JP2002090458A - Ｅｃｔ装置 - Google Patents
Ｅｃｔ装置Info
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Landscapes
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- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 斜めに入射するγ線がシンチレータ間を突き
抜けて検出されることによる分解能の劣化を防止したＥ
ＣＴ装置を提供する。 【解決手段】 被検者１０に投与され関心部位Ｐに蓄積
された放射性同位元素（ＲＩ）から放出された放射線
（ガンマ線）は、Ｒ位置の検出器モジュール８とこれと
反対側のＱ位置の検出器モジュール８に入射する。検出
器モジュール８は４個のＰＭＴ４上にライトガイド３を
介して３０個のシンチレータ１のシンチレータ群が光学
的に結合され、斜めから入射するγ線の突き抜けを最小
限にするために、シンチレータ１間にＸ線吸収の大きい
スリット状のシールド２を設け、本来の位置に近い場所
で吸収されたγ線のみが計測される。その信号をデータ
収集部２０に取り入れ画像処理部１４で再構成してモニ
タ１５に表示する。
抜けて検出されることによる分解能の劣化を防止したＥ
ＣＴ装置を提供する。 【解決手段】 被検者１０に投与され関心部位Ｐに蓄積
された放射性同位元素（ＲＩ）から放出された放射線
（ガンマ線）は、Ｒ位置の検出器モジュール８とこれと
反対側のＱ位置の検出器モジュール８に入射する。検出
器モジュール８は４個のＰＭＴ４上にライトガイド３を
介して３０個のシンチレータ１のシンチレータ群が光学
的に結合され、斜めから入射するγ線の突き抜けを最小
限にするために、シンチレータ１間にＸ線吸収の大きい
スリット状のシールド２を設け、本来の位置に近い場所
で吸収されたγ線のみが計測される。その信号をデータ
収集部２０に取り入れ画像処理部１４で再構成してモニ
タ１５に表示する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検者に投与され
関心部位に蓄積された放射性同位元素（ＲＩ）から放出
された放射線（ガンマ線）の入射位置を検出し、関心部
位のＲＩ分布の断層像を得るようにしたＥＣＴ装置に係
わり、特に、ポジトロン放射トモグラフィ（ＰＥＴ）な
どのマルチリング型あるいは多角形型ＥＣＴ装置に関す
る。
関心部位に蓄積された放射性同位元素（ＲＩ）から放出
された放射線（ガンマ線）の入射位置を検出し、関心部
位のＲＩ分布の断層像を得るようにしたＥＣＴ装置に係
わり、特に、ポジトロン放射トモグラフィ（ＰＥＴ）な
どのマルチリング型あるいは多角形型ＥＣＴ装置に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓ
ｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）は、被検者に投与され
関心部位に蓄積された放射性同位元素（ＲＩ）のポジト
ロン（陽電子）が消滅する時に発生する、一対のγ線
（２個のフォトン）の発生を検出して、関心部位のＲＩ
分布の断層像を得るようにしたＥＣＴ装置で、一対のフ
ォトンが反対方向に出るため線源方向を特定することが
でき、分解能の高いコリメータを必要とせず、高感度で
γ線を検出することができる。そして、生体の構成元素
又は生体で代謝される物質に標識することができるの
で、生体の機能を検査する装置として用いられる。ま
た、ＰＥＴの核種は半減期が短いので、核種及び標識化
合物を施設内でつくるため、高価なサイクロトロンや自
動合成装置が必要である。また、これらの装置を運転す
るために多くの人手が必要となる。
ｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）は、被検者に投与され
関心部位に蓄積された放射性同位元素（ＲＩ）のポジト
ロン（陽電子）が消滅する時に発生する、一対のγ線
（２個のフォトン）の発生を検出して、関心部位のＲＩ
分布の断層像を得るようにしたＥＣＴ装置で、一対のフ
ォトンが反対方向に出るため線源方向を特定することが
でき、分解能の高いコリメータを必要とせず、高感度で
γ線を検出することができる。そして、生体の構成元素
又は生体で代謝される物質に標識することができるの
で、生体の機能を検査する装置として用いられる。ま
た、ＰＥＴの核種は半減期が短いので、核種及び標識化
合物を施設内でつくるため、高価なサイクロトロンや自
動合成装置が必要である。また、これらの装置を運転す
るために多くの人手が必要となる。
【０００３】図３に、ＰＥＴの原理図を示す。ＲＩを投
与された被検者１０の周りの円周上に、検出器モジュー
ル８ａを多数配列した検出器部９ａと、その各検出器モ
ジュール８ａからの出力信号をデータ収集部２０ａに集
め、画像処理部１４ａで画像を再構成し、モニタ１５ａ
上に表示するものである。従来のこの種の放射線検出器
は検出分解能を高めるために、複数のシンチレータとそ
れよりも少ない数の光電子増倍管（ＰＭＴ）を結合し、
シンチレータでの発光を複数個の光電子増倍管に距離に
応じて分配し、各光電子増倍管の出力比からγ線の入射
位置とエネルギーを決定している。従来の放射線検出器
を円周上に配列したＰＥＴでは、断面内の視野の中心か
ら外れた位置から出たγ線はシンチレータに斜めから入
射するため、シンチレータ間を突き抜けて検出されるこ
とになり、分解能が劣化していた。また、異なるリング
間の同時計数をとる３次元収集では、体軸方向に斜めに
入射するγ線が同様の突き抜けを起こすことになる。
与された被検者１０の周りの円周上に、検出器モジュー
ル８ａを多数配列した検出器部９ａと、その各検出器モ
ジュール８ａからの出力信号をデータ収集部２０ａに集
め、画像処理部１４ａで画像を再構成し、モニタ１５ａ
上に表示するものである。従来のこの種の放射線検出器
は検出分解能を高めるために、複数のシンチレータとそ
れよりも少ない数の光電子増倍管（ＰＭＴ）を結合し、
シンチレータでの発光を複数個の光電子増倍管に距離に
応じて分配し、各光電子増倍管の出力比からγ線の入射
位置とエネルギーを決定している。従来の放射線検出器
を円周上に配列したＰＥＴでは、断面内の視野の中心か
ら外れた位置から出たγ線はシンチレータに斜めから入
射するため、シンチレータ間を突き抜けて検出されるこ
とになり、分解能が劣化していた。また、異なるリング
間の同時計数をとる３次元収集では、体軸方向に斜めに
入射するγ線が同様の突き抜けを起こすことになる。
【０００４】この突き抜けによる分解能の劣化を防ぐた
めに、図４に示すような、検出器モジュール８ａが考案
された。これは異なる種類のシンチレータを多層化し、
発光した減衰時間の違いなどを利用して、γ線が吸収さ
れた深さの情報を元に、ＲＩの位置をコーディングする
検出器（ＤＯＩ検出器：Ｄｅｐｔｈ ｏｆ Ｉｎｔｅｒ
ａｃｔｉｏｎ）である。検出器モジュール８ａは、４個
のＰＭＴ（光電子増倍管）４ａ、４ｂ、４ｃ、４ｄに、
発光した光の減衰時間の異なるシンチレータ１６、１
７、１８を３層に光学的に形成したもので、４８個の第
一のシンチレータ１８からなる第一のシンチレータ群
が、光学的に結合され、その上部には第二のシンチレー
タ１７からなる第二のシンチレータ群が、それぞれ光学
的に結合され、さらに第三のシンチレータ１６からなる
第三のシンチレータ群が光学的に結合されている。ま
た、データ収集部２０ａは、位置検出回路１１でγ線の
入射位置を検出し、波形分析回路１９で発光パルスの減
衰時間をコンパレータなどで分析し、どのシンチレータ
で発光したのかを識別する。そして、分配回路２１はど
のシンチレータ群であるかによって分配を決め、第一の
メモリ２２か第二のメモリ２２ａか第三のメモリ２２ｂ
に分配する。また、位置検出回路１１ａ、波形分析回路
１９ａの回路系統についても同様である。
めに、図４に示すような、検出器モジュール８ａが考案
された。これは異なる種類のシンチレータを多層化し、
発光した減衰時間の違いなどを利用して、γ線が吸収さ
れた深さの情報を元に、ＲＩの位置をコーディングする
検出器（ＤＯＩ検出器：Ｄｅｐｔｈ ｏｆ Ｉｎｔｅｒ
ａｃｔｉｏｎ）である。検出器モジュール８ａは、４個
のＰＭＴ（光電子増倍管）４ａ、４ｂ、４ｃ、４ｄに、
発光した光の減衰時間の異なるシンチレータ１６、１
７、１８を３層に光学的に形成したもので、４８個の第
一のシンチレータ１８からなる第一のシンチレータ群
が、光学的に結合され、その上部には第二のシンチレー
タ１７からなる第二のシンチレータ群が、それぞれ光学
的に結合され、さらに第三のシンチレータ１６からなる
第三のシンチレータ群が光学的に結合されている。ま
た、データ収集部２０ａは、位置検出回路１１でγ線の
入射位置を検出し、波形分析回路１９で発光パルスの減
衰時間をコンパレータなどで分析し、どのシンチレータ
で発光したのかを識別する。そして、分配回路２１はど
のシンチレータ群であるかによって分配を決め、第一の
メモリ２２か第二のメモリ２２ａか第三のメモリ２２ｂ
に分配する。また、位置検出回路１１ａ、波形分析回路
１９ａの回路系統についても同様である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】従来のＥＣＴ装置は以
上のように構成されているが、円筒状に配列した検出器
では、視野の端に入射したγ線は、シンチレータ間を突
き抜けることで、本来の入射位置とは異なる場所にコー
ディングされることになる。例えば、図３のγ線ｂはＢ
の位置に正しくコーディングされるが、γ線ａは突き抜
けによってＡの位置にミスコーディングされてしまうと
いう問題がある。また、ＤＯＩ検出器では、例えば深さ
毎に異なる種類のシンチレータ（１６、１７、１８）を
用いることで、γ線が吸収された深さを弁別できるよう
になり、深さ情報を使ってγ線の入射位置を決めること
で、γ線ａも正しくＢの位置にコーディングすることが
できるが、深さ方向のコーディングを行う必要があり、
データ収集部２０ａが複雑になるという問題がある。
上のように構成されているが、円筒状に配列した検出器
では、視野の端に入射したγ線は、シンチレータ間を突
き抜けることで、本来の入射位置とは異なる場所にコー
ディングされることになる。例えば、図３のγ線ｂはＢ
の位置に正しくコーディングされるが、γ線ａは突き抜
けによってＡの位置にミスコーディングされてしまうと
いう問題がある。また、ＤＯＩ検出器では、例えば深さ
毎に異なる種類のシンチレータ（１６、１７、１８）を
用いることで、γ線が吸収された深さを弁別できるよう
になり、深さ情報を使ってγ線の入射位置を決めること
で、γ線ａも正しくＢの位置にコーディングすることが
できるが、深さ方向のコーディングを行う必要があり、
データ収集部２０ａが複雑になるという問題がある。
【０００６】本発明は、このような事情に鑑みてなされ
たものであって、断面内の視野の中心から外れた位置か
ら出たγ線、及び、体軸方向に斜めに入射するγ線が、
シンチレータ間を突き抜けて検出されることによる分解
能の劣化を防止したＥＣＴ装置を提供することを目的と
する。
たものであって、断面内の視野の中心から外れた位置か
ら出たγ線、及び、体軸方向に斜めに入射するγ線が、
シンチレータ間を突き抜けて検出されることによる分解
能の劣化を防止したＥＣＴ装置を提供することを目的と
する。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、本発明のＥＣＴ装置は、二次元状に密着配置された
複数本の短冊状のシンチレータと、前記シンチレータ群
に対して光学的に結合され、かつ、前記シンチレータの
本数より少ない複数個の光検出器を備え、その光検出器
の出力比に基づいてγ線の入射位置を検出する検出器モ
ジュールを被検者の体軸回りに周設した検出器部と、そ
の検出器部からの信号によって前記被検者から放射され
るγ線の入射位置を検出する位置検出手段と、前記各シ
ンチレータで発光したエネルギーを算出する手段と、関
心部位のＲＩ分布の断層像を作成する画像処理手段とを
備えたＥＣＴ装置において、前記シンチレータ間にスリ
ット状のシールドを設け、斜めから入射するγ線の突き
抜けを最小限にして視野内の分解能を均一化することが
できるようにしたものである。
め、本発明のＥＣＴ装置は、二次元状に密着配置された
複数本の短冊状のシンチレータと、前記シンチレータ群
に対して光学的に結合され、かつ、前記シンチレータの
本数より少ない複数個の光検出器を備え、その光検出器
の出力比に基づいてγ線の入射位置を検出する検出器モ
ジュールを被検者の体軸回りに周設した検出器部と、そ
の検出器部からの信号によって前記被検者から放射され
るγ線の入射位置を検出する位置検出手段と、前記各シ
ンチレータで発光したエネルギーを算出する手段と、関
心部位のＲＩ分布の断層像を作成する画像処理手段とを
備えたＥＣＴ装置において、前記シンチレータ間にスリ
ット状のシールドを設け、斜めから入射するγ線の突き
抜けを最小限にして視野内の分解能を均一化することが
できるようにしたものである。
【０００８】本発明のＥＣＴ装置は、上記のように構成
されており、斜めから入射するγ線の突き抜けを最小限
にするために、シンチレータ間にスリット状のシールド
を設けている。そのため、シンチレータに垂直に入射し
たγ線は、従来通り検出されるが、斜めから入射したγ
線はシールドに吸収され、本来の位置に近い場所で吸収
されたγ線のみが計測される。これによって、分解能の
劣化を最小限に押さえることができる。また、信号処理
回路は従来使用しているものがそのまま使用できるた
め、提案されているＤＯＩ方式の検出器と比較して、回
路を簡素化することができる。
されており、斜めから入射するγ線の突き抜けを最小限
にするために、シンチレータ間にスリット状のシールド
を設けている。そのため、シンチレータに垂直に入射し
たγ線は、従来通り検出されるが、斜めから入射したγ
線はシールドに吸収され、本来の位置に近い場所で吸収
されたγ線のみが計測される。これによって、分解能の
劣化を最小限に押さえることができる。また、信号処理
回路は従来使用しているものがそのまま使用できるた
め、提案されているＤＯＩ方式の検出器と比較して、回
路を簡素化することができる。
【０００９】
【発明の実施の形態】本発明のＥＣＴ装置の一実施例を
図１を参照しながら説明する。図１は本発明のＥＣＴ装
置の構成図を示す図である。本ＥＣＴ装置は、ＲＩを投
与された被検者１０の周りの円周上に、検出器モジュー
ル８を多数配列した検出器部９と、その各検出器モジュ
ール８からの出力信号を取り入れるデータ収集部２０
と、データ収集部２０のデータから画像を構成する画像
処理部１４と、その画像を表示するモニタ１５とから構
成されている。検出器モジュール８は、４個（幅２個×
奥行２個）のＰＭＴ（光電子増倍管）４に、光を良く通
す材料からなるライトガイド３を光学的にカップリング
させ、３０個（幅５個×奥行６個）の短冊状のシンチレ
ータ１からなるシンチレータ群が、ライトガイド３に光
学的に結合され、各シンチレータ１の素子間のスリット
５に、放射線を遮蔽するシールド２、例えば、鉛箔や鉛
薄板、または、タングステンなどの薄板を接着、又は介
在させたものである。
図１を参照しながら説明する。図１は本発明のＥＣＴ装
置の構成図を示す図である。本ＥＣＴ装置は、ＲＩを投
与された被検者１０の周りの円周上に、検出器モジュー
ル８を多数配列した検出器部９と、その各検出器モジュ
ール８からの出力信号を取り入れるデータ収集部２０
と、データ収集部２０のデータから画像を構成する画像
処理部１４と、その画像を表示するモニタ１５とから構
成されている。検出器モジュール８は、４個（幅２個×
奥行２個）のＰＭＴ（光電子増倍管）４に、光を良く通
す材料からなるライトガイド３を光学的にカップリング
させ、３０個（幅５個×奥行６個）の短冊状のシンチレ
ータ１からなるシンチレータ群が、ライトガイド３に光
学的に結合され、各シンチレータ１の素子間のスリット
５に、放射線を遮蔽するシールド２、例えば、鉛箔や鉛
薄板、または、タングステンなどの薄板を接着、又は介
在させたものである。
【００１０】図２に検出器モジュール８の断面図を示
す。（ａ）はＰＭＴ（光電子増倍管）４とシンチレータ
１を、ライトガイド３で光学的にカップリングした構造
のものを、（ｂ）はＰＳ−ＰＭＴ（光電子増倍管）７ま
たはＡＰＤ（フォトダイオード）７ａあるいはＨＰＤ
（フォトダイオード）７ｂと、シンチレータ１を光ファ
イバー６で光学的にカップリングしたものを示す。シン
チレータ１は、γ線が入射すれば発光するＢＧＯシンチ
レータ（Ｂｉ４Ｇｅ３Ｏ１２）、ＧＳＯシンチレータ
（Ｇｄ２ＳｉＯ５）、ＮａＩ（Ｔｌ）、ＢａＦ２、Ｃｓ
Ｆ等が用いられ、短冊状に成形されて、その側面にシー
ルド２を接着し、斜めから入射するγ線を阻止して、垂
直に入射するγ線、及び、その先端部で斜めから入射す
るγ線のみを検出して発光する。シールド２は、Ｘ線の
吸収が大きい材料、例えば、鉛の箔や板、タングステン
の板、モリブデンの板等が用いられ、シンチレータ１の
側面に接着又は介在させる。その厚さと深さは、突き抜
けるγ線の割合と感度との兼ね合いで決める。
す。（ａ）はＰＭＴ（光電子増倍管）４とシンチレータ
１を、ライトガイド３で光学的にカップリングした構造
のものを、（ｂ）はＰＳ−ＰＭＴ（光電子増倍管）７ま
たはＡＰＤ（フォトダイオード）７ａあるいはＨＰＤ
（フォトダイオード）７ｂと、シンチレータ１を光ファ
イバー６で光学的にカップリングしたものを示す。シン
チレータ１は、γ線が入射すれば発光するＢＧＯシンチ
レータ（Ｂｉ４Ｇｅ３Ｏ１２）、ＧＳＯシンチレータ
（Ｇｄ２ＳｉＯ５）、ＮａＩ（Ｔｌ）、ＢａＦ２、Ｃｓ
Ｆ等が用いられ、短冊状に成形されて、その側面にシー
ルド２を接着し、斜めから入射するγ線を阻止して、垂
直に入射するγ線、及び、その先端部で斜めから入射す
るγ線のみを検出して発光する。シールド２は、Ｘ線の
吸収が大きい材料、例えば、鉛の箔や板、タングステン
の板、モリブデンの板等が用いられ、シンチレータ１の
側面に接着又は介在させる。その厚さと深さは、突き抜
けるγ線の割合と感度との兼ね合いで決める。
【００１１】ライトガイド３は、プラスチックのものが
用いられ、光ファイバ６は各シンチレータ１単位ごとに
束になったものを光学的にシンチレータ１に接着され
る。ＰＭＴ（光電子増倍管）４は、数百個からなる光子
を１０７〜１０１０個の電子に増幅し、増倍管の出力段
である陽極にその電子を収集し、利用可能な電流に変換
するもので、感光層である光電陰極と電子増倍器から構
成される。したがって光電陰極の波長特性はシンチレー
タ１の発光する波長に合せたマルチアルカリ光電面やバ
イアルカリ光電面のヘッドオンタイプのＰＭＴ４が用い
られ、量子効率は通常２０〜３０％である。また、ＰＳ
‐ＰＭＴ７は、位置感応型光電子増倍管（Ｐｏｓｉｔｉ
ｏｎ Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ＰＭＴ）といわれて、入射
した光子のＸ‐Ｙ座標を分離して光電子を増倍するもの
である。
用いられ、光ファイバ６は各シンチレータ１単位ごとに
束になったものを光学的にシンチレータ１に接着され
る。ＰＭＴ（光電子増倍管）４は、数百個からなる光子
を１０７〜１０１０個の電子に増幅し、増倍管の出力段
である陽極にその電子を収集し、利用可能な電流に変換
するもので、感光層である光電陰極と電子増倍器から構
成される。したがって光電陰極の波長特性はシンチレー
タ１の発光する波長に合せたマルチアルカリ光電面やバ
イアルカリ光電面のヘッドオンタイプのＰＭＴ４が用い
られ、量子効率は通常２０〜３０％である。また、ＰＳ
‐ＰＭＴ７は、位置感応型光電子増倍管（Ｐｏｓｉｔｉ
ｏｎ Ｓｅｎｓｉｔｉｖｅ ＰＭＴ）といわれて、入射
した光子のＸ‐Ｙ座標を分離して光電子を増倍するもの
である。
【００１２】フォトダイオードは、ＰＭＴ４より量子効
率は高くエネルギー分解能が良く、電力消費量が少な
く、寸法も小さく、磁場の影響も受けにくい。フォトダ
イオードには光子を直接電子正孔に変換するものと電子
なだれ型フォトダイオード（ＡＰＤ７ａ）、ハイブリッ
ドフォトダイオード（ＨＰＤ７ｂ）がある。フォトダイ
オードの量子効率は、６０〜８０％であるが、素子内部
での増幅がないので、全体の増幅率はＰＭＴ４に及ばな
い。スペクトル応答はＰＭＴ４のバイアルカリ光電面よ
りも長波長に広がって、感度が良くなっている。なだれ
型フォトダイオード（ＡＰＤ７ａ）は、ダイオード内で
生成される電荷を、半導体に高い電圧を印加することに
より起きるなだれ過程（ａｖａｌａｎｃｈｅ ｐｒｏｃ
ｅｓｓ）を利用して増幅するもので、Ｓｉ‐ＡＰＤ、Ｇ
ｅ‐ＡＰＤなどがある。また、ヘテロ構造ＡＰＤは、Ｉ
ｎＧａＡｓで発生したキャリア（正孔）が増倍領域とな
るＩｎＰに注入されるもので、ＩｎＧａＡｓ／ＩｎＰへ
テロ構造の高性能化されたものもある。ハイブリッドフ
ォトダイオード（ＨＰＤ７ｂ）は、ｐｉｎフォトダイオ
ードと前置増幅器としてのＦＥＴを同一基板上に集積し
たものである。
率は高くエネルギー分解能が良く、電力消費量が少な
く、寸法も小さく、磁場の影響も受けにくい。フォトダ
イオードには光子を直接電子正孔に変換するものと電子
なだれ型フォトダイオード（ＡＰＤ７ａ）、ハイブリッ
ドフォトダイオード（ＨＰＤ７ｂ）がある。フォトダイ
オードの量子効率は、６０〜８０％であるが、素子内部
での増幅がないので、全体の増幅率はＰＭＴ４に及ばな
い。スペクトル応答はＰＭＴ４のバイアルカリ光電面よ
りも長波長に広がって、感度が良くなっている。なだれ
型フォトダイオード（ＡＰＤ７ａ）は、ダイオード内で
生成される電荷を、半導体に高い電圧を印加することに
より起きるなだれ過程（ａｖａｌａｎｃｈｅ ｐｒｏｃ
ｅｓｓ）を利用して増幅するもので、Ｓｉ‐ＡＰＤ、Ｇ
ｅ‐ＡＰＤなどがある。また、ヘテロ構造ＡＰＤは、Ｉ
ｎＧａＡｓで発生したキャリア（正孔）が増倍領域とな
るＩｎＰに注入されるもので、ＩｎＧａＡｓ／ＩｎＰへ
テロ構造の高性能化されたものもある。ハイブリッドフ
ォトダイオード（ＨＰＤ７ｂ）は、ｐｉｎフォトダイオ
ードと前置増幅器としてのＦＥＴを同一基板上に集積し
たものである。
【００１３】上記のような構造によって、シンチレータ
１間にシールド２を設けることで、図２の矢印のよう
に、斜め方向から入射したγ線の突き抜けを押さえるこ
とができる。そして、シールド２の深さと厚さは、突き
抜けるγ線の割合と感度との兼ね合いで決められる。ま
た、シンチレータ１から出た光は、ライトガイド３や光
ファイバー６などに導かれ、光電子増倍管（ＰＭＴ４、
ＰＳ−ＰＭＴ７）やフォトダイオード（ＡＰＤ７ａ、Ｈ
ＰＤ７ｂ）等の受光素子で検出される。したがって、提
案されているＤＯＩ方式の検出器に用いられるような特
殊な回路は不用である。
１間にシールド２を設けることで、図２の矢印のよう
に、斜め方向から入射したγ線の突き抜けを押さえるこ
とができる。そして、シールド２の深さと厚さは、突き
抜けるγ線の割合と感度との兼ね合いで決められる。ま
た、シンチレータ１から出た光は、ライトガイド３や光
ファイバー６などに導かれ、光電子増倍管（ＰＭＴ４、
ＰＳ−ＰＭＴ７）やフォトダイオード（ＡＰＤ７ａ、Ｈ
ＰＤ７ｂ）等の受光素子で検出される。したがって、提
案されているＤＯＩ方式の検出器に用いられるような特
殊な回路は不用である。
【００１４】また、データ収集部２０は、同時計数回路
２３とメモリ１３とから構成され、被検者１０に投与さ
れ関心部位Ｐに蓄積された放射性同位元素（ＲＩ）のポ
ジトロン（陽電子）が消滅する時に発生する、一対のγ
線（２個のフォトン）の発生が、Ｒ位置の検出器モジュ
ール８とＱ位置の検出器モジュール８で検出される。検
出器モジュール８の出力信号は、位置検出回路１１、１
１ａに入力されて３０個のいずれのシンチレータにγ線
が入射したかが検出され、γ線の入射位置Ｑ、Ｒがコー
ディングされ、位置検出回路１１、１１ａの出力信号が
同時計数回路２３に入力される。同時計数回路２３で
は、入力位置Ｑ、Ｒに対応するシンチレータ１に一対の
γ線が同時に入射したことの検出が行なわれ、同時計数
データとしてエネルギー算出回路１２、１２ａの波高分
析データと共にメモリ１３に記憶される。なお、実際に
はメモリ１３には同時計数回路２３で捉えられた検出器
モジュール８におけるγ線の入射位置の組み合わせが記
憶される。同時計数回路２３は１スライスだけでなく、
体軸方向の複数スライス間の斜め方向でも判定するの
で、３次元的に入射方向が判定でき、感度をさらに上げ
ることができる。この両者の情報から、放射性同位元素
（ＲＩ）の位置Ｐとそのエネルギーを認識することがで
きる。
２３とメモリ１３とから構成され、被検者１０に投与さ
れ関心部位Ｐに蓄積された放射性同位元素（ＲＩ）のポ
ジトロン（陽電子）が消滅する時に発生する、一対のγ
線（２個のフォトン）の発生が、Ｒ位置の検出器モジュ
ール８とＱ位置の検出器モジュール８で検出される。検
出器モジュール８の出力信号は、位置検出回路１１、１
１ａに入力されて３０個のいずれのシンチレータにγ線
が入射したかが検出され、γ線の入射位置Ｑ、Ｒがコー
ディングされ、位置検出回路１１、１１ａの出力信号が
同時計数回路２３に入力される。同時計数回路２３で
は、入力位置Ｑ、Ｒに対応するシンチレータ１に一対の
γ線が同時に入射したことの検出が行なわれ、同時計数
データとしてエネルギー算出回路１２、１２ａの波高分
析データと共にメモリ１３に記憶される。なお、実際に
はメモリ１３には同時計数回路２３で捉えられた検出器
モジュール８におけるγ線の入射位置の組み合わせが記
憶される。同時計数回路２３は１スライスだけでなく、
体軸方向の複数スライス間の斜め方向でも判定するの
で、３次元的に入射方向が判定でき、感度をさらに上げ
ることができる。この両者の情報から、放射性同位元素
（ＲＩ）の位置Ｐとそのエネルギーを認識することがで
きる。
【００１５】画像処理部１４は、二つのＲ、Ｑ位置の検
出器モジュール８から同時に検出されメモリ１３に記憶
されたデータから、そのＲとＱを結ぶ線上に逆投影して
画像を再構成し、断層像を得るものである。さらに画像
の平滑化を行う画像スムージング、時間的に連続した画
像間で、重みづけ加算を行う時間スムージングなども行
われる。モニタ１５は、大型のモニタ１５を用い、画像
を１枚、４枚、１６枚のように複数枚表示するスプリッ
ト表示、異なる条件の画像を複数枚表示する複合表示、
ダイナミック収集画像を連続して表示するシネ表示、カ
ウント数が一定レベルのピクセルに特定の色付けをする
輪郭表示、その他、プロファイル解析、三次元表示等を
行うことができる。
出器モジュール８から同時に検出されメモリ１３に記憶
されたデータから、そのＲとＱを結ぶ線上に逆投影して
画像を再構成し、断層像を得るものである。さらに画像
の平滑化を行う画像スムージング、時間的に連続した画
像間で、重みづけ加算を行う時間スムージングなども行
われる。モニタ１５は、大型のモニタ１５を用い、画像
を１枚、４枚、１６枚のように複数枚表示するスプリッ
ト表示、異なる条件の画像を複数枚表示する複合表示、
ダイナミック収集画像を連続して表示するシネ表示、カ
ウント数が一定レベルのピクセルに特定の色付けをする
輪郭表示、その他、プロファイル解析、三次元表示等を
行うことができる。
【００１６】次に、本ＥＣＴ装置の動作について説明す
る。被検者１０に投与され関心部位Ｐに蓄積された放射
性同位元素（ＲＩ）のポジトロン（陽電子）が消滅する
時に発生する、一対のγ線（２個のフォトン）がＲ位置
の検出器モジュール８とそれと１８０度の方向のＱ位置
の検出器モジュール８に入射する。その時、検出器モジ
ュール８のシンチレータ１には斜めにγ線が入射する。
斜めから入射したγ線はシールド２に吸収され、本来の
位置に近い場所で吸収されたγ線のみが計測される。そ
の両信号が、データ収集部２０の位置検出回路１１、１
１ａでγ線の入射位置が検出され、該回路１１、１１ａ
の出力が同時計数回路２３に入力され、検出器信号の同
時性が判定され、エネルギー算出回路１２、１２ａで、
波高分析してエネルギーが検出され、各々メモリ１３に
記憶される。そして、画像処理部１４は、二つのＲ、Ｑ
検出器モジュール８から同時に検出されメモリ１３に記
憶されたデータから、そのＲとＱを結ぶ線上に逆投影し
て画像を再構成し、断層像を得る。そしてモニタ１５上
に、シールド２によって斜めから入射するγ線を、本来
の位置に近い場所で吸収して、分解能の劣化を最小限に
押さえた美しい断層画像を表示することができる。
る。被検者１０に投与され関心部位Ｐに蓄積された放射
性同位元素（ＲＩ）のポジトロン（陽電子）が消滅する
時に発生する、一対のγ線（２個のフォトン）がＲ位置
の検出器モジュール８とそれと１８０度の方向のＱ位置
の検出器モジュール８に入射する。その時、検出器モジ
ュール８のシンチレータ１には斜めにγ線が入射する。
斜めから入射したγ線はシールド２に吸収され、本来の
位置に近い場所で吸収されたγ線のみが計測される。そ
の両信号が、データ収集部２０の位置検出回路１１、１
１ａでγ線の入射位置が検出され、該回路１１、１１ａ
の出力が同時計数回路２３に入力され、検出器信号の同
時性が判定され、エネルギー算出回路１２、１２ａで、
波高分析してエネルギーが検出され、各々メモリ１３に
記憶される。そして、画像処理部１４は、二つのＲ、Ｑ
検出器モジュール８から同時に検出されメモリ１３に記
憶されたデータから、そのＲとＱを結ぶ線上に逆投影し
て画像を再構成し、断層像を得る。そしてモニタ１５上
に、シールド２によって斜めから入射するγ線を、本来
の位置に近い場所で吸収して、分解能の劣化を最小限に
押さえた美しい断層画像を表示することができる。
【００１７】上記の実施例では、マルチリング型のＥＣ
Ｔ装置について説明したが、多角形型のＥＣＴ装置につ
いても同様に適用することができる。
Ｔ装置について説明したが、多角形型のＥＣＴ装置につ
いても同様に適用することができる。
【００１８】
【発明の効果】本発明のＥＣＴ装置は上記のように構成
されており、被検者に投与され関心部位に蓄積された放
射性同位元素（ＲＩ）から放出された放射線（ガンマ
線）は、シンチレータに垂直に入射するγ線について
は、従来通り検出されるが、断面内の視野の中心から外
れた位置から出たγ線や、同時計数をとる３次元収集で
の、異なるリング間の体軸方向に斜めに入射するγ線に
付いては、斜めから入射するγ線の突き抜けを最小限に
するために、シンチレータ間にＸ線吸収の大きいスリッ
ト状のシールドを設けているため、斜めから入射するγ
線はシールドに吸収され、本来の位置に近い場所で吸収
されたγ線のみが計測される。これによって、分解能の
劣化を最小限に押さえることができる。また、信号処理
回路は従来使用しているものがそのまま使用できるた
め、検出器の交換のみで分解能を向上させることができ
る。
されており、被検者に投与され関心部位に蓄積された放
射性同位元素（ＲＩ）から放出された放射線（ガンマ
線）は、シンチレータに垂直に入射するγ線について
は、従来通り検出されるが、断面内の視野の中心から外
れた位置から出たγ線や、同時計数をとる３次元収集で
の、異なるリング間の体軸方向に斜めに入射するγ線に
付いては、斜めから入射するγ線の突き抜けを最小限に
するために、シンチレータ間にＸ線吸収の大きいスリッ
ト状のシールドを設けているため、斜めから入射するγ
線はシールドに吸収され、本来の位置に近い場所で吸収
されたγ線のみが計測される。これによって、分解能の
劣化を最小限に押さえることができる。また、信号処理
回路は従来使用しているものがそのまま使用できるた
め、検出器の交換のみで分解能を向上させることができ
る。
【図１】 本発明のＥＣＴ装置の一実施例を示す図であ
る。
る。
【図２】 本発明のＥＣＴ装置の検出器モジュールを示
す図である。
す図である。
【図３】 従来のＥＣＴ装置を示す図である。
【図４】 従来のＥＣＴ装置の検出器モジュールを示す
図である。
図である。
１…シンチレータ ２…シールド ３…ライトガイド ４、４ａ、４ｂ、４ｃ、４ｄ…ＰＭＴ ５…スリット ６…光ファイバー ７…ＰＳ−ＰＭＴ ７ａ…ＡＰＤ ７ｂ…ＨＰＤ ８、８ａ…検出器モジュール ９、９ａ…検出器部 １０…被検者 １１、１１ａ…位置検出回路 １２、１２ａ…エネルギー算出回路 １３…メモリ １４、１４ａ…画像処理部 １５、１５ａ…モニタ １６、１７、１８…シンチレータ １９、１９ａ…波形分析回路 ２０、２０ａ…データ収集部 ２１、２１ａ…分配回路 ２２…第一のメモリ ２２ａ…第二のメモリ ２２ｂ…第三のメモリ ２３、２３ａ…同時計数回路
フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０１Ｔ 1/20 Ｇ０１Ｔ 1/20 Ｇ Ｃ 1/24 1/24 1/29 1/29 Ｃ
Claims (1)
- 【請求項１】二次元状に密着配置された複数本の短冊状
のシンチレータと、前記シンチレータ群に対して光学的
に結合され、かつ、前記シンチレータの本数より少ない
複数個の光検出器を備え、その光検出器の出力比に基づ
いてγ線の入射位置を検出する検出器モジュールを被検
者の体軸回りに周設した検出器部と、その検出器部から
の信号によって前記被検者から放射されるγ線の入射位
置を検出する位置検出手段と、前記各シンチレータで発
光したエネルギーを算出する手段と、関心部位のＲＩ分
布の断層像を作成する画像処理手段とを備えたＥＣＴ装
置において、前記シンチレータ間にスリット状のシール
ドを設け、該シールドが斜めから入射するγ線の突き抜
けを最小限にして視野内の分解能を均一化するものであ
ることを特徴とするＥＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000279059A JP4399971B2 (ja) | 2000-09-14 | 2000-09-14 | Ｅｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000279059A JP4399971B2 (ja) | 2000-09-14 | 2000-09-14 | Ｅｃｔ装置 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002090458A true JP2002090458A (ja) | 2002-03-27 |
| JP4399971B2 JP4399971B2 (ja) | 2010-01-20 |
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
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Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2007043137A1 (ja) * | 2005-10-04 | 2007-04-19 | Shimadzu Corporation | 核医学診断装置 |
| WO2007135726A1 (ja) * | 2006-05-22 | 2007-11-29 | Shimadzu Corporation | 核医学診断装置 |
| WO2007141831A1 (ja) * | 2006-06-02 | 2007-12-13 | Shimadzu Corporation | 放射線検出器の製造方法 |
| JP2008145442A (ja) * | 2008-01-15 | 2008-06-26 | Hitachi Ltd | 放射線検査装置 |
| JP2010500119A (ja) * | 2006-08-09 | 2010-01-07 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | スペクトルコンピュータ断層撮影のための装置及び方法 |
| WO2010016143A1 (ja) * | 2008-08-08 | 2010-02-11 | 株式会社島津製作所 | 粒子線治療装置 |
| WO2010041313A1 (ja) * | 2008-10-08 | 2010-04-15 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | Ｄｏｉ型放射線検出器 |
| WO2010046983A1 (ja) * | 2008-10-23 | 2010-04-29 | 株式会社島津製作所 | 粒子線治療装置 |
| US7718971B2 (en) | 2005-10-13 | 2010-05-18 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Nuclear medicine imaging apparatus and a method for generating image data |
| WO2010070737A1 (ja) * | 2008-12-16 | 2010-06-24 | 株式会社島津製作所 | 粒子線治療装置 |
| CN102141632A (zh) * | 2009-12-29 | 2011-08-03 | 株式会社东芝 | 提高γ射线检测中的定时分辨率的装置和相关方法 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP6058272B2 (ja) * | 2011-04-06 | 2017-01-11 | 東芝メディカルシステムズ株式会社 | 核医学診断装置及び制御方法 |
-
2000
- 2000-09-14 JP JP2000279059A patent/JP4399971B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7709801B2 (en) | 2005-10-04 | 2010-05-04 | Shimadzu Corporation | Nuclear medicine diagnosis equipment |
| CN101208616B (zh) * | 2005-10-04 | 2011-07-27 | 株式会社岛津制作所 | 核医学诊断装置 |
| WO2007043137A1 (ja) * | 2005-10-04 | 2007-04-19 | Shimadzu Corporation | 核医学診断装置 |
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| WO2007135726A1 (ja) * | 2006-05-22 | 2007-11-29 | Shimadzu Corporation | 核医学診断装置 |
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| WO2007141831A1 (ja) * | 2006-06-02 | 2007-12-13 | Shimadzu Corporation | 放射線検出器の製造方法 |
| JPWO2007141831A1 (ja) * | 2006-06-02 | 2009-10-15 | 株式会社島津製作所 | 放射線検出器の製造方法 |
| US7723691B2 (en) | 2006-06-02 | 2010-05-25 | Shimadzu Corporation | Method of manufacturing a radiation detector |
| JP2010500119A (ja) * | 2006-08-09 | 2010-01-07 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | スペクトルコンピュータ断層撮影のための装置及び方法 |
| JP2008145442A (ja) * | 2008-01-15 | 2008-06-26 | Hitachi Ltd | 放射線検査装置 |
| JP4737201B2 (ja) * | 2008-01-15 | 2011-07-27 | 株式会社日立製作所 | 放射線検査装置 |
| WO2010016143A1 (ja) * | 2008-08-08 | 2010-02-11 | 株式会社島津製作所 | 粒子線治療装置 |
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| WO2010041313A1 (ja) * | 2008-10-08 | 2010-04-15 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | Ｄｏｉ型放射線検出器 |
| US8436312B2 (en) | 2008-10-08 | 2013-05-07 | National Institute Of Radiological Sciences | DOI type radiation detector |
| WO2010046983A1 (ja) * | 2008-10-23 | 2010-04-29 | 株式会社島津製作所 | 粒子線治療装置 |
| CN102164635B (zh) * | 2008-10-23 | 2014-01-15 | 株式会社岛津制作所 | 粒子线治疗装置 |
| JP5120459B2 (ja) * | 2008-10-23 | 2013-01-16 | 株式会社島津製作所 | 粒子線治療装置 |
| WO2010070737A1 (ja) * | 2008-12-16 | 2010-06-24 | 株式会社島津製作所 | 粒子線治療装置 |
| JP5187401B2 (ja) * | 2008-12-16 | 2013-04-24 | 株式会社島津製作所 | 粒子線治療装置 |
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