等スライス例の2.275mmおよび1.12mmと比較した場合、この例では1.986mm)、空間的な分解能がブロック中の端から端までより均一にし、カメラの規格をよりすばらしいものにする。確かに、これらは、使用することができる限界域の例である。このような限界域に入る結晶の分割を使用することもできる。
示す小型研削(ブロックの重なりの1.154 mmおよびPMT四分割の1.126 mm)は、すでに検出装置リング径がわずか12.7 cmの超小型動物用PET(マウスPET)では極めて長い研削距離である。検出装置リングの径がより長いヒト用カメラでは、必要な研削はより少ない。
ブロックの重なりの先細り(T)および「家の屋根」の研削を支配する式をここに示す。Nは円を形成するブロックの数であり、Wは最終製品のブロックの研削前の寸法であり、Dは深さ(ブロックの厚さ)であり、Pは光電子増倍管のピッチ／空間であり、Rは検出装置リングの半径であり、並びにTは図18に示すブロックの先細りであるとすると、
W = P cos(180°/N)
R = W / sin(360°/ N) - D
T = W / cos2(180°/N) - 2D tan(180°/ N)
「屋根」の研削は、ブロックの上辺の中線から180°/ Nである。
実施後、PMT2805およびシンチレーション結晶ブロック2800を有する通常のPMT四分割円形システムは、図19に示すものと同様のシステムにおいて実施することができる。円形のシステムに軸方向に非対称の細長いシンチレーション結晶末端-ブロック2800およびPMTs2805を有するシステムを、図20に示すものと同様のシステムにおいて実施することができる。
この円形状のブロックデザインでは、末端の結晶は、内側の結晶と比較して異なる感度を有してもよい。検出装置感度補正は任意のPETカメラには常に存在するので、感度の差は画像構成過程においてソフトウェアによって容易に補正することができる。この追加の変化は同時に補正することができる。
PETカメラ
超高分解能PETカメラは、上記の方法から作製される検出装置を使用して設計されている。このシステムは、臨床用途および研究用途の両方に高い多様性を提供するように設計された。カメラは異なる操作モードに変形することができる：通常のヒト全身用PET、超大型放射線治療計画システム、高感度脳専用システムおよび高感度胸部専用PET、高感度小型動物用PET。
期待される固有画像分解能は通常の全身癌病期判定では約2.5mmであり、マウス画像形成では約2.2mmとなりうる。システムは、研究環境および臨床環境において種々の専用的な用途のための超高分解能PETの有用性を試験する目的のために設計されている。システムはまた、超高分解能PETカメラの高い作製費を最小にすると思われるように設計されている。
システムは、構成の変形性を容易にするのに必要な柔軟性を提供するモジュールデザインを使用している。HOTPET(高分解能腫瘍用変形式PET)は、検出装置リング径を約24cmから100cmに変更することができる新規変形式形状を使用している。検出装置リングは12の検出装置モジュールから作製されている。各検出装置モジュールは独立しており、長方形の検出領域(13×21cm2)を有する。通常の全身スキャン用PETモードでは、検出装置リング径は約83cmであり、検出装置モジュール間に空隙はなく、軸方向の視野(AFOV)は約13cmである。この通常の全身モードでは、カメラは44の検出装置リングを有し、87平面／スライスを画像形成し、スライス間隔は約1.4mmである。この画像形成モードは、通常の市販のPETのように、全身の癌病期判定および心臓用途に使用される。
第2に、モジュールは個々の軸を中心に90°回転することができ、図21に示すように検出装置の断層方向の列は軸方向のカラムになる。このような回転および放射方向に内側への移動により、検出装置リングの径は53cmになり、軸方向FOVは約21cmと非常に長い。この小型径モードはカメラを、超高分解能および超高感度の脳専用および胸部専用のPETに変えることができる。この脳／胸部モードは72の検出装置リングを有し、約143の平面／スライスを同時に画像形成する。このモードにおける3D同時感度は、AFOVが約62%増加し、リング径が約57%低下するので、通常の全身モード(83cm)より約4倍増加する。固有分解能も、消滅の非共線性作用(annihilation non-collinearity effect)を低下することによって2.6mm〜2.2mmに改善することができる。この超高分解能および超高感度のデザインは、脳の画像形成に非常に有用である。胸部の画像形成では、生体が信号を減衰することなく、感度がさらに約5倍増加し、通常の臨床用PETより感度が合計約20倍上回り、2.2mmの固有分解能と結合すると、場合によってはトレーサーの取り込みがより低い非常に小さい病変を検出することができると思われる。
リングは、モジュールを放射状に外側に移動し、システムが放射線治療計画用PETとして使用できるように、83cmから約100cmに拡張し、これによって80cmの患者用ポートを形成することができる。これは、検出装置モジュールの間に約17%という小さい検出空隙が生じ、ガントリーが15〜30°回転できる場合には、画像の人為的結果を生じることなく許容できるものである。システムは30°回転するように設計されている。この放射線治療計画モードにおいて、システムはまた、44の検出装置リングを有し、スライス間隔が1.4mmである87平面／スライスを画像形成する。
カメラは、4または6の検出装置モジュールを使用することによって、検出装置径が41cmおよび24cmの小型動物用PETに変形することもできる。24cmモード(6モジュール)では、マウスおよびラットを画像形成するために約2.0mmの固有分解能を得るように同時非共線性(coincidence non-collineariry)を最小にする。動物モードは軸方向FOVが21cmであるので、3D収集においてAFOVが8cmのマウス用PETより同時感度が約7倍高い。
各検出装置モジュールの内部では、各シンチレーション結晶は、約0.04mmというごくわずかな空隙でその隣接する結晶から分離されている。このわずかな結晶間の間隔は、軸方向および断層方向の次元に約98.5%という非常に高い検出装置充填比を提供する。同時感度は(面積充填比)2または(線充填比)4に比例する。従って、90%という通常の充填比の通常の検出装置デザインと比較すると、HOTPET検出装置は、同時感度が約(98.5/90)4 = 1.43倍高い。これにより、同時検出感度を犠牲にすることなく、軸方向の視野(AFOV)を通常の市販のGBO PETの15cmから13に低下することができる。3D画像収集では、同時感度はAFOV2に比例する。従って、非常に高い検出装置重点比によって感度が1.43倍高いことにより、感度を損失することなく、臨床専用のBGO PETの通常の15cmから12.5cmに低下することができる。デザインにおいてAFOVが2cm低下すると、PMT、BGOおよび電子機器を1/8すなわち12.5%低下し、検出感度を犠牲にすることなく、カメラの作製費をより削減すると思われる。さらに、このデザインでは全身AFOVが13cmと狭いことより、鉛シールド(検出装置リングの両側に配置されている)は、通常の15cm AFOVより効果的に散乱事象および偶発事象を防ぐこともでき、これにより隔壁ない3D画像形成において画像の品質およびノイズ-等価感度を改善する。従って、高い検出装置充填比デザインは作製費の削減と画像の品質の改善を同時に行うと思われる。
19 mm PMTを使用する約2.8×3.4 mm画像分解能(断層方向×軸方向)を達成した原型のMDAPETの第1世代のPQSデザインの代わりに、このカメラに第2世代のPQS検出装置デザインを使用することができる。第1世代のPQS開発では、2つの光線分布デザイン方法、鋸引き溝技術および塗装マスク技術を試験した。全てのアレイを一方の方向および他の方向に鋸切削し、塗装したマスクを使用した場合に、128のBGO検出装置ブロック／アレイを構築した。アレイをMDAPET原型プラットホームに設置し、軸方向の分解能を規定するために鋸引き溝は全て断層方向に形成し、断層方向の分解能を規定するために塗装マスクを軸方向に形成した。原型の画像分解能を測定した。塗装マスク方向(断層方向)は、分解能が約2.8mmであったが、鋸引き溝方向(軸方向)は分解能が平均約3.4mmであることがわかった。これらの分解能の測定値は128の検出装置アレイ(6272結晶)の併用効果であるので、この所見は、塗装マスク方法は、鋸引き溝方法と比較してより高い画像分解能を達成するはずであることを示した。
塗装マスクから誘導される同時検出効率のこの増加は、カメラの作製費用を削減する際に都合よく用い、かつ軸方向の視野を典型的な15 cmから13 cmに低下することによって散乱および偶発的な同時ノイズを減少するために使用される。これは、検出装置の要素を1 PMTリング分少なくする(約132 PMTおよび6048 BGO結晶を節約する)。
検出装置モジュールデザインを図26に示す。通常のPQS検出装置デザイン1900を使用する以外に、検出装置モジュールはまた、PQS検出装置モジュールの使用可能な結晶／検出装置領域を増加するために、各検出装置モジュールの末端1910およびコーナー1920に細長い非対称のPQS-アレイデザインを使用する。この実施では、通常のPQS検出装置デザインで作製された7×7の検出装置アレイ1900を検出装置モジュールの中央に配置し、非対称の検出装置アレイで取り囲む。検出装置モジュールの末端1910に沿った検出装置アレイは7×8アレイであるが、モジュールのコーナー1920の検出装置アレイは8×8アレイである。細長い非対称PQS-アレイデザインがないと、PMTs 1930の列の半分は検出装置モジュールの4つの末端の各々において無駄になると思われる。非対称に配置されたマスクセットを検出装置アレイの末端およびコーナーに使用することができる。
異なるPQS検出装置デザインを図27に示す。示す3つの種類の検出装置アレイ2010、2020、2030の各々1つは、4つのPMTs 2000のグループ化に関連して示されている。7×7検出装置アレイデザイン2010では、検出装置2010は通常のPQSデザインであり、アレイはPMTs 2000に対して中心にあり、その4つのコーナーの各々はPMT2040、2050、2060、2070の中心に整列されている。この種類の検出装置アレイの32のアレイは、図26に図示する検出装置モジュールに使用された。
拡張型7×8検出装置アレイ2020では、非対称検出装置アレイデザインを使用した。このアレイ2020は4つのPMTs 2000のグループ化に対して中心になく、このコーナーの2つだけがグループ化のPMTsの中心の2040、2050に整列されている。これら2つのコーナー端2040、2050は、検出装置モジュール内に配置されると、同じコーナー2040、2050の一方または両方に整列されている他のシンチレーション結晶アレイのコーナー端に整列されてもよい。残りの2つのコーナーは、残りのPMT中心2060、2070を超えて延在する。7×8検出装置アレイ2020は一方向において非対称であるといえる。この種類の検出装置アレイの24のアレイは、図26に図示する検出装置モジュールに使用した。
2倍拡張型8×8検出装置アレイ2030では、別の非対称検出装置アレイデザインを使用した。このアレイ2030も4つのPMTs 2000のグループ化に対して中心になく、そのコーナーの1つだけがグループ化のPMTの中心2040に整列されている。このコーナー端は、検出装置モジュールに配置される場合には、同じコーナー2040に整列されている別のシンチレーション結晶アレイのコーナーに整列されてもよい。8×8検出装置アレイの残りの3つのコーナーは、残りのPMT中心の2050、2060、2070を超えて延在する。8×8検出装置アレイ2030は2つの方向において非対称であるといえる。この種類の検出装置アレイの4つのアレイを図26に図示する検出装置モジュールに使用した。
塗装マスク技術を使用する第2世代PQS検出装置も、図22Aが第1世代のPQS検出装置を示し、図22Bが第2世代のPQS検出装置を示す図22Aおよび図22Bに示す検出装置アレイの個々のBGO結晶の位置解読を改善する。
現在のPETカメラは、フルセットのスライス間隔壁(鉛またはタングステン)を有する2D画像収集モードでも、またはAFOV(軸方向の視野)に隔壁のない3D画像形成モードでも作動する。脳／胸部／動物用の構成では、システムは3Dの隔壁のないモードで作動されうる。全身用の構成では、中間の隔壁システムを使用することができる。中間の隔壁システムにより、3Dデータを収集できると同時に、散乱および偶発的な同時ノイズを低下することができる。モンテカルロシミュレーション検討から、中間の隔壁システムは、13 cmのAFOVに5〜7の隔壁を有し、隔壁の間隔は約2cmである。
検出装置輪の背面の厚い鉛シールドは、径約60 cmの患者用開口部を有する全身モードに固定された鉛輪であってもよい。前面の鉛シールド(患者-搬入側)は、図23に示すように、全身用開口部と脳／胸部用開口部の間に連続して位置づけることができる4つの反対に可動する(スライドする)部分(Q、R、S、T)1610を有する。脳／胸部モードでは、患者の生体のほとんど(放射)は前面のシールドから出ており、このように前面のシールドだけが調節可能である必要があり、背面のシールドは構造を単純化するために固定されていてもよい。患者の生体の断面はサイズおよび形状が異なるので、スライドする前面シールドは生体の画像形成に利点を有する。前面のシールドでは、4つの可動性部分は最適な位置に、すなわち、走査対象の部分および患者の大きさに応じて、散乱／偶発事象をできるだけ遮断するように患者に接近させてスライドすることができる。このように、個々の患者および検討に適合させた最適な遮蔽はこの単純な4部構成のスライドする前面シールドにより可能となると思われる。
高収率パイルアップ事象回収(high-yield-pileup-event-recovery)電子機器
シンチレーション検出装置の計数率を増加するために最近開発された高収率パイルアップ事象回収(HYPER)電子機器をカメラの前方端の電子機器に組み込むことができる。HYPER電子機器は、NaL(T1)の計数率または画像形成速度を約10倍、BGOの計数率または画像形成速度を6〜8倍増加することが証明されている。
電子機器のデザインは、検出装置システムのようなモジュールである。1つの検出装置モジュールの前方端の電子機器のデザインを図24に示す。検出装置モジュールの結晶アレイは全て、物理的な位置によるPMT信号に重みを加えるアンガーによって、4つのアンガーカメラゾーンに分割することができる。検出装置モジュールの結晶アレイが分割されるゾーンの数は可変である。各アンガーカメラゾーン1710は、1つのHYPER電子工学的基板1730にリアルタイムデータ収集を実施させ、合計48 HYPER回路がシステムに使用される。各HYPER回路により、BGO検出装置は約800,000事象／秒の速度で作動することができるので、システムは約40,000,000事象／秒を処理することができる。38016結晶、924 PMTおよび720結晶アレイを有する全身用カメラの48 HYPER回路には144 ADCが使用されるので、この高計数率、高速電子工学デザインは価格が非常に低い。ADCが少ないことは、関連する他の電子機器が少なく、不動産が少ないことを意味する。通常のデザインでは、各PMTに1 ADC(合計924 ADC)またはアレイ(X、Y、E)あたり3 ADC、合計2160 ADCであってもよい。
図24に図示する4アンガーカメラ回路基板1720は、各PMT用の増幅装置、各増幅装置のためのコンピュータ制御式自動ゲイン調整(モニター用PCへのPCパラレルポートインターフェースを備える)、PMT位置重みづけ回路およびPMTの高電圧分布を備える。4アンガーカメラ回路1720は、サイズが約12×20cmの小型の基板で、各検出装置モジュールの内側に配置されている。
図24の4HYPER回路1730は、この検出装置モジュールのための1つの信号出力を発生するために、多重化装置(4対1)マザーボード1740に差し込まれた4 HYPERドーダーボードを含む。出力信号はシンチレーション位置(エネルギー正規化前)、エネルギーおよび同時整合のタイミングゲートパルスを含む。出力信号は、事象の出現と同期する(が、約1.5μ秒遅延する)。検出装置モジュールの出力は全て、同時整合のために同時モジュラーボード(modular coincidence board)に送られる。
異なる検出装置モジュールからの事象の同時整合は、モジュール出力信号におけるタイミングゲートの出現時に論理演算子ロジックによって実施される。タイムスタンプ比較を使用するかわりに、同時整合のタイミング論理演算子ロジックを使用することは、同時整合における不感時間を最小にするためである。原型MDAPETでは、望ましい時間(80 ns)より長い不感時間のタイムスタンプ整合デザインを使用した。新規同時回路の同時整合不感時間は事象ペアあたり約22 nsである。同時タイミングウィンドウは、9〜30 nsと調節可能である。真の同時事象および偶発的な同時事象とも収集され、偶発的なタイミングシフトは、真の事象と比較して約200 nsである。多数回の同時事象(3回等)は全て棄却する。12の検出装置モジュールから誘導される同時事象の組み合わせは42モジュールペア存在する。42モジュールペアは各々独立に処理される。同時整合回路自体は、タイミング精度が約0.5 nsである。
同時整合は、検出装置モジュール信号の出現のタイミング論理演算子ロジックによって実施されるので、各事象(1つ)の検出装置モジュール信号は、事象のトリガ時間(出現時間)に同期されなければならない。しかし、HYPERパイルアップ防止回路は、シンチレーションチャージの動的統合を必要とする(次の事象のランダムな出現時に統合は停止する)。このように、事象の出現時間はチャージ統合停止時間に同期しておらず、これは、一定の統合期間を有する現在のPETシステムと異なる。事象出現時間と統合停止時間のこのような非同期により、同時整合のためにタイミング論理演算子ロジックを使用することができない。
新規HYPERパイルアップ防止電子機器は、回路の分解能を改善するためにBGOシンチレーション検出装置に適合されている。改善は、タイミングトリガー回路(timing trigger circuit)用の非線形フィルター、生／総エネルギーの多重サンプリングおよび位置信号(パイルアップ信号を含む)を含む。
SSS作製した結晶アレイの試験
実験用ブロックの結晶位置解読を試験するために、光学的グリースを使用してそれを径40mmの4つのHamamatsu R580-15光電子増倍管に光学的に接続した。γ線源のための1つのBGO(ビスマス酸化ゲルマニウム)結晶および137Csを使用してPMTsゲインを調整した。前方端の電子工学増幅装置のゲインの調整は各PMTの光ピーク位置に等価した。
新規ブロックでは、各要素は明確に分離されており、マップに均一に分布されている。ブロックの64の結晶全ての複合エネルギースペクトルは顕著な光ピークおよび比較小さいコンプトン成分を示す。ブロックが4つの解読用PMTの中心に対して非対称に位置づけられているにもかかわらず、ブロックが全ての結晶に対して非常に均一な光線の収集を示すことをそれは示している。
光電子増倍管四分割モード(PQS)に構成された4つの40 mm PMTおよび二重コート選択分配を使用する拡張型ブロックを構築した。市販のカメラより大きいPMTsを使用すると、新規検出装置ブロックは1/4の数のPMTしか必要としないが、同様の画像形成能力は維持する。上記の2マスク2接着剤方法(SSS)を実施すると、作製費を削減することができる。研磨した光沢面を使用しないBGO結晶を集成することによってさらに削減されると思われる。次いで、1回の操作で、ブロックの面全体を研磨することができる。
表面を被覆した結晶は、光電子増倍管四分割技術を使用する位置有感型シンチレーションブロックの適当な結晶解読を実施するために重要になることがある。同じ数およびサイズの結晶が解読されるので、画像分解能は市販のカメラの分解能に匹敵すると予測される。一態様において、このブロックデザインでは光線ガイドの必要性がなく、これによって材料および集成費用が削減される。しかし、他の態様において、光線ガイドを使用してもよい。
この変換可能なPETカメラの予測される性能を評価するために、モンテカルロシミュレーション検討を実施した。シミュレーション結果は、結晶間コンプトン散乱の影響、光ピーク-光ピーク事象、同時非共線性、光線分割アンガー位置解読エラーおよび18-F同位体のポジトロンの範囲を含んだ。再構成ぼけの影響を除いて、通常の全身モード(83 cmの検出装置リング)、脳／胸部モード(53 cmの検出装置リング)、放射線治療モード(100 cmの検出装置リング)およびマウスモード(24 cmの検出装置リング)の固有空間分解能をシミュレーションした。結果を図25に示す。
変形可能な構成の超高分解能で、低価格の専用BGO PETカメラの基本デザインが提供されている。このカメラは、腫瘍への適用を容易にして、脳／胸部画像形成の検出感度を増強するために、変形可能な断層方向および軸方向の視野を有する。超高分解能ヒト全身画像形成モード(2.6 mm)は、より正確な癌病期判定のためには、現在の臨床用PETカメラより小さい転移性病変を検出するのに有用であると思われる。脳の画像形成のためには、21 cmの大型の軸方向の視野、小型の検出装置リングおよび約98.5%の検出装置充填比が、通常のBGO臨床用全身PETより合計4倍高い同時検出感度(3Dにおいて)を提供し、2.1 mmと思われる空間分解能と接続すると、特に受容体の検討および再発性の脳腫瘍の検出のための非常に有用な脳画像形成装置となると思われる。胸部画像形成モードのためには、突出型で分解能2.1 mmおよび全身PETと比較して約20倍の同時検出感度の有効増加を用いて非常に小さい胸部病変を検出することができる。画像形成時間は、感度の20倍の増加により非常に短くなると思われ、患者の動きによる人為的結果を少なくし、患者のスループットを増加すると思われる。マウスの画像形成のためには、AFOVが8 cmの標準的なマウスPETと比較して、7倍高い感度を提供することができるので、約1.8 mmの分解能および21cmと大きい軸方向の視野は受容体の検討に有用であると思われる。
電子工学的には、このPETカメラは、4000万singles/secを処理することができ、同時不感時間は22 nsである。以前に注目したように、144のADCがカメラ全体に使用される。システムのPMTゲインは全て、放射線および人の介在を使用しなくても2〜3分後に等価され、画像の質を常に最適にするようにシステム全体を各患者について調整することができる。
当技術分野において有用性を有する本発明の実用的な用途は、PETカメラの検出装置の作製および性能を改善することである。それはまた、ニュートロン位置有感型検出装置、空港および建築用爆発物検出システム並びにコンテナ積載用貨物車、貨物列車、貨物専用コンテナおよび油送船の税関検査システムのための検出装置アレイを作製するためにも使用することができる。
本明細書において使用する1つ（aまたはan）という用語は、1つまたは複数と規定される。本明細書において使用する別のという用語は少なくとも2番目またはそれ以降のものと規定される。本明細書において使用する含む(including)および／または有する(having)という用語は、含む(comprising)（すなわちオープンランゲージ）と規定される。本明細書において使用する接続されるという用語は、必ずしも直接ではなく、必ずしも機械的ではないが、接続される(connected)と規定される。本明細書において使用する約という用語は、所定の値に少なくとも近い(例えば、好ましくは、所定の値の10%以内であり、さらに好ましくは、所定の値の1%以内であり、最も好ましくは、所定の値の0.1%以内である)。プログラムまたはコンピュータプログラムは、サブルーチン、関数、プロシージャ、オブジェクト・メソッド、オブジェクト実装、実行可能アプリケーション、アプレット、サーブレット、ソースコード、オブジェクトコード、共有ライブラリー／ダイナミックロードライブラリーおよび／またはコンピュータシステムで実行するためにデザインされた他の指示配列を含む。
実施例
本発明の具体的な態様は、いくつかの詳細な種々の特徴を例示する働きをする、限定するものではない以下の実施例によってここでさらに記載される。以下の実施例は、本発明を実施することができる方法の理解を容易にするために含まれている。以下の実施例は本発明を実施する際に十分に機能することが見いだされている態様を示しており、本発明を実施するための好ましい態様を構成するものと考えることができることが理解されるべきである。しかし、本発明の精神および範囲から逸脱することなく、多数の変更を例示されている開示の態様に加えることができるが、同じまたはほぼ同じ結果を変わらず得ることができることが考慮されるべきである。従って、実施例は、本発明の範囲を限定するものと考慮されるべきではない。
実施例1
表1aおよび表1bは、本発明の方法によって作製した検出装置アレイの7×7態様のマスク構成の一例を示す。表1aおよび1bの情報は図28にも例示してある。目的の検出装置アレイの長さより長いシンチレーション結晶スラブ2100に種々の長さの数多くの直線状マスク2110を塗装する。次いで、光学的接着剤を使用して、結晶スラブを一体として接着してサンドイッチ構造の2106および2107を作製する。
次いで、サンドイッチの2106、2107をスライス2120に切断する。各サンドイッチ型2106、2107からのスライスを選択し2121、2122、第2のセットのマスク2130をスライス2121、2122に塗装する。次いで、これらのスライス2121、2122を一体として接着して、最終製品の検出装置アレイ2150を形成する。得られる検出装置アレイ2155は、構成部品に分解されると、切子面2155の2つの各々に塗装された第1のマスク2110および第2のマスク2130を有する個々の結晶2155から構成される。結晶2155上のマスク2110、2130を全体として見ると、マスクパターンは、結晶によって形成されるそれぞれの平行面各々に一致する段階関数のパターンであることがわかる。
検出装置アレイに存在する平行面の各々の段階関数を例示するために、表1aは、第1の塗装工程のマスク深さを示し、表1bは第2の塗装工程のマスク深さを示す。
（表１ａ） 7×7第1塗装(単位= mm)
Figure 2005516228
（表１ｂ） 7×7第2塗装(単位=mm)
Figure 2005516228
実施例2
表2aおよび表2bは、本発明の方法によって作製した検出装置アレイの7×8態様のマスク構成の一例を示す。表2aおよび2bの情報は図29にも例示されている。目的の検出装置アレイの長さより長いシンチレーション結晶スラブ2200に種々の長さの数多くの直線状マスク2210を塗装する。次いで、光学的接着剤を使用して、結晶スラブを一体として接着してサンドイッチ構造2206、2207、2208、2209を作製する。
次いで、サンドイッチ2206、2207、2208、2209をスライス2220に切断する。各サンドイッチ型2206、2207、2208、2209からのスライスを選択し2221、2222、2223、2224、および第2のセットのマスク2230をスライス2221、2222、2223、2224に塗装する。次いで、これらのスライス2221、2222、2223、2224を一体として接着して、最終製品の検出装置アレイ2250を形成する。得られる検出装置アレイ2250は、構成部品に分解されると、その切子面2255の2つの各々に塗装された第1のマスク2210および第2のマスク2230を有する個々の結晶2255から構成される。結晶2255上のマスク2210、2230を全体として見ると、マスクパターンは、結晶によって形成されるそれぞれの平行面各々に一致する段階関数のパターンであることがわかる。この例では、得られる検出装置アレイは非対称アレイである。このアレイは、通常の対称のアレイよりPMTs 2260をさらに超えて一方向に延在する。
検出装置アレイに存在する平行面の各々の段階関数を例示するために、表2aは、第1の塗装工程のマスク深さを示し、表2bは第2の塗装工程のマスク深さを示す。
（表２ａ） 7×8第1塗装(単位= mm)
Figure 2005516228
（表２ｂ） 7×8第2塗装(単位=mm)
Figure 2005516228
実施例3
表3aおよび表3bは、本発明の方法によって作製した検出装置アレイの8×8態様のマスク構成の一例を示す。表3aおよび3bの情報は図30にも例示されている。目的の検出装置アレイの長さより長いシンチレーション結晶スラブ2300に種々の長さの数多くの直線状マスク2310を塗装する。次いで、光学的接着剤を使用して、結晶スラブを一体として接着してサンドイッチ構造2306、2307、2308、2309を作製する。
次いで、サンドイッチ2306、2307、2308、2309をスライス2320に切断する。各サンドイッチ型2306、2307、2308、2309からのスライスを選択し2321、2322、2323、2324第2のセットのマスク2330をスライス2321、2322、2323、2324に塗装する。次いで、これらのスライス2321、2322、2323、2324を一体として接着して、最終製品の検出装置アレイ2350を形成する。得られる検出装置アレイ2350は、構成部品に分解されると、その切子面2355の2つの各々に塗装されている第1のマスク2310および第2のマスク2330を有する個々の結晶2355から構成される。結晶2355上のマスク2310、2330を全体として見ると、マスクパターンは、結晶によって形成されるそれぞれの平行面各々に一致する段階関数のパターンであることがわかる。この例では、得られる検出装置アレイは非対称アレイである。
このアレイは、二方向において通常の対称のアレイよりPMTs 2360をさらに超えて延在する。そのコーナー結晶2370の1つは、図26に示すモジュールの4つのコーナーの各々に位置すると思われる場合のアレイ(コーナーブロック)の相対的な配向を示すために影がつけてある。示していないが、4つのサンドイッチ2306、2307、2308、2309の上から2番目、3番目および4番目のスラブ並びに左から2番目、3番目および4番目のスライス2322の両側に塗装する(二重塗装)。結晶が従来の四分割デザインを使用するPMTに接続していない領域のPMTsに結晶を接続することができるので、非対称アレイは、平面内円形方向においてPMTの無駄部分をなくす助けとなる。
PMT無駄部分をなくす際の助けとするために非対称シンチレーションアレイを使用する利点をさらに拡大するために、非対称アレイを円形の検出装置配列に配置して、平面内円形方向のPMT無駄部分をなくす。非対称アレイを円形配列に配置するために調製することができる方法は、先に記載した方法と同じである。
検出装置アレイに存在する平行面の各々の段階関数を例示するために、表3aは、第1の塗装工程のマスク深さを示し、表3bは第2の塗装工程のマスク深さを示す。二重塗装スラブおよびスライス(図30に示していない)の第2のマスクは()内に入れられている。
（表３ａ）8×8第1塗装(単位= mm)
Figure 2005516228
（表３ｂ）8×8第2塗装(単位=mm)
Figure 2005516228
参照文献
Figure 2005516228
本明細書に添付しており、本明細書の一部を形成する図面は、本発明のある種の局面を図示するために含まれている。本発明は、本明細書に提供されている説明と併せてこれらの図面の1つまたは複数を参照することによってより良く理解することができる。
4つの光電子増倍管光センサー(PMT)に光学的に接続された7×7結晶を有する先行技術の位置有感型検出装置アレイを例示する。 光線の分布を制御するための平らでない切断部を有する位置有感型検出装置アレイ／ブロックの先行技術の例を例示する。 光線の分布を制御するための光線ガイドを有する位置有感型検出装置の先行技術の例を例示する。個々の結晶は光学的に分離されており、光線ガイドは平らでない切断部を有する。 最適な光線マスクデザインを有する8×8の個別のシンチレーション結晶からなる基盤を例示する。個別の結晶からなるこの基盤は、光学的に一体として接着して、1つの最終製品の位置有感型検出装置アレイ／ブロックを形成することができる。 位置有感型検出装置を作製するためのスラブ・サンドイッチ・スライス作製法を例示する。 先行技術の平らでない切断部のシンチレーション結晶ブロックを例示し、末端の結晶が容易に破壊しうる箇所を示す。 接着用ジグの態様を例示する。 塗装装置の態様を例示する。 (A)MDAPET四分割デザイン、(B)市販のカメラ検出装置デザインおよび(C)PQSおよび径40 mmのPMTを使用する高価でない40×40 mm2ブロックを例示する。 使用していないPMTウィンドウ(影つき領域)を示すPQSデザインを例示する。円=PMTs、四角および長方形=ブロック検出装置。(A)対称ブロックだけを使用しているデザインを例示し、(B)本発明の態様を使用しているデザインを例示する。 本発明の態様である、長方形のBGOブロックの二次元位置-解読マップを例示する。結晶表面は全て研磨されている。 本発明の態様である、長方形のBGOブロックの二次元位置-解読マップを例示する。研磨されている光学的に接続されている表面を除いて全ての結晶表面は覆われている。 本発明の態様である、ブロック内の全64の結晶の合成エネルギースペクトルを例示する。 検出装置アレイのパネルを用いた実施を例示する。 円形の検出装置アレイの入射光線および検出装置アレイのパネルを用いた実施を例示する。 円形の検出装置アレイを実施するために除去する必要があると思われる検出装置ブロックの領域を例示する。 円形の検出装置アレイに使用される検出装置ブロックをデザインするための2つの方法を例示する。 円形の検出装置アレイに組み込む検出装置ブロックを形作るために必要な検出装置ブロックの寸法を例示する。 非対称な検出装置ブロックを使用しない円形の検出装置アレイを例示する。 本発明の態様による、非対称の検出装置ブロックを使用する円形の検出装置アレイを例示する。 本発明の態様を使用するPETカメラの基本的な変形デザインを例示する。 (A)先行技術の第一世代のPQSアレイおよび(B)本発明の態様を使用する第二世代のPQSアレイの結晶解読マップを例示する。 本発明の態様を使用するスライド部分(Q、R、S、T)を有する調節式シールド用デザインを例示する。部分(W、X、Y、Z)は、小型モード用に手動式で簡単に取り付けるまたは配置することができる。 各検出装置モジュールのフロント-エンド方式の電子構成の態様を例示する。 検出装置アレイの態様の固有の空間分解能のモンテカルロシミュレーションを例示する。 本発明の態様である、PQS非対称端およびコーナーアレイを有する検出装置モジュールデザインを例示する。 本発明の態様を例示する。 本発明の態様を例示する。 本発明の別の態様を例示する。 本発明の別の態様を例示する。

Claims (26)

  1. 複数の光電子増倍管；および
    複数の光電子増倍管に接続され、複数のコーナー端を規定するシンチレーション結晶アレイ
    を備える装置であって、
    複数のコーナー端の第1のコーナー端が、複数の光電子増倍管の第1の光電子増倍管の第1の中心に整列され、複数のコーナー端の第2のコーナー端が複数の光電子増倍管の第2の光電子増倍管の第2の中心に整列されていない装置。
  2. 複数のコーナー端の第3のコーナー端が、複数の光電子増倍管の第3番目の第3の中心に整列されていない、請求項1記載の装置。
  3. シンチレーション結晶アレイが、ビスマス酸化ゲルマニウム、ケイ酸ゲルマニウムおよびオキシオルトケイ酸ルテニウムからなる群より選択されるn×mの結晶を含み、nがシンチレーション結晶アレイの幅であり、mがシンチレーション結晶アレイの長さである、請求項1記載の装置。
  4. 複数のコーナー端の第4のコーナー端が、光電子増倍管の第4番目の第4の中心に整列されていない、請求項1記載の装置。
  5. シンチレーション結晶アレイが、ビスマス酸化ゲルマニウム、ケイ酸ゲルマニウムおよびオキシオルトケイ酸ルテニウムからなる群より選択されるn2の結晶を含み、nがシンチレーション結晶アレイの基盤サイズである、請求項4記載の装置。
  6. 複数の光電子増倍管の第1の光電子増倍管に接続した別のシンチレーション結晶アレイをさらに備え、別のシンチレーション結晶アレイが、複数の光電子増倍管の第1番間の第1の中心に配列されている別のコーナー端を規定する、請求項1記載の装置。
  7. 複数の光電子増倍管とシンチレーション結晶アレイの間に接続された光線ガイドをさらに備える、請求項1記載の装置。
  8. シンチレーション結晶アレイが、シンチレーション結晶アレイの平面方向に先細りにされている、請求項1記載の装置。
  9. シンチレーション結晶アレイが、以下の式：
    T = W / cos2(180°/N) - 2D tan (180°/N)
    (式中、Tがシンチレーション結晶アレイが先細りにされている量であり、Wがシンチレーション結晶アレイの幅であり、Nがシンチレーション結晶アレイのリングを形成するのに必要なシンチレーション結晶アレイの数である)
    により先細りにされている、請求項8記載の装置。
  10. 請求項1記載の装置を含む陽電子放射型断層撮影カメラ。
  11. 複数のコーナー端を規定するシンチレーション結晶アレイに複数の光電子増倍管を接続する段階
    を含み、
    複数のコーナー端の第1のコーナー端が複数の光電子増倍管の第1の光電子増倍管の第1の中心に整列されており、複数のコーナー端の第2のコーナー端が複数の光電子増倍管の第2の光電子増倍管の第2の中心に整列されていない方法。
  12. 複数のコーナー端の第3のコーナー端が複数の光電子増倍管の第3番目の第3の中心に整列されていない、請求項11記載の方法。
  13. シンチレーション結晶アレイが、ビスマス酸化ゲルマニウム、ケイ酸ゲルマニウムおよびオキシオルトケイ酸ルテニウムからなる群より選択されるn×mの結晶を含む、請求項11記載の方法。
  14. 複数のコーナー端の第4のコーナー端が光電子増倍管の第4番目の第4の中心に整列されていない、請求項11記載の方法。
  15. シンチレーション結晶アレイが、ビスマス酸化ゲルマニウム、ケイ酸ゲルマニウムおよびオキシオルトケイ酸ルテニウムからなる群より選択されるn2の結晶を含む、請求項14記載の方法。
  16. 複数の光電子増倍管の第1の光電子増倍管に別のシンチレーション結晶アレイを接続する段階をさらに含み、別のシンチレーション結晶アレイが、複数の光電子増倍管の第1番目の第1の中心に整列されている別のコーナー端を規定する、請求項11記載の方法。
  17. 複数の光電子増倍管とシンチレーション結晶アレイの間に光線ガイドを接続する段階をさらに含む、請求項11記載の方法。
  18. シンチレーション結晶アレイがシンチレーション結晶アレイの平面方向に先細りにされている、請求項11記載の装置。
  19. シンチレーション結晶アレイが、以下の式：
    T = W / cos2(180°/N) - 2D tan (180°/N)
    (式中、Tがシンチレーション結晶アレイが先細りにされている量であり、Wがシンチレーション結晶アレイの幅であり、Nがシンチレーション結晶アレイのリングを形成するのに必要なシンチレーション結晶アレイの数である)
    により先細りにされている、請求項18記載の装置。
  20. 複数の光電子増倍管に接続されており、複数のコーナー端を規定するシンチレーション結晶アレイで放射線を検出する段階を含み、複数のコーナー端の第1のコーナー端が複数の光電子増倍管の第1の光電子増倍管の第1の中心に整列されており、複数のコーナー端の第2のコーナー端が複数の光電子増倍管の第2の光電子増倍管の第2の中心に整列されていない方法。
  21. 複数のコーナー端の第3のコーナー端が複数の光電子増倍管の第3番目の第3の中心に整列されていない、請求項20記載の方法。
  22. シンチレーション結晶アレイが、ビスマス酸化ゲルマニウム、ケイ酸ゲルマニウム、およびオキシオルトケイ酸ルテニウムからなる群より選択されるn×mの結晶を含む、請求項20記載の方法。
  23. 複数のコーナー端の第4のコーナー端が光電子増倍管の第4番目の第4の中心に整列されていない、請求項20記載の方法。
  24. シンチレーション結晶アレイが、ビスマス酸化ゲルマニウム、およびオキシオルトケイ酸ルテニウムからなる群より選択されるn2の結晶を含む、請求項23記載の方法。
  25. 複数の光電子増倍管の第1の光電子増倍管に別のシンチレーション結晶アレイを接続する段階をさらに含み、別のシンチレーション結晶アレイが、複数の光電子増倍管の第1番目の第1のコーナーに整列されている別のコーナー端を規定する、請求項20記載の方法。
  26. 光線ガイドを介してシンチレーション結晶アレイから複数の光電子増倍管の少なくとも1つに光子を誘導する段階をさらに含む、請求項20記載の方法。
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