(57)【要約】  放射線検出器１００は、シンチレータ１０２、波長シフタ１１２及び光検出器１１０を含む。シンチレータ１０２は、第１の比較的短い波長、例えば紫外又は深紫外のシンチレーション光子を生成する。前記光検出器は、スペクトルの可視部分の光子に対して感受性を持つ。前記波長シフタは、シンチレータ１０２と光検出器１１０との間のスペクトルミスマッチを減少させる。
2010515075.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
受け取られた放射線に応答して光子を生成するシンチレータと、
前記シンチレータから光子を受け取る第１の主表面を持ち、前記受け取られた光子より比較的長い波長を持つ光子を生成する波長シフタと、
前記波長シフタと動作可能に通信する波長選択干渉フィルタと、
前記波長シフタの第２の主表面と光通信し、前記波長シフタにより生成された光子を示す電気信号を生成する光検出器と、
を有する装置。
【請求項２】
前記波長選択干渉フィルタが、前記シンチレータと前記波長シフタとの間に配置される、請求項１に記載の装置。
【請求項３】
前記波長選択干渉フィルタが、前記波長シフタと前記光検出器との間に配置される、請求項１に記載の装置。
【請求項４】
前記シンチレータが、約２００ないし３５０ｎｍの波長においてピーク光子放出を持つ、請求項１に記載の装置。
【請求項５】
前記光検出器が、約４００ないし１１００ｎｍにピーク感度を持つ、請求項４に記載の装置。
【請求項６】
前記シンチレータが、ネオジム及びプラセオジムを含むグループから選択された活性化因子を含む、請求項１に記載の装置。
【請求項７】
前記シンチレータが、約２５ｎｓより小さい発光減衰時間を持つ、請求項１に記載の装置。
【請求項８】
前記波長シフタが、有機発光体を含む、請求項１に記載の装置。
【請求項９】
前記波長シフタが、１ｎｓより小さい放出減衰時間を持つ、請求項８に記載の装置。
【請求項１０】
検査領域の周りの一般に円柱状の構成に配置された複数の検出器を含む、請求項１に記載の装置。
【請求項１１】
受け取られた電離放射線に応答して第１の光子を生成するステップと、
前記第１の光子に応答して波長シフトされた光子を生成するステップと、
前記第１の光子及び前記波長シフトされた光子の少なくとも一方を波長シフタの方向に反射するステップと、
前記波長シフトされた光子を示す電気信号を生成するステップと、
を有する方法。
【請求項１２】
前記第１の光子を生成するステップが、スペクトルの深紫外部分の光子を生成するステップを含み、前記波長シフトされた光子を生成するステップが、スペクトルの可視部分の光子を生成するステップを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記第１の光子を生成するステップが、スペクトルの可視部分の光子を生成するステップを含み、前記波長シフトされた光子を生成するステップが、スペクトルの赤外部分の光子を生成するステップを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１４】
前記反射するステップが、前記生成された波長シフトされた光子を光検出器の方向に反射するのに波長選択干渉フィルタを使用するステップを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１５】
波長シフタを通過した前記生成された第１の光子を前記波長シフタの方向に反射するステップを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１６】
前記受け取られた電離放射線の飛行時間を測定するステップを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１７】
前記受け取られた電離放射線が、陽電子対消滅を示す放射線を含み、前記方法が、前記陽電子対消滅を示す画像データを生成するのに反復再構成アルゴリズムを使用するステップを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１８】
前記第１の光子を生成するステップが、シンチレーション光子を生成するのにランタニド活性化セラミックシンチレータを使用するステップを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１９】
前記波長シフトされた光子を生成するステップが、前記波長シフトされた光子を生成するのにセラミック薄膜コンバータを使用するステップを含み、前記セラミック薄膜コンバータが有機色素を含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項２０】
約ｓ２０ないし２５ｎｓより小さい発光減衰時間を持つシンチレータと、
光検出器と、
光学的に前記シンチレータと前記光検出器との間に配置され、前記シンチレータにより生成された光子と前記光検出器のスペクトル感度との間のスペクトルミスマッチを減少させるスペクトルマッチャと、
を有する装置。
【請求項２１】
前記シンチレータが深紫外光子を生成し、前記光検出器が電磁スペクトルの可視部分の光子に対して感受性を持つ、請求項２０に記載の装置。
【請求項２２】
前記シンチレータが、プラセオジム、ネオジム又はセリウムでドープされている、請求項２０に記載の装置。
【請求項２３】
光学的に前記スペクトルマッチャと前記光検出器との間に配置された干渉フィルタを含む、請求項２０に記載の装置。
【請求項２４】
前記スペクトルマッチャが容易に交換可能である、請求項２０に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本出願は、放射線検出器に関する。これは、陽電子放出断層撮影法（ＰＥＴ）、単光子放出断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）及び比較的高速の電離放射線検出器の使用から利益を得る他のシステムに応用される。これは、検出器要素の改良されたスペクトルマッチングから利益を得るアプリケーションにも関する。
【背景技術】
【０００２】
シンチレータベースの電離放射線検出器は、光検出器と光通信するシンチレータを含んでいる。前記検出器により受け取られた放射線に応答して、前記シンチレータは、比較的より低いエネルギを持つ光子を生成する。前記生成された光子は、前記光検出器により受け取られ、前記光検出器は、前記受け取られた放射線を示す電気信号を生成する。
【０００３】
シンチレーション検出器の性能は、前記シンチレータ及び前記光検出器の両方の特性を含む様々な因子により影響される。例えば、一般に、前記シンチレータは、所望のエネルギの受け取られた放射線を光子に変換する際に比較的効率的であることが望ましい。他の例として、前記シンチレータの速度は、多くの場合、検出器システムの最大計数率及び飛行時間（time of flight）検出器システムにおける測定の精度を制限する可能性がある。
【０００４】
シンチレーション検出器の性能は、前記シンチレータと前記光検出器との間の相互作用によっても影響される。例えば、所定の検出器システムにおいて使用される前記シンチレータ及び光検出器は、通常、前記光検出器が前記シンチレータにより放出された波長の光子に対して比較的高感度であるように選択される。しかしながら、理解されるように、利用可能なシンチレータ材料及び光検出器の相対的な性能特性は、所定のアプリケーションに対して最適より低い可能性がある。
【０００５】
シンチレーション検出器が幅広い支持を得ている１つのアプリケーションは、陽電子放出コンピュータ断層撮影（ＰＥＴ）システムである。医学において、例えば、ＰＥＴスキャンからの情報は、病気の診断及び治療に関連して医療専門家により使用される。実際に、ＰＥＴスキャナは、癌及び心臓病のような病気の診断及び治療に対して及び分子イメージング及び治療のような新興分野において重要な貢献をしており、貢献し続けることを期待される。
【０００６】
ＰＥＴシステムにおいて、前記検出器は、患者の生体構造に導入された放射性トレーサの崩壊から生じる陽電子対消滅の同時の（coincident）５１１キロ電子ボルト（ｋｅＶ）のガンマ線を検出するのに使用される。ＰＥＴシステムは、光電子増倍管（ＰＭＴ）のような光検出器と光通信するゲルマン酸ビスマス（ＢＧＯ）又はタリウム活性化ヨウ化ナトリウム（ＮａＩ：Ｔｌ）のような従来から使用されているシンチレータを持つ。スキャンの過程で検出される多くの対消滅からの情報は、関心の病変を示す画像を生成するのに使用されている。
【０００７】
最近になって、セリウム活性化オキシオルトケイ酸ルテチウム（ＬＳＯ）及びオキシオルトケイ酸ルテチウムイットリウム（ＬＹＳＯ）のような比較的速いシンチレータが利用可能になっている。典型的には３０ないし７０ナノ秒（ｎｓ）のオーダのシンチレーション減衰時間を持つこれらのシンチレータは、飛行時間ＰＥＴスキャナにおいて同時の５１１ｋｅＶガンマの到達時間の差を測定するのに使用される。この追加の飛行時間情報は、それぞれの同時発生の線（lines of coincidence）に沿った様々な陽電子対消滅の場所を推定するのに使用される。飛行時間スキャナにより提供される追加の位置情報は、所定の撮像時間又はトレーサ線量に対して、比較的より高い品質を持つ画像を生成するのに使用されることができる。
【０００８】
それにもかかわらず、改善の余地が残っている。飛行時間ＰＥＴスキャナ又は他の飛行時間検出システムの場合、例えば、飛行時間測定の精度を改良することがしばしば望ましい。計数率を感受するアプリケーションにおいて、最大計数率は、多くの場合、比較的より速い検出器の使用により増大されることができる。他の状況において、前記シンチレータと光検出器との間の相互作用を改良する、又はそうでなければ、前記シンチレータ及び／又は光検出器の選択において追加の柔軟性を提供することが望ましいかもしれない。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本出願の態様は、これらの及び他の問題に対処する。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
一態様によると、装置は、受け取られた放射線に応答して光子を生成するシンチレータ、及び前記シンチレータから光子を受け取る第１の主表面を持つ波長シフタを含む。前記波長シフタは、前記受け取られた光子より相対的に長い波長をもつ光子を生成する。前記装置は、前記波長シフタと動作可能に通信する波長選択干渉フィルタ、及び前記波長シフタの第２の主表面と光通信する光検出器をも含む。前記光検出器は、前記波長シフタにより生成された光子を示す電気信号を生成する。
【００１１】
他の態様によると、方法は、受け取られた電離放射線に応答して第１の光子を生成するステップと、前記第１の光子に応答して波長シフトされた光子を生成するステップと、前記第１の光子及び前記波長シフトされた光子の少なくとも一方を前記波長シフタの方向に反射するステップと、前記波長シフトされた光子を示す電気信号を生成するステップとを含む。
【００１２】
他の態様よると、装置は、約２０ないし２５ｎｓより小さい発光減衰を持つシンチレータ、光検出器、及び光学的に前記シンチレータと前記光検出器との間に配置されたスペクトルマッチャ（spectral matcher）を含む。前記スペクトルマッチャは、前記シンチレータにより生成された光子と前記光検出器のスペクトル感度との間のスペクトルミスマッチを減少させる。
【００１３】
本発明の更に他の態様は、以下の詳細な記載を読んで理解すると、当業者に認識される。
【００１４】
本発明は、様々な要素及び要素の構成、並びに様々なステップ及びステップの構成の形を取ることができる。図面は、好適な実施例を説明する目的のみであり、本発明を限定すると解釈されるべきでない。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】放射線検出器の断面図である。
【図２】放射線検出器を描く。
【図３】陽電子放出断層撮影装置を描く。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
図１を参照すると、放射線検出器１００は、前記検出器の放射線感受面１０６において受け取られた電離放射線１０４に応答してシンチレーション光子を生成するシンチレータ１０２を含む。シンチレータ１０２により生成された光子は、放射線１０４のエネルギより低いエネルギを持ち、放出される光子の光子放出スペクトル、したがってスペクトル特性は、シンチレータ１０２に対して選択された材料の関数である。多くの場合、比較的より速いシンチレータ材料は、例えば約３５０ナノメートル（ｎｍ）より短い、前記スペクトルの紫外（ＵＶ）又は深ＵＶ（ＤＵＶ）部分においてピーク光子放出を示す。
【００１７】
光電子増倍管（ＰＭＴ）、フォトダイオード、又はシリコン光電子増倍管（ＳｉＰＭ）の１つ以上のような光検出器１１０は、前記光検出器により受け取られた光子を示す電気信号を生成する。一実施例において、光検出器１００は、一般に前記シンチレータの光子放出スペクトルより長い波長、例えば前記スペクトルの可視部分（すなわち約４００ないし７００ｎｍ）及び／又は前記スペクトルの近赤外部分（すなわち約１１００ｎｍ以下の波長）において最大感度を持つ。
【００１８】
波長シフタ又はダウンコンバータ１１２は、シンチレータ１０４と光検出器１１０との間に配置される。波長シフタ１１２は、シンチレータ１０４により生成された比較的より短い波長の光子を受け取り、光検出器１１０による検出のために比較的より長い波長の光子を生成する。
【００１９】
シンチレータ１０２と波長シフタ１１２との間に配置された第１の波長選択フィルタ１１４は、シンチレータ１０２により生成された波長の光子が波長シフタ１１２まで第１のフィルタ１１４を通過することを可能にするのに対し、波長シフタ１１２により生成された波長の光子を反射して波長シフタ１１２に戻す。波長シフタ１１２と光検出器１１０との間に配置された第２の波長選択フィルタ１１６は、波長シフタ１１２により生成された波長の光子が光検出器１１０まで第２のフィルタ１１６を通過することを可能にするのに対し、シンチレータ１０２により生成された波長の光子を反射して波長シフタ１１２に戻す。
【００２０】
シンチレータ１０２、光検出器１１０、波長シフタ１１２及びフィルタ１１４、１１６の適切な材料及び性質は、検出されるべき放射線のエネルギ又はエネルギ範囲、所要の検出器１００速度、性能及びコスト等のようなアプリケーション特有の要件に基づいて選択されることができる。１つのこのような例において、特定のシンチレータ材料１０２（又はこのような材料のクラス）は、速度、発光効率、阻止能、物理的若しくは機械的性質、又は他の特性により所定のアプリケーションに対して特に適切でありうる。他の例として、光検出器１１０が、前記アプリケーションに適切である速度、効率又は他の特性を持ちうる。実際に、場合により、特定のアプリケーションの要件を満たすように特定のシンチレータ１０２若しくは光検出器１１０又はシンチレータ１０２／光検出器１１０の組み合わせの設計を最適化することが望ましいかもしれない。
【００２１】
しかしながら、シンチレータ１０２の光子放出スペクトルと他の適切な光検出器１１０のスペクトル感度との間の対応は、準最適であることができる。結果として、波長シフタ１１２は、スペクトルミスマッチを減少させるように構成されることができる。同様に、フィルタ１１４、１１６の性能特性は、シンチレータ１０２、波長シフタ１１２及び／又は光検出器１１０のスペクトル特性に基づいて選択されることができる。フィルタ１１４、１１６は、通常、シンチレータ１０２からの光子をより効率的に使用することを期待されてもよく、フィルタ１１４、１１６の一方又は両方が省略されることもできる。
【００２２】
高速５１１ｋｅＶガンマ放射線検出器における使用に適している１つの模範的な実施例において、シンチレータ１０２は、活性化イオンとしてセリウム（Ｃｅ）、プラセオジム（Ｐｒ）又はネオジム（Ｎｄ）の少なくとも１つのようなランタニドを使用するセラミック酸化物又はハロゲン化物を含む。例えば、Ｃｅ３＋、Ｐｒ３＋及びＮｄ３＋イオンのｄ−ｆ放出の特徴的な減衰時間は、ピーク光子放出が深紫外（ＤＵＶ）領域、すなわち約２００ないし３００ｎｍに位置する場合に、約１０ないし２０ｎｓである。したがって、これらの材料でドープされたシンチレータは、通常、例えば約２０ないし２５ｎｓより小さい比較的速い発光減衰時間を持つことを期待されることができる。このようなシンチレータは、約１ｎｓより小さい、場合によっては５００ピコ秒（ｐｓ）より小さい放出立ち上がり時間をも持ちうる。
【００２３】
光検出器１１０は、電磁スペクトルの可視部分において最大感度を持ち、シンチレータ１０２により生成されたＤＵＶ光子に対して比較的感受性を持たない。
【００２４】
波長シフタ１１２は、シンチレータ１０４により放出されたＤＵＶ光子を可視光に変換するセラミック薄膜コンバータを含む。より具体的には、前記波長シフタは、多孔質セラミック材料に埋め込まれた有機色素分子のような有機材料を含む。有機シンチレータは、通常、比較的速く効率的に発光することができるが、ＤＵＶ放射線に照射される場合に不安定である可能性がある。結果として、前記有機材料は、変換層の安定性を改良するセラミック又は他の無機層に埋め込まれることができる。
【００２５】
前記無機層は、前記有機材料が包含されるゼオライト又は他の多孔質材料を含みうる。適切な材料の他の例は、前記有機材料がインターカレーションにより包含される粘土鉱物のような層状材料を含む。
【００２６】
前記有機発光コンバータは、飛行時間ＰＥＴにおける良好なタイミング特性のために約１ｎｓより小さい、好ましくは５０ｐｓより小さい減衰時間を持つべきである。
【００２７】
前記検出器及び前記変換層は、前記変換層が前記検出器に着脱可能に付着され、容易に交換されることができるように構成されることもできる。これは、前記有機コンバータの光安定性に関する要件を減少させる。
【００２８】
更に、前記変換層は、前記有機発光コンバータを含む有機層をも含むことができる。
【００２９】
第１のフィルタ１１４及び第２のフィルタ１１６は、干渉フィルタとして実装されることができる。このようなフィルタは、典型的には、異なる屈折率を持つ誘電材料の複数の層（例えば、比較的高い及び低い屈折率の交互の層）を含み、これら様々な層の数及び特性は、前記シンチレータ及び有機コンバータによりそれぞれ生成される光子のエネルギ差及び所望のフィルタ特性に基づいて選択される。本例において、第１のフィルタ１１４は、シンチレータ１０２により生成されたＤＵＶ光子を比較的透過し、波長シフタ１１２により生成された可視光子を大抵反射するように構成される。同様に、第２のフィルタ１１６は、可視光子を比較的透過し、ＤＵＶ光子を大抵反射するように構成される。
【００３０】
変形例が考えられる。例えば、図１は、様々な層１０２、１１０、１１２、１１４、１１６を光通信する主表面を持つ概して平面的なものとして描く。前記様々な層は、説明の容易化のために一様な厚さを持つように示されるが、前記様々な層の相対的な厚さは変化してもよい。１つのこのような例において、シンチレータ１０２は、フィルタ１１４、１１６又は他の層の厚さより比較的大きな厚さを持つことを期待されうる。
【００３１】
他の模範的な検出器１００の構成は、図２に示される。図示されるように、フィルタ１１４、１１６、波長シフタ１１２及びフォトダイオード１１０は、検出器１００の受け取り面１０６に実質的に垂直であるシンチレータ１０２の第１の側２０２に対して配置される。鉛又はタンタル等のような適切な材料から作られた放射線シールド２０４は、入射放射線１０４から様々な構成要素を遮蔽する。前記シンチレータの第２の側１０６、第３の側２０８、第４の側２１０及び他の側の１つ以上が、シンチレータ１０２により放出された波長の光子を反射する材料でコーティングされる、又は別の形で覆われることもできる。様々な構成要素１１２、１１２、１１６、１１６、１１０は、前記様々な側の１つ以上に配置されることもできる。
【００３２】
波長シフタ１１２がシンチレータ１０２から比較的離れて配置されてもよい、又は光検出器１１０が、適切なライトパイプ又は他の光透過装置を間に入れて、波長シフタ１１２から比較的離れて配置されてもよいことにも注意すべきである。
【００３３】
放射線受け取り面１０６の面積は、アプリケーション特有の要件に基づいて選択されてもよく、検出器１００はそれに応じて構成される。空間解像度を改良するために、例えば、シンチレータ１０２、フィルタ１１４、１１６及び波長シフタ１１２は、密集した又は他のアレイの比較的より大きな光検出器１１０と光通信する複数の比較的より小さな検出器部分として構成されることができる。
【００３４】
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）又は他のＸ線検出のアプリケーションの場合、例えばスペクトルの緑部分において放出する発光体は、赤外（ＩＲ）においてピーク感度を持つフォトダイオードと光通信する。このような場合、波長シフタ１１２は、これらの間のスペクトルミスマッチを減少させるように構成される。
【００３５】
もちろん、前述の例は、非限定的であり、他の構成、材料及びアプリケーションが考えられる。
【００３６】
動作は、ここで図３に関連して記載される。
【００３７】
３０２において、シンチレータ１０２は、検出器１００により受け取られる放射線１０４のエネルギより比較的低いエネルギを持つ光子を生成する。
【００３８】
波長シフタ１１２は、前記シンチレーション光子の波長より比較的長い波長を持つ波長シフトされた光子を生成する。
【００３９】
前記検出器が第２のフィルタ１１６を含む場合、第２のフィルタ１１６に到達するシンチレーション光子の少なくとも一部が、ステップ３０６において反射され、波長シフタ１１２に戻される。
【００４０】
前記検出器が第１のフィルタ１１４を持つ場合、第１のフィルタ１１４に到達する波長シフトされた光子の少なくとも一部は、ステップ３０８において反射され、光検出器１１０に向けて戻される。
【００４１】
３１０において、前記波長シフトされた光子は、光検出器１１０により検出される。
【００４２】
図４は、上に記載されたような検出器１００を使用する模範的な医療用飛行時間ＰＥＴ撮像システムを描く。図示されるように、ＰＥＴシステム４００は、検査領域４０８の周りの一般に円柱又はリング形状の構成に配置されたガントリ４０２及び複数の検出器１００を含む。
【００４３】
対象支持体は、検査領域４０８内で撮像されるべき人間患者又は他の対象４１８を支持する。対象支持体４１６は、有利には、対象４１８の位置決めを容易化し、望まれるように複数の離散的又は連続的な移動軸位置における対象４１８のスキャンを可能にするようにＰＥＴシステム１００の動作と協調して検査領域４０８に対して移動可能である。
【００４４】
典型的なＰＥＴ撮像検査において、ＦＤＧのような適切な陽電子放出トレーサが、患者４１８の生体構造に導入される。前記トレーサが崩壊すると、陽電子が生成される。生成された陽電子は、陽電子対消滅事象として知られる事象において電子と反応し、これにより同時発生の線４５２に沿って実質的に反対方向に移動する５１１ｋｅＶガンマ線の同時対を生成する。
【００４５】
データ収集システム４２０は、検出器１００により検出された様々なガンマ光子を示す情報を生成する。このようなデータは、ガンマ光子が検出された場所、光子エネルギ、及び光子が受け取られた時間等のような情報を含みうる。
【００４６】
同時発生／飛行時間検出器４２２は、データ収集システム４２０から前記情報を受け取り、陽電子対消滅事象を示す時間的に同時のガンマ光子を識別し、前記同時発生光子の飛行時間を測定し、したがって様々な対消滅事象に対する飛行時間データを生成する。
【００４７】
再構成器４２９は、例えば適切な反復的又は解析的再構成アルゴリズムを使用して前記事象データを再構成し、検出された対消滅を示す画像データを生成する。
【００４８】
ワークステーションコンピュータは、オペレータコンソール４２８として機能し、モニタ又はディスプレイのような人間可読出力装置と、キーボード及び／又はマウスのような入力装置とを含む。コンソール４２８に内在するソフトウェアは、望ましいスキャンプロトコルを確立し、スキャンを開始及び終了し、前記画像データを観察及び他に操作し、他にスキャナ４００と相互作用することにより、オペレータがスキャナ４００の動作を制御することを可能にする。
【００４９】
図４は、ＰＥＴシステムに焦点を合わせているが、システム４００は、１以上の追加の撮像モダリティ、例えばハイブリッドＰＥＴ／ＣＴ、ＰＥＴ／ＭＲ又は他のシステムをも含みうる。図４が検出器１００に対する１つのアプリケーションの非限定的な例であり、非同時放射線又は５１１ｋｅＶガンマ放射線以外の放射線の検出を伴う他の医療及び非医療アプリケーションも考えられる。１つのこのような例は、例えば安全検査アプリケーションにおいて使用されるスキャナの場合に放射性物質検出システムである。
【００５０】
本発明は、好適な実施例を参照して記載されている。修正例及び変更例は、先行する詳細な記載を読み、理解すると他に思い当たるかもしれない。本発明は、全てのこのような修正例及び変更例が添付の請求項及び同等物の範囲内に来る限り、全てのこのような修正例及び変更例を含むと解釈されることが意図される。
【図１】
2010515075.tif 000003
【図２】
2010515075.tif 000004
【図３】
2010515075.tif 000005
【図４】
2010515075.tif 000006
【国際調査報告】
2010515075.tif 000007
2010515075.tif 000008
2010515075.tif 000009
2010515075.tif 000010
2010515075.tif 000011