(57)【要約】【課題】従来に比して、エネルギーおよびタイミングについて高い分解能を持つ放射線検出器及び当該放射線検出器を具備する核医学診断装置を提供すること。【解決手段】複数の光センサと、シンチレータモジュールと、を具備する放射線検出器である。複数の光センサは、入射面から入射したシンチレーション光に応答して電気信号を発生する。シンチレータモジュールは、複数の光センサの入射面側に設けられ、入射面から入射する放射線に応答してシンチレーション光を発生する複数のシンチレータからなり、複数のシンチレータの少なくとも一つの入射面は、当該少なくとも一つのシンチレータの底面に対して所定の傾斜角を有する。【選択図】      図４Ｃ
2015219241.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
入射面から入射したシンチレーション光に応答して電気信号を発生する複数の光センサと、
前記複数の光センサの前記入射面側に設けられ、入射面から入射する放射線に応答してシンチレーション光を発生する複数のシンチレータからなり、前記複数のシンチレータの少なくとも一つの入射面は、当該少なくとも一つのシンチレータの底面に対して所定の傾斜角を有するシンチレータモジュールと、
を具備する放射線検出器。
【請求項２】
前記複数のシンチレータの入射面は平面である請求項１に記載の放射線検出器。
【請求項３】
前記複数のシンチレータの入射面の縁部領域は、隣接するシンチレータの入射面の縁部領域と同じ高さである請求項１記載の放射線検出器。
【請求項４】
前記複数のシンチレータの前記入射面は反射防止コーティングされている請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の放射線検出器。
【請求項５】
前記複数のシンチレータの間に設けられた充填材料をさらに具備する請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の放射線検出器。
【請求項６】
前記充填材料は、前記シンチレータの屈折率よりも低い屈折率を有する請求項５記載の放射線検出器。
【請求項７】
前記充填材料は、前記複数の側面に入射した光を反射するように構成された反射性膜要素を含む請求項５に記載の放射線検出器。
【請求項８】
前記各シンチレータは、シンチレータ部分と成形部分とを含み、
前記シンチレータ部分は、直方体に成形され、前記シンチレータ部分の底面が前記シンチレータの底面になるように配置されたシンチレータ材料を含み、
前記成形部分は、透明の光学材料を含み、前記成形部分の底面が前記シンチレータ部分の前記入射面に固定されるように配置され、前記成形部分の前記入射面は、当該シンチレータが割り当てられる前記光センサへ入射する光の分散を制御するように成形される、請求項１乃至７のうちいずれか一項記載の放射線検出器。
【請求項９】
前記成形部分の前記屈折率は、前記シンチレータ部分の前記屈折率と一致する請求項８記載の放射線検出器。
【請求項１０】
前記シンチレータ部分の前記屈折率と一致する屈折率を有する光学接着剤によって、前記シンチレータ部分の前記入射面を前記成形部分の前記底面を固定する請求項９記載の放射線検出器。
【請求項１１】
拡散接着によって、前記シンチレータ部分の前記入射面を前記成形部分の前記底面に固定する請求項８記載の放射線検出器。
【請求項１２】
前記成形部分は鋳造された光学ポリマーである請求項８記載の放射線検出器。
【請求項１３】
前記成形部分は、機械加工されたガラス部分である、請求項８に記載の検出器。
【請求項１４】
前記シンチレータの前記複数の頂面は全体として、第１のシンチレータと第２のシンチレータとの間の境界に少なくとも１つの不連続部分を有する表面を備える、請求項１に記載の検出器。
【請求項１５】
前記各シンチレータの各々の前記入射面の形状は、前記複数のシンチレータ前記入射面から放出される光を分散させ、前記各シンチレータの複数のピーク重心が前記検出器のフラッドマップにおいて均等に分散されるように構成される請求項１乃至１４のうちいずれか一項記載の検出器。
【請求項１６】
前記少なくとも一つのシンチレータの前記入射面の傾斜角は、前記複数のシンチレータの複数のピーク重心がフラッドマップにおいて均等に分散されるように決定される請求項１乃至１５のうちいずれか一項記載の放射線検出器。
【請求項１７】
入射面から入射したシンチレーション光に応答して電気信号を発生する複数の光センサと、
前記複数の光センサの前記入射面側に設けられ、入射面から入射する放射線に応答してシンチレーション光を発生する複数のシンチレータからなり、前記複数のシンチレータの少なくとも一つの入射面は、当該少なくとも一つのシンチレータの底面に対して所定の傾斜角を有するシンチレータモジュールと、
前記複数の光センサから出力される前記電気信号の相対的な大きさおよびタイミングに基づいて、前記シンチレーション光を発生したイベントの位置を算出する算出手段と、
を具備する核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本明細書において説明する実施形態は概して、ガンマ線検出およびポジトロン断層法（ＰＥＴ）などのための放射線検出器、及び当該放射線検出器を具備する核医学診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
代表的なＰＥＴ撮像では、注射、吸入、または摂取を介して撮像対象に放射性薬剤が導入される。放射性薬剤の投与後、薬剤の物理的特性および生体分子特性によって、放射性薬剤は人体の特定の位置に集中する。薬剤の実際の空間分布、薬剤の蓄積領域の強度、および薬剤が投与されてから最終的になくなるまでのプロセスの動力学的特性はすべて、臨床的な有意性を有し得る要因である。このプロセスの間、放射性薬剤に付着させたポジトロン放射体が、半減期、分岐比などの同位体の物理的特性に応じてポジトロンを放出する。
【０００３】
この放射性核種はポジトロンを放出し、放出されたポジトロンが電子に衝突すると、消滅事象が生じ、ポジトロンと電子が結合される。たいていの場合、消滅事象は、実質的に１８０度離れて伝わる２条のガンマ線（５１１ｋｅＶ）が生成する。
【０００４】
２条のガンマ線を検出し、それらの位置の間に線、すなわち、反応線（ＬＯＲ）を引くことによって、最初の崩壊についての可能性の高い位置を判定することができる。このプロセスは考えられる相互作用の線を特定するに過ぎないが、それらの多数の線を蓄積することにより、トモグラフィ再構成プロセスによって、最初の分布が推定され得る。２つのシンチレーション事象の位置に加えて、（数百ピコ秒以内の）正確なタイミングが利用可能である場合、飛行時間（ＴＯＦ）計算によって、線に沿った事象についての可能性の高い位置に関するより多くの情報を追加することができる。スキャナのタイミング分解能の制限が、この線に沿った位置付けの精度を決定する。最初のシンチレーション事象の位置の判定における制限が、スキャナの最終的な空間分解能を決定し、一方、同位体の特定の特性（たとえばポジトロンのエネルギー）も特定の薬剤の空間分解能の判定に（２条のガンマ線のポジトロン範囲および共直線性を介して）寄与する。
【０００５】
多数の事象を収集することによって、トモグラフィ再構成によって推定すべき対象の画像に必要な情報を作成する。対応する検出器要素において実質的に同時に生じた２つの検出された事象は、投影または再構成すべきサイノグラムを画定するように事象の幾何学的属性に応じてヒストグラム化され得る反応線を形成する。事象は画像に個別に付加されてもよい。
【０００６】
したがって、データ収集および画像再構成の基本的な要素はＬＯＲ、すなわち、システム−患者開口を横切る線である。事象の位置に関する追加的な情報が得られ得る。まず、サンプリングおよび再構成によって、点を再構成するかまたは位置付けるシステムの能力が、視野全体にわたって空間不変的であるとは限らず、中心において良好であり、周辺に向かって徐々に低下していくことが知られている。点拡がり関数（ＰＳＦ）は通常、この挙動を特徴付けるために使用される。再構成プロセスにＰＳＦを組み込むためのツールが開発されている。第２に、飛行時間、またはガンマ線対の検出に伴う各検出器におけるガンマ線の到来間の時間差を使用して、ＬＯＲに沿ったどの位置で事象が生じた可能性が高いかが判定され得る。
【０００７】
上述の検出プロセスは、多数の消滅事象に対して繰り返さなければならない。各撮像事例が分析され、撮像タスクをサポートするにはいくつのカウント（すなわち、ペアリングされた事象）が必要かを判定しなければならないが、現在の慣習において、代表的な１００ｃｍ長のＦＤＧ（フルオロデオキシグルコース）研究では、数億カウントを蓄積する必要がある。この数のカウントを蓄積するのに必要な時間は、薬剤の注入量ならびにスキャナの感度および計数能力によって決定される。
【０００８】
ＰＥＴ撮像システムは、対象から放出されるガンマ線を検出するように互いに交差するように位置付けられた検出器を使用する。通常、各角度からのガンマ線を検出するためにリング状の検出器が使用される。したがって、ＰＥＴスキャナは通常、定義上、等方性であるべきである、できるだけ多くの放射線を捕捉することができるように実質的に円筒形である。部分的なリング状および検出器の回転を使用して失われる角度を捕捉することも可能であるが、これらの手法は、スキャナの全体的な感度については極めて悪い結果になる。円筒形状では、平面内に含まれるすべてのガンマ線が検出器と相互作用する機会を有し、軸方向の寸法が大きくなると、放射線を捕捉するための感度または能力にとって非常に有益な効果がある。したがって、最も良い設計は、すべてのガンマ線が検出される機会を有する球状である。もちろん、ヒトに適用する場合、球状設計は非常に大形である必要があり、したがって、非常に高価である。したがって、円筒形状は、検出器の軸方向範囲が可変であり、現実的に、現代のＰＥＴスキャナの設計の出発点である。
【０００９】
ＰＥＴスキャナの全体的な形状が判明した後、ガンマ線経路にできるだけ多くのシンチレーション材料を配置してできるだけ多くのガンマ線を停止して光に転換することが別の問題となる。放射性同位体の空間時間分布をトモグラフィ再構成原則を介して再構成するのを可能にするには、検出された各事象が事象のエネルギー（すなわち、生成された光の量）、事象の位置、および事象のタイミングに関して特徴付けられる必要がある。大部分の現代のＰＥＴスキャナは、各モジュールとして配置され、シンチレーション事象の位置を特定するのに使用される、数千個の個々の結晶で構成される。通常、シンチレータは概略で４ｍｍｘ４ｍｍの断面を有する。これよりも小さいかまたは大きい寸法および非方形断面も可能である。結晶の長さまたは深さは、ガンマ線が捕捉される可能性を決定し、通常、１０ｍｍから３０ｍｍの範囲である。シンチレーション結晶の一例はＬＹＳＯ（またはＬｕ1.8Ｙ0.2ＳｉＯ5：Ｃｅまたはルテチウムオルトシリケート）であり、高光出力、高速立上り時間、高速減衰時間、高平均原子数、および高密度を理由として選択される。他の結晶が選択されてもよい。
【００１０】
ＰＥＴ撮像は、高速で輝度の高いシンチレーション結晶によってガンマ線を光に転換することに依存する。シンチレータにおける相互作用位置および個々の事象の時間ペアリングを判定した後、消滅プロセスの位置が再作成され得る。これらの動作は非常に高速の構成要素、すなわち検出器および電子機器を必要とし、高い信号対雑音比も必要とする。高品質の電子機器を用いた場合、信号対雑音比は主として、検出プロセスに伴う固有のポアソン統計によって決定される。より多くの光子を検出すると、信号対雑音比が向上し、したがって、空間およびタイミング分解能が向上する。検出器の設計および電子機器を改良しても、検出プロセスにおける光の顕著な損失を補償することはできない。（シンチレータにおいて生成される量に対する）総集光量の割合は設計の効率の適切な尺度である。したがって、集光量を最大にするために、光センサをシンチレーション結晶のできるだけ近くに配置して反射およびその他のエッジ効果を回避することを試みる。この場合、大形のアレイ検出器が使用され、結晶とセンサとの間の距離が短い構成にならざるを得ない。
【００１１】
上述のように、ＰＥＴ撮像システムは、単なるカウンタではなく、システムは、シンチレーション事象の存在を検出することに加えて、シンチレーション事象の位置を特定しなければならない。光が複数の光センサにどのように分散されるかを適切に記録することによって、任意の所与の１組のセンサ応答について事象位置を割り当てることが可能になる。したがって、光が複数のセンサに分散される必要がある。
【００１２】
シンチレーション事象のｘ位置およびｙ位置の座標は、アンガー演算を使用して算出され、ｘ位置およびｙ位置は、互いに近接したセンサの応答間の比を得ることによって求められる。センサ信号の線形結合から位置を推定すると、針差し状の歪みなどの歪みが生じる。結晶アレイの場合、相互作用が生じた結晶の復号は一般に、フラッドマップから生成される参照テーブルを使用することによって行われ、図３Ａを見るとわかるように、歪みは、結晶を角部においてまたは縁部に沿って明確に特定するのをしばしば困難にする。
【００１３】
図３Ａはフラッドマップの図面を示し、点は、モジュール内の各シンチレータについて検出された光の重心を示す。重心が角部に集中しているとき、重心統計分布のウイング部が重なり合い、結晶復号において曖昧さが生じる。結晶復号におけるこの曖昧さは最終的に、ＰＥＴ撮像システムの分解能を制限する。結晶復号が不十分であると、シンチレーション事象が誤ったシンチレータに割り当てられる確率が高くなることによってＰＥＴ撮像システム性能が低下する。シンチレーション事象を誤ったシンチレータに不正確に割り当てると、空間分解能が低下するだけでなく、様々なタイミング補正およびエネルギー補正が異なるシンチレータに適用されるので、エネルギーおよびタイミング分解能も低下する。結晶復号を改善するには、光センサ間の光共有を各シンチレータについて、特に縁部領域において慎重に制御しなければならない。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
目的は、従来に比して、エネルギーおよびタイミングについて高い分解能を持つ放射線検出器及び当該放射線検出器を具備する核医学診断装置を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
実施形態に係る放射線検出器は、複数の光センサと、シンチレータモジュールと、を具備する。複数の光センサは、入射面から入射したシンチレーション光に応答して電気信号を発生する。シンチレータモジュールは、複数の光センサの入射面側に設けられ、入射面から入射する放射線に応答してシンチレーション光を発生する複数のシンチレータからなり、複数のシンチレータの少なくとも一つの入射面は、当該少なくとも一つのシンチレータの底面に対して所定の傾斜角を有する。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１Ａ】図１Ａは、本実施形態に係るＰＥＴ装置１の構成を示す図である。
【図１Ｂ】図１Ｂは、ガントリ２に搭載される検出器リング２ａの模式的な横断面図である。
【図１Ｃ】図１Ｃは、図１Ｂの検出器リング２ａの模式的な縦断面（図１ＢのＡ―Ａ断面）図である。
【図２Ａ】図２Ａは、シンチレータの２次元アレイを有するシンチレータモジュールの斜視図である。
【図２Ｂ】図２Ｂは、単一のシンチレータの斜視図である。
【図２Ｃ】図２Ｃは、シンチレータからのシンチレーション光子についての概念的放射線パターンを示すシンチレータの側面図である。
【図３Ａ】図３Ａは、フラッドマップ全体にわたって重心分布を改善することによって結晶復号を改善するうえで頂面成形が行われていないシンチレータモジュールのフラッドマップである。
【図３Ｂ】図３Ｂは、結晶復号を改善するために適度な頂面成形が行われたシンチレータのフラッドマップである。
【図３Ｃ】図３Ｃは、結晶復号を改善するように広範囲の頂面成形が行われたシンチレータのフラッドマップである。
【図４Ａ】図４Ａは、シンチレーション光子の伝搬方向を調節するために頂面が斜角にされている単一のシンチレータの斜視図である。
【図４Ｂ】図４Ｂは、シンチレータからのシンチレーション光子についての概念的放射線パターンを示す、頂面が斜角であるシンチレータの側面図である。
【図４Ｃ】図４Ｃは、シンチレーション光子の伝搬方向を調節し、シンチレータモジュールのフラッドマップ全体にわたって重心分布を改善するようにシンチレータの頂面が成形された、シンチレータの２次元アレイを有するシンチレータモジュールの斜視図である。
【図５】図５は、シンチレータモジュールの頂面が平滑な連続した表面を形成していない、結晶復号を改善するように頂面成形が施されたシンチレータの２次元アレイを有する放射線検出器を示す図である。
【図６】図６は、成形された頂面を有するシンチレータを形成するようにシンチレータ結晶が屈折率整合材のプリズムと連結されたシンチレータを示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下、図面を参照しながら、本実施形態に係る核医学診断装置（ＰＥＴ装置）及び放射線検出器について詳細に説明する。
【００１８】
図１Ａは、本実施形態に係るＰＥＴ装置１の構成を示す図である。図１Ａに示すように、ＰＥＴ装置１は、制御部１０を中枢としてガントリ２、信号処理部３、同時計数部４、記憶部５、再構成部６、表示部７、及び操作部８を有する。
【００１９】
図１Ｂは、ガントリ２に搭載される検出器リング２ａの模式的な横断面図である。図１Ｃは、図１Ｂの検出器リング２ａの模式的な縦断面（図１ＢのＡ―Ａ断面）図である。ガントリ２は、円周の中心軸Ｚに沿って配列された複数の検出器リング２ａを有する。検出器リング２ａは、中心軸Ｚ周りの円周上に配列される複数の検出器（放射線検出器）２００を有する。検出器リング２ａの開口部には、画像視野（ＦＯＶ：field of view）が形成される。被検体Ｐの撮像部位がＦＯＶに入るように、被検体Ｐが載置された天板２ｂが検出器リング２ａの開口部に挿入される。被検体Ｐは、体軸が中心軸Ｚに一致するように天板２ｂに載置される。被検体Ｐには、ＰＥＴ撮影のため、放射性同位元素で標識された薬剤が注入される。検出器２００は、被検体Ｐ内部から放出される対消滅ガンマ線を検出し、検出された対消滅ガンマ線の光量に応じたパルス状の電気信号を生成する。
【００２０】
具体的には、検出器２００は、複数のシンチレータ（シンチレータモジュール）３００と複数の光センサ４００とを有する。
【００２１】
シンチレータ３００は、被検体Ｐ内の放射性同位元素に由来する対消滅ガンマ線を受けてシンチレーション光を発生する。各シンチレータは、各シンチレータの長軸方向が検出器リングの径方向に略一致するように配置され、シンチレータモジュールを形成する。各シンチレータは、結晶構造または非晶質構造を有する無機材料または有機材料であってもよい。なお、少なくとも一つのシンチレータ３００の放射線入射側の面（頂面或いは入射面と呼ぶ）は、後述するように、シンチレータモジュール内の位置に応じて、傾斜した角度を有している。
【００２２】
光センサ４００は、中心軸Ｚに直交する径方向に関する、シンチレータ３００の一端部に設けられている。光センサは、光電子増倍管、アバランシュフォトダイオード、ＳｉＰＭ（Silicon Photo-Multiplier）などであってもよい。典型的には、シンチレータ３００と光センサ４００との間には、ライトガイド（図示せず）が設けられている。検出器リング２ａに含まれる複数のシンチレータ３００と複数の光センサ４００とは、同心円（同心円筒）状に配列される。
【００２３】
シンチレータ３００において発生されたシンチレーション光は、シンチレータ３００を伝播し光センサ４００に向かう。光センサ４００は、シンチレーション光の光量に応じたパルス状の電気信号を発生する。発生された電気信号は、図１Ａに示すように、信号処理部３に供給される。
【００２４】
信号処理部３は、光センサ４００からの電気信号に基づいてシングルイベントデータを生成する。具体的には、信号処理部３は、検出時刻計測処理、位置計算処理、及びエネルギー計算処理を施す。検出時刻計測処理において信号処理部３は、検出器２００によるガンマ線の検出時刻を計測する。具体的には、信号処理部３は、光センサ４００からの電気信号の波高値をモニタリングする。そして信号処理部３は、電気信号の波高値が予め設定された閾値を超える時刻を検出時刻として計測する。すなわち、信号処理部３は、電気信号の強度が閾値を超えたことを検知することによって、電気的に消滅ガンマ線を検出する。位置計算処理において信号処理部３は、光センサ４００からの電気信号に基づいて、消滅ガンマ線の入射位置を計算する。消滅ガンマ線の入射位置は、消滅ガンマ線が入射したシンチレータ３００の位置座標に対応する。エネルギー計算処理において信号処理部３は、光センサ４００からの電気信号に基づいて、シンチレータ３００に入射した消滅ガンマ線のエネルギー値を計算する。シングルイベントに関する検出時刻のデータと位置座標のデータとエネルギー値のデータとは、関連付けられている。シングルイベントに関するエネルギー値のデータと位置座標のデータと検出時刻のデータとの組合せは、シングルイベントデータと呼ばれている。シングルイベントデータは、消滅ガンマ線が検出される毎に次々に生成される。生成されたシングルイベントデータは、同時計数部４に供給される。
【００２５】
同時計数部４は、複数のシングルイベントに関するシングルイベントデータに同時計数処理を施す。具体的には、同時計数部４は、繰り返し供給されるシングルイベントデータの中から、予め定められた時間枠内に収まる２つのシングルイベントに関するイベントデータを繰り返し特定する。時間枠は、例えば６ｎｓ〜１８ｎｓ程度に設定される。この対のシングルイベントは、同一の対消滅点から発生された対消滅ガンマ線に由来すると推定される。対のシングルイベントは、まとめてコインシデンスイベントと呼ばれる。この対消滅ガンマ線を検出した対の検出器２００（より詳細にはシンチレータ３００）を結ぶ線は、ＬＯＲ（line of response）と呼ばれる。このようにして同時計数部４は、コインシデンスイベントをＬＯＲ毎にカウントする。ＬＯＲを構成する対のイベントに関するイベントデータ（以下、コインシデンスイベントデータと呼ぶことにする。）は、記憶部５に記憶される。
【００２６】
再構成部６は、複数のコインシデンスイベントに関するコインシデンスイベントデータに基づいて、被検体内の放射性同位元素の濃度の空間分布を表現する画像データを再構成する。再構成部６は、１対の消滅ガンマ線の検出時刻差を利用した再構成法（以下、ＴＯＦ―ＰＥＴ再構成法と呼ぶことにする。）を実行する。ＴＯＦ―ＰＥＴ再構成法において、ＬＯＲ上の各画素における対消滅点の存在確率は、コインシデンスイベントの検出時刻差に応じて異なる。
【００２７】
再構成部６は、コインシデンスイベント毎にＬＯＲ上の対消滅点の位置を算出する。なおＬＯＲの位置は、ＬＯＲを構成する２つのイベントの２つの検出位置に基づいて再構成部６により算出される。対消滅点の位置が算出されると再構成部６は、対消滅点の存在確率に応じた重みをＬＯＲ上の画素毎に設定する。対象画素の重みは、対消滅点からの距離が離れるにつれて小さくなるように設定される。時間分解能が良いほど、算出された対消滅点の分布の確度が高い。従って、時間分解能が良いほど、算出された対消滅点の画素には、他の画素に対して相対的に高い重みが設定される。再構成部６は、このように設定された重みを利用してコインシデンスイベントデータから画像データを再構成する。例えば、再構成部６は、コインシデンスイベントデータに基づいてＬＯＲの位置とカウント数とを表現するＰＥＴ用の投影データを生成する。そして再構成部６は、生成された投影データからＴＯＦ―ＰＥＴ再構成法を利用して画像データを生成する。再構成された画像データは、記憶部５に供給される。このように、ＴＯＦ―ＰＥＴ再構成法は、コインシデンスイベントの検出時刻差を利用し、検出時刻差を利用しない再構成法に比してＳ／Ｎ比を向上させることができる。すなわち、ＴＯＦ―ＰＥＴ再構成法において時間分解能は、重要なパラメータである。
【００２８】
表示部７は、画像データに対応する画像を表示機器に表示する。表示機器としては、ＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。
【００２９】
操作部８は、操作者による入力機器を介した各種指令や情報入力を受け付ける。入力機器としては、キーボード、マウス、各種ボタン、タッチキーパネル等が適宜利用可能である。
【００３０】
次に、本実施形態に係る検出器リング２ａの構造について詳細に説明する。
【００３１】
図１Ｃに示すように、ガントリ２は、Ｚ軸に沿って配列された複数の検出器リング２ａを備えている。図１Ｃにおいては、例示のため、３つの検出器リング２ａが示されている。各検出器リング２ａは、Ｚ軸に沿って配列された複数のシンチレータリング３５０を有している。シンチレータリング３５０は、Ｚ軸周りの略円周上に沿って配列された複数のシンチレータ３００により構成される。図１Ｃにおいては、例示のため、各検出器リング２ａについて３つのシンチレータリング３５０が示されている。以下、中心軸Ｚに配列される複数の検出器リングに含まれる全てのシンチレータリング３５０の数を列数と呼ぶことにする。図１Ｃの場合、シンチレータリング３５０の列数、すなわち、シンチレータ３００の列数は、９である。また、ガントリ２内に含まれる全てのシンチレータ３００をまとめてシンチレータ群３６０と呼ぶことにする。なお、シンチレータリング３５０の列数（シンチレータ３００の列数）、検出器リング２ａ内の検出器２００の数、検出器２００内のシンチレータ３００の数は、図１Ｃに示される数に限定されない。
【００３２】
検出器２００において複数のシンチレータ３００は、例えば２次元状に配列される。本実施形態に係るシンチレータ３００は、既存の如何なる種類のシンチレータ材料により形成されてもよい。例えば、シンチレータ３００は、ＮａＩ（ヨウ化ナトリウム）やＢＧＯ（ビスマス酸ジャーマネイト）、ＬＳＯ（ケイ酸ルテチウム）、ＬａＢｒ３（ランタンブロマイド）、Ｃｅ：ＬＹＳＯ（ＬＳＯとケイ酸イットリウムの混晶にセリウムを一定量添加したもの）ＬＹＳＯ（ＬＳＯとケイ酸イットリウムの混晶）等のシンチレータ材料により形成される。シンチレータ３００の材料としては、ルテチウム結晶がよく用いられる。上述の材料以外にも、例えば、シンチレータ３００は、例えば、ガリウム系結晶やガーネット系結晶により形成されてもよい。また、例えば、シンチレータ３００は、Ｃａ（カルシウム）やＭｇ（マグネシウム）がドープされたシンチレータ材料により形成されてもよい。このときのシンチレータ材料は、例えば、Ｃｅ：ＬＹＳＯにＣａがドープされたものである。
【００３３】
次に、本実施形態に係る複数の検出器２００の構成について、従来のＰＥＴ装置に用いられる検出器と対比しながら、以下詳しく説明する。
【００３４】
図２Ａは、従来の検出器におけるシンチレータモジュール１００の斜視図を示し、シンチレータモジュール１００は、シンチレータの２次元アレイを含む。各シンチレータは、放射線を吸収し、吸収された放射線エネルギーのうちのある割合をシンチレーション光子として放出する。シンチレータは、結晶構造または非晶質構造を有する無機材料または有機材料であってもよい。図２Ｂおよび図２Ｃはそれぞれ、シンチレータ１１０の斜視図および側面図を示す。放出された光の一部がシンチレータモジュール１００の頂面を透過され、透過された光の一部が、シンチレータモジュールの頂面の上方に位置する光センサによって検出される。光センサは、光電子増倍管、アバランシュフォトダイオードなどであってもよい。後述の図５（ａ）、（ｂ）は、結晶モジュールおよび光センサの相対的な位置の追加的な斜視図を示す。
【００３５】
従来の検出器には、単一のシンチレータモジュールに、例えば４つの光センサが設けられている。各シンチレータでは、特定の光センサはより近接しており、他の光センサはより遠くに位置する。より近接した光センサは通常、シンチレータに対してより大きい立体角を区画し（特に、すべての光センサが同じ面積を有する場合）、したがって、より近接した光センサはより遠くに位置する光センサと比べてより高い割合の光を収集する。アンガー演算を使用し、各光センサ間の比を使用してシンチレーション事象の位置が算出される。
【００３６】
２ステッププロセスを使用して光センサ信号から位置データが導かれる。（１）アンガー演算によって、シンチレーション事象の概略的なｘ位置およびｙ位置を算出し、（２）概略的な位置の結晶復号を行って、シンチレーション事象のシンチレータを厳密に判定する。結晶復号は、シンチレータモジュールのフラッドマップから生成される参照テーブルに基づく。フラッドマップは、より多くのシンチレーション事象についてのアンガー演算位置の密度プロットであり、フラッドマップ上の各ピーク（すなわち、高密度のシンチレーション事象）は異なるシンチレータに対応する。
【００３７】
図３Ａ、３Ｂ、および図３Ｃは、フラッドマップにおけるピーク重心の位置を表す例を示したものであり、図３Ａは従来の検出器、図３Ｂ、図３Ｃは本実施形態に係るＰＥＴ装置が具備する検出器に対応する。なお、準連続スケールにおける事象の密度を示す従来のフラッドマップとは対照的に、図３Ａ、３Ｂ、および図３Ｃにおけるフラッドマップは、ピーク重心の位置のみを示すように簡略化されている。
【００３８】
図３Ａを見るとわかるように、従来のシンチレータモジュールのフラッドマップにおけるピーク重心の位置は、縁部に沿った顕著な歪み、特に角部における顕著な歪みを示す。これらの歪みは、従来のシンチレータモジュールにおいて一般的な平坦な一様な頂面から生じる限界を表す。フラッドマップピークが過度に集中していないかぎり、個々のピークが分解され得、結晶復号を使用して歪みが補正され得る。
【００３９】
結晶復号は、フラッドマップピーク間に境界を画定し、境界間の領域をそれぞれのシンチレータに割り当てることによって生成される参照テーブルを使用して実行される。しかし、結晶復号は、フラッドマップの歪みに起因する集中によってフラッドマップにおける個々のピークが重なり合い混合すると性能が低下する。互いに近接するピークの統計分布が重なり合うと、シンチレーション事象が誤ったシンチレータに割り当てられる。これらの誤った割当は空間、エネルギー、およびタイミング分解能を低下させる。
すべてのこれらの望ましくない作用（すなわち、フラッドマップの集中、誤った結晶復号割当て、および低下した分解能）は、シンチレータからの発光パターンに起因する。この発光パターンでは、図２Ｃおよび図４Ｂに示されているように、表面に垂直な光線が最も強度が高く、かすめ角に接近する光線は強度がずっと低くなる。発光パターンは、垂直から逸れた角度ではずっと弱くなるので、ずっと弱いこれらの光線によって照明される、シンチレータに径方向に対向する光センサは弱い信号を測定し、そのため、不十分な位置弁別が行われる。幸いなことに、シンチレータの発光パターンは、シンチレータの頂面を成形して均等に分散されたピークを有するフラッドマップを得、したがって、結晶復号ならびに空間、エネルギー、およびタイミング分解能を向上させることによって修正され得る。
【００４０】
頂面の形状がどのように改善され得るかを理解するには、まず頂面の形状が、発光パターン、したがって結晶復号にどのような影響を与えるかを理解する必要がある。上述のように、エッジシンチレータの不十分な復号は、シンチレーション事象に径方向に対向する光センサによって検出される弱い信号に起因し、これらの弱い信号は、かすめ角に近い光線に沿った発光パターンが弱いことに起因する。シンチレータ内部の放射線パターンは等方性を有するが、シンチレータの表面からの発光パターンはある程度指向性を有する。厳密な発光パターンは、シンチレータの幾何学的特性および材料特性に固有のパターンであり、ここでは説明し論じない。しかし、シンチレータが周囲の媒質の屈折率よりも高い屈折率を有するシンチレータ内部の等方性光源の場合、フレネル反射およびシェルの法則により、図２Ｃおよび図４Ｂに示される放射線パターンによって示されているように、放射線パターンは主としてシンチレータの表面に垂直になる。図２Ｃおよび図４Ｂはそれぞれ、シンチレータ頂面１１２および３１２から送られるシンチレーション光子についての概念的放射線パターンを示す。矢印の長さおよび方向はそれぞれ、放出された光子の数および方向を示す。
【００４１】
従来のＰＥＴ装置では、全てのシンチレータは、図２Ｂおよび図２Ｃに示されているように直方体の形状を有する。各シンチレータの底面１１４は、頂面１１２に平行であり、各シンチレータの底面１１４および頂面１１２は、シンチレータモジュール１００内のすべてのシンチレータの底面および頂面に平行である。改良されたシンチレータ３１０では、頂面３１２は、放射線パターンをシンチレータモジュール１００内のすべての光センサの中心により向けるように成形される。このことは光センサ間の光共有を向上させ、結晶復号も改善される。結晶復号は、シンチレータのアレイに沿って頂面の形状を変化させ、様々なシンチレータ間の相対的な光センサ信号の弁別性を増強する（たとえば、フラッドマップにおけるピーク重心間の離隔距離を広げる）ことによって改善される。一般に、このことは、図４Ｃに示されているように、各シンチレータの頂面がまとまって連続する表面を形成するシンチレータモジュール（すなわち、各シンチレータの入射面の縁部領域は、隣接するシンチレータの入射面の縁部領域と同じ高さであるシンチレータモジュール）の場合、角部および中央のシンチレータは、底面に実質的に平行な頂面を有し、シンチレータの頂面が概ね凹状を有することを意味する。頂面形状がシンチレーション事象位置の識別性を増強することによって結晶復号を改善するかぎり任意の形状が使用されてよい。
【００４２】
図４Ａおよび図４Ｂはシンチレータ３１０を示し、頂面３１２は底面３１４に対して斜角を有する。図４Ｂに示されているように、シンチレーション光子の放射線パターンは頂面３１２に垂直な光線の周りにピークを有する。頂面３１２を傾斜させることによって、光センサ間に好ましい光共有を実現するように放射線パターンが誘導される。このことは、放射線パターンがシンチレータの真上の光センサの方へ向けられる従来のシンチレータと対象的である。加えて、頂面３１２に斜角を形成させることによって、頂面３１２の面積のうちで光センサにさらされる面積が増大する。光センサ信号は、光センサから見たときに遠近法によって縮小される頂面の面積に比例するので、頂面３１２の面積を増大させると一般に、すべての光センサに対する信号が増大するが、特に遠近法によって縮小される面積が実質的に広くされる場合（すなわち、頂面３１２が光センサの方へ傾斜される場合）に信号が増大する。
【００４３】
上で論じたように、シンチレータ３１０の頂面３１２の形状は発光パターンの方向を調節し、放射線パターンは、光共有および各光センサによって測定される相対的な信号を調節する。シンチレータの頂面の形状を最適化することによって、フラッドマップ内の結晶復号を改善することが可能である。各シンチレータの頂面の角度を個々に修正することによって、各シンチレータの重心位置が、結晶復号を改善するように個々に調整され最適化されてもよい。
【００４４】
図３Ｂは、結晶復号を改善するように成形された頂面を含むシンチレータを有するシンチレータモジュールのフラッドマップの一例を示す。この例では、図の４つの角部、左上、右上、左下、および右下に対応する４つの光センサがある。すべてシンチレータモジュールの左上角部に位置するシンチレータ２０、２２、２４、および２６に関する議論に注目する。図３Ａに示されている従来のシンチレータモジュールの場合、シンチレータ２０、２２、２４、および２６はその光子の大部分を左上光センサの方へ放出し、他の３つの検出器によってごくわずかの一部のシンチレーション光子が検出される。したがって、シンチレーション光子のそれぞれの重心はフラッドマップにおいて密にグループ化される。
【００４５】
図３Ｂに示されているフラッドマップにおけるこれらの重心を分離するために、シンチレータ２２、２４、および２６の各々が、それぞれ右上、左下、および右下の光センサの方へより多くの光を向けるように傾斜される。２０と２２の間の離隔距離は、シンチレータ２２がより右上光センサの方を向き、重心２２を図２Ｂのフラッドマップの右上角部の方へ引くようにシンチレータ２２の頂面を傾斜させることによって広げられてもよい。
【００４６】
同様に、シンチレータ２６が右下光センサの方により向くようにシンチレータ２６の頂面を傾斜させることによって、重心２６がフラッドマップの右下角部の方へ移動されてもよい。重心２４を下降させるために、シンチレータ２４の頂面の角度は、シンチレータ２４が左下光センサの方により向くように変更される。
【００４７】
図３Ｂでは、結晶復号を改善するように頂面に小さい角度が導入されている。図３Ｃでは、フラッドマップ全体にわたって重心のほぼ一様な分布を実現するようにシンチレータの頂面にずっと大きい角度が導入されている。各単結晶の斜角および面方向は、アレイの位置対称性に応じて配置される。結晶復号は、正しい斜角および面方向を選択することによって最適化され得る。図４Ｃは、図３Ｃに示されているフラッドマップに対応する最適化されたシンチレータモジュールの図面を示す。
【００４８】
シンチレータの頂面に許容される形状を求めるために異なるプロセスが採用されてよい。たとえば、許容される形状は、手探り法を使用して実験によって求められてもよく、または形状は、放射線パターンがレイトレーシング、ビーム伝搬、物理光学法などの技法のうちの１つを使用してシミュレートされる、発光パターンのコンピュータによるシミュレーションを使用して数値最適化によって求められてもよい。
【００４９】
いくつかの実施形態では、図４Ｃに示されているように、シンチレータモジュールの頂面は平滑であり、それによって、側面高さは、互いに近接するシンチレータの互いに隣接する側面については同じである。シンチレータモジュールの頂面の形状は、図４Ｃに示されているように凹状であってもよい。代替実施形態では、図５（ｂ）に示されているように、互いに近接するシンチレータは、シンチレータモジュールの一部の領域において鋸歯形状を形成するそれぞれに異なる高さの互いに隣接する側面を有する。たとえば、図５（ｂ）に示した、成形されたシンチレータを有するシンチレータモジュール５１０は、図５（ａ）に示した４つの光センサ５５０、５５２、５５４、および５５６を照明する。いくつかの実施形態では、シンチレータモジュールの成形された頂面は、発光物質とは別の光学材料から作られてもよく、頂面を形成する成形部分が発光材料に接着されてもよい。いくつかの実施形態では、発光物質は一つの単体であってもよく、シンチレータが単体内の画素であってもよい。他の実施形態では、各シンチレータが別個の部材であってもよく、別個のシンチレータがシンチレータの側面間に接着剤または充填材料を使用して結合されてもよい。
【００５０】
シンチレータの頂面を成形するコストを低減させるには、発光物質の屈折率と同様の屈折率を有する透明な光学材料から成形部分を作ることが望ましい場合がある。これらの成形部分は、光学ポリマーを鋳型またはモールドに射出する技法を使用して製造されてもよい。また、これらの成形部分は、成形部分を形成するようにガラスを機械加工することによって製造されてもよい。成形部分の屈折率は、成形部分と発光物質との間の境界での反射を軽減するように発光物質の屈折率と一致されてよい。境界での反射は、成形部分を発光物質に接着するための屈折率整合光学接着剤を選択することによって軽減されてもよい。代替として、成形部分は、成形部分と発光物質の結晶格子が類似しているかぎり、拡散接着を使用して発光物質に接着されてもよい。拡散接着は、たとえば、真空下でのプラズマクリーニングプロセスによって、接着すべき表面を準備し、次いで、成形部分とシンチレータの２つの結晶材料間に拡散を生じさせる期間にわたって表面同士を高圧および高温で直接接触させることによって行われてもよい。
【００５１】
いくつかの実施形態では、図６に示されているように、各シンチレータは、発光部分６０４と成形部分６０２とを含む。これらの成形部分は、鋳造、機械加工、研削および研磨、または光学部品を製造するための他の技法によって作られてもよい。これらの成形部分は次に、発光部分の頂面に接着され、ここにおいて、発光部分は直方体である。成形部分を発光結晶に接着するための接着剤はＵＶ硬化エポキシなどであってもよい。
【００５２】
いくつかの実施形態では、シンチレータの頂面上に反射防止コーティングを含めることによって、シンチレータからの光結合が改善され得る。この反射防止コーティングは、シンチレータの頂面上に堆積された誘電材料からなる、光波長未満の薄い１つまたは複数の層の光学コーティングであってもよい。いくつかの実施形態では、反射防止コーティングとしては、シンチレータの頂面上のシンチレーション光子の透過を向上させるように広範囲の光波長および入射角にわたって反射を低減させるコーティングが選択されてもよい。
【００５３】
いくつかの実施形態では、シンチレータの頂面が湾曲されてもよい。代替実施形態では、各シンチレータの頂面は平面であり、各シンチレータの底面に対する頂面の斜角は、シンチレータモジュール内のシンチレータの位置に依存する。斜角は、この角度が結晶復号を改善するように選択される。
【００５４】
いくつかの実施形態では、シンチレータは、２次元アレイとして配置され、シンチレータの側面が近接するシンチレータの側面と直接接触しないように近接するシンチレータから間隔を置いて配置されてもよい。シンチレータの側面間のこの容積には、接着剤などの充填材料が充填されてもよい。
【００５５】
いくつかの実施形態では、充填材料は、シンチレータの屈折率よりも低い屈折率を有する。充填材料の屈折率とシンチレータの屈折率との間の差が大きいほど、シンチレーション光子がその元のシンチレータから結合するのを妨げるシンチレータの側面からのフレネル反射が強まる。
【００５６】
代替実施形態では、充填材料は反射性材料を含んでもよい。この反射性材料は、シンチレーション光子がシンチレータの側面から逃げるのを防止する同じ目標を実現する。たとえば、充填材料は反射性膜要素を含んでもよい。
【００５７】
また、上記実施形態に係る放射線検出器は、単体としてのＰＥＴ装置のほか、ＰＥＴ−ＣＴ（Computed Tomography）装置或いはＰＥＴ−ＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置にも適用可能である。
【００５８】
いくつかの実施形態について説明したが、これらの実施形態は一例としてのみ提示されており、本発明の範囲を制限するものではない。実際、本明細書に説明された新規の方法、装置、およびシステムは様々な他の形態で具体化され得、さらに、本明細書に説明された方法、装置、およびシステムの形態の様々な省略、置換、および変更は、本発明の趣旨から逸脱せずになされ得る。添付の特許請求の範囲およびその均等物は、本発明の範囲内でかつ本発明の趣旨の範囲内であるそのような形態または修正を対象とするものである。
【図１Ａ】
2015219241.tif 000003
【図１Ｂ】
2015219241.tif 000004
【図１Ｃ】
2015219241.tif 000005
【図２Ａ】
2015219241.tif 000006
【図２Ｂ】
2015219241.tif 000007
【図２Ｃ】
2015219241.tif 000008
【図３Ａ】
2015219241.tif 000009
【図３Ｂ】
2015219241.tif 000010
【図３Ｃ】
2015219241.tif 000011
【図４Ａ】
2015219241.tif 000012
【図４Ｂ】
2015219241.tif 000013
【図４Ｃ】
2015219241.tif 000014
【図５】
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【図６】
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