ВЫСОКОРАЗРЕШАЮЩИЙ ДЕТЕКТОР ДЛЯ МЕДИЦИНСКОЙ ВИЗУАЛИЗАЦИИ
HIGH-RESOLUTION DETECTOR FOR MEDICAL VISUALISATION

Настоящее изобретение относится к детекторам для медицинской визуализирующей техники, например, в однофотонной эмиссионной компьютерной томографии (SPECT) или позитронно-эмиссионной томографии (PET). Типичная конструктивная схема детектора SPECT представлена на фиг.1. Фотоны Р, например гамма-фотоны в случае SPECT, проникают в детектор и бомбардируют сцинтиллирующий кристалл X. Обычно сцинтиллирующий кристалл Х является монолитным блоком йодида натрия. Когда гамма-излучение бомбардирует кристалл X, он испускает яркую вспышку света, которая проникает в фотоэлектронный умножитель (ФЭУ). Фотоэлектронный умножитель (ФЭУ) преобразует вспышку света в электроны, которые последовательно обрабатываются для формирования изображения электронной частью визуализирующей системы. Коллиматор С может служить для ограничения фотонов, проникающих в детектор, фотонами, поступающими с определенной ориентацией, а световод LG служит для распространения света после поглощения одного гамма-фотона.
2
Поскольку медицинская визуализирующая техника продолжает приобретать все большее значение для совершенствования медицинской диагностики и медицинских методов лечения, то существует потребность в обеспечении повышенного качества медицинской визуализации. Стандартные системы SPECT используют камеры Ангера (с неподвижным детектором), состоящие из Nal-кристалла Х и квадратной или гексагональной матрицы фотоэлектронных умножителей (ФЭУ). Камера Ангера имеет действующую площадь около 40·50 см. Пластины сцинтиллятора обычно больше, чем действующая площадь камеры Ангера. Собственная пространственная разрешающая способность камеры Ангера определяется логическими схемами Ангера, алгоритмом с весовыми коэффициентами, который определяет точку взаимодействия для одного гамма-кванта в зависимости от сигнала, измеренного в некоторых соседних фотоэлектронных умножителях (ФЭУ).
Для современных камер Ангера характерны две проблемы. Во-первых, поскольку активная площадь камеры меньше кристаллической пластины Х и матрицы фотоэлектронных умножителей (ФЭУ), то две камеры Ангера нельзя расположить вплотную одну к другой. Такая конструктивная схема применяется, например, в неподвижной 90-градусной системе Cardiac SPECT. Различие размеров обусловлено «потерей» данных на границах детекторов. Данные «теряются» частично по причине отражения на краю кристалла и частично по причине того, что на и за границей кристалла отсутствуют фотоэлектронные умножители (ФЭУ), так что отсутствует возможность выполнения процедуры усреднения в логических схемах Ангера. Во-вторых, собственная пространственная разрешающая способность обычно составляет около 3-4 мм вследствие неточности определения точки, в которой поглощен гамма-квант. Точная пространственная разрешающая способность камеры Ангера зависит от размера применяемых фотоэлектронных умножителей (ФЭУ). Обычные фотоэлектронные умножители (ФЭУ) имеют диаметр от 38 до 76 мм.
В этой связи требуется создать детектор для медицинской визуализации, который снимает, по меньшей мере, одну из упомянутых проблем.
Настоящее изобретение направлено на создание усовершенствованной конструктивной схемы детектора. Предлагается конструктивная схема детектора, обеспечивающего информацию о формируемом изображении на границе сцинтиллятора. Конструктивная схема детектора обеспечивает полную информацию и повышенную пространственную разрешающую способность.
В некоторых вариантах осуществления применяют SiPM (кремниевые фотоумножители), чтобы обеспечить геометрическую зону действия сцинтиллятора и повышенную пространственную разрешающую способность. В подобных конструктивных схемах детекторов пространственная разрешающая способность может быть мельче, чем 2 мм.
В некоторых вариантах осуществления слои SiPM располагают на передней плоскости и задней плоскости для увеличения количества информации, получаемой от сцинтиллятора. Некоторые варианты осуществления содержат слой SiPMs на боковых сторонах сцинтиллятора. Несколько слоев SiPM повышают глубину разрешающей способности по взаимодействию для детектора.
В некоторых вариантах осуществления можно существенно уменьшить общую толщину детектора. Некоторые варианты осуществления характеризуются совокупной толщиной сцинтиллятора, включая любые световоды и любые слои SiPMs, которая меньше, чем 20 мм. Упомянутые варианты осуществления обеспечивают детектор с более элегантной формой и меньшей массой.
На прилагаемых чертежах, которые включены в настоящее описание и являются его частью, показаны варианты осуществления изобретения, которые, совместно с вышеприведенным общим описанием изобретения и нижеследующим подробным описанием служат для иллюстрации принципов настоящего изобретения. Специалисту в данной области техники следует понимать, что упомянутые наглядные варианты осуществления не предполагают ограничения изобретения, а просто дают примеры применения принципов изобретения.
Фиг.1 - конструктивная схема детектора в соответствии с известным уровнем техники.
Фиг.2 - наглядный пример варианта осуществления конструктивной схемы детектора в соответствии с настоящим изобретением.
Фиг.3 - графический вид зависимости между размерами детектора и пространственной разрешающей способностью.
Фиг.4 - альтернативный вариант осуществления конструктивной схемы детектора в соответствии с настоящим изобретением.
Фиг.5 - конструктивная схема детектора в соответствии с известным уровнем техники со значительными участками, в которых не регистрируется изображение.
Фиг.6А и 6В - изображение конструктивной схемы детектора, которая обеспечивает пренебрежимо малую величину участков, в которых не регистрируется изображение.
Фиг.7 - изображение конструктивной схемы детектора, показанной на фиг.6А, применительно к сканированию всего тела.
Фиг.8А - конструктивная схема детектора в соответствии с известным уровнем техники, показанная применительно к пациенту.
Фиг.8В - конструктивная схема детектора, показанная на фиг.6В, применительно к пациенту.
Детектор для медицинской визуализации, описанный в настоящей заявке, обеспечивает повышенную пространственную разрешающую способность и тем самым обеспечивает повышенное качество изображения. Детектор обеспечивает более компактную конструктивную схему и тем самым эффективное использование объема пространства. В некоторых вариантах осуществления вместо фотоэлектронных умножителей применены небольшие лавинные фотодиодные элементы, используемые в ограниченном режиме Гейгера, например кремниевые фотоумножители (SiPM). Применение SiPMs обеспечивает возможность повышения пространственной разрешающей способности и формирования более компактной конструктивной схемы детектора, как дополнительно поясняется далее в настоящем описании.
На фиг.2 представлен наглядный пример варианта осуществления настоящего изобретения. Детектор 10 содержит матрицу SiPM 20 и сцинтиллятор 30. В некоторых вариантах осуществления детектор может также содержать, по меньшей мере, один световод 35 и/или коллиматор 40. Гамма-лучи 44 проникают в детектор 10 через коллиматор 40 и бомбардируют сцинтиллирующий кристалл 30. Аналогично известным сцинтиллирующим кристаллам, когда гамма-лучи ray бомбардируют сцинтиллятор, образуется вспышка света. Затем свет детектируется в SiPM, которые формируют электрические сигналы, которые преобразуются в изображение.
Сцинтиллирующий кристалл 30 может быть йодидом натрия или любым другим сцинтиллирующим материалом, например йодидом цезия, бромидом лантана, хлоридом лантана, оксиортосиликатом лютеция, ортосиликатом лютеция и иттрия, пиросиликатом лютеция, германатом висмута, ортосиликатом гадолиния, ортосиликатом лютеция и гадолиния или другим подходящим материалом. Настоящее изобретение никак не следует ограничивать по сцинтиллятору, поскольку будет пригоден любой сцинтиллятор с достаточной интенсивностью света.
SiPM 20 расположены на передней плоскости 46 кристалла 30. В некоторых вариантах осуществления SiPM 20 расположены также либо на боковых сторонах 47 кристалла 30, либо на задней плоскости 48 кристалла 30, либо в обоих упомянутых местах. Относительно небольшой характерный размер SiPM исключает потерю данных, обусловленную промежутками в конструктивной схеме расположения ФЭУ около границы кристалла. Дополнительные данные можно получать, если детекторы на SiPM присоединены к боковым сторонам 47 и/или к задней плоскости 48 кристалла 30, поскольку тогда логические схемы Ангера можно применять даже с крайними SiPM 20. Поскольку SiPM имеют толщину всего лишь около 0,5 мм, то дополнительные SiPM на боковых сторонах 47 и/или боковой плоскости 48, по существу, не изменяют общий размер конструкции детектора, которая, по существу, значительно меньше, чем традиционная конструкция на ФЭУ, показанная на фиг.1. Традиционная конструкция детектора имеет толщину около 275 мм: около 250 мм занимает матрица фотоэлектронных умножителей (ФЭУ), около 16 мм занимает световод LG и около 10 мм - пластина Х сцинтиллятора. Для сравнения - вариант осуществления, показанный на фиг.2, имеет толщину около 16 мм: около 1 мм занимают два слоя SiPM 20, около 5 мм - два слоя светопроводов 35 и около 10 мм - пластина 30 сцинтиллятора. Очевидно, общую толщину традиционной конструктивной схемы детектора и конструктивной схемы детектора, показанной на фиг.2, можно видоизменять в зависимости от типа применяемого сцинтиллятора, искомой толщины световодов, числа слоев, используемых для световодов и SiPM, и типа SiPM или другого лавинного диода. Однако относительное уменьшение размера, достигаемое в настоящем изобретении, остается значительным. Посредством уменьшения общей толщины конструктивной схемы детектора в 20-30 раз значительно уменьшают общий размер и массу, которую должна нести консоль системы визуализации.
Как показано на фиг.3, размер SiPM 20 и их эффективность детектирования определяют пространственное разрешение детектора. Как показывают результаты моделирования методом Монте-Карло на фиг.3, пространственная разрешающая способность детектора при 25-процентной эффективности детектора и SiPM с размером 10 мм или меньше приблизительно равна 1,5 мм. Моделирование показывает, что SiPM с размерами 10 мм или меньше обычно имеют одинаковую пространственную разрешающую способность, тогда как SiPM с размерами более чем 10 мм имеют разрешающую способность ниже (выражается большими численными значениями). Пространственную разрешающую способность детектора можно также повысить до уровня различения 1 мм или меньше, если обеспечить более высокую эффективность детектирования.
На фиг.4 представлен другой вариант осуществления 10' настоящего изобретения. Компоненты конструкции детектора, в общем, аналогичны компонентам, показанным на фиг.2, однако пластина 30 сцинтиллятора заменена элементами 50 сцинтиллятора. Элементы 50 сцинтиллятора непосредственно сопряжены с SiPM 20 с взаимно-однозначным соответствием. В подобных вариантах осуществления световоды обычно не требуются.
Конструкция 10 детектора, описанная в настоящей заявке, дополнительно обеспечивает измерение глубины взаимодействия (DOI), что возможно благодаря более точным отсчетам, получаемым по причине относительно небольших элементов. Совершенствование измерения DOI имеет особое значение для обеспечения более высокой пространственной разрешающей способности при косом падении. Применение слоя SiPM 20 на задней плоскости 48 кристалла 30 обеспечивает даже дополнительную информацию касательно DOI.
На фиг.6А и 6В показан один вариант выполнения конструктивной схемы детектора, описанного в настоящей заявке. На фиг.5 показано исполнение детектора 100 в соответствии с известным уровнем техники. Конструкция известного детектора 100 формирует зону 110 детектора, которая меньше, чем зона 115 камеры. Следовательно, если две камеры установлены в ряд, как показано на фиг.5, то существуют зоны 120, в которых изображения не формируются, включая невизуализируемую зону между зонами 110 двух детекторов. Для сравнения: если две камеры, использующие конструктивную схему 140 детектора, описанную в настоящей заявке, располагают мозаикой, конгруэнтно, в ряд, как показано на фиг.6В, или сверху вниз, как показано на фиг.6А, то формируется зона сплошного изображения. Такой результат обусловлен тем, что зона 150 детектора равна или почти равна зоне 160 камеры. Остающиеся при этом невизуализируемые зоны 165 ничтожно малы.
Как показано на фиг.7 и 8В, большие сплошные визуализируемые зоны могут быть важны для наблюдения более крупных пациентов или более крупных участков пациентов, например для сцинтиграмм всего тела. Более сплошная зона визуализации позволяет одновременно визуализировать более крупную визуализируемую зону и тем самым сокращать общее время получения сцинтиграммы. Например, при сравнении существующей конструкции 100 детектора, показанной на фиг.8А, с вариантом осуществления новой конструкции 140 детектора, показанной на фиг.8В, можно заметить, как установка нескольких камер, использующих новую конструкцию 140 детектора, обеспечивает более сплошную визуализацию визуализируемой зоны. При современном техническом уровне, показанном на фиг.8А, участки пациента 180 находятся снаружи зоны 110 детектора, вследствие чего создается неполное изображение. Если две камеры размещены в ряд с прилеганием для охвата пациента 180 по всей его ширине, неиспользуемые краевые участки камеры создадут, по существу, невизуализируемые зоны 120 в середине изображения пациента 180. Для сравнения: две камеры при конструктивной схеме 140 детектора, показанной на фиг.8В, обладают зонами 150 детекторов, которые, по существу, равны зоне 160 камеры. Невизуализируемые зоны 165, создаваемые конструктивными схемами 140 детектора, ничтожно малы, что позволяет одновременно визуализировать более крупные зоны. На фиг.7 показано, как такое решение можно применить к получению сцинтиграммы всего тела с использованием трех камер.
Настоящее изобретение описано со ссылкой на, по меньшей мере, один предпочтительный вариант осуществления. Несомненно, после прочтения и глубокого изучения настоящего описания специалисту станут очевидными модификации и варианты. Предполагается, что все подобные модификации, комбинации и варианты охвачены в той мере, насколько они находятся в пределах объема прилагаемой формулы изобретения или ее эквивалентов.