RU2487373C2 - Чувствительный к излучению детектор со сцинтиллятором в композиционной смоле - Google Patents

Чувствительный к излучению детектор со сцинтиллятором в композиционной смоле Download PDF

Info

Publication number
RU2487373C2
RU2487373C2 RU2010130473/28A RU2010130473A RU2487373C2 RU 2487373 C2 RU2487373 C2 RU 2487373C2 RU 2010130473/28 A RU2010130473/28 A RU 2010130473/28A RU 2010130473 A RU2010130473 A RU 2010130473A RU 2487373 C2 RU2487373 C2 RU 2487373C2
Authority
RU
Russia
Prior art keywords
scintillator
powder
resin
detector
detector according
Prior art date
Application number
RU2010130473/28A
Other languages
English (en)
Other versions
RU2010130473A (ru
Inventor
Симха ЛЕВЕН
Корнелис Р. РОНДА
Original Assignee
Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Конинклейке Филипс Электроникс Н.В. filed Critical Конинклейке Филипс Электроникс Н.В.
Publication of RU2010130473A publication Critical patent/RU2010130473A/ru
Application granted granted Critical
Publication of RU2487373C2 publication Critical patent/RU2487373C2/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
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20185—Coupling means between the photodiode and the scintillator, e.g. optical couplings using adhesives with wavelength-shifting fibres
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20181—Stacked detectors, e.g. for measuring energy and positional information
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20183—Arrangements for preventing or correcting crosstalk, e.g. optical or electrical arrangements for correcting crosstalk
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/2018—Scintillation-photodiode combinations
    • G01T1/20186—Position of the photodiode with respect to the incoming radiation, e.g. in the front of, below or sideways the scintillator
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G01T1/202—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)
  • Luminescent Compositions (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

Изобретение в целом относится к чувствительным к излучению детекторам. Чувствительный к излучению детектор, включает фотосенсорный элемент (122) и сцинтиллятор (116), оптически соединенный с фотосенсорным элементом (122), при этом сцинтиллятор (116) включает в себя порошковый сцинтиллятор и смолу, смешанную с порошковым сцинтиллятором, причем смола включает одно из полиэнисульфида, полимера на основе серы или поликарбодиимида, при этом несогласованность показателей преломления между порошковым сцинтиллятором и смолой составляет менее 7%. Технический результат - повышение эффективности света. 2 н. и 11 з.п.ф-лы, 8 ил.

Description

Настоящее изобретение в целом относится к чувствительным к излучению детекторам. Несмотря на приведенное ниже описание его конкретного применения в системе компьютерной томографии (СТ), оно также относится к другим медицинским и немедицинским формирователям изображений.
Система компьютерной томографии (СТ) включает источник ионизирующего излучения, который вращается и испускает излучение, пересекающее исследуемый участок, и чувствительный к излучению детектор, который обнаруживает излучение, пересекающее исследуемый участок. Матрица такого детектора может включать двухмерную матрицу чувствительного к излучению детектора с множеством рядов и колонок дикселей (элементов детектора). Каждый диксель включает элемент сцинтиллятора, излучающий свет, стимулированный поглощением рентгеновских лучей, и оптически соединен с соответствующим элементом фоточувствительной матрицы. Элементы сцинтиллятора принимают ионизирующее излучение и вырабатывают индикационный свет, а фотосенсоры принимают свет и вырабатывают индикационные электрические сигналы. Такие сигналы восстанавливают с целью генерирования данных об объемном изображении, индикационных для исследуемого участка. Данные об объемном изображении могут быть обработаны для генерирования одного или более изображений, индикационных для исследуемого участка.
Традиционно сцинтилляторы могут быть получены в результате спекания сцинтилляционного порошка или кристаллизации при высоких температурах и давлении. К сожалению, осуществление таких процессов, которые являются непростыми и дорогостоящими, обеспечивает получение хрупких сцинтилляторов, требующих кропотливого структурирования для формирования матрицы пикселей сцинтилляторов для чувствительного к излучению детектора.
Могут быть также использованы методы, не включающие спекание и кристаллизацию. Например, Pham Gia и другие (патент US 7265357 В2, поданный 22 ноября 2005 г.) описывают сцинтиллятор, включающий смесь порошкового оксисульфида гадолиния (Gd2O2S или GOS) и парафинового воска. К сожалению, GOS имеет показатель (n) преломления, составляющий приблизительно 2,2, а парафиновый воск имеет показатель преломления, составляющий приблизительно от 1,4 до 1,6. Следовательно, несогласованность показателей преломления между этими двумя материалами составляет более 27%, что может привести к относительно сильному рассеянию на границах частиц, снижая тем самым эффективность света.
Pham Gia и другие отмечают, что полимер предпочтительно должен иметь показатель преломления, составляющий более 1,7. Для этого Pham Gia и другие смешивают от 0,5% до 2,0% наночастиц диоксида титана (TiO2) с парафиновым воском с целью повышения показателя преломления полимера. Добавление 2,0% TiO2 к парафиновому воску способно повысить показатель преломления полимера и способно уменьшить несогласованность показателей преломления между GOS и полимером таким образом, что такая несогласованность составит не более 25%. Однако такая несогласованность может, тем не менее, привести к относительно сильному рассеянию на границах частиц, что снижает эффективность света. Добавление дополнительно TiO2 может привести к увеличению рассеяния и мутности.
Аспекты данной заявки направлены на решение вышеупомянутых и других задач.
Согласно одному аспекту чувствительный к излучению детектор включает фотосенсорный элемент и сцинтиллятор, оптически соединенный с фотосенсорным элементом. Сцинтиллятор включает порошковый сцинтиллятор и смолу, смешанную с порошковым сцинтиллятором. Несогласованность показателей преломления между порошковым сцинтиллятором и смолой составляет менее семи процентов (7%).
Согласно другому аспекту система формирования медицинского изображения включает источник излучения, который испускает излучение, пересекающее исследуемый участок, и матрицу детектора, которая обнаруживает излучение, пересекающее исследуемый участок. Матрица детектора включает множество фотосенсорных элементов и сцинтиллятор, оптически соединенный с множеством фотосенсорных элементов. Сцинтиллятор включает порошковый сцинтиллятор и смолу, смешанную с порошковым сцинтиллятором. Несогласованность показателей преломления между порошковым сцинтиллятором и смолой составляет менее десяти процентов (10%).
Согласно другому аспекту чувствительный к излучению детектор включает тонкую волоконно-оптическую пластинку с композиционным сцинтилляционным материалом, содержащим сцинтилляционный порошок, включенный в смолу с согласованным показателем преломления. Согласно одному такому варианту осуществления тонкие волоконно-оптические пластинки ориентированы перпендикулярно падающему рентгеновскому излучению для обнаружения падающего рентгеновского излучения с высокой спектральной разрешающей способностью. Согласно второму варианту осуществления упомянутые тонкие пластинки ориентированы параллельно падающему рентгеновскому излучению для обнаружения падающего рентгеновского излучения с высокой пространственной разрешающей способностью.
Дополнительные аспекты настоящего изобретения станут очевидными для рядовых специалистов в данной области техники после прочтения и понимания следующего подробного описания.
Настоящее изобретение может быть реализовано в различных компонентах и компоновке компонентов, а также на различных этапах и при различной компоновке этапов. Чертежи предназначены только для иллюстрации предпочтительных вариантов осуществления и не должны рассматриваться как ограничивающие настоящее изобретение.
На фиг.1 показана иллюстративная система формирования изображения.
На фиг.2 показан иллюстративный пиксель сцинтиллятора.
На фиг.3 проиллюстрирован график эффективности света дикселя.
На фиг.4 представлен пример способа.
На фиг.5 показан иллюстративный сцинтиллятор.
На фиг.6 показана иллюстративная пластина сцинтиллятора.
На фиг.7 показан иллюстративный сцинтиллятор в связи с матрицей соединенных фотосенсоров, имеющих высокую пространственную разрешающую способность.
На фиг.8 показан иллюстративный многослойный спектральный сцинтиллятор для СТ с соединенными фотосенсорами.
Проиллюстрированная на фиг.1 система 100 компьютерной томографии (СТ) включает поворотную часть 102 гентри, вращающуюся над исследуемым участком 104 вокруг продольной оси или z-оси 106. На вращающейся части 102 гентри установлен источник 108 рентгеновского излучения, такой как рентгеновская трубка, генерирующая и испускающая излучение, пересекающее исследуемый участок 104.
Матрица 110 чувствительного к излучению детектора обнаруживает излучение, испускаемое источником 108 под множеством углов проекции или видов таким образом, чтобы получить проекции, по меньшей мере, в диапазоне ста восьмидесяти (180) градусов плюс веерный угол. Матрица 110 детектора генерирует сигнал или проекционные данные, индикационные для обнаруженного излучения. Следует отметить, что матрица 110 детектора может представлять собой интегрирующий детектор, который интегрирует электрический ток или напряжение, индикационное для обнаруженного излучения, на протяжении периода интеграции, или счетный детектор, энергетически разрешающий обнаруженные фотоны через два или более энергетических окон.
Проиллюстрированная матрица 110 детектора включает множество рядов 112 и колонок 114 пикселей 116 сцинтиллятора, соединенных с соответствующими рядами 118 и колонками 120 фотосенсорных элементов 122. Заполнитель 124 находится, по меньшей мере, между пикселями 116 сцинтиллятора. Согласно одному неограничивающему примеру матрица 110 детектора может включать шестнадцать (16) рядов из шестнадцати (16) дикселей, включая пиксели 116 сцинтиллятора и соответствующие фотосенсорные элементы 122, составляющие матрицу 110 детектора с двумястами пятьюдесятью шестью (256) дикселями. Может быть также использовано другое количество дикселей. Кроме того, может быть использован один пиксель сцинтиллятора с множеством фотосенсорных элементов или наоборот.
Излучение достигает пикселей 116 сцинтиллятора, вырабатывающих индикационный свет, принимаемый фотосенсорами 122. Каждый из фотосенсоров 122, которые могут включать фотодиоды, фотоэлементы или т.п., вырабатывает сигнал, индикационный для света, получаемого от соответствующего пикселя 116 сцинтиллятора. Подразумевается, что указание количества, размера, формы, расстояния между пикселями 116 сцинтиллятора и таких же параметров фотосенсорных дикселей 122 в проиллюстрированной матрице 110 детектора служит для разъяснения, а не ограничения.
Как более подробно описано ниже, пиксели 116 сцинтиллятора включают композиционный материал, такой как смесь порошкового сцинтиллятора и смолы, в которой порошковый сцинтиллятор и смола имеют по существу совпадающие показатели преломления, в результате чего композит имеет относительно более высокую эффективность света по сравнению со смесями с большей несогласованностью показателей преломления. Например, несогласованность показателей преломления может составлять менее десяти процентов (10%), даже менее семи процентов (7%), а эффективность света может составлять более пятидесяти процентов (50%). Такой композит может быть сформирован в результате диспергирования порошкового сцинтиллятора в смоле без спекания порошка или формирования больших кристаллов посредством кристаллизации.
Реконструктор 126 восстанавливает проекционные данные, генерируемые матрицей 110 детектора, с целью генерирования данных об объемном изображении. Данные об объемном изображении являются индикационными для объектов, находящихся на исследуемом участке 104.
Компьютер служит пультом 128 для оператора. Пульт 128 включает устройство вывода, удобное для восприятия человеком, такое как монитор или дисплей, и устройство ввода, такое как клавиатура и “мышь”. Резидент для программного обеспечения на пульте позволяет оператору контролировать и взаимодействовать со сканером 100, например, через графический интерфейс для пользователя (GUI).
Опора 130 для объекта, такая как кушетка, удерживает пациента или другой объект на исследуемом участке 104. Опора 130 для объекта является подвижной, для того чтобы направлять объект относительно исследуемого участка 104 при осуществлении процедуры сканирования.
На фиг.2 показан иллюстративный элемент 116 сцинтиллятора. Проиллюстрированный элемент 116 сцинтиллятора имеет высоту “Н”, составляющую приблизительно три (3) миллиметра (мм), ширину “W”, составляющую приблизительно один (1) мм, и длину “L”, составляющую приблизительно один (1) мм. Проиллюстрированный элемент 116 сцинтиллятора включает композит из порошкового сцинтиллятора и смолы, такой как эписульфид или полиэписульфид. Композит включает около семидесяти (70) процентов по массе соответствующего сцинтиллятора. Как описано в патенте US 4958080, примеры подходящего сцинтиллятора включают монокристаллический LYSO (Lu1,8Y0,2SiO5:Cex) или LSO (Ce2xLu2(1-x)SiO5). Примеры соответствующих эписульфидов включают эписульфиды, описанные в патенте US 6534589. Порошковый сцинтиллятор имеет показатель (n) преломления, составляющий приблизительно 1,81, а смола имеет показатель преломления, составляющий приблизительно 1,71. Как таковая, несогласованность показателей преломления составляет приблизительно пять с половиной процентов (5,5%). Эффективность светового выхода проиллюстрированного элемента 116 сцинтиллятора составляет более пятидесяти (50) процентов. Иначе говоря, более пятидесяти (50) процентов оптических фотонов, испускаемых сцинтилляцией от порошка, исходят от основы элемента сцинтиллятора для того, чтобы быть уловленными фотосенсором. На фиг.3 изображен график, показывающий эффективность светового выхода для дикселя данной геометрии, включающего смесь LYSO (n=1,81) и смолы, в зависимости от показателя преломления смолы.
Фиг.4 показывает пример способа формирования проиллюстрированных элементов 116 сцинтиллятора. На этапе 402 получают соответствующее количество смолы и порошкового сцинтиллятора. В одном примере такое получение включает получение приблизительно двух с половиной (2,5) граммов (г) смолы и приблизительно полутора (1,5) г порошка LYSO. На этапе 404 смолу и порошковый сцинтиллятор подвергают обработке. В качестве примера, порошковый сцинтиллятор и смолу подвергают дегазации. Такая дегазация может включать раздельную дегазацию порошкового сцинтиллятора и смолы при комнатной температуре (около двадцати (20) градусов по Цельсию) в вакууме под давлением, составляющим менее трехсот (300) торр. На этапе 406 после приблизительно тридцати (30) минут или более дегазации порошковый сцинтиллятор добавляют к смоле. Согласно одному варианту осуществления порошковый сцинтиллятор добавляют к смоле в вакууме.
На этапе 408 порошковый сцинтиллятор и смолу смешивают. Согласно одному варианту порошковый сцинтиллятор и смолу смешивают при помощи роторной шаровой мельницы, например, в течение ночи, либо при помощи высокоскоростного центробежного смесителя, такого как Synergy Devices Speedmixer, в течение нескольких минут. На этапе 410 смесь обрабатывают. В качестве примера, как описано в патенте US 6531532, смесь может быть подвергнута дегазации в течение двух (2) часов при комнатной температуре в вакууме, составляющем 300 торр или более. На этапе 412 смесь заливают в форму из стекла, политетрафторэтилена (ПТФЭ), другого синтетического фторполимера или иного материала, соответствующую желаемому размеру пластины. На этапе 414 смесь обрабатывают. Например, смесь может быть подвергнута нагреванию в течение приблизительно пятнадцати (15) минут при тридцати (30) градусах по Цельсию в вакууме.
На этапе 416 смесь отверждают в течение приблизительно сорока восьми (48) часов при девяноста (90) градусах по Цельсию. На этапе 418 пластину отжигают охлаждением со скоростью, составляющей двадцать (20) градусов по Цельсию в час, до комнатной температуры, получая пластину сцинтиллятора. Согласно одному примеру ширина пластины может составлять около восемнадцати (18) мм, длина - двадцать пять (25) мм, а высота - три с половиной (3,5) мм. На этапе 420 пластину разрезают на кристаллы, используя прецизионную дисковую пилу или т.п., для формирования элементов сцинтиллятора соответствующего размера. Например, как показано на фиг.2, согласно одному варианту получаемые элементы 116 имеют высоту (Н) около трех (3) мм, ширину (W) - один (1) мм и длину (L) - один (1) мм. Согласно другому примеру получаемые диксели имеют высоту около полутора (1,5) мм, ширину - один (1) мм и длину - один (1) мм. Каждый диксель способен поглощать около девяноста восьми процентов (98%) падающего излучения. Могут быть также использованы и другие размеры. Зазоры между элементами сцинтиллятора могут быть заполнены отражательным заполняющим соединением, таким как соединение, включающее микрочастицы (0,3 µ) диоксида титана (TiO2) в эпоксидной смоле.
Далее следует описание вариантов.
Согласно другому варианту осуществления увлажняющий агент, такой как поверхностно-активное вещество, включая, но не ограничиваясь перечисленным, стеариновую кислоту, олеиновую кислоту или жирную кислоту, аминамиды и т.п., может быть добавлен к смеси порошкового сцинтиллятора/смолы, что способствует диспергированию порошкового сцинтиллятора в смоле.
Кроме того, в смесь порошкового сцинтиллятора/смолы может быть включен восстановитель, такой как LiAlH4, NaBH4, для смягчения окрашивания, которое может возникать из-за индуцируемого излучением формирования небольших молекул, таких как Н2О, HCl или т.п., в сцинтилляторе.
В вышеописанных примерах порошковый сцинтиллятор включает LYSO. Согласно другому варианту осуществления Lu может быть частично или полностью замещен скандием (Sc), что может привести к меньшей плотности материала сцинтиллятора. В одном случае получаемый материал сцинтиллятора может иметь более низкий показатель преломления по сравнению с LYSO и может улучшить эффективность улавливания света.
Согласно другим вариантам осуществления могут быть использованы другие материалы для сцинтиллятора. Например, один или более следующих материалов могут быть использованы дополнительно или в качестве альтернативы: легированный таллием иодид цезия (CsI(Tl))(n=1,79), легированный таллием иодид натрия (NaI(Tl))(n=1,85), легированный натрием иодид цезия (CsI(Na))(n=1,84), другие щелочные галоиды, LSO, гранаты (общих формул X3Y2(ZO4)3), где Х представляет собой двухвалентный, а Z представляет собой четырехвалентный ион металла, или X3Y2(ZO4)3, в которой все ионы металла являются трехвалентными (~1,7<n<~1,9), и/или другие материалы для сцинтиллятора. Несмотря на то, что CsI(Tl) является гигроскопичным и поэтому имеет ограниченное применение в своем монокристаллическом виде, он может быть введен в композиционный материал, причем смола уплотняет его и делает недоступным для воздействия атмосферной влаги.
Примеры подходящих гранатов включают, но не ограничиваются перечисленным, гранаты, легированные Се3+ или Pr3+, которые в целом представляют собой быстрые эмиттеры, отличающиеся тем, что они имеют время распада, составляющее менее ста (100) наносекунд, такие как Y3Al5O12:Ce, Lu3Al5O12:Ce, Gd3Al5O12:Ce, (Lu,Y,Gd)3Al5O12:Ce, (Lu,Y,Gd3)Ga5O12:Ce, (Lu,Y,Gd)3(Al,Ga)5O12:Ce, Ca3Sc2Si3O12:Ce, (Ca)3(Sc,Al)2Si3O12:Ce, Y3(Sc,Al)5O12:Ce, Lu3(Sc,Al)5O12:Ce, (Lu,Y)3(Sc,Al)5O12:Ce, (Lu,Y)3(Sc,Al,Ga)5O12:Ce, Y3Al5O12:Pr, Lu3Al5O12:Pr, (Lu,Y)3Al5O12:Pr и гранаты, легированные Nd3+ или Er3+.
Другие подходящие соединения включают соединения лантанида (Ln=Sc, Y, La, Gd, Lu), такие как LnI3:Ce, LnBr3:Ce, LnCl3:Ce, Ln2SiO5:Ce, Ln2Si2O7:Ce, RbLn2Br7:Ce, M2LnH5:Ce (M=Li, Na, K, Cs, Rb, a H=F, Cl). Другие подходящие соединения включают соответствующие легированные Pr3+ материалы. Другие подходящие соединения включают другие материалы, такие как SrS:Ce или CaS:Ce, на которые, кроме того, может быть нанесено тонкое конформное защитное покрытие, например, из Al2O3, SiO2 или т.п., имеющие комбинации таких же решеток основного вещества и покрытий решеток основного вещества, легированных Eu2+. Другие подходящие порошковые сцинтилляторы включают ион активатора, время распада с эмиссией которого составляет менее десяти (10) микрон (µ). Подходящие ионы активатора включают, но не ограничиваются перечисленным, Се3+, Nd3+, Pr3+, Eu2+, Er3+, Tl+. Кроме того, порошковый сцинтиллятор может включать тонкое конформное защитное покрытие.
Согласно другим вариантам осуществления могут быть использованы другие смолы. Например, согласно другому варианту осуществления смола включает эписульфид, такой как эписульфид, описанный в патенте US 6534589 В1. Согласно другому варианту осуществления смола включает эписульфид, такой как эписульфид Essilor, описанный в патенте US 6891017. Согласно другому варианту осуществления смола включает эпоксидную смолу с добавкой, такую как описана в патенте US 7274024 В2. Согласно другому варианту осуществления смола включает полимер, содержащий серу, такой как описан в патенте US 7091307 В2. Согласно другому варианту осуществления смола включает поликарбодиимид, такой как описан в публикации патента US 2006/0022356 А17.
На фиг.5 проиллюстрирован вариант осуществления, согласно которому композит 500 сцинтиллятора, такой как описанный выше композит сцинтиллятора, используют в связи с матрицей 502 сцинтиллятора с антирассеивающей решеткой 504. Антирассеивающая решетка 504 включает антирассеивающие пластины, которые могут быть изготовлены из относительно тонкостенного металла. Согласно проиллюстрированному примеру композит 500 сцинтиллятора заливают в промежутки 506 между разделителями 508 до полимеризации. Разделители 508 могут быть покрыты отражающим материалом, таким как тонкий слой белой краски или другой отражающий материал. Такой слой может быть нанесен погружением. В качестве альтернативы, на них может быть нанесено покрытые из алюминия, серебра или другое яркое металлическое покрытие.
На фиг.6 проиллюстрирован вариант осуществления, согласно которому композит сцинтиллятора, такой как описанный выше композит сцинтиллятора, используют для формирования “сцинтилляционных оптико-волоконных” волокон, тонких пластинок или листов 602. Согласно данному примеру композит сцинтиллятора вначале отливают, прокатывают или экструдируют для формирования листов 602, например, толщиной в сто (100) микрон, до полимеризации. Листы 602 могут быть покрыты пленкой 604 с низким показателем преломления (например, n=1,4). Толщина такой пленки 604 может составлять менее двух (2) микрон. Пленка может быть нанесена погружением, выпариванием или другим методом, обеспечивающим получение “флуоресцентных оптико-волоконных” тонкопластинчатых элементов.
На фиг.7 проиллюстрирован вариант осуществления, согласно которому листы 602 используют в связи с матрицей 702 сцинтиллятора, соединенной с матрицей 704 фотодиода. В данном примере листы 602 расположены над фотодиодами 706. Десять (10) листов 602 с покрытиями, каждый из которых имеет толщину около девяносто (90) микрон, размещают между пластинами 708 решетки, при этом наборы из пяти (5) листов установлены на одной линии над соответствующими фотодиодами 706. Такая конструкция сцинтиллятора способна обеспечить подачу света в каждый фотодиод шириной в половину (0,5) мм. В том случае, если в таком варианте выполнения сканера СТ с высокой разрешающей способностью активные участки фотодиодов 706 достаточно малы, разрешающая способность сканера СТ ограничена только размером фокального пятна. Согласно альтернативному варианту осуществления могут быть использованы цифровые элементы для подсчета фотонов. В таком случае для разделения каналов при высоких скоростях подсчета могут быть использованы внутренние переключатели.
На фиг.8 проиллюстрирован вариант осуществления, согласно которому листы 602 используют в спектральной конструкции СТ. Как показано на фиг.8, рентгеновские лучи падают вниз сверху, как изображено на фигуре, где множество листов 602 расположены параллельно один другому и перпендикулярно направлению падающего излучения. При такой конструкции листы 602 подают оптическую мощность латерально на ряды фотодиодов, которые могут быть аналоговыми или цифровыми. Более конкретно, падающее излучение поглощается рядом, состоящим, например, из тридцати листов 602 композиционных сцинтилляторов, каждый из которых имеет толщину, например, сто (100) микрон, уложенных вертикально, для того, чтобы обеспечить нужную силу сопротивления при остановке. Испускаемый флуоресцентный свет ограничивается “волоконной” оптикой, направляющей свет в сторону в виде воронки на чувствительные участки матрицы фотодиодов 802, высота каждого из которых может составлять 100 микрон или более.
Согласно проиллюстрированному варианту использования в спектральном СТ, фотодиоды 802 представляют собой многопиксельные матрицы для подсчета фотонов, лавинное действие Гейгера которых инициируется отдельными падающими фотонами. Образующиеся сигналы обрабатываются при помощи схемы 804 подсчета импульсов и выводятся через считывающую электронику 806. Укладывание в виде платформы обеспечивает достаточную площадь для большого числа диодов напротив каждого сцинтиллятора, что, в свою очередь, обеспечивает широкий динамический диапазон (максимальная скорость подсчета/минимальная скорость подсчета). Согласно одному варианту осуществления длина латерального проецируемого оптического канала внутри каждого листа 602 сцинтиллятора составляет один (1) мм или менее, что обеспечивает существенную степень несогласованности показателей преломления между порошком и пластичной смолой матрицы без существенных световых потерь.
Настоящее изобретение было описано со ссылкой на предпочтительные варианты его осуществления. После прочтения и понимания изложенного выше подробного описания для специалистов в данной области техники станут очевидными возможные модификации и изменения. Предполагается, что настоящее изобретение включает все подобные модификации и изменения при условии, что они входят в объем прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.

Claims (13)

1. Чувствительный к излучению детектор, включающий:
фотосенсорный элемент (122); и
сцинтиллятор (116), оптически соединенный с фотосенсорным элементом (122), при этом сцинтиллятор (116) включает:
порошковый сцинтиллятор; и
смолу, смешанную с порошковым сцинтиллятором, причем смола включает одно из полиэписульфида, полимера на основе серы или поликарбодиимида, при этом несогласованность показателей преломления между порошковым сцинтиллятором и смолой составляет менее 7%.
2. Детектор по п.1, в котором порошковый сцинтиллятор включает LYSO.
3. Детектор по п.1, в котором смола включает эластичную матрицу.
4. Детектор по п.1, в котором порошковый сцинтиллятор включает материал, выбранный из группы, состоящей из: Gd3Al5O12:Ce, (Y, Gd)3Al5O12:Ce, (Lu, Y, Gd3)Ga5O12:Се, (Lu, Gd)3(Al, Ga)5O12:Ce, Ca3Sc2Si3O12:Се, (Са)3(Sc,Al)2Si3O12:Ce, Y3(Sc, Al)5O12:Ce, Lu3(Sc, Al)5O12:Ce, (Lu, Y)3(Sc, Al)5O12:Ce, (Lu, Y)3(Sc, Al, Ga)5O12:Ce, Y3Al5O12:Pr, Lu3Al5O12:Pr и (Lu, Y)3Al5O12:Pr.
5. Детектор по п.1, в котором порошковый сцинтиллятор включает материал, выбранный из группы, состоящей из граната, легированного Nd3+, и граната, легированного Er3+.
6. Детектор по п.1, в котором порошковый сцинтиллятор включает материал, выбранный из группы, состоящей из: LnI3:Се, LnBr3:Се, LnCl3:Се, Ln2SiO5:Ce, Ln2Si2O7:Ce, RbLn2Br7:Ce, M2LnH5:Ce и соответствующих солей, легированных Pr3+.
7. Детектор по п.1, в котором порошковый сцинтиллятор включает материал, выбранный из группы, состоящей из: SrS:Ce, SrS:Ce с покрытием из Al2O3; SrS:Ce с покрытием из SiO2, CaS:Ce, CaS:Ce с покрытием из Al2O3; CaS:Ce с покрытием из SiO2 и комбинаций таких же решеток основного вещества и покрытий решеток основного вещества, легированных Eu2+.
8. Детектор по п.1, в котором порошковый сцинтиллятор (116) включает множество пикселей (116) сцинтиллятора, при этом каждый пиксель (116) сцинтиллятора соответствует одному из множества фотосенсорных элементов (122).
9. Детектор по п.1, при этом детектор представляет собой интегрирующий детектор.
10. Система формирования медицинского изображения, включающая:
источник (108) излучения, испускающий излучение, пересекающее исследуемый участок;
матрицу (110) детектора, обнаруживающую излучение, пересекающее исследуемый участок, при этом матрица (110) детектора включает:
множество фотосенсорных элементов (122); и
сцинтиллятор (116), оптически соединенный с множеством фотосенсорных элементов (122), при этом сцинтиллятор (116) включает:
порошковый сцинтиллятор, включающий ион активатора, время распада с эмиссией которого составляет менее 10 нс; и
смолу, смешанную с порошковым сцинтиллятором, причем несогласованность показателей преломления между порошковым сцинтиллятором и смолой составляет менее 10%.
11. Система по п.10, в которой ион активатора представляет собой один из: Се3+, Nd3+, Pr3+, Eu2+, Er3+, Tl+.
12. Система по п.10, в которой порошковый сцинтиллятор включает тонкое конформное защитное покрытие.
13. Система по п.10, в которой порошковый сцинтиллятор включает LYSO, а смола включает, по меньшей мере, одно из эписульфида, поликарбодиимида или полимера на основе серы.
RU2010130473/28A 2007-12-21 2008-12-12 Чувствительный к излучению детектор со сцинтиллятором в композиционной смоле RU2487373C2 (ru)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US1588707P 2007-12-21 2007-12-21
US61/015,887 2007-12-21
PCT/IB2008/055276 WO2009083852A2 (en) 2007-12-21 2008-12-12 Radiation-sensitive detector with a scintillator in a composite resin

Publications (2)

Publication Number Publication Date
RU2010130473A RU2010130473A (ru) 2012-01-27
RU2487373C2 true RU2487373C2 (ru) 2013-07-10

Family

ID=40824801

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
RU2010130473/28A RU2487373C2 (ru) 2007-12-21 2008-12-12 Чувствительный к излучению детектор со сцинтиллятором в композиционной смоле

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8338790B2 (ru)
JP (1) JP5587788B2 (ru)
CN (1) CN101903801B (ru)
RU (1) RU2487373C2 (ru)
WO (1) WO2009083852A2 (ru)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU226304U1 (ru) * 2024-04-12 2024-05-30 Алина Александровна Жаркова Сцинтилляционно-полупроводниковый детектор на основе перовскита

Families Citing this family (39)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2010122433A2 (en) 2009-04-22 2010-10-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Imaging measurement system with a printed organic photodiode array
JP5973913B2 (ja) 2009-09-08 2016-08-23 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 印刷された光検出器アレイを備えた撮像測定システム
US8614420B2 (en) 2010-01-07 2013-12-24 Saint-Gobain Ceramics & Plastics, Inc. Radiation detection system including a plurality of scintillators having different light yields and method of using the same
KR20110088294A (ko) * 2010-01-28 2011-08-03 서준석 플라스틱 섬광체와 이를 이용한 섬광검출기 및 의료영상진단기
WO2011148276A2 (en) 2010-05-24 2011-12-01 Koninklijke Philips Electronics N.V. Ct detector including multi-layer fluorescent tape scintillator with switchable spectral sensitivity
WO2012004703A2 (en) * 2010-07-06 2012-01-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. METHOD FOR PRODUCING A SCINTILLATOR ARRAY WITH SILVER (Ag) BASED SPACERS
CN102451017B (zh) * 2010-10-19 2017-10-31 东芝医疗***株式会社 Pet检测器模块、pet扫描仪***、核医学图像摄影检测器模块
JP2012145563A (ja) * 2010-12-20 2012-08-02 Fujifilm Corp 放射線検出器及びその製造方法と、それを備える放射線画像撮影装置
JP5548629B2 (ja) * 2011-01-31 2014-07-16 古河機械金属株式会社 シンチレータ用ガーネット型結晶およびこれを用いる放射線検出器
JP6071077B2 (ja) * 2011-03-24 2017-02-01 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． スペクトルイメージング検出器の製造方法
BR112014012699A8 (pt) * 2011-11-29 2017-06-20 Koninklijke Philips Nv pacote cintilador, conjunto detector de raio x, e scanner ct
JP5854128B2 (ja) * 2012-03-30 2016-02-09 日立金属株式会社 シンチレータデュアルアレイの製造方法
WO2014092202A1 (ja) 2012-12-12 2014-06-19 株式会社トクヤマ 中性子シンチレーター、中性子検出方法及び中性子検出器
CN104140818A (zh) * 2013-05-06 2014-11-12 海洋王照明科技股份有限公司 铈掺杂三族钪硅酸盐发光薄膜、制备方法及其应用
WO2015008241A1 (en) * 2013-07-17 2015-01-22 Koninklijke Philips N.V. Ce3+ activated luminescent compositions for application in imaging systems
US10266759B1 (en) * 2014-01-13 2019-04-23 Radiation Monitoring Devices, Inc. Composite scintillators
WO2015158646A1 (en) * 2014-04-17 2015-10-22 Koninklijke Philips N.V. Radiation detector with photosensitive elements that can have high aspect ratios
JP6315575B2 (ja) * 2014-06-13 2018-04-25 株式会社トクヤマ 中性子シンチレーター及び中性子検出器
JP6624056B2 (ja) * 2014-07-07 2019-12-25 東レ株式会社 シンチレータパネル、放射線検出器およびその製造方法
CN104193348A (zh) * 2014-09-02 2014-12-10 中国科学院宁波材料技术与工程研究所 一种陶瓷阵列的制备方法
JP6671839B2 (ja) * 2014-10-07 2020-03-25 キヤノン株式会社 放射線撮像装置及び撮像システム
JP6319458B2 (ja) * 2014-10-30 2018-05-09 株式会社島津製作所 放射線検出器
CN104391316B (zh) * 2014-12-08 2017-03-29 上海太弘威视安防设备有限公司 三维空间曲面多能量闪烁探测器的探测方法
WO2016172291A1 (en) * 2015-04-23 2016-10-27 Fermi Research Alliance, Llc Monocrystal-based microchannel plate image intensifier
CN106324656B (zh) * 2015-06-30 2019-04-23 中国辐射防护研究院 掺杂中子灵敏物质钚的塑料闪烁体及其测量热中子的方法
CN107850676B (zh) * 2015-08-07 2022-01-14 皇家飞利浦有限公司 基于量子点的成像探测器
DE102015225134A1 (de) * 2015-12-14 2017-06-14 Siemens Healthcare Gmbh Hybride Röntgendetektoren realisiert mittels Soft-sintern von zwei oder mehreren durchmischten Pulvern
US10186340B2 (en) * 2016-01-21 2019-01-22 FMI Medical Systems Co., Ltd. Anti-scatter collimator for high speed rotation
CN108475550B (zh) * 2016-04-27 2022-06-14 东丽株式会社 闪烁体面板和其制造方法、以及放射线检测装置
KR102002371B1 (ko) * 2016-09-30 2019-07-23 연세대학교 원주산학협력단 휘진성 형광체를 이용한 치과용 엑스-선 검출 장치
KR20200083433A (ko) 2017-08-03 2020-07-08 더 리서치 파운데이션 포 더 스테이트 유니버시티 오브 뉴욕 비대칭 반사 스크린을 갖는 듀얼-스크린 디지털 라디오그래피
JP2019102456A (ja) * 2017-11-30 2019-06-24 ガタン インコーポレイテッドＧａｔａｎ Ｉｎｃ． 電子顕微鏡法のための高密度高速発光体
US11802979B2 (en) 2018-05-23 2023-10-31 The Research Foundation For The State University Of New York Flat panel x-ray imager with scintillating glass substrate
US10884142B2 (en) 2018-10-19 2021-01-05 Incom, Inc. Pellet-start process for making transverse anderson localization optical element
CN109592978B (zh) * 2018-12-03 2021-07-23 江苏师范大学 高功率led/ld照明用暖白光高显指荧光陶瓷及其制备方法与应用
CN110865089B (zh) * 2019-12-20 2020-12-25 北京航星机器制造有限公司 一种ct探测器及ct检测***
CN112782746B (zh) * 2021-02-22 2022-09-20 中国电子科技集团公司第二十六研究所 一种真空离心式闪烁晶体阵列制作方法
CN113671553B (zh) * 2021-09-03 2024-05-31 南京安科医疗科技有限公司 X射线探测阵列像素单元、制造工艺和双层能谱ct探测器
CN115477907A (zh) * 2022-09-23 2022-12-16 杭州钛光科技有限公司 X射线闪烁体胶水及闪烁体膜的制备方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020079455A1 (en) * 2000-11-27 2002-06-27 Wieczorek Herfried Karl X-ray detector module
US20030075706A1 (en) * 2001-10-11 2003-04-24 Shiang Joseph John Terbium- or lutetium - containing garnet phosphors and scintillators for detection of high-energy radiation
US6624420B1 (en) * 1999-02-18 2003-09-23 University Of Central Florida Lutetium yttrium orthosilicate single crystal scintillator detector
RU2242545C1 (ru) * 2003-11-04 2004-12-20 Загуменный Александр Иосифович Сцинтиляционное вещество (варианты)
US20060226370A1 (en) * 2004-11-25 2006-10-12 Gia Khanh P Process for producing a scintillator layer for an x-ray detector, and scintillator layer

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4375423A (en) 1980-07-15 1983-03-01 General Electric Company Index-matched phosphor scintillator structures
JPH04213091A (ja) * 1990-12-10 1992-08-04 Konica Corp 放射線量検出装置
US5960054A (en) * 1997-11-26 1999-09-28 Picker International, Inc. Angiographic system incorporating a computerized tomographic (CT) scanner
FR2774175B1 (fr) * 1998-01-27 2000-04-07 Thomson Csf Capteur electronique matriciel photosensible
JP3589129B2 (ja) * 1998-12-01 2004-11-17 三菱瓦斯化学株式会社 耐酸化性と耐光性に優れた高屈折率樹脂の製造方法
EP1006374B1 (en) * 1998-12-01 2009-01-07 Mitsubishi Gas Chemical Company, Inc. Process for producing a resin having a large refractive index
AU2003227263A1 (en) 2002-03-28 2003-10-13 Hitachi Chemical Co., Ltd. Phosphor and phosphor composition containing the same
US6898265B1 (en) * 2003-11-20 2005-05-24 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Scintillator arrays for radiation detectors and methods of manufacture
US7282713B2 (en) 2004-06-10 2007-10-16 General Electric Company Compositions and methods for scintillator arrays
JP2006036930A (ja) * 2004-07-27 2006-02-09 Nitto Denko Corp 光半導体素子封止用樹脂
US7304309B2 (en) * 2005-03-14 2007-12-04 Avraham Suhami Radiation detectors
US7968853B2 (en) * 2005-04-26 2011-06-28 Koninklijke Philips Electronics N.V. Double decker detector for spectral CT
WO2007075983A2 (en) 2005-12-21 2007-07-05 Los Alamos National Security, Llc Nanocomposite scintillator, detector, and method
CN100492053C (zh) * 2007-04-06 2009-05-27 于红林 X射线线阵探测器

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6624420B1 (en) * 1999-02-18 2003-09-23 University Of Central Florida Lutetium yttrium orthosilicate single crystal scintillator detector
US20020079455A1 (en) * 2000-11-27 2002-06-27 Wieczorek Herfried Karl X-ray detector module
US20030075706A1 (en) * 2001-10-11 2003-04-24 Shiang Joseph John Terbium- or lutetium - containing garnet phosphors and scintillators for detection of high-energy radiation
RU2242545C1 (ru) * 2003-11-04 2004-12-20 Загуменный Александр Иосифович Сцинтиляционное вещество (варианты)
US20060226370A1 (en) * 2004-11-25 2006-10-12 Gia Khanh P Process for producing a scintillator layer for an x-ray detector, and scintillator layer

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
RU226304U1 (ru) * 2024-04-12 2024-05-30 Алина Александровна Жаркова Сцинтилляционно-полупроводниковый детектор на основе перовскита

Also Published As

Publication number Publication date
JP5587788B2 (ja) 2014-09-10
US20100264322A1 (en) 2010-10-21
CN101903801B (zh) 2014-01-29
WO2009083852A2 (en) 2009-07-09
RU2010130473A (ru) 2012-01-27
US8338790B2 (en) 2012-12-25
CN101903801A (zh) 2010-12-01
WO2009083852A3 (en) 2010-03-25
JP2011508202A (ja) 2011-03-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
RU2487373C2 (ru) Чувствительный к излучению детектор со сцинтиллятором в композиционной смоле
Doshi et al. Design and evaluation of an LSO PET detector for breast cancer imaging
US7352840B1 (en) Micro CT scanners incorporating internal gain charge-coupled devices
US8415629B2 (en) Composite scintillator including a micro-electronics photo-resist
US7635848B2 (en) Edge-on SAR scintillator devices and systems for enhanced SPECT, PET, and compton gamma cameras
JP6829209B2 (ja) セラミックシンチレータアレイとその製造方法、放射線検出器、および放射線検査装置
JP6773683B2 (ja) セラミックシンチレータアレイ、ｘ線検出器、およびｘ線検査装置
US11079499B2 (en) Scintillating glass pixelated imager
US20170205516A1 (en) Photon counting detector
Moses Scintillator requirements for medical imaging
Miller et al. Recent advances in columnar CsI (Tl) scintillator screens
Salvador et al. Optimizing PET DOI resolution with crystal coating and length
PT104328A (pt) CâMARA GAMA DE ALTA RESOLUÆO
JP6456946B2 (ja) 結像システムへの適用のためのＣｅ３＋活性化発光組成物
Alhassen et al. Depth-of-interaction compensation using a focused-cut scintillator for a pinhole gamma camera
Nagarkar et al. Microcolumnar CsI (Tl) films for small animal SPECT
JP7109885B2 (ja) 荷電粒子放射線計測方法および荷電粒子放射線計測装置
KR102002371B1 (ko) 휘진성 형광체를 이용한 치과용 엑스-선 검출 장치
JPS59500583A (ja) 螢光光学変換体を用いて多重化した大規模列の離散電離放射線検出器
Jambi et al. Comparison of columnar and pixelated scintillators for small field of view hybrid gamma camera imaging
Ψυχής Signal transfer characteristics of columnar phosphors used in X-ray imaging
GLOBUS et al. 2. Some features and regularities of light collection in scintillators
Chac et al. The uniformity and imaging properties of some new ceramic scintillators
Globus et al. Scintillation detectors for medical and biology applications: Materials, design and light collection conditions
Dallimore Gamma ray imaging in industrial and medical applications

Legal Events

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

Effective date: 20191213