RU2476906C2 - Компоновка отражателя и коллиматора света для улучшенного накопления света в сцинтилляционных детекторах - Google Patents

Компоновка отражателя и коллиматора света для улучшенного накопления света в сцинтилляционных детекторах Download PDF

Info

Publication number
RU2476906C2
RU2476906C2 RU2010110582/28A RU2010110582A RU2476906C2 RU 2476906 C2 RU2476906 C2 RU 2476906C2 RU 2010110582/28 A RU2010110582/28 A RU 2010110582/28A RU 2010110582 A RU2010110582 A RU 2010110582A RU 2476906 C2 RU2476906 C2 RU 2476906C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
light
scintillation crystal
reflective layer
photosensitive
photodetector
Prior art date
Application number
RU2010110582/28A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2010110582A (ru
Inventor
Фолькмар ШУЛЬЦ
Карстен ДЕГЕНХАРДТ
Джером Дж. ГРИСМЕР
Стивен И. КУК
Original Assignee
Конинклейке Филипс Электроникс
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Электроникс filed Critical Конинклейке Филипс Электроникс
Publication of RU2010110582A publication Critical patent/RU2010110582A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2476906C2 publication Critical patent/RU2476906C2/ru

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2002—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

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Crystallography & Structural Chemistry (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)

Abstract

Изобретение относится к области техники обнаружения электромагнитного излучения, а более конкретно к обнаружению гамма-излучения в ходе сканирования с радионуклидной визуализацией. В радионуклидной визуализации, если гамма-луч попадает на сцинтиллятор, создается вспышка видимого света. Этот свет определяется фотодетектором и обрабатывается надлежащим электронным оборудованием. В элементе (18) детектора первый отражающий слой (44) частично окружает сцинтилляционный кристалл (34). Первый отражающий слой (44) рассеивает сцинтиллированный свет. Второй отражающий слой (46) и отражающий слой (48) опорного компонента препятствуют выходу света из сцинтилляционного кристалла (34) любым путем, кроме светоизлучающей поверхности (36) сцинтиллятора (34). В другом варианте осуществления концентратор (50) света связан со сцинтиллятором (34) и канализирует рассеивающийся свет на светочувствительную часть фотодетектора (38). Отражающие слои (44, 46, 48) и концентратор (50) обеспечивают прием всего или почти всего света, испускаемого сцинтиллятором (34), фотодетектором (38). Технический результат - улучшение временного разрешения устройства. 3 н. и 11 з.п. ф-лы, 8 ил.

Description

Настоящая заявка относится к области техники обнаружения электромагнитного излучения. Она находит конкретное применение в связи с обнаружением гамма-излучения в ходе сканирования с радионуклидной визуализацией. Тем не менее, следует понимать, что она также находит применение в других детекторах, где накапливается видимый свет, и не ограничена вышеуказанным применением.
В мозаичных сцинтилляционных/твердотельных детекторах сцинтилляторы зачастую являются прямоугольными призмами. Одна поверхность обращена к твердотельному детектору, а противоположная поверхность обращена к источнику излучения. Чтобы максимизировать эффективность накопления излучения, эти две поверхности являются максимально большими, т.е. сцинтилляторы плотно сжаты. Толщина структур, таких как отражающий материал, минимизирована.
Значительная проблема заключается в надежном накоплении формируемого света. Светочувствительная область твердотельного детектора охватывает только часть поверхности, обращенной к сцинтиллятору. Поскольку сцинтиллятор обычно имеет поперечное сечение, соответствующее поперечному сечению твердотельного детектора, светочувствительная область меньше примыкающей поверхности сцинтиллятора.
Зеркальные поверхности используются для пяти поверхностей сформированного сцинтиллятора прямоугольной призмы. Тем не менее, обнаружено, что лучшие характеристики достигаются с помощью отражающего материала, который имеет возможности диффузного отражения. Считается, что диффузный отражатель дает лучшую эффективность накопления фотонов относительно зеркальной поверхности. Зеркальный отражатель, крепящийся непосредственно к сцинтиллятору, имеет тенденцию ухудшать эффективность накопления.
Полимеры, такие как политетрафторэтилен и, например, Teflon™, могут быть диффузным отражателем. В типичном мозаичном PET-детекторе сцинтиллятор делится на небольшие пикселы. Примерные размеры пиксела могут составлять 4 мм × 4 мм × 25 мм. Каждый пиксел обертывается Teflon™ на пяти сторонах, и свет испускается из шестой стороны, которая связана с фотодетектором. Один недостаток этого типа размещения состоит в том, что Teflon™ имеет относительно высокий коэффициент пропускания генерируемых фотонов. Это приводит к перекрестным оптическим помехам между сцинтилляторами. Перекрестные оптические помехи могут ухудшать производительность детектора несколькими способами. Во-первых, уменьшается точность логической схемы, которая используется для идентификации сцинтиллирующего кристалла. Это приводит к более высокой вероятности неправильной идентификации кристалла или сцинтиллятора и тем самым к уменьшенному пространственному разрешению сканера. Дополнительно, если сцинтилляция происходит в кристалле на границе сцинтилляционной решетки, фотоны могут быть потеряны, поскольку они могут выходить из решетки и вообще не определяться фотодетекторами. Это может приводить к уменьшенному энергетическому разрешению краевых пикселов в детекторной решетке. Кроме того, распространение оптических фотонов по большой области приводит к увеличению возможности наложения импульсов. При высоких уровнях радиоактивности эта проблема возникает чаще, и вероятность перекрытия импульсов сцинтилляции возрастает. Это может приводить к ухудшению пространственного, энергетического и временного разрешения.
Другая проблема заключается в том, что сцинтилляторы обычно крупнее фотодетекторных элементов, с которыми они связаны. Решетки небольших лавинных фотодиодов, работающие в режиме Гейгера, например кремниевые фотоумножители (SiPM), имеют потенциал для замены предшествующих фотоэлектронных умножителей (PMT). Точная синхронизация, вплоть до диапазона в пикосекунды, является полезной в сканерах на основе PET по времени пролета (TOF-PET). Светочувствительная область SiPM является только частью полной площади поверхности. Остальная часть поверхностей является светоинертным или мертвым пространством.
Следствие этого мертвого пространства между SiPM заключается в том, что некоторый свет, испускаемый сцинтиллятором, не накапливается SiPM. В примере сцинтиллятора 4×4 мм, связанного с SiPM 4×4 мм со светочувствительной областью 2×2 мм, эффективность накопления уменьшается до 25%. Три четверти светового выхода теряются. Эта уменьшенная эффективность обнаружения ухудшает пространственное, энергетическое и временное разрешение примерно до квадратного корня от части площади.
Элемент на кремниевом фотоумножителе (SiPM) может включать в себя сопутствующее электронное оборудование, такое как лавинный фотодиод (APD), последовательно соединенный с гасящим резистором. Наличие сопутствующего электронного оборудования фактически дополнительно уменьшает фоточувствительную площадь всего комплекта. Существуют значительные расстояния между светочувствительными частями, уменьшающие полную эффективность детектора. Чем больше уменьшение чувствительной области, тем больше вероятность того, что детектор будет иметь худшее энергетическое и временное разрешение.
Настоящая заявка предлагает новый и усовершенствованный способ и устройство для более эффективного и полного использования формируемого света для чувствительных частей фотодетекторных элементов, которые преодолевают вышеуказанные и другие проблемы.
В соответствии с одним аспектом предложена решетка детекторов излучения. Множество сцинтилляционных кристаллов испускает вспышки видимого света в ответ на излучение. Множество фотодетекторов имеют светочувствительные области с площадью поверхности, которая оптически связана со светоизлучающей поверхностью сцинтилляционного кристалла. Первый диффузно отражающий слой по меньшей мере частично покрывает каждый сцинтилляционный кристалл. Первый отражающий слой диффузно отражает часть света, формируемого сцинтилляционным кристаллом. Второй зеркально отражающий слой отражает свет от сцинтилляционного кристалла, который выходит из первого диффузно отражающего слоя, обратно в сцинтилляционный кристалл.
В соответствии с другим аспектом предложен способ обнаружения излучения. Видимый свет испускается сцинтилляционным кристаллом, если на сцинтилляционный кристалл попадает фотон высокой энергии. Видимый свет рассеивается с помощью первого диффузно отражающего слоя, который, по меньшей мере, частично окружает сцинтилляционный кристалл. Видимый свет от сцинтилляционного кристалла, который выходит из первого диффузно отражающего слоя, отражается обратно в сцинтилляционный кристалл с помощью второго зеркально отражающего слоя. Видимому свету позволяют выходить из светоизлучающей поверхности сцинтилляционного кристалла. Видимый свет определяется фотодетектором, который имеет светоприемную поверхность.
В соответствии с другим аспектом предоставляется элемент решетки детекторов излучения. Сцинтилляционный кристалл испускает видимый свет в ответ на фотоны высокой энергии. Первый диффузно отражающий слой, по меньшей мере, частично окружает сцинтилляционный кристалл и рассеивает видимый свет. Второй зеркально отражающий слой, по меньшей мере, частично окружает сцинтилляционный кристалл и первый отражающий слой. Второй отражающий слой отражает видимый свет, который выходит из первого диффузно отражающего слоя, обратно в сцинтилляционный кристалл. Концентратор света оптически связан со светоизлучающей поверхностью сцинтилляционного кристалла. Концентратор света канализирует свет, испускаемый из светоизлучающей поверхности сцинтилляционного кристалла. Фотодетектор имеет поверхность, которая оптически связана с концентратором света. Светоприемная поверхность имеет оптически чувствительную область с площадью поверхности, которая меньше светоизлучающей поверхности сцинтилляционного кристалла. Фотодетектор определяет видимый свет, канализированный концентратором света.
В соответствии с другим аспектом предоставляется элемент решетки детекторов излучения. Фотодетектор имеет светочувствительную область с первым поперечным сечением. Сцинтилляционный кристалл имеет светоизлучающую поверхность со вторым поперечным сечением, причем второе поперечное сечение превышает первое поперечное сечение. Концентратор света имеет светоприемную поверхность со вторым поперечным сечением, оптически связанную со светоизлучающей поверхностью сцинтилляционного кристалла. Концентратор имеет светоразрядную поверхность с первым поперечным сечением, оптически связанную со светочувствительной поверхностью фотодетектора.
Одно преимущество заключается в повышенной эффективности накопления света.
Другое преимущество состоит в более надежном обнаружении событий излучения.
Другое преимущество заключается в способности использовать сцинтилляторы и детекторы различных размеров.
Другое преимущество состоит в уменьшенных оптических перекрестных помехах между сцинтилляторами.
Другое преимущество состоит в улучшенном накоплении света на границах детекторной решетки.
Другое преимущество заключается в простоте реализации.
Другое преимущество заключается в повышенном временном и энергетическом разрешении.
Дополнительные преимущества настоящего изобретения должны приниматься во внимание специалистами в данной области техники после прочтения и понимания следующего подробного описания.
Изобретение может принимать форму различных компонентов и компоновок компонентов, а также различных этапов и компоновок этапов. Чертежи служат только для целей иллюстрации предпочтительных вариантов осуществления и не должны рассматриваться как ограничивающие изобретение.
Фиг.1 является схематической иллюстрацией устройства радионуклидной визуализации в соответствии с настоящей заявкой;
Фиг.2 является видом в разрезе решетки элементов детектора, в которой первый отражающий слой, который окружает сцинтиллятор с пяти из шести граней, включает в себя третий отражающий слой на несветочувствительных элементах детектора;
Фиг.3 является видом в разрезе нескольких элементов детектора, в которых первый отражающий слой, который окружает сцинтиллятор с трех из шести сторон, включает в себя третий отражающий слой на несветочувствительных элементах детектора;
Фиг.4 является видом в разрезе решетки элементов детектора, в которой первый отражающий слой, который окружает сцинтиллятор с пяти из шести сторон, включает в себя светоконцентрирующие элементы;
Фиг.5 является видом в разрезе нескольких элементов детектора, в которых первый отражающий слой, который окружает сцинтиллятор с трех из шести сторон, включает в себя светоконцентрирующие элементы;
Фиг.6 является графиком сжатия площади в сравнении с показателем преломления материала концентратора;
Фиг.7 является видом в разрезе другого варианта осуществления решетки элементов детектора, где детекторы размещаются плотно;
Фиг.8 является видом в разрезе элемента детектора, который включает в себя один сцинтилляционный кристалл, связанный с несколькими концентраторами света.
Со ссылкой на Фиг.1, устройство 10 диагностической визуализации включает в себя корпус 12 и надлежащую основу 14. В корпус 12 помещена детекторная решетка 16. Детекторная решетка 16 включает в себя множество отдельных элементов 18 детектора. Хотя один конкретный вариант осуществления описан в отношении сканера позитронно-эмиссионной томографии (PET), следует понимать, что настоящая заявка также применима в астрофизике, к примеру в телескопах на гамма-излучении, радиографии, безопасности, промышленных и других медицинских вариантах применения, таких как однофотонная эмиссионная компьютерная томография (SPECT) и рентген. В общем, настоящая заявка находит применение в визуализирующих рентгеновских лучах, гамма-лучах или других заряженных частицах с высоким энергетическим и пространственным разрешением. Решетка 16 размещается так, что элементы 18 детектора расположены рядом с областью 20 визуализации. Детекторной решеткой 16 может быть кольцо детекторов 18, несколько колец, одна или более дискретных плоских панелей и т.п. В позитронно-эмиссионной томографии (PET) пары гамма-лучей формируются событием позитронной аннигиляции в области визуализации и двигаются во встречных направлениях. Эти гамма-лучи определяются как пары, с небольшой задержкой (порядка наносекунд) между обнаружениями, если один гамма-луч продвигается дальше, чтобы достигать детектора, чем другой. Соответственно, в PET-сканерах, детекторные решетки окружают область визуализации.
Перед тем как PET-сканирование начинается, в объект впрыскивается радиоактивный медицинский препарат. Радиоактивный медицинский препарат содержит радиоактивный элемент, связанный с молекулой-признаком. Молекула-признак ассоциирована с областью, которая должна быть визуализирована, и имеет тенденцию накапливаться в ней через обычные процессы в организме. Например, быстро размножающиеся раковые клетки имеют тенденцию расходовать анормально большое количество энергии, дублируя себя. Таким образом, радиоактивный медицинский препарат может связываться с молекулой, такой как глюкоза, которую элемент типично метаболизирует для того, чтобы создавать энергию, накапливаться в таких областях и отображаться как "горячие точки" в изображении. Другие технологии отслеживают меченые молекулы, протекающие в кровеносной системе.
Для PET-визуализации выбранный радиоизотоп испускает позитроны. Позитрон может перемещаться только на очень короткое расстояние (порядка миллиметров) до того, как он уничтожается при реакции аннигиляции, которая создает два противоположно направленных гамма-луча. Пара гамма-лучей движется во встречных направлениях со скоростью света, попадая на противоположную пару детекторов, чтобы задавать линию реагирования (LOR).
Если гамма-луч попадает на детекторную решетку 16, сигнал времени формируется. Инициирующий процессор 22 отслеживает каждый детектор 18 на предмет выброса энергии, например, в интегрированной области под импульсом, характеристики энергии гамма-лучей, формируемых радиоактивным медицинским препаратом. Инициирующий процессор 22 проверяет синхросигнал 23 и помечает каждый обнаруженный гамма-луч с помощью временной метки приема переднего фронта. Временная метка сначала используется процессором верификации событий 24 для того, чтобы определять, какие гамма-лучи являются парой, которая задает линию реагирования (LOR). Поскольку гамма-лучи двигаются со скоростью света, если обнаруженные гамма-лучи поступают более чем через несколько наносекунд, они вероятно не сформированы одним событием аннигиляции и отбрасываются. Синхронизация является особенно важной в PET по времени пролета (TOF-PET), поскольку несущественная разность практически при одновременных событиях может использоваться для того, чтобы дополнительно локализовать событие аннигиляции вдоль LOR. По мере того как разрешение по времени событий становится более точным, точность, с которой событие может быть ограничено вдоль его LOR, становится выше. В камере SPECT, LOR или траектория для каждого обнаруженного гамма-луча определяется путем коллимации.
LOR сохраняются в буфере 26 хранения событий, и процессор 28 восстановления восстанавливает LOR в представление изображения объекта с использованием фильтрованной обратной проекции или другого надлежащего алгоритма восстановления. Восстановление затем может отображаться для пользователя на дисплейном устройстве 30, печататься, сохраняться для последующего использования и т.п.
На Фиг.2 показана часть детекторной решетки 16. Если гамма-луч 32 попадает на детекторную решетку 16, он взаимодействует с отдельными элементами 18 детектора. Сначала, гамма-луч 32 попадает на сцинтиллятор 34. Сцинтиллятор 34 преобразует гамма-луч 32 во вспышку света или событие 33 сцинтилляции, содержащее несколько фотонов электромагнитного излучения. Некоторые из фотонов проходят через светоизлучающую или разрядную поверхность 36 сцинтиллятора 34 и попадают на твердотельный фотодетектор 38, такой как SiPM. Светоизлучающая поверхность 36 сцинтиллятора имеет большую площадь поверхности, чем светочувствительная поверхность 40 фотодетектора 38, например 4×4 мм2 в сравнении с 2×2 мм2. Фотодетекторы 38, наряду с ассоциированным электронным оборудованием, т.е. несветочувствительными схемными элементами, содержатся на подложке 42.
В одном варианте осуществления фотодетекторы 38 являются твердотельными кремниевыми фотодетекторами (SiPM), но следует понимать, что фотодиоды и другие фотоприемники также жизнеспособны и безусловно рассматриваются, как и непрерывные световоды и PMT с большей площадью. В одном варианте осуществления сцинтилляторы на основе легированного цезием лютецие-иттриевого ортосиликата (LYSO) используются для того, чтобы формировать видимый свет в диапазоне сине-зеленых длин волн. Другие сцинтилляторы, такие как вольфрамовокислый кадмий (CWO), оксид германия и висмута (BGO), ортосиликат гадолиния (GSO), легированный церием ортосиликат лютеция (LSO), бромистый лантан, сульфат свинца, фторид цезия, легированный церием фтористый лантан и т.п., также рассматриваются. Сцинтилляторы, такие как BaF2 или LaBr3, должны испускать электромагнитное излучение с меньшими длинами волны, например в диапазоне 220-370 нм.
Только часть света из сцинтилляционной вспышки направлена непосредственно к фотодетектору 38. Обращаясь снова к Фиг.2, первый диффузно отражающий слой 44, по меньшей мере, частично окружает каждый сцинтиллятор 34. Первый отражающий слой 44 может быть полимером, таким как политетрафторэтилен и, например, Teflon™ в одном варианте осуществления. Аналогичные светорассеивающие материалы, такой как фторированный этиленпропилен и перфторалкокси-полимерная смола, также рассматриваются. Для первого отражающего слоя 44, фотоны, которые пытаются выходить из сцинтиллятора 34 через первый отражающий слой 44, диффузно отражаются обратно в сцинтиллятор 34 или рассеиваются и выходят из первого отражающего слоя 44. Teflon™ является серьезным вариантом материала для первого отражающего слоя 44 вследствие своих светорассеивающих характеристик. При диффузном отражении световой выход повышается, приводя к лучшему временному и энергетическому разрешению. Для светорассеивающих отражателей угол отражения является независимым от угла падения. Согласно закону Ламберта сила света отраженного пучка фотонов пропорциональна косинусу угла с нормалью к поверхности, и эта взаимосвязь приводит к распределению отраженных фотонов, которые фокусируются в направлении нормали к отражающей поверхности, независимо от тракта падающих фотонов, явление, известное как прямая фокусировка. Конечным результатом является то, что сила отраженного света возрастает. Тонкое покрытие Teflon™, аналогично другим диффузным отражателям, является частично пропускающим, давая возможность части света проходить в соседний сцинтиллятор.
Лучшее отражение требуется, чтобы канализировать максимально возможное количество сцинтиллированного света в двойной фотодетектор. С этой целью, второй зеркально отражающий слой 46 частично окружает сцинтилляторы 34 и первый диффузно отражающий слой 44. Для компактности, второй отражающий слой 46 является отражающим на обеих поверхностях или наносится на прозрачную подложку. Он включает в себя, не ограничиваясь, двустороннее зеркало. Второй отражающий слой 46 является непрозрачным для видимого света в одном варианте осуществления, чтобы не допускать выхода света из системы или поступления в другие сцинтилляторы 34. Хотя он является непрозрачным для видимого света, следует понимать, что второй отражающий слой 46 по-прежнему является практически прозрачным для гамма-излучения. Второй отражающий слой 46 также имеет высокую степень отражения, так что весь или почти весь свет, который попадает на второй отражающий слой 46, отражается обратно в сцинтиллятор 34. Второй отражающий слой - это зеркальный отражатель, такой как пластиковая пленка с алюминиевым покрытием, или диэлектрический отражатель, или полированный металлический слой. В другом варианте осуществления используются отражающие частицы, внедренные в связующую смолу. Другие непрозрачные материалы с высокой степенью отражения также рассмотрены. Второй отражающий слой является тонким, относительно размера сцинтиллятора 34, порядка приблизительно 70 мкм.
В варианте осуществления по Фиг.2 первый отражатель 44 окружает сцинтиллятор 34 с пяти из шести граней. В другом варианте осуществления, как показано на Фиг.3, первый или диффузный отражатель 44 окружает сцинтиллятор 34 с трех из шести граней (два показаны на виде в разрезе). Две или четыре грани также возможны. В проиллюстрированных вариантах осуществления, второй отражатель 46 окружает каждый сцинтиллятор 34, канализируя сцинтиллированный свет к шестой, светоизлучающей поверхности 36 сцинтиллятора. Более высокий световой выход приводит к меньшему количеству фотонного шума в фотодетекторе 18, обеспечивая лучшее энергетическое и временное разрешение, тем самым, улучшая общие характеристики обнаружения элементов 18 детектора.
Свет, который проходит через тонкий диффузно отражающий слой 44, рассеивается по мере того, как он проходит. Таким образом, свет, который проходит через диффузно отражающий слой 44, проходящий из сцинтиллятора 34 во второй отражающий слой 46, по меньшей мере, частично рассеивается перед отражением. Свет, отражаемый вторым отражающим слоем 46, частично рассеивается по мере того, как он проходит через диффузно отражающий слой 44 обратно в сцинтиллятор 34, и частично диффузно отражается обратно в направлении второго отражающего слоя 46. Поскольку свет, достигающий второго отражающего слоя 46, проходит через диффузно отражающий слой 44, по меньшей мере, два раза, может использоваться более тонкий слой Teflon™.
Для изготовления решетки листы отражающего материала вставляются между смежными сцинтилляторами 34. Каждый лист формируется напылением алюминия с обеих сторон очень тонкого, например 70 мкм, полимерного листа. Затем лист Teflon™ крепится на обоих алюминиевых слоях на Фиг.2 и на одном алюминиевом слое на Фиг.3. Чем более толстыми являются слои 44 Teflon™, тем больше рассеяние. Но для того, чтобы поддерживать конкретный шаг, чем более толстыми являются отражающие слои, тем не менее, тем меньше поперечное сечение сцинтилляторов 34 и ниже полная эффективность преобразования гамма-лучей в свет. Вариант осуществления по Фиг.3 имеет преимущество, состоящее в том, что отражающие слои являются более тонкими (на толщину слоя Teflon™), следовательно, эффективность преобразования является более высокой. Вариант осуществления по Фиг.2 является преимущественным в том, что он максимизирует светорассеивающую отражающую поверхность.
Альтернативно, Teflon™ может быть прикреплен к сцинтилляторам 34, и полимерные слои с алюминиевым покрытием могут вставляться между сцинтилляторами 34. Но поскольку Teflon™ является пористой поверхностью (волокна с воздушными ямами), напыление тонкого алюминиевого покрытия на Teflon™ не создает светонепроницаемую зеркальную поверхность. Конечно, вместо Teflon™ и алюминия могут быть использованы другие диффузные и отражающие материалы. На верхней поверхности, где толщина является меньшей проблемой, могут использоваться аналогичные структуры. Более толстые структуры также являются возможным вариантом.
В вариантах осуществления по Фиг.2 и 3 светоизлучающая поверхность 36 сцинтиллятора 34 имеет большую площадь, чем светоприемная поверхность 40 фотодетектора. Свет, который не выходит из части сцинтиллятора, которая непосредственно связана с детектором, может быть потерян в несветочувствительных частях фотодетекторов 38, которые поддерживают светоприемные поверхности 40. Чтобы обеспечивать то, что свет, который первоначально не попадает на светоприемную поверхность 40, не теряется, несветочувствительные части фотодетектора 38 покрываются отражающим слоем 48 опорного компонента. Свет, который попадает на отражающий слой 48, отражается обратно в сцинтиллятор 34, где он дополнительно отражается и рассеивается диффузно отражающим слоем 44 и вторым отражающим слоем 46. В конечном счете, свет, который первоначально попадает на отражающий слой 48 опорного компонента, отражается внутри сцинтиллятора и достигает светоприемной поверхности фотодетектора 40. Поверхность раздела между светоизлучающей поверхностью 36 сцинтиллятора 34 и светочувствительной областью фотодетектора 40 покрывается неотражающим гелем или клеем на оптической связи, чтобы минимизировать отражение от светочувствительной области 40. Также может использоваться противоотражающее покрытие, которое включает в себя набор диэлектриков из одного или более слоев.
В этом варианте осуществления свет, который отражается внутри сцинтиллятора 34, способствует энергетическому разрешению формированного сигнала. Поскольку фактически отнимает некоторое ненулевое время (порядка пикосекунд), то, чтобы отражаться о сцинтиллятор, тем не менее, это не используется для целей синхронизации. Наоборот, фотоны, которые попадают на светочувствительную поверхность 40 фотодетектора 38 непосредственно от сцинтилляционной вспышки, без отражения, используются для того, чтобы инициировать индикатор истекшего времени. Таким образом, все или почти весь свет, который формируется из любой данной сцинтилляции, в итоге определяется. Сформированный свет попадает или на детектор 40, или на отражающую поверхность. После одного или более отражений, свет, который первоначально не попадает на детектор 40, в конечном счете, оказывается в детекторе 40. Типичные устройства имеют эффективность обнаружения приблизительно 50%, таким образом, добавление отражающего слоя 48 опорного компонента может повышать эффективность обнаружения на коэффициент 2.
Отражающий слой 48 опорного компонента может быть изготовлен из набора диэлектриков одного или более слоев. Он также может быть металлическим покрытием или комбинацией металлического покрытия и набора диэлектриков.
Применение отражающего слоя 48 опорного компонента к несветочувствительным схемным компонентам дает возможность уменьшения размера светочувствительной поверхности 40, поскольку весь свет, который сцинтиллятор формирует, в конечном счете, поступает на светочувствительную поверхность 40. Это повышает временное разрешение детектора 38 без негативного влияния на энергетическое разрешение, поскольку вся сцинтилляция по-прежнему определяется. Это применимо как к аналоговым, так и к цифровым SiPM.
В другом варианте осуществления, как можно видеть на Фиг.4 и 5, концентратор 50 света располагается между сцинтиллятором 34 и фотодетектором 38. Концентратор 50 света имеет светоприемную поверхность 52 и светоизлучающую или разрядную поверхность 54. Светоприемная поверхность 52 концентратора 50 оптически связана со светоизлучающей поверхностью 36 сцинтиллятора 34. Поверхности 52 и 36 имеют практически идентичную площадь поверхности и геометрическую форму. Таким образом, весь свет, который выходит из сцинтиллятора 34 через поверхность 36, должен поступать в концентратор 50. Гель или клей на оптической связи предусмотрен на поверхности раздела между сцинтиллятором 34 и концентратором 50 света. Аналогично, светоизлучающая поверхность 54 концентратора 50 имеет площадь поверхности и геометрическую форму, практически идентичные светочувствительной области 40 фотодетектора 38, и гель или клей на оптической связи также предусмотрен на этой поверхности раздела. Показатель преломления геля находится между двумя показателями преломления материалов, между которыми физически располагается гель, чтобы минимизировать отражение на поверхности раздела. В случае PMT в качестве детекторов использование стандартной логической схемы Ангера для того, чтобы идентифицировать сцинтилляторы, световод, такой как непрерывный световод или световод с зазорами, между сцинтиллятором и PMT, должно применяться.
Концентратор 50 канализирует свет, который поступает на светоприемную поверхность 52, к светоизлучающей поверхности 54 без значительных потерь. Требуемая степень сжатия выбирается путем выбора показателя преломления концентратора 50 относительно показателя преломления сцинтиллятора 34 и светочувствительной области 40. Пусть n1 - это показатель преломления сцинтиллятора 34, n2 - это показатель преломления концентратора 50, а n3 - это показатель преломления светочувствительной области фотодетектора 38. В общем, n1≤n2≤n3. Скорость сжатия составляет примерно (n2/n1)2.
Как показано на Фиг.4 и 5, конкретные варианты осуществления включают в себя концентраторы 50, которые имеют усеченные параболические поперечные сечения. Если свет поступает в концентратор 50, вспышки света преобразуются в узкие конусы согласно закону преломления Снеллиуса. Таким образом, угловое распределение лучей в сцинтилляторе 34 для 90° уменьшается до δ, где δ=arcsin(n1/n2)<90°. Как известно из теории оптического накопления света, трехмерная структура, называемая диэлектрическим параболическим концентратором, рассеивает свет с углом падения δ0 и площадью падения ai к выходной площади a0, которая зависит от δ0, без значительных потерь.
Figure 00000001
Другие формы для концентратора 50 также рассмотрены, например усеченная пирамида с прямыми или плоскими границами вместо параболических. Параболический концентратор 50 имеет самые эффективные свойства концентрации света, но другие формы или ориентации, безусловно, являются жизнеспособными.
Таким образом, практически 100% рассеивающегося света сцинтиллятора сжимается в меньшую область вследствие разностей в показателях преломления сцинтиллятора 34 и концентратора 50 света. В одном варианте осуществления с кремниевым концентратором и сцинтиллятором LYSO, если площадь поверхности светоприемной поверхности 40 фотодетектора 38 составляет приблизительно 25% от площади поверхности светоизлучающей поверхности 36 сцинтиллятора 34, фотодетектор 38 может принимать практически 100% рассеивающегося света, испускаемого из сцинтиллятора 34. График сжатия площади в сравнении с показателем преломления (n2) концентратора 50 показывается на Фиг.6.
Со ссылкой теперь на Фиг.7, решетка фоточувствительных областей 38 показывается как плотно сгруппированная, в противоположность разнесенной решетке 42 по Фиг.4 и 5. В варианте осуществления по Фиг.7 каждый концентратор 50 света формируется так, чтобы канализировать свет к соответствующей светочувствительной области 38, даже несмотря на то что они также могут иметь различные поперечные сечения. В этом варианте осуществления светочувствительные элементы фотодетекторов 38 могут плотно группироваться, и ассоциированное электронное оборудование может находиться в другом месте на подложке 42. Следует понимать, что первый и второй отражающие слои 44, 46 по-прежнему присутствуют, но не проиллюстрированы на Фиг.7, поскольку они являются очень тонкими по сравнению со сцинтилляторами 34.
В альтернативном варианте осуществления, как показано на Фиг.8, детекторная решетка включает в себя множество элементов 60 детектора. Каждый элемент 60 детектора включает в себя один сцинтилляционный кристалл 34, такой как LYSO. Множество концентраторов 50 света связывает сцинтилляционный кристалл 34 со светочувствительными частями фотодетекторов 38. В этом варианте осуществления один сцинтиллятор 34 связан с детектором, который включает в себя решетку фоточувствительных элементов. Как и для других вариантов осуществления, сцинтилляционный кристалл 34 по-прежнему окружен первым 44 и вторым 46 отражающими слоями.
Изобретение описано со ссылкой на предпочтительные варианты осуществления. Очевидно, что после прочтения и понимания вышеприведенного подробного описания могут быть предусмотрены модификации и изменения. Изобретение должно трактоваться как включающее в себя все подобные модификации и изменения в той мере, в которой они находятся в рамках объема прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов. После описания предпочтительных вариантов осуществления далее приводится формула изобретения.

Claims (14)

1. Решетка детекторов излучения, содержащая:
- множество сцинтилляционных кристаллов (34), при необходимости из легированного цезием лютецие-иттриевого ортосиликата (LYSO), которые испускают вспышки света в ответ на излучение;
- множество фотодетекторов (38), при необходимости кремниевых фотоумножителей (SiPM), при этом каждый фотодетектор (38) имеет светочувствительную область (40), оптически связанную с помощью по меньшей мере одного элемента оптической связи со светоизлучающей поверхностью (36) по меньшей мере одного сцинтилляционного кристалла (34);
- первый отражающий слой (44), выполненный по выбору из одного из политетрафторэтилена, фторированного пропиленаэтилена и перфторалкокси-полимерной смолы, по меньшей мере частично окружающий каждый сцинтилляционный кристалл (34), при этом первый отражающий слой (44) диффузно отражает первую часть света, испускаемого сцинтилляционным кристаллом (34) и падающего на первый отражающий слой (44), и пропускает вторую часть излучаемого света;
- второй отражающий слой (46), при необходимости зеркальный отражатель на диэлектрической основе, например, алюминий, напыленный на майлар, или зеркальный отражатель, изготовленный из полированного металлического листа, рядом с первым отражающим слоем (44) для отражения света, который прошел через первый отражающий слой (44), обратно в направлении первого отражающего слоя (44) и сцинтилляционного кристалла (34).
2. Решетка детекторов излучения по п.1, в которой светоизлучающие поверхности (36) имеют большую площадь, чем светочувствительные области (40), и в которой по меньшей мере один элемент оптической связи включает в себя множество концентраторов (50) света, которые оптически связывают светоизлучающие поверхности (36) сцинтилляционных кристаллов (34) и светочувствительные области (40) фотодетекторов (38).
3. Решетка детекторов излучения по п.2, в которой концентраторы (50) света являются по меньшей мере частично параболическими.
4. Решетка детекторов излучения по п.2, в которой концентраторы (50) света имеют показатели преломления, превышающие показатели преломления сцинтилляционных кристаллов (34), и
- показатели преломления концентраторов (50) света меньше показателей преломления светочувствительных областей (40), и при необходимости дополнительно включающая в себя:
- первое средство оптической связи между каждой светоизлучающей поверхностью сцинтиллятора (36) и соответствующим концентратором (50) света, при этом первое средство оптической связи имеет показатель преломления, превышающий или равный показателю преломления кристалла (34) сцинтиллятора и меньший или равный показателю преломления концентратора (50) света; и
- второе средство оптической связи между каждой светоизлучающей поверхностью (54) концентратора и ее светочувствительной областью (40), при этом второе средство оптической связи имеет показатель преломления, превышающий или равный показателю преломления концентратора (50) и меньший или равный показателю преломления светочувствительной области (40).
5. Решетка детекторов излучения по любому из предшествующих пунктов, в которой сцинтилляционный кристалл (34) является шестигранным кристаллом, и первый отражающий слой (44) окружает сцинтилляционный кристалл (34) по меньшей мере с трех из этих шести граней, а предпочтительно с пяти из шести граней.
6. Решетка детекторов излучения по п.1, в которой полимерная пленка наносится на обе поверхности второго отражающего слоя (46), и первый отражающий слой (44) располагается между смежными сцинтилляционными кристаллами (34).
7. Решетка детекторов излучения по п.1, в которой фотодетекторы (38) включают в себя SiPM со светочувствительными областями (40), которые имеют большую площадь, чем светоизлучающие поверхности (36), и стандартная логическая схема Ангера используется для того, чтобы идентифицировать кристаллы (34).
8. Решетка детекторов излучения по п.1, в которой каждый фотодетектор (38) имеет несветочувствительную область, и которая дополнительно включает в себя:
- отражающий слой (48) опорного компонента, расположенный на несветочувствительной области каждого фотодетектора (38), который отражает свет, падающий на несветочувствительные области, обратно в направлении сцинтилляционного кристалла (34).
9. Способ обнаружения излучения, содержащий этапы, на которых:
- испускают свет с помощью сцинтилляционного кристалла (34) в ответ на фотон высокой энергии;
- рассеивают свет с помощью диффузно отражающего слоя (44), который по меньшей мере частично окружает сцинтилляционный кристалл (34);
- отражают свет, который прошел через диффузно отражающий слой, обратно в направлении сцинтилляционного кристалла (34) с помощью первого непрозрачного отражающего слоя (46), расположенного рядом с диффузно отражающим слоем (44);
- позволяют свету выходить из сцинтилляционного кристалла (34) из светоизлучающей поверхности (36) сцинтилляционного кристалла (34);
- обнаруживают свет в фотодетекторе (38), который имеет светоприемную (40) поверхность; и
- отражают часть света, которой позволяют выходить из сцинтилляционного кристалла (34), который попадает на несветочувствительную часть фотодетектора (38), обратно в сцинтилляционный кристалл с помощью непрозрачного отражающего слоя (48) опорного компонента, расположенного на несветочувствительной части.
10. Способ по п.9, при этом способ дополнительно включает в себя этапы, на которых:
- оптически связывают светоизлучающую поверхность (36) сцинтилляционного кристалла (34) с широким концом концентратора (50) света;
- оптически связывают узкий конец концентратора (50) света со светоприемной поверхностью (40) фотодетектора (38);
- концентрируют свет, испускаемый из сцинтилляционного кристалла (34), с помощью концентратора (50) света от области поверхности светоизлучающей поверхности сцинтилляционного кристалла (34) к области поверхности светоприемной поверхности (40) фотодетектора (38).
11. Способ по п.10, дополнительно включающий в себя этап, на котором:
- выбирают показатель преломления концентратора (50) света так, чтобы он был большим или равным показателю преломления сцинтилляционного кристалла (34) и был меньшим или равным показателю преломления фотодетектора (38).
12. Способ по любому из пп.9-11, в котором этап рассеяния включает в себя этап, на котором рассеивают свет с помощью слоя из одного из политетрафторэтилена, фторированного этиленпропилена и перфторалкокси-полимерной смолы.
13. Способ по п.9, дополнительно включающий в себя этапы, на которых:
- наносят на две стороны полимерной пленки непрозрачное отражающее покрытие, формируя непрозрачный отражающий слой (46);
- наносят на одну из кристаллических поверхностей и непрозрачный отражающий слой (46) диффузно отражающее покрытие (44), формируя диффузно отражающий слой; и
- прослаивают полимерную пленку с покрытием между смежными гранями сцинтилляционного кристалла (34) и смежным сцинтилляционным кристаллом.
14. Решетка детекторов излучения, которая включает в себя множество элементов обнаружения, причем каждый элемент обнаружения содержит:
- сцинтилляционный кристалл (34), который испускает вспышки света в ответ на излучение и имеет светоизлучающую поверхность (36) с первым поперечным сечением;
- множество фотодетекторов (38), при этом каждый фотодетектор (38) имеет светочувствительную область (40) со вторым поперечным сечением и дополнительно несветочувствительное электронное оборудование, причем светочувствительная область (40) оптически связана с частью светоизлучающей поверхности (36) сцинтилляционного кристалла (34), при этом первое поперечное сечение больше второго поперечного сечения;
- первый отражающий слой (44), по меньшей мере частично окружающий сцинтилляционный кристалл (34), при этом первый отражающий слой (44) диффузно отражает первую часть света, испускаемого сцинтилляционным кристаллом (34) и падающего на первый отражающий слой (44), и пропускает вторую часть излучаемого света;
- второй отражающий слой (46) рядом с первым отражающим слоем (44) для отражения света, который прошел через первый отражающий слой (44), обратно в направлении первого отражающего слоя (44) и сцинтилляционного кристалла (34); и одно из
- отражающего слоя (48) опорного компонента, покрывающего несветочувствительное электронное оборудование, которое отражает свет, падающий на несветочувствительное электронное оборудование, обратно в сцинтилляционный кристалл (34), и
- множества концентраторов (50) света, причем каждый концентратор (50) света оптически связывает светочувствительную область (40) одного из множества фотодетекторов (38) с частью светоизлучающей поверхности сцинтилляционного кристалла (34).
RU2010110582/28A 2007-08-22 2008-08-12 Компоновка отражателя и коллиматора света для улучшенного накопления света в сцинтилляционных детекторах RU2476906C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US95722307P 2007-08-22 2007-08-22
US60/957,223 2007-08-22
PCT/IB2008/053230 WO2009024895A2 (en) 2007-08-22 2008-08-12 Reflector and light collimator arrangement for improved light collection in scintillation detectors

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2010110582A RU2010110582A (ru) 2011-09-27
RU2476906C2 true RU2476906C2 (ru) 2013-02-27

Family

ID=40349955

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2010110582/28A RU2476906C2 (ru) 2007-08-22 2008-08-12 Компоновка отражателя и коллиматора света для улучшенного накопления света в сцинтилляционных детекторах

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8426823B2 (ru)
EP (1) EP2181345B1 (ru)
CN (1) CN101779145B (ru)
RU (1) RU2476906C2 (ru)
WO (1) WO2009024895A2 (ru)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2711219C1 (ru) * 2019-03-14 2020-01-15 ФЕДЕРАЛЬНОЕ ГОСУДАРСТВЕННОЕ УНИТАРНОЕ ПРЕДПРИЯТИЕ "ИНСТИТУТ ХИМИЧЕСКИХ РЕАКТИВОВ И ОСОБО ЧИСТЫХ ХИМИЧЕСКИХ ВЕЩЕСТВ НАЦИОНАЛЬНОГО ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКОГО ЦЕНТРА "КУРЧАТОВСКИЙ ИНСТИТУТ" (НИЦ "Курчатовский институт - ИРЕА") Способ изготовления отражающих поверхностей для сцинтилляционных элементов

Families Citing this family (60)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2486424B1 (en) * 2009-10-06 2016-03-16 Koninklijke Philips N.V. Radiation conversion elements with reflectors for radiological imaging apparatus
KR20110088294A (ko) * 2010-01-28 2011-08-03 서준석 플라스틱 섬광체와 이를 이용한 섬광검출기 및 의료영상진단기
US8247778B2 (en) * 2010-06-30 2012-08-21 General Electric Company Scintillator arrays and methods of making the same
JP5801891B2 (ja) 2010-07-30 2015-10-28 パルセータ, エルエルシーPulsetor, Llc 電子イメージングを用いて試料の画像を作成する荷電粒子線装置及び方法
US20120056095A1 (en) * 2010-09-03 2012-03-08 Scott Metzler Collimation apparatus for high resolution imaging
EP2428820A3 (en) * 2010-09-13 2012-05-09 Siemens Aktiengesellschaft Silicon photomultiplier and radiation detector
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
RU2013155081A (ru) * 2011-05-12 2015-06-20 Конинклейке Филипс Н.В. Оптимизированные сцинтиллирующие кристаллы для рет-томографии
WO2013022735A1 (en) 2011-08-05 2013-02-14 Pulsetor, Llc Electron detector including one or more intimately-coupled scintillator-photomultiplier combinations, and electron microscope employing same
CN103181769A (zh) * 2011-10-09 2013-07-03 明峰医疗***股份有限公司 用于数字波前沿分样实时采样的断层成像方法及***
BR112014010526B1 (pt) 2011-11-02 2020-09-15 Johnson Matthey Public Limited Company Método para varrer um oleoduto submarino para detectar mudanças em densidade entre partes diferentes do oleoduto submarino ou deduzir informação sobre os conteúdos do oleoduto submarino, e, aparelho para varrer um oleoduto submarino para detectar mudanças em densidade entre partes diferentes do oleoduto submarino
US9435898B2 (en) 2011-11-17 2016-09-06 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Dedicated cardiac PET
US8853637B2 (en) * 2011-11-30 2014-10-07 Honeywell International Inc. Particle based neutron detector
FR2984585A1 (fr) 2011-12-14 2013-06-21 Commissariat Energie Atomique Imageur de rayonnement presentant un rendement de detection ameliore
CN102890285A (zh) * 2012-10-22 2013-01-23 中国科学院高能物理研究所 一种采用特殊光传导器的辐射成像闪烁探测装置
KR101972413B1 (ko) * 2012-11-16 2019-04-25 도레이 카부시키가이샤 신틸레이터 패널
EP2746816B1 (en) 2012-12-21 2019-02-20 General Equipment for Medical Imaging S.A. (Oncovision) Gamma ray scintillation detector preserving the original scintillation light distribution
US9864070B2 (en) 2013-02-04 2018-01-09 “Stc-Mt” Llc Scintillation detector
JP6079284B2 (ja) * 2013-02-08 2017-02-15 株式会社島津製作所 放射線検出器および放射線検出器の製造方法
US9921172B2 (en) * 2013-03-13 2018-03-20 Vega Americas, Inc. Segmented fiber nuclear level gauge
US9599724B2 (en) * 2013-05-08 2017-03-21 Koninklijke Philips N.V. Gamma radiation detection device
US9651689B2 (en) * 2013-06-24 2017-05-16 Arktis Radiation Detectors Ltd Detector arrangement for the detection of ionizing radiation and method for operating such a detector arrangement
CN104252005A (zh) * 2013-06-26 2014-12-31 北京大基康明医疗设备有限公司 一种pet探测器模块
ITPI20130069A1 (it) * 2013-07-15 2015-01-16 Univ Pisa Struttura perfezionata di rivelatore a scintillazione e metodo per localizzare una scintillazione in una matrice di cristalli scintillatori
JP6487619B2 (ja) * 2013-10-25 2019-03-20 浜松ホトニクス株式会社 検出器
US10429521B1 (en) 2014-01-24 2019-10-01 United States Of America As Represented By The Administrator Of National Aeronautics And Space Administration Low power charged particle counter
EP3111251B1 (en) 2014-02-26 2024-04-03 Luxium Solutions, LLC Scintillator array and methods of forming a scintillator array and a radiation detector
US10527740B2 (en) 2014-04-03 2020-01-07 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Silicon photomultiplier based TOF-PET detector
JP6179925B2 (ja) * 2014-08-27 2017-08-16 国立研究開発法人理化学研究所 放射線検出素子、放射線検出装置および放射線検出素子の製造方法
CN104991267B (zh) * 2015-07-28 2018-08-10 济南中威仪器有限公司 一种用于搜寻遗失放射源的定位仪
CN105137472B (zh) * 2015-09-08 2018-02-09 同济大学 基于表面共振腔结构的定向发射闪烁体器件
EP3351970A4 (en) * 2015-09-17 2019-06-26 Shimadzu Corporation INFORMATION PROCESSING DEVICE, RADIATION DETECTOR, RADIATION IMAGING APPARATUS AND PROGRAM
US11156727B2 (en) * 2015-10-02 2021-10-26 Varian Medical Systems, Inc. High DQE imaging device
CN105380672B (zh) * 2015-10-28 2020-06-16 东软医疗***股份有限公司 一种pet检测***及提高pet检测***分辨率的方法
US9658344B1 (en) * 2015-11-04 2017-05-23 Crystal Photonics, Incorporated Apparatus including scintillation crystal array with different reflector layers and associated methods
US10823875B2 (en) * 2015-11-24 2020-11-03 Schlumberger Technology Corporation Scintillator packaging for oilfield use
US11016204B2 (en) * 2015-12-11 2021-05-25 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. Imaging system and method for making the same
US10302774B2 (en) * 2016-04-25 2019-05-28 Morpho Detection, Llc Detector assembly for use in CT imaging systems
JP2018009803A (ja) * 2016-07-11 2018-01-18 コニカミノルタ株式会社 シンチレータパネル
CN106646582A (zh) * 2016-09-13 2017-05-10 沈阳东软医疗***有限公司 一种pet检测器及其制作方法
JP6877289B2 (ja) * 2017-07-31 2021-05-26 キヤノン株式会社 放射線検出装置、放射線検出システム、及び放射線出装置の製造方法
US10775516B2 (en) 2017-10-24 2020-09-15 Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. Radiation detection apparatus having an analyzer within a housing
CN108152847A (zh) * 2018-01-31 2018-06-12 东莞南方医大松山湖科技园有限公司 闪烁晶体、晶体模块、检测器及正电子发射成像设备
US10690785B2 (en) * 2018-02-14 2020-06-23 General Electric Company Systems and methods for nuclear medicine imaging using sodium based crystals
JP7204920B2 (ja) 2018-11-30 2023-01-16 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 反射体を有する放射線検出装置
CN113260881A (zh) 2019-01-08 2021-08-13 纽约州立大学研究基金会 拟柱体光导
CN113614574A (zh) 2019-03-29 2021-11-05 深圳帧观德芯科技有限公司 带有闪烁体的辐射检测器
CN110244341A (zh) * 2019-07-11 2019-09-17 上海联影医疗科技有限公司 一种闪烁体探测器阵列
CN110680367A (zh) * 2019-09-12 2020-01-14 东软医疗***股份有限公司 Pet探测器模块、pet探测器及pet***
CN114586111A (zh) * 2019-11-13 2022-06-03 株式会社东芝 闪烁器阵列、闪烁器阵列的制造方法、放射线检测器及放射线检查装置
CN110794468A (zh) * 2019-12-09 2020-02-14 北京中科核安科技有限公司 一种基于SiPM的表面污染探测器
US11275182B2 (en) * 2020-04-22 2022-03-15 GE Precision Healthcare LLC Systems and methods for scintillators having reflective inserts
EP3978956A1 (en) * 2020-10-02 2022-04-06 Koninklijke Philips N.V. Scintillation element for an x-ray detector
US20220260736A1 (en) * 2021-02-16 2022-08-18 Semiconductor Components Industries, Llc Silicon photomultipliers for positron emission tomography imaging systems
CN114114374A (zh) * 2021-11-22 2022-03-01 中国原子能科学研究院 一种闪烁体阵列及闪烁探测器
CN115220084A (zh) * 2022-03-25 2022-10-21 北京滨松光子技术股份有限公司 一种闪烁晶体阵列、探测器、医疗影像设备及制作方法
CN115097510A (zh) * 2022-06-17 2022-09-23 明峰医疗***股份有限公司 一种pet探测器
US12013503B2 (en) * 2022-10-07 2024-06-18 Cintilight, Llc Lateral crystal photodiode readouts and switched diode networks for processing nuclear events
CN115778418A (zh) * 2022-12-19 2023-03-14 深圳湾实验室 晶体阵列探测器和发射成像设备

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0250983A1 (en) * 1986-06-30 1988-01-07 General Electric Company Reflective coating for solid-state scintillator bar
US5378894A (en) * 1991-12-11 1995-01-03 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray detector including scintillator channel separator capable of improving sensitivity of X-ray detector
EP1148349A1 (en) * 1998-12-14 2001-10-24 Hamamatsu Photonics K.K. Optical element and radiation detector using the same
RU2262721C1 (ru) * 2004-02-24 2005-10-20 Закрытое акционерное общество "ИНТРА" Сцинтилляционный детектор
US6982424B2 (en) * 2003-06-02 2006-01-03 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc X-ray and CT image detector

Family Cites Families (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2628562A1 (fr) 1988-03-11 1989-09-15 Thomson Csf Dispositif d'imagerie a structure matricielle
US5144141A (en) * 1991-08-19 1992-09-01 General Electric Company Photodetector scintillator radiation imager
US5208460A (en) 1991-09-23 1993-05-04 General Electric Company Photodetector scintillator radiation imager having high efficiency light collection
US5453623A (en) * 1992-05-13 1995-09-26 Board Of Regents, The University Of Texas System Positron emission tomography camera with quadrant-sharing photomultipliers and cross-coupled scintillating crystals
US5633498A (en) * 1993-03-29 1997-05-27 Lucent Technologies Inc. Thermodynamically optimal infrared collector with directional reduction of concentration
US6207958B1 (en) * 1996-02-12 2001-03-27 The University Of Akron Multimedia detectors for medical imaging
US6078052A (en) 1997-08-29 2000-06-20 Picker International, Inc. Scintillation detector with wavelength-shifting optical fibers
US6362479B1 (en) * 1998-03-25 2002-03-26 Cti Pet Systems, Inc. Scintillation detector array for encoding the energy, position, and time coordinates of gamma ray interactions
US7180074B1 (en) * 2001-06-27 2007-02-20 Crosetto Dario B Method and apparatus for whole-body, three-dimensional, dynamic PET/CT examination
US6946841B2 (en) * 2001-08-17 2005-09-20 Igor Rubashov Apparatus for combined nuclear imaging and magnetic resonance imaging, and method thereof
US20040164249A1 (en) * 2003-02-26 2004-08-26 Crosetto Dario B. Method and apparatus for determining depth of interactions in a detector for three-dimensional complete body screening
US7132664B1 (en) * 2002-11-09 2006-11-07 Crosetto Dario B Method and apparatus for improving PET detectors
US20030178570A1 (en) * 2002-03-25 2003-09-25 Hitachi Metals, Ltd. Radiation detector, manufacturing method thereof and radiation CT device
JP4376773B2 (ja) * 2002-05-09 2009-12-02 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｃｔ用マルチアレイ検出システム
US20050104000A1 (en) * 2003-02-10 2005-05-19 Joel Kindem Scintillator assembly with pre-formed reflector
ES2239506B1 (es) 2003-04-10 2006-11-16 Consejo Superior Investigacion Detector de rayos gamma con codificacion de profundidad de interaccion.
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
US7308074B2 (en) 2003-12-11 2007-12-11 General Electric Company Multi-layer reflector for CT detector
CN1910473A (zh) * 2004-01-19 2007-02-07 独立行政法人科学技术振兴机构 放射线检测装置
JP4305241B2 (ja) * 2004-03-26 2009-07-29 株式会社島津製作所 放射線検出器
US20060216209A1 (en) * 2005-02-14 2006-09-28 Braig James R Analyte detection system with distributed sensing
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
RU2411542C2 (ru) * 2005-04-22 2011-02-10 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Цифровой кремниевый фотоумножитель для врп-пэт
RU2384866C2 (ru) 2005-04-22 2010-03-20 Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. Сканер позитронно-эмиссионной томографии и магнитно-резонансной визуализации со способностью определения времени полета
DE602005025120D1 (de) * 2005-09-05 2011-01-13 Datalogic Automation Srl Concentrateur de lumière pour un lecteur de code optique
US7193208B1 (en) * 2005-10-24 2007-03-20 General Electric Company Time-of-flight capable high resolution pet detector
JP5458976B2 (ja) * 2010-03-10 2014-04-02 株式会社島津製作所 放射線信号処理装置、およびそれを備えた放射線検出器
US20120085942A1 (en) * 2010-10-08 2012-04-12 Yossi Birman Collimators and methods for manufacturing collimators for nuclear medicine imaging systems

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP0250983A1 (en) * 1986-06-30 1988-01-07 General Electric Company Reflective coating for solid-state scintillator bar
US5378894A (en) * 1991-12-11 1995-01-03 Kabushiki Kaisha Toshiba X-ray detector including scintillator channel separator capable of improving sensitivity of X-ray detector
EP1148349A1 (en) * 1998-12-14 2001-10-24 Hamamatsu Photonics K.K. Optical element and radiation detector using the same
US6982424B2 (en) * 2003-06-02 2006-01-03 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc X-ray and CT image detector
RU2262721C1 (ru) * 2004-02-24 2005-10-20 Закрытое акционерное общество "ИНТРА" Сцинтилляционный детектор

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU2711219C1 (ru) * 2019-03-14 2020-01-15 ФЕДЕРАЛЬНОЕ ГОСУДАРСТВЕННОЕ УНИТАРНОЕ ПРЕДПРИЯТИЕ "ИНСТИТУТ ХИМИЧЕСКИХ РЕАКТИВОВ И ОСОБО ЧИСТЫХ ХИМИЧЕСКИХ ВЕЩЕСТВ НАЦИОНАЛЬНОГО ИССЛЕДОВАТЕЛЬСКОГО ЦЕНТРА "КУРЧАТОВСКИЙ ИНСТИТУТ" (НИЦ "Курчатовский институт - ИРЕА") Способ изготовления отражающих поверхностей для сцинтилляционных элементов

Also Published As

Publication number Publication date
CN101779145A (zh) 2010-07-14
US8426823B2 (en) 2013-04-23
EP2181345B1 (en) 2017-04-19
WO2009024895A3 (en) 2009-04-30
RU2010110582A (ru) 2011-09-27
US20110017916A1 (en) 2011-01-27
CN101779145B (zh) 2017-11-21
EP2181345A2 (en) 2010-05-05
WO2009024895A2 (en) 2009-02-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2476906C2 (ru) Компоновка отражателя и коллиматора света для улучшенного накопления света в сцинтилляционных детекторах
US8350218B2 (en) Light detection in a pixelated pet detector
US5391878A (en) Multiplexed fiber readout of scintillator arrays
JP4305241B2 (ja) 放射線検出器
US9442199B2 (en) Depth-of-interaction scintillation detectors
US9012854B2 (en) Optimized scintilator crystals for PET
US7750306B2 (en) Reduced edge effect detector
JP4332613B2 (ja) パルス波高整列放射線位置検出器
US8779366B2 (en) Pixelated scintillator array
US7164136B2 (en) Detector array using a continuous light guide
RU2676798C2 (ru) Протравленные лазером сцинтиллирующие кристаллы для повышенной эффективности
CN104024887A (zh) 放射线检测器
US11819346B2 (en) Scintillation detector based systems and methods for using the same
US10185041B2 (en) Radiation detector and a method thereof
JP4502056B2 (ja) 放射線検出器の製造方法
JP5032417B2 (ja) 放射線検出器
JPH04273087A (ja) 放射線検出器およびその製造方法
US12007513B2 (en) Method and apparatus for improved photosensor light collection in a radiation detector
JPH1010235A (ja) 多素子放射線検出器及びその製造方法
US20220236426A1 (en) Hybrid lased/air coupled pet block detector
JPH085745A (ja) 放射線カメラ
CN118244325A (zh) 一种具有深度信息功能的阵列探测器及pet***
CN110680367A (zh) Pet探测器模块、pet探测器及pet***