JP2001159682A - 核医学装置 - Google Patents
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 本発明は、放射線収集効率や空間分解能を低
下させることなく、エネルギー分解能を向上させ、これ
によりＰＥＴ装置としての性能を保持しつつＳＰＥＣＴ
装置としての性能を向上させたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用
装置としての核医学装置を提供することにある。 【解決手段】 放射線検出器３８、３９は、放射線入射
面３８ａ、３９ａ側に配置され、シングルフォトンに起
因して放出された１４０ｋｅＶのエネルギーを有するガ
ンマ線を吸収して検出する半導体検出器ユニット２０
ａ、２０ｂと、半導体検出器ユニット２０ａ、２０ｂを
挟んで放射線入射面３８ａ、３９ａ側とは反対側に配置
され、ポジトロンに起因して放出された５１１ｋｅＶの
エネルギーを有するガンマ線を検出するシンチレーショ
ン検出器ユニット３０ａ、３０ｂとを備えている。
下させることなく、エネルギー分解能を向上させ、これ
によりＰＥＴ装置としての性能を保持しつつＳＰＥＣＴ
装置としての性能を向上させたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用
装置としての核医学装置を提供することにある。 【解決手段】 放射線検出器３８、３９は、放射線入射
面３８ａ、３９ａ側に配置され、シングルフォトンに起
因して放出された１４０ｋｅＶのエネルギーを有するガ
ンマ線を吸収して検出する半導体検出器ユニット２０
ａ、２０ｂと、半導体検出器ユニット２０ａ、２０ｂを
挟んで放射線入射面３８ａ、３９ａ側とは反対側に配置
され、ポジトロンに起因して放出された５１１ｋｅＶの
エネルギーを有するガンマ線を検出するシンチレーショ
ン検出器ユニット３０ａ、３０ｂとを備えている。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、例えば、患者など
の被検体に放射性同位元素（ラジオアイソトープ、Ｒ
Ｉ）で標識された放射性医薬品を投与し、この被検体内
のＲＩから放出されるガンマ（γ）線のような放射線を
１次元的または２次元的に一定時間検出することによっ
て被検体のＲＩ分布像などを取得するための核医学装置
に関する。
の被検体に放射性同位元素（ラジオアイソトープ、Ｒ
Ｉ）で標識された放射性医薬品を投与し、この被検体内
のＲＩから放出されるガンマ（γ）線のような放射線を
１次元的または２次元的に一定時間検出することによっ
て被検体のＲＩ分布像などを取得するための核医学装置
に関する。
【０００２】
【従来の技術】例えば、患者などの被検体にＲＩを投与
し、この被検体から放出されるガンマ線のような放射線
を１次元的または２次元的に検出して被検体内のＲＩ分
布を取得することにより、その体内の病変部、血流量、
脂肪酸代謝量などの機能分布像を表示するシングルフォ
トンエミッションコンピュータ断層法（ＳＰＥＣＴ）を
用いたＳＰＥＣＴ装置や、複数の放射線検出器を備え、
ポジトロン（陽電子）がエレクトロン（陰電子）と結合
して消滅する際に１８０°方向に放出されるガンマ線を
同時に検出してイメージングを行う同時計数ポジトロン
エミッションコンピュータ断層法（ＰＥＴ）を用いた同
時計数ＰＥＴ装置が知られている。また、最近では、Ｓ
ＰＥＣＴと同時計数ＰＥＴを行うために複数の放射線検
出器を備えたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置が知られるよ
うになってきている。これらの装置全般を核医学装置と
総称する。
し、この被検体から放出されるガンマ線のような放射線
を１次元的または２次元的に検出して被検体内のＲＩ分
布を取得することにより、その体内の病変部、血流量、
脂肪酸代謝量などの機能分布像を表示するシングルフォ
トンエミッションコンピュータ断層法（ＳＰＥＣＴ）を
用いたＳＰＥＣＴ装置や、複数の放射線検出器を備え、
ポジトロン（陽電子）がエレクトロン（陰電子）と結合
して消滅する際に１８０°方向に放出されるガンマ線を
同時に検出してイメージングを行う同時計数ポジトロン
エミッションコンピュータ断層法（ＰＥＴ）を用いた同
時計数ＰＥＴ装置が知られている。また、最近では、Ｓ
ＰＥＣＴと同時計数ＰＥＴを行うために複数の放射線検
出器を備えたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置が知られるよ
うになってきている。これらの装置全般を核医学装置と
総称する。
【０００３】シングルフォトン放出核種のＲＩを被検体
に投与し、シングルフォトンを対象としたＳＰＥＣＴ収
集を行うＳＰＥＣＴ装置に用いられる放射線検出器は、
ＮａＩ（ヨウ化ナトリウム）シンチレータの背面側（被
検体から放出される放射線が入射する面（放射線入射
面）側とは反対側）に複数の光電子増倍管（ＰＭＴ）を
２次元的に配列するシンチレーション検出器ユニットに
よって構成されている。このシンチレーション検出器ユ
ニットでは、各光電子増倍管の出力信号の強度の変化を
基にしてガンマ線の入射位置が計算されるので、ガンマ
線の入射毎にその位置計算を行い、その計算結果をメモ
リに記憶し、またその計算結果を基に画像再構成を行っ
て種々のＲＩ画像を取得する。
に投与し、シングルフォトンを対象としたＳＰＥＣＴ収
集を行うＳＰＥＣＴ装置に用いられる放射線検出器は、
ＮａＩ（ヨウ化ナトリウム）シンチレータの背面側（被
検体から放出される放射線が入射する面（放射線入射
面）側とは反対側）に複数の光電子増倍管（ＰＭＴ）を
２次元的に配列するシンチレーション検出器ユニットに
よって構成されている。このシンチレーション検出器ユ
ニットでは、各光電子増倍管の出力信号の強度の変化を
基にしてガンマ線の入射位置が計算されるので、ガンマ
線の入射毎にその位置計算を行い、その計算結果をメモ
リに記憶し、またその計算結果を基に画像再構成を行っ
て種々のＲＩ画像を取得する。
【０００４】また、ポジトロン放出核種によるＰＥＴ収
集を行うＰＥＴ装置に用いられる放射線検出器は、ＢＧ
Ｏ（酸化ビスマスゲルマニウム）、ＬＳＯ（Ｌｕｔｅｔ
ｉｕｍ ｏｘｙｏｒｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）、またはＹ
ＳＯ（Ｙｕｒｉｕｍ ｏｘｙｏｒｈｏｓｉｌｉｃａｔ
ｅ）などのシンチレータの背面側に複数の光電子増倍管
を上述したＳＰＥＣＴ装置の場合と同様に２次元的に配
列するシンチレーション検出器ユニットによって構成さ
れている。これは、ＢＧＯ、ＬＳＯ、またはＹＳＯなど
で構成されるシンチレータは、ＮａＩシンチレータと比
較してガンマ線に対する放射線阻止能が高く、特に５１
１ｋｅＶ程度の高エネルギーを有するガンマ線を収集す
るのに適しているからである。
集を行うＰＥＴ装置に用いられる放射線検出器は、ＢＧ
Ｏ（酸化ビスマスゲルマニウム）、ＬＳＯ（Ｌｕｔｅｔ
ｉｕｍ ｏｘｙｏｒｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）、またはＹ
ＳＯ（Ｙｕｒｉｕｍ ｏｘｙｏｒｈｏｓｉｌｉｃａｔ
ｅ）などのシンチレータの背面側に複数の光電子増倍管
を上述したＳＰＥＣＴ装置の場合と同様に２次元的に配
列するシンチレーション検出器ユニットによって構成さ
れている。これは、ＢＧＯ、ＬＳＯ、またはＹＳＯなど
で構成されるシンチレータは、ＮａＩシンチレータと比
較してガンマ線に対する放射線阻止能が高く、特に５１
１ｋｅＶ程度の高エネルギーを有するガンマ線を収集す
るのに適しているからである。
【０００５】なお、ＮａＩシンチレータとＢＧＯ、ＬＳ
Ｏ、またはＹＳＯなどのシンチレータとを光学的に組み
合わせたシンチレーション検出器ユニットを有する放射
線検出器を備えたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置も知られ
ている。
Ｏ、またはＹＳＯなどのシンチレータとを光学的に組み
合わせたシンチレーション検出器ユニットを有する放射
線検出器を備えたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置も知られ
ている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】ところで、上述したよ
うに、従来の核医学装置の一例であるＳＰＥＣＴ／ＰＥ
Ｔ兼用装置に用いられている放射線検出器は、ＰＥＴ収
集のために使用される例えばＢＧＯ（またはＬＳＯ、Ｙ
ＳＯなど）シンチレータによって構成されるＢＧＯシン
チレーション検出器ユニットと、このＢＧＯシンチレー
ション検出器ユニットよりも放射線入射面側に配置さ
れ、ＳＰＥＣＴ収集のために使用されるＮａＩシンチレ
ータによって構成されるＮａＩシンチレーション検出器
ユニットとを備えている。従って、ＳＰＥＣＴ収集を行
う場合には、ＮａＩシンチレーション検出器ユニットに
よってシングルフォトン核種に起因して被検体から放出
される１４０ｋｅＶ程度のエネルギーを有するガンマ線
を検出している。また、ＰＥＴ収集を行う場合には、例
えばＢＧＯシンチレーション検出器ユニットによってポ
ジトロン核種に起因して被検体から放出される５１１ｋ
ｅＶ程度のエネルギーを有するガンマ線を検出してい
る。
うに、従来の核医学装置の一例であるＳＰＥＣＴ／ＰＥ
Ｔ兼用装置に用いられている放射線検出器は、ＰＥＴ収
集のために使用される例えばＢＧＯ（またはＬＳＯ、Ｙ
ＳＯなど）シンチレータによって構成されるＢＧＯシン
チレーション検出器ユニットと、このＢＧＯシンチレー
ション検出器ユニットよりも放射線入射面側に配置さ
れ、ＳＰＥＣＴ収集のために使用されるＮａＩシンチレ
ータによって構成されるＮａＩシンチレーション検出器
ユニットとを備えている。従って、ＳＰＥＣＴ収集を行
う場合には、ＮａＩシンチレーション検出器ユニットに
よってシングルフォトン核種に起因して被検体から放出
される１４０ｋｅＶ程度のエネルギーを有するガンマ線
を検出している。また、ＰＥＴ収集を行う場合には、例
えばＢＧＯシンチレーション検出器ユニットによってポ
ジトロン核種に起因して被検体から放出される５１１ｋ
ｅＶ程度のエネルギーを有するガンマ線を検出してい
る。
【０００７】しかし、上述したＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用
装置に用いられている放射線検出器においては、ライト
ガイドを介して光電子増倍管をＮａＩシンチレータに直
接接続することができなかった。これは、ＮａＩシンチ
レータと光電子増倍管の間に例えばＢＧＯシンチレータ
が配置されていたため、光電子増倍管とＮａＩシンチレ
ータを離して配置しなければならなかったからである。
これによって、ＮａＩシンチレータによるＳＰＥＣＴ収
集においては例えば空間分解能が低下するという問題が
ある。
装置に用いられている放射線検出器においては、ライト
ガイドを介して光電子増倍管をＮａＩシンチレータに直
接接続することができなかった。これは、ＮａＩシンチ
レータと光電子増倍管の間に例えばＢＧＯシンチレータ
が配置されていたため、光電子増倍管とＮａＩシンチレ
ータを離して配置しなければならなかったからである。
これによって、ＮａＩシンチレータによるＳＰＥＣＴ収
集においては例えば空間分解能が低下するという問題が
ある。
【０００８】本発明は上記事情に鑑みてなされたもので
あり、本発明の目的は、放射線が入射する放射線入射面
側に半導体検出器ユニットを配置し、この半導体検出器
ユニットを挟んで放射線入射面側とは反対側にシンチレ
ーション検出器ユニットを配置して放射線検出器を構成
することにより、放射線収集効率や空間分解能を低下さ
せることなく、エネルギー分解能を向上させ、これによ
りＰＥＴ装置としての性能を保持しつつＳＰＥＣＴ装置
としての性能を向上させたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置
としての核医学装置を提供することにある。
あり、本発明の目的は、放射線が入射する放射線入射面
側に半導体検出器ユニットを配置し、この半導体検出器
ユニットを挟んで放射線入射面側とは反対側にシンチレ
ーション検出器ユニットを配置して放射線検出器を構成
することにより、放射線収集効率や空間分解能を低下さ
せることなく、エネルギー分解能を向上させ、これによ
りＰＥＴ装置としての性能を保持しつつＳＰＥＣＴ装置
としての性能を向上させたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置
としての核医学装置を提供することにある。
【０００９】
【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、請求項１に記載の発明は、被検体に投与された放射
性同位元素から放出される放射線を検出する複数の放射
線検出器を有する核医学装置において、各放射線検出器
は、前記放射線が入射する放射線入射面側に配置されて
いる半導体検出器ユニットと、前記半導体検出器ユニッ
トを挟んで前記放射線入射面側とは反対側に配置されて
いるシンチレーション検出器ユニットとを備えているこ
とを特徴とする。
に、請求項１に記載の発明は、被検体に投与された放射
性同位元素から放出される放射線を検出する複数の放射
線検出器を有する核医学装置において、各放射線検出器
は、前記放射線が入射する放射線入射面側に配置されて
いる半導体検出器ユニットと、前記半導体検出器ユニッ
トを挟んで前記放射線入射面側とは反対側に配置されて
いるシンチレーション検出器ユニットとを備えているこ
とを特徴とする。
【００１０】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態につい
て図面を参照して説明する。
て図面を参照して説明する。
【００１１】図１は本発明の実施の形態の核医学装置の
一例であるＳＰＥＣＴ（シングルフォトンエミッション
コンピュータ断層法）／ＰＥＴ（ポジトロンエミッショ
ンコンピュータ断層法）兼用装置の外観構成を示す図、
図２は本発明の実施の形態の核医学装置の一例であるＳ
ＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置における放射線検出器と被検
体の位置関係を示す図、図３は本発明の実施の形態の核
医学装置の一例であるＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置の構
成を示すブロック図である。
一例であるＳＰＥＣＴ（シングルフォトンエミッション
コンピュータ断層法）／ＰＥＴ（ポジトロンエミッショ
ンコンピュータ断層法）兼用装置の外観構成を示す図、
図２は本発明の実施の形態の核医学装置の一例であるＳ
ＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置における放射線検出器と被検
体の位置関係を示す図、図３は本発明の実施の形態の核
医学装置の一例であるＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置の構
成を示すブロック図である。
【００１２】図１、図２、および図３において、本発明
の実施の形態の核医学装置は、患者などの被検体Ｐの体
軸方向（Ｚ方向）に沿って設けられている走行レール４
５上を移動可能に設置されているスタンドベース４１
ａ、４１ｂと、スタンドベース４１ａ、４１ｂを走行レ
ール４５上で走行させるための走行機構７１ａ、７１ｂ
と、スタンドベース４５の２つの支柱（図示しない）に
よって支持されている固定リング４７ａ、４７ｂと、固
定リング４７ａ、４７ｂに対して回転可能に設けられ、
被検体Ｐの周りを回転する回転リング４９ａ、４９ｂ
と、回転リング４９ａ、４９ｂを回転させるための回転
機構７２ａ、７２ｂと、放射性同位元素（ラジオアイソ
トープ、ＲＩ）が投与された被検体Ｐから放出されるガ
ンマ（γ）線のような放射線を放射線入射面３８ａ、３
９ａを通して検出する複数の放射線検出器３８、３９
と、放射線検出器３８、３９を支持するための支持アー
ム５９ａ、５９ｂを有し、放射線検出器３８、３９を３
次元的に移動させるための移動機構５７ａ、５７ｂと、
被検体Ｐを載せるための天板３３ａを有する寝台３３
と、寝台３３を駆動して上下方向（Ｙ方向）などに移動
させるための駆動ユニット７４と、走行機構７１ａ、７
１ｂ、回転機構７２ａ、７２ｂ、移動機構５７ａ、５７
ｂ、および駆動ユニット７４の動作をそれぞれ制御する
制御ユニット７０と、放射線検出器３８、３９からの種
々の出力信号（アドレス信号、エネルギー信号、トリガ
信号など）に対して信号処理を行う信号処理ユニット７
７と、信号処理ユニット７７によって得られた放射線に
関する情報を基にして画像再構成を行う画像再構成ユニ
ット７５と、画像再構成ユニット７５によって再構成さ
れた種々のＲＩ画像などを表示する表示ユニット７６と
を備えている。
の実施の形態の核医学装置は、患者などの被検体Ｐの体
軸方向（Ｚ方向）に沿って設けられている走行レール４
５上を移動可能に設置されているスタンドベース４１
ａ、４１ｂと、スタンドベース４１ａ、４１ｂを走行レ
ール４５上で走行させるための走行機構７１ａ、７１ｂ
と、スタンドベース４５の２つの支柱（図示しない）に
よって支持されている固定リング４７ａ、４７ｂと、固
定リング４７ａ、４７ｂに対して回転可能に設けられ、
被検体Ｐの周りを回転する回転リング４９ａ、４９ｂ
と、回転リング４９ａ、４９ｂを回転させるための回転
機構７２ａ、７２ｂと、放射性同位元素（ラジオアイソ
トープ、ＲＩ）が投与された被検体Ｐから放出されるガ
ンマ（γ）線のような放射線を放射線入射面３８ａ、３
９ａを通して検出する複数の放射線検出器３８、３９
と、放射線検出器３８、３９を支持するための支持アー
ム５９ａ、５９ｂを有し、放射線検出器３８、３９を３
次元的に移動させるための移動機構５７ａ、５７ｂと、
被検体Ｐを載せるための天板３３ａを有する寝台３３
と、寝台３３を駆動して上下方向（Ｙ方向）などに移動
させるための駆動ユニット７４と、走行機構７１ａ、７
１ｂ、回転機構７２ａ、７２ｂ、移動機構５７ａ、５７
ｂ、および駆動ユニット７４の動作をそれぞれ制御する
制御ユニット７０と、放射線検出器３８、３９からの種
々の出力信号（アドレス信号、エネルギー信号、トリガ
信号など）に対して信号処理を行う信号処理ユニット７
７と、信号処理ユニット７７によって得られた放射線に
関する情報を基にして画像再構成を行う画像再構成ユニ
ット７５と、画像再構成ユニット７５によって再構成さ
れた種々のＲＩ画像などを表示する表示ユニット７６と
を備えている。
【００１３】なお、放射線検出器３８、３９は、放射線
入射面３８ａ、３９ａ側に配置され、ＳＰＥＣＴ収集を
行うためにシングルフォトンに起因して放出されるガン
マ線を検出する半導体検出器ユニット２０ａ、２０ｂ
と、半導体検出器ユニット２０ａ、２０ｂを挟んで放射
線入射面３８ａ、３９ａ側とは反対側（背面側）に配置
され、ＰＥＴ収集を行うためにポジトロンに起因して放
出されるガンマ線を検出するシンチレーション検出器ユ
ニット３０ａ、３０ｂとを備えている。
入射面３８ａ、３９ａ側に配置され、ＳＰＥＣＴ収集を
行うためにシングルフォトンに起因して放出されるガン
マ線を検出する半導体検出器ユニット２０ａ、２０ｂ
と、半導体検出器ユニット２０ａ、２０ｂを挟んで放射
線入射面３８ａ、３９ａ側とは反対側（背面側）に配置
され、ＰＥＴ収集を行うためにポジトロンに起因して放
出されるガンマ線を検出するシンチレーション検出器ユ
ニット３０ａ、３０ｂとを備えている。
【００１４】また、回転機構７２ａ、７２ｂは、駆動モ
ータ５１ａ、５１ｂと、駆動モータ５１ａ、５１ｂの駆
動軸に設けられた駆動ギア５３ａ、５３ｂと、駆動ギア
５３ａ、５３ｂと回転リング４９ａ、４９ｂを連動させ
るためのベルト５５ａ、５５ｂとによって構成されてい
る。
ータ５１ａ、５１ｂと、駆動モータ５１ａ、５１ｂの駆
動軸に設けられた駆動ギア５３ａ、５３ｂと、駆動ギア
５３ａ、５３ｂと回転リング４９ａ、４９ｂを連動させ
るためのベルト５５ａ、５５ｂとによって構成されてい
る。
【００１５】さらに、信号処理ユニット７７は、ＰＥＴ
収集を行う場合において放射線検出器３８、３９に入射
したガンマ線がポジトロンに起因して同時に放出された
かどうかを判断する同時計数計測回路７７ａと、放射線
検出器３８、３９に入射したガンマ線の入射位置を計算
する入射位置計算回路７７ｂとを備えている。
収集を行う場合において放射線検出器３８、３９に入射
したガンマ線がポジトロンに起因して同時に放出された
かどうかを判断する同時計数計測回路７７ａと、放射線
検出器３８、３９に入射したガンマ線の入射位置を計算
する入射位置計算回路７７ｂとを備えている。
【００１６】以上のように構成されている核医学装置に
おいて、制御ユニット７０の制御の下で、回転機構７２
ａ、７２ｂによって回転リング４９ａ、４９ｂを回転さ
せ、放射線検出器３８、３９を被検体Ｐの周りで移動さ
せることによって被検体Ｐを放射線検出器３８、３９の
有効視野から外さないようにする。これにより、被検体
Ｐから放出されたガンマ線を放射線検出器３８、３９に
よって検出し、放射線検出器３８、３９からの出力信号
を基に信号処理ユニット７７によって信号処理して入射
ガンマ線に関する情報を取得し、取得した情報を基にし
て画像再構成ユニット７５において画像再構成処理を行
い、その処理結果をＲＩ画像などとして表示ユニット７
６に表示している。
おいて、制御ユニット７０の制御の下で、回転機構７２
ａ、７２ｂによって回転リング４９ａ、４９ｂを回転さ
せ、放射線検出器３８、３９を被検体Ｐの周りで移動さ
せることによって被検体Ｐを放射線検出器３８、３９の
有効視野から外さないようにする。これにより、被検体
Ｐから放出されたガンマ線を放射線検出器３８、３９に
よって検出し、放射線検出器３８、３９からの出力信号
を基に信号処理ユニット７７によって信号処理して入射
ガンマ線に関する情報を取得し、取得した情報を基にし
て画像再構成ユニット７５において画像再構成処理を行
い、その処理結果をＲＩ画像などとして表示ユニット７
６に表示している。
【００１７】図４は本発明の実施の形態の核医学装置に
おいて用いられる放射線検出器の構成を示す図である。
図４に示す本発明の実施の形態の放射線検出器３８は、
上述したように、被検体Ｐから放出されたガンマ線が入
射する放射線入射面３８ａ側に配置されている半導体検
出器ユニット２０ａと、半導体検出器ユニット２０ａを
挟んで放射線入射面３８ａ側とは反対側（背面側）に配
置されているシンチレーション検出器ユニット３０ａと
を備えている。なお、放射線検出器３９は放射線検出器
３８と同一の構成を有している。
おいて用いられる放射線検出器の構成を示す図である。
図４に示す本発明の実施の形態の放射線検出器３８は、
上述したように、被検体Ｐから放出されたガンマ線が入
射する放射線入射面３８ａ側に配置されている半導体検
出器ユニット２０ａと、半導体検出器ユニット２０ａを
挟んで放射線入射面３８ａ側とは反対側（背面側）に配
置されているシンチレーション検出器ユニット３０ａと
を備えている。なお、放射線検出器３９は放射線検出器
３８と同一の構成を有している。
【００１８】半導体検出器ユニット２０ａは、放射線入
射面側３８ａに配置され、被検体Ｐから放出されたガン
マ線を検出する半導体検出器アレイ１０と、半導体検出
器アレイ１０に隣接してその周囲（側面）に配置され、
半導体検出器アレイ１０によって検出されたガンマ線に
関する信号の検出処理を行う検出処理回路１４ａとによ
って構成されている。
射面側３８ａに配置され、被検体Ｐから放出されたガン
マ線を検出する半導体検出器アレイ１０と、半導体検出
器アレイ１０に隣接してその周囲（側面）に配置され、
半導体検出器アレイ１０によって検出されたガンマ線に
関する信号の検出処理を行う検出処理回路１４ａとによ
って構成されている。
【００１９】ここで、検出処理回路１４ａを半導体検出
器アレイ１０の周囲に隣接して配置したのは次のような
理由からである。すなわち、例えば検出処理回路１４ａ
を半導体検出器アレイ１０の背面側に配置した場合、こ
れはガンマ線の入射経路に位置することになるので、検
出処理回路１４ａの存在によりガンマ線が減衰してしま
う。従って、ＰＥＴ収集においてシンチレーション検出
器ユニット３０ａによって検出されるガンマ線が少なく
なり、これにより放射線検出器としての検出感度が低下
してしまうからである。
器アレイ１０の周囲に隣接して配置したのは次のような
理由からである。すなわち、例えば検出処理回路１４ａ
を半導体検出器アレイ１０の背面側に配置した場合、こ
れはガンマ線の入射経路に位置することになるので、検
出処理回路１４ａの存在によりガンマ線が減衰してしま
う。従って、ＰＥＴ収集においてシンチレーション検出
器ユニット３０ａによって検出されるガンマ線が少なく
なり、これにより放射線検出器としての検出感度が低下
してしまうからである。
【００２０】半導体検出器アレイ１０は、１次元または
２次元に配列された放射線検出素子として用いられる複
数の半導体セルなどによって構成されている。各半導体
セルは、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）やテルル化カ
ドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）などの半導体によって構
成されている。従って、このように構成されている半導
体検出器ユニット２０ａを用いることにより、エネルギ
ー分解能を飛躍的に向上させることができる。また、光
電子増倍管を用いた従来のアンガー型の放射線検出器の
場合のようにガンマ線の入射位置を計算によって求める
のではなく、各半導体セルの配置位置からガンマ線の入
射位置を求めているので、空間分解能を向上させること
ができる。
２次元に配列された放射線検出素子として用いられる複
数の半導体セルなどによって構成されている。各半導体
セルは、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）やテルル化カ
ドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）などの半導体によって構
成されている。従って、このように構成されている半導
体検出器ユニット２０ａを用いることにより、エネルギ
ー分解能を飛躍的に向上させることができる。また、光
電子増倍管を用いた従来のアンガー型の放射線検出器の
場合のようにガンマ線の入射位置を計算によって求める
のではなく、各半導体セルの配置位置からガンマ線の入
射位置を求めているので、空間分解能を向上させること
ができる。
【００２１】半導体検出器アレイ１０を構成する各半導
体セルにはガンマ線が入射する方向に対して平行な方向
に高電圧印加電極および信号取り出し電極（それぞれ図
示しない）が配置されている。高電圧印加電極は半導体
セルに高電圧回路（図示しない）から供給された高電圧
を印加するために用いられ、信号取り出し電極は高電圧
が印加されている半導体セルから入射ガンマ線に起因す
る信号を取り出すために用いられる。
体セルにはガンマ線が入射する方向に対して平行な方向
に高電圧印加電極および信号取り出し電極（それぞれ図
示しない）が配置されている。高電圧印加電極は半導体
セルに高電圧回路（図示しない）から供給された高電圧
を印加するために用いられ、信号取り出し電極は高電圧
が印加されている半導体セルから入射ガンマ線に起因す
る信号を取り出すために用いられる。
【００２２】また、各半導体セルは、１４０ｋｅＶ程度
の比較的低いエネルギーを有するガンマ線に対してある
程度の放射線阻止能を持つ厚さ（比較的高い放射線阻止
能を持つ厚さ）を有し、かつ５１１ｋｅＶ程度の比較的
高いエネルギーを有するガンマ線に対してある程度の放
射線阻止能しか持たない厚さ（比較的低い放射線阻止能
を持つ厚さ）を有している。
の比較的低いエネルギーを有するガンマ線に対してある
程度の放射線阻止能を持つ厚さ（比較的高い放射線阻止
能を持つ厚さ）を有し、かつ５１１ｋｅＶ程度の比較的
高いエネルギーを有するガンマ線に対してある程度の放
射線阻止能しか持たない厚さ（比較的低い放射線阻止能
を持つ厚さ）を有している。
【００２３】従って、複数の半導体セルで構成される半
導体検出器アレイ１０は、ポジトロンに起因して放出さ
れた５１１ｋｅＶ程度のエネルギーを有するガンマ線に
関してはそれをほとんど吸収することなく通過させ、シ
ングルフォトンに起因して放出された１４０ｋｅＶ程度
のエネルギーを有するガンマ線に関してはそれを吸収し
て検出する。これにより、従来のＰＥＴ装置で用いられ
ている放射線検出器の場合と同程度に入射ガンマ線の収
集効率を保持することが可能となる。
導体検出器アレイ１０は、ポジトロンに起因して放出さ
れた５１１ｋｅＶ程度のエネルギーを有するガンマ線に
関してはそれをほとんど吸収することなく通過させ、シ
ングルフォトンに起因して放出された１４０ｋｅＶ程度
のエネルギーを有するガンマ線に関してはそれを吸収し
て検出する。これにより、従来のＰＥＴ装置で用いられ
ている放射線検出器の場合と同程度に入射ガンマ線の収
集効率を保持することが可能となる。
【００２４】検出処理回路１４ａは、半導体検出器アレ
イ１０によって検出したガンマ線に関する信号の検出処
理を行い、アドレス信号およびエネルギー信号を取得す
る。これらの信号は信号処理ユニット７７に出力され
る。なお、ここで、アドレス信号はガンマ線を検出した
半導体セルのアドレス（配置位置）を示す信号であり、
エネルギー信号は半導体セルで検出されたガンマ線のエ
ネルギーを示す信号である。
イ１０によって検出したガンマ線に関する信号の検出処
理を行い、アドレス信号およびエネルギー信号を取得す
る。これらの信号は信号処理ユニット７７に出力され
る。なお、ここで、アドレス信号はガンマ線を検出した
半導体セルのアドレス（配置位置）を示す信号であり、
エネルギー信号は半導体セルで検出されたガンマ線のエ
ネルギーを示す信号である。
【００２５】信号処理ユニット７７内の入射位置計算回
路７７ｂでは、検出処理回路１４ａから出力されたアド
レス信号およびエネルギー信号を基にしてガンマ線の入
射位置を計算している。
路７７ｂでは、検出処理回路１４ａから出力されたアド
レス信号およびエネルギー信号を基にしてガンマ線の入
射位置を計算している。
【００２６】一方、シンチレーション検出器ユニット３
０ａは、従来のＰＥＴ装置において用いられるシンチレ
ーション検出器ユニットの場合と同様に、入射したガン
マ線を光に変換するシンチレータ１１と、シンチレータ
１１で変換された光をガイドするライトガイド１２と、
ライトガイド１２によりガイドされた光をその光量に応
じて電気信号に変換する複数の光電子増倍管１３と、光
電子増倍管１３の出力信号を基にして入射したガンマ線
に関する信号の検出処理を行う検出処理回路１４ｂとに
よって構成されている。従って、シンチレーション検出
器ユニット３０ａにおいてシンチレータ１１と光電子増
倍管１３はライトガイド１２を介して隣接して配置され
ているので、空間分解能の低下を避けることができる。
０ａは、従来のＰＥＴ装置において用いられるシンチレ
ーション検出器ユニットの場合と同様に、入射したガン
マ線を光に変換するシンチレータ１１と、シンチレータ
１１で変換された光をガイドするライトガイド１２と、
ライトガイド１２によりガイドされた光をその光量に応
じて電気信号に変換する複数の光電子増倍管１３と、光
電子増倍管１３の出力信号を基にして入射したガンマ線
に関する信号の検出処理を行う検出処理回路１４ｂとに
よって構成されている。従って、シンチレーション検出
器ユニット３０ａにおいてシンチレータ１１と光電子増
倍管１３はライトガイド１２を介して隣接して配置され
ているので、空間分解能の低下を避けることができる。
【００２７】シンチレータ１１は、ＢＧＯ（酸化ビスマ
スゲルマニウム）、ＬＳＯ（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ ｏｘｙ
ｏｒｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）、またはＹＳＯ（Ｙｕｒｉ
ｕｍｏｘｙｏｒｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）などで構成され
ており、５１１ｋｅＶ程度のエネルギーを有するガンマ
線に対してある程度の放射線阻止能を持つ厚さ（比較的
高い放射線阻止能を持つ厚さ）を有している。
スゲルマニウム）、ＬＳＯ（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ ｏｘｙ
ｏｒｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）、またはＹＳＯ（Ｙｕｒｉ
ｕｍｏｘｙｏｒｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）などで構成され
ており、５１１ｋｅＶ程度のエネルギーを有するガンマ
線に対してある程度の放射線阻止能を持つ厚さ（比較的
高い放射線阻止能を持つ厚さ）を有している。
【００２８】従って、シンチレータ１１は、ポジトロン
に起因して放出された５１１ｋｅＶの比較的高いエネル
ギーを有し、半導体検出器ユニット２０ａ内の半導体検
出器アレイ１０においてほとんど吸収されることなく通
過したガンマ線に関してそれを吸収して検出する。
に起因して放出された５１１ｋｅＶの比較的高いエネル
ギーを有し、半導体検出器ユニット２０ａ内の半導体検
出器アレイ１０においてほとんど吸収されることなく通
過したガンマ線に関してそれを吸収して検出する。
【００２９】検出処理回路１４ｂは、光電子増倍管１３
の出力を基にしてアドレス信号、エネルギー信号、およ
びトリガ信号を取得する。これらの信号は信号処理ユニ
ット７７に出力される。なお、ここで、アドレス信号は
ガンマ線を検出したシンチレータ１１からの光を電気信
号に変換した光電子増倍管１３のアドレス（配置位置）
を示す信号、エネルギー信号はシンチレータ１１で検出
したガンマ線のエネルギーを示す信号、トリガ信号はガ
ンマ線がシンチレータ１１に入射したタイミングを示す
信号である。
の出力を基にしてアドレス信号、エネルギー信号、およ
びトリガ信号を取得する。これらの信号は信号処理ユニ
ット７７に出力される。なお、ここで、アドレス信号は
ガンマ線を検出したシンチレータ１１からの光を電気信
号に変換した光電子増倍管１３のアドレス（配置位置）
を示す信号、エネルギー信号はシンチレータ１１で検出
したガンマ線のエネルギーを示す信号、トリガ信号はガ
ンマ線がシンチレータ１１に入射したタイミングを示す
信号である。
【００３０】信号処理ユニット７７内の入射位置計算回
路７７ｂでは、検出処理回路１４ｂから出力されたアド
レス信号およびエネルギー信号を基にしてガンマ線の入
射位置を計算する。さらに、同時計数計測回路７７ａで
は、検出処理回路１４ｂから出力されたトリガ信号およ
びシンチレーション検出器ユニット３０ｂ内の検出処理
回路（図示しない）から出力されたトリガ信号を基にし
て、シンチレーション検出器ユニット３０ａ、３０ｂに
入射したガンマ線がポジトロンに起因して同時に放出さ
れたものであるかどうかが判断される。
路７７ｂでは、検出処理回路１４ｂから出力されたアド
レス信号およびエネルギー信号を基にしてガンマ線の入
射位置を計算する。さらに、同時計数計測回路７７ａで
は、検出処理回路１４ｂから出力されたトリガ信号およ
びシンチレーション検出器ユニット３０ｂ内の検出処理
回路（図示しない）から出力されたトリガ信号を基にし
て、シンチレーション検出器ユニット３０ａ、３０ｂに
入射したガンマ線がポジトロンに起因して同時に放出さ
れたものであるかどうかが判断される。
【００３１】なお、ＳＰＥＣＴ収集を行う場合には、所
定の方向、例えば放射線入射面３８ａに対して垂直方向
（Ｙ方向）から入射されるガンマ線のみを通過させて半
導体検出器ユニット２０ａに到達させ、ガンマ線の入射
角度を制限するために、放射線入射面３８ａの前面にコ
リメータ（図示しない）が装着される。このコリメータ
は、鉛、タングステンなどによって構成され、半導体検
出器アレイ１０を構成する各半導体セルの配置位置に合
わせて孔が設けられている。
定の方向、例えば放射線入射面３８ａに対して垂直方向
（Ｙ方向）から入射されるガンマ線のみを通過させて半
導体検出器ユニット２０ａに到達させ、ガンマ線の入射
角度を制限するために、放射線入射面３８ａの前面にコ
リメータ（図示しない）が装着される。このコリメータ
は、鉛、タングステンなどによって構成され、半導体検
出器アレイ１０を構成する各半導体セルの配置位置に合
わせて孔が設けられている。
【００３２】図５は本発明の実施の形態の核医学装置に
おいて用いられる放射線検出器の他の構成を示す図であ
る。図５に示す本発明の実施の形態の放射線検出器は、
ガンマ線が入射する放射線入射面３８ａ側に配置されて
いる半導体検出器ユニット２０ｃと、半導体検出器ユニ
ット２０ｃを挟んで放射線入射面３８ａ側とは反対側に
配置されているシンチレーション検出器ユニット３０ａ
とを備えている。
おいて用いられる放射線検出器の他の構成を示す図であ
る。図５に示す本発明の実施の形態の放射線検出器は、
ガンマ線が入射する放射線入射面３８ａ側に配置されて
いる半導体検出器ユニット２０ｃと、半導体検出器ユニ
ット２０ｃを挟んで放射線入射面３８ａ側とは反対側に
配置されているシンチレーション検出器ユニット３０ａ
とを備えている。
【００３３】なお、図５に示す放射線検出器の半導体検
出器ユニット２０ｃにおいて、検出処理回路１４ｃは、
図５に示すように、半導体検出器アレイ１０の周囲に隣
接して配置されるのではなく、シンチレーション検出器
ユニット３０ａを挟んで放射線入射面３８ａ側とは反対
側に配置されている。このような配置にすれば、放射線
検出器の有効視野を狭くすることなくガンマ線の検出に
寄与しない部分を少なくできるので、放射線検出器の小
型化が可能となる。
出器ユニット２０ｃにおいて、検出処理回路１４ｃは、
図５に示すように、半導体検出器アレイ１０の周囲に隣
接して配置されるのではなく、シンチレーション検出器
ユニット３０ａを挟んで放射線入射面３８ａ側とは反対
側に配置されている。このような配置にすれば、放射線
検出器の有効視野を狭くすることなくガンマ線の検出に
寄与しない部分を少なくできるので、放射線検出器の小
型化が可能となる。
【００３４】
【発明の効果】以上、本発明によれば、放射線入射面側
に半導体検出器ユニットを配置し、この半導体検出器ユ
ニットを挟んで放射線入射面側とは反対側にシンチレー
ション検出器ユニットを配置して放射線検出器を構成す
ることにより、放射線収集効率や空間分解能を低下させ
ることなく、エネルギー分解能を向上させ、これにより
ＰＥＴ装置としての性能を保持しつつＳＰＥＣＴ装置と
しての性能を向上させたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置と
しての核医学装置を実現することが可能となる。
に半導体検出器ユニットを配置し、この半導体検出器ユ
ニットを挟んで放射線入射面側とは反対側にシンチレー
ション検出器ユニットを配置して放射線検出器を構成す
ることにより、放射線収集効率や空間分解能を低下させ
ることなく、エネルギー分解能を向上させ、これにより
ＰＥＴ装置としての性能を保持しつつＳＰＥＣＴ装置と
しての性能を向上させたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置と
しての核医学装置を実現することが可能となる。
【図１】本発明の実施の形態の核医学装置の一例である
ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置の外観構成を示す図であ
る。
ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置の外観構成を示す図であ
る。
【図２】本発明の実施の形態の核医学装置の一例である
ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置のＰＥＴ収集時における放
射線検出器と被検体の位置関係を示す図である。
ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置のＰＥＴ収集時における放
射線検出器と被検体の位置関係を示す図である。
【図３】本発明の実施の形態の核医学装置の一例である
ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置の構成を示すブロック図で
ある。
ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置の構成を示すブロック図で
ある。
【図４】本発明の実施の形態の核医学装置に用いられる
放射線検出器の構成を示す図である。
放射線検出器の構成を示す図である。
【図５】本発明の実施の形態の核医学装置に用いられる
放射線検出器の他の構成を示す図である。
放射線検出器の他の構成を示す図である。
Ｐ 被検体 １０ 半導体検出器アレイ １１ シンチレータ １２ ライトガイド １３ 光電子増倍管 １４ａ、１４ｂ、１４ｃ 検出処理回路 ２０ａ、２０ｂ、２０ｃ 半導体検出器ユニット ３０ａ、３０ｂ シンチレーション検出器ユニット ３８、３９ 放射線検出器 ４９ａ、４９ｂ 回転リング ５７ａ、５７ｂ 移動機構 ７０ 制御ユニット ７２ａ、７２ｂ 回転機構 ７５ 画像再構成ユニット ７６ 表示ユニット ７７ 信号処理ユニット ７７ａ 同時計数計測回路 ７７ｂ 入射位置計算回路
Claims (11)
- 【請求項１】 被検体に投与された放射性同位元素から
放出される放射線を検出する複数の放射線検出器を有す
る核医学装置において、 各放射線検出器は、 前記放射線が入射する放射線入射面側に配置されている
半導体検出器ユニットと、 前記半導体検出器ユニットを挟んで前記放射線入射面側
とは反対側に配置されているシンチレーション検出器ユ
ニットとを備えていることを特徴とする核医学装置。 - 【請求項２】 前記半導体検出器ユニットは、ＣｄＴｅ
またはＣｄＺｎＴｅによって構成されている複数の半導
体セルを備えていることを特徴とする請求項１に記載の
核医学装置。 - 【請求項３】 前記シンチレーション検出器ユニット
は、ＢＧＯ、ＬＳＯ、またはＹＳＯのいずれかによって
構成されているシンチレータを備えていることを特徴と
する請求項１に記載の核医学装置。 - 【請求項４】 シングルフォトンを対象とした収集を行
う場合、前記放射線入射面側には前記放射線の入射角度
を制限するためのコリメータが装着されることを特徴と
する請求項１に記載の核医学装置。 - 【請求項５】 前記半導体検出器ユニットは、半導体検
出器アレイと、前記半導体検出器アレイによって検出さ
れる放射線に関する信号を検出処理する検出処理回路と
を備え、前記検出処理回路は前記半導体検出器アレイに
隣接して配置されていることを特徴とする請求項１に記
載の核医学装置。 - 【請求項６】 前記半導体検出器ユニットは、半導体検
出器アレイと、前記半導体検出器アレイによって検出さ
れる放射線に関する信号を検出処理する検出処理回路と
を備え、前記検出処理回路は前記シンチレーション検出
器ユニットを挟んで前記放射線入射面側とは反対側に配
置されていることを特徴とする請求項１に記載の核医学
装置。 - 【請求項７】 前記半導体検出器ユニットは、所定のエ
ネルギーを有する放射線に対して前記シンチレーション
検出器ユニットよりも高い放射線阻止能を有することを
特徴とする請求項１に記載の核医学装置。 - 【請求項８】 前記シンチレーション検出器ユニット
は、前記所定のエネルギーよりも高いエネルギーを有す
る放射線に対して前記半導体検出器ユニットよりも高い
放射線阻止能を有することを特徴とする請求項７に記載
の核医学装置。 - 【請求項９】 前記シンチレーション検出器ユニット
は、前記半導体検出器ユニットよりも高いエネルギーを
有する放射線を検出することを特徴とする請求項１に記
載の核医学装置。 - 【請求項１０】 前記シンチレーション検出器ユニット
は、ポジトロンに起因して被検体から放出される放射線
を検出することを特徴とする請求項１に記載の核医学装
置。 - 【請求項１１】 前記半導体検出器ユニットは、シング
ルフォトンに起因して被検体から放出される放射線を検
出することを特徴とする請求項１に記載の核医学装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP34248199A JP2001159682A (ja) | 1999-12-01 | 1999-12-01 | 核医学装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP34248199A JP2001159682A (ja) | 1999-12-01 | 1999-12-01 | 核医学装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2001159682A true JP2001159682A (ja) | 2001-06-12 |
Family
ID=18354085
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP34248199A Pending JP2001159682A (ja) | 1999-12-01 | 1999-12-01 | 核医学装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2001159682A (ja) |
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7615757B2 (en) | 2003-09-30 | 2009-11-10 | Hitachi, Ltd. | Semiconductor radiological detector and semiconductor radiological imaging apparatus |
| WO2009157526A1 (ja) | 2008-06-25 | 2009-12-30 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | ガンマ線検出器、放射線診断装置、断層像撮影装置、及び、その解析方法 |
| JPWO2008035399A1 (ja) * | 2006-09-19 | 2010-01-28 | 株式会社島津製作所 | 核医学診断装置 |
| WO2010103645A1 (ja) * | 2009-03-12 | 2010-09-16 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | 多目的ｐｅｔ装置 |
| US8299437B2 (en) | 2007-05-15 | 2012-10-30 | National Institute Of Radiological Sciences | Gamma ray detector and gamma ray reconstruction method |
| JP2015520365A (ja) * | 2012-05-08 | 2015-07-16 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 画像処理システム及び画像処理方法 |
| WO2020169981A1 (en) * | 2019-02-21 | 2020-08-27 | Kromek Limited | Hybrid radiation detector |
| JPWO2020195685A1 (ja) * | 2019-03-28 | 2020-10-01 |
-
1999
- 1999-12-01 JP JP34248199A patent/JP2001159682A/ja active Pending
Cited By (14)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7615757B2 (en) | 2003-09-30 | 2009-11-10 | Hitachi, Ltd. | Semiconductor radiological detector and semiconductor radiological imaging apparatus |
| JPWO2008035399A1 (ja) * | 2006-09-19 | 2010-01-28 | 株式会社島津製作所 | 核医学診断装置 |
| JP4737292B2 (ja) * | 2006-09-19 | 2011-07-27 | 株式会社島津製作所 | 核医学診断装置 |
| US8299437B2 (en) | 2007-05-15 | 2012-10-30 | National Institute Of Radiological Sciences | Gamma ray detector and gamma ray reconstruction method |
| US8466418B2 (en) | 2008-06-25 | 2013-06-18 | National Institute Of Radiological Sciences | Gamma ray detector, radiation diagnostic device, tomography device, and method of analyzing tomography device |
| WO2009157526A1 (ja) | 2008-06-25 | 2009-12-30 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | ガンマ線検出器、放射線診断装置、断層像撮影装置、及び、その解析方法 |
| WO2010103645A1 (ja) * | 2009-03-12 | 2010-09-16 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | 多目的ｐｅｔ装置 |
| US9029787B2 (en) | 2009-03-12 | 2015-05-12 | National Institute Of Radiological Sciences | Multi-purpose PET device |
| JP2015520365A (ja) * | 2012-05-08 | 2015-07-16 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 画像処理システム及び画像処理方法 |
| WO2020169981A1 (en) * | 2019-02-21 | 2020-08-27 | Kromek Limited | Hybrid radiation detector |
| US11927704B2 (en) | 2019-02-21 | 2024-03-12 | Kromek Limited | Hybrid radiation detector |
| JPWO2020195685A1 (ja) * | 2019-03-28 | 2020-10-01 | ||
| WO2020195685A1 (ja) * | 2019-03-28 | 2020-10-01 | 国立研究開発法人量子科学技術研究開発機構 | 核医学撮像装置 |
| JP7437050B2 (ja) | 2019-03-28 | 2024-02-22 | 国立研究開発法人量子科学技術研究開発機構 | 核医学撮像装置 |
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