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市販の臨床陽電子放出断層撮影（PET）検出器は、狭い端に光学的に接続された長い（[式：テキストを参照] 20 mmの長さ）および狭い（4〜5 mmの幅）シンチレーション結晶を使用します。この従来のクリスタルロッド構成と511 KEV光子減衰特性のアスペクト比は、結晶の511 KEV光子相互作用の深さの変動により、シンチレーション光収集効率と光検出器への輸送時間に大きな変動をもたらします。これらの分散は、偶然の時間分解能の劣化に大きく貢献します。代わりに、結晶が長い側のフォトセンサーに結合された場合、ほぼ完全な光収集効率を達成し、光子輸送時間ジッターを縮小します。この作業では、LGSO：CE（0.025 mol％）結晶の達成可能な偶然の時間分解能（CTR）を、短い端または長い面のシリコン光運動障害（SIPM）と光学的に結合したときに長さ3〜20 mmを比較します。この「サイドリードアウト」構成では、102±2 ps FWHMのCTRが[式：テキストを参照] MM3結晶で測定されました[式：テキストを参照] MM2 SENSL-J SIPMSを使用して、リーディングエッジタイムピックオフと単一の単一タイミングチャネル。これは、同じ結晶が単一の[式：テキストを参照] MM2 SIPMと狭い端に結合された場合、137±3 ps fwhmのCTRとは対照的です。さらに、Cramér-rao下限（CRLB）を介したサイドリードアウトを使用したCTRの統計的限界をさらに研究します。これは、フォトセンサーテクノロジーをさらに改善し、高速現象を活用して最終的に10 PS FWHM Ctrを達成するための進行中の作業を考慮して考慮します。このサイドリードアウト構成を使用したスケーラブルなフロントエンド信号処理読み出し電子機器の潜在的な設計側面について説明します。全体として、サイドリードアウト構成は、100 PS CTR臨床PET検出器の即時ソリューションを提供し、10 PS FWHM CTRを達成するための将来の努力を禁止する要因を緩和することを実証します。
市販の臨床陽電子放出断層撮影（PET）検出器は、狭い端に光学的に接続された長い（[式：テキストを参照] 20 mmの長さ）および狭い（4〜5 mmの幅）シンチレーション結晶を使用します。この従来のクリスタルロッド構成と511 KEV光子減衰特性のアスペクト比は、結晶の511 KEV光子相互作用の深さの変動により、シンチレーション光収集効率と光検出器への輸送時間に大きな変動をもたらします。これらの分散は、偶然の時間分解能の劣化に大きく貢献します。代わりに、結晶が長い側のフォトセンサーに結合された場合、ほぼ完全な光収集効率を達成し、光子輸送時間ジッターを縮小します。この作業では、LGSO：CE（0.025 mol％）結晶の達成可能な偶然の時間分解能（CTR）を、短い端または長い面のシリコン光運動障害（SIPM）と光学的に結合したときに長さ3〜20 mmを比較します。この「サイドリードアウト」構成では、102±2 ps FWHMのCTRが[式：テキストを参照] MM3結晶で測定されました[式：テキストを参照] MM2 SENSL-J SIPMSを使用して、リーディングエッジタイムピックオフと単一の単一タイミングチャネル。これは、同じ結晶が単一の[式：テキストを参照] MM2 SIPMと狭い端に結合された場合、137±3 ps fwhmのCTRとは対照的です。さらに、Cramér-rao下限（CRLB）を介したサイドリードアウトを使用したCTRの統計的限界をさらに研究します。これは、フォトセンサーテクノロジーをさらに改善し、高速現象を活用して最終的に10 PS FWHM Ctrを達成するための進行中の作業を考慮して考慮します。このサイドリードアウト構成を使用したスケーラブルなフロントエンド信号処理読み出し電子機器の潜在的な設計側面について説明します。全体として、サイドリードアウト構成は、100 PS CTR臨床PET検出器の即時ソリューションを提供し、10 PS FWHM CTRを達成するための将来の努力を禁止する要因を緩和することを実証します。
Commercially available clinical positron emission tomography (PET) detectors employ scintillation crystals that are long ([Formula: see text]20 mm length) and narrow (4-5 mm width) optically coupled on their narrow end to a photosensor. The aspect ratio of this traditional crystal rod configuration and 511 keV photon attenuation properties yield significant variances in scintillation light collection efficiency and transit time to the photodetector, due to variations in the 511 keV photon interaction depth in the crystal. These variances contribute significant to coincidence time resolution degradation. If instead, crystals are coupled to a photosensor on their long side, near-complete light collection efficiency can be achieved, and scintillation photon transit time jitter is reduced. In this work, we compare the achievable coincidence time resolution (CTR) of LGSO:Ce(0.025 mol%) crystals 3-20 mm in length when optically coupled to silicon photomultipliers (SiPMs) on either their short end or long side face. In this 'side readout' configuration, a CTR of 102 ± 2 ps FWHM was measured with [Formula: see text] mm3 crystals coupled to rows of [Formula: see text] mm2 SensL-J SiPMs using leading edge time pickoff and a single timing channel. This is in contrast to a CTR of 137 ± 3 ps FWHM when the same crystals were coupled to single [Formula: see text] mm2 SiPMs on their narrow ends. We further study the statistical limit on CTR using side readout via the Cramér-Rao lower bound (CRLB), with consideration given to ongoing work to further improve photosensor technologies and exploit fast phenomena to ultimately achieve 10 ps FWHM CTR. Potential design aspects of scalable front-end signal processing readout electronics using this side readout configuration are discussed. Altogether, we demonstrate that the side readout configuration offers an immediate solution for 100 ps CTR clinical PET detectors and mitigates factors prohibiting future efforts to achieve 10 ps FWHM CTR.
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