JP2004532997A - Ｐｅｔスキャナ - Google Patents
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Abstract
ポジトロン放出カメラ（ＰＥＴ）は、複数のシンチレータを備え、このシンチレータは、Ｌｕ−ＡｌＯ３：Ｃｅ（ＬｕＡＰ）をベースとする結晶１８、２０から成る。特に、シンチレーション結晶１８、２０はＬｕＡＰおよび／またはＬｕＹＡＰである。
Description
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ポジトロン放出断層撮影（ＰＥＴ）カメラまたはスキャナに関する。
【背景技術】
【０００２】
ＰＥＴスキャナは、医療物理学の分野において広く知られている。これらのスキャナは、体内へ注入される放射性物質から放射される放射線を検出することによって体内の画像を生成する。各スキャナは、可動式患者テーブルの周囲にリング状に配置された、シンチレータと典型的に呼ばれる放射線検出器からなる。検出リング１０および患者テーブル１２を備えた典型的な配置が図１に示されている。各シンチレータは、結晶を含み、リング上にそれと対峙して位置付けられている結合パートナ（an associated partner）を有する。多くの公知のカメラは、米国特許4,843,245号および欧州特許0,437,051B号において教示されているように、シンチレーション検出器としてＢｉ４Ｇｅ３Ｏ１２（ＢＧＯ）を用いている。各シンチレータは、光電子増倍管に接続されており、これはさらに読取り用電子機器へ接続されている。
【０００３】
スキャンの間、患者は、リング状検出器の中央部にある可動式テーブル上に位置付けられる。この患者には、放射性物質が注入されており、例えば、炭素−１１、フッ素−１８、酸素−１５、または、窒素−１３のような崩壊期間の短いβ＋放射性原子が打ち込まれる。放射性同位体へ原子核が崩壊する間、ポジトロンが放出される。ポジトロンが放射され、電子と衝突すると、その衝突が、等しいエネルギー（５１１ｋｅＶ）を有する２つのガンマ線を生成する。但し、２つのガンマ線は反対方向へ移動する。リング上で正反対に配置されたシンチレータを用いて、生成されたガンマ線を同時に検出することによって、崩壊の生じる軌跡が検出される。シンチレータの結晶は、ガンマ線を光子へ変換し、この光子は、光電子増倍管へ転送され、光電子増倍管はその光子を電気信号へ変換し、かつ、それを増幅する。次に、これらの電気信号は、関心領域（例えば、脳、胸部、肝臓）に亘る体の三次元画像を生成するためにコンピュータによって処理される。
【０００４】
ＰＥＴスキャンの利点は、正確な放射性核種の位置を決定する能力であり、また、体内の生理学的なプロセスを定量化する能力である。これは、反対方向へ移動する２つのガンマ光子が患者の体内から放射されることにより達成され得る。他の利点は、ＰＥＴスキャンは、炭素、窒素および酸素のような人体において見うけられるものと等しいか、または、類似する生物学的合成物（biological compounds）を用いていることである。これは、ＰＥＴ放射性核種が、人体に用いられる生物学的な物質に直接置き換えることができることを意味する。さらに、これは、ＰＥＴトレーサが、他の何らかのスキャナの媒体のように単に生物学的経路を模倣しているのではなく、代替的なＰＥＴトレーサが実際に真の生理学的かつ代謝プロセスに従うことを意味する。これが利点である。これに対し、他の核医学画像技術は、体内において通常見受けられない放射性核種で標識された化合物を必要とする。このように改変された化合物（modified compounds）は、人体内の真の分布（true distribution）に近づくだけである。
【０００５】
ＰＥＴスキャナには特有の多くの利点があるので、それらの性能を改善する活動があり、それによって、スキャンされる画像の正確性を向上させ、臨床医学者の助けになる。この目的のために、現在、このようなスキャナの特性を改善するために多くのグループによって作業がなされている。
【０００６】
ＰＥＴカメラの最も重要な特徴は、その空間的な解像度および感度である。従来のＰＥＴカメラは、放射スペクトルの半値全幅（ＦＷＨＭ）において４〜６ｍｍの範囲内の空間的解像度をもたらすことができる。より良い空間的解像度は、サイズの小さい多数のシンチレーション検出器を要し、その結果、多くの光検出器およびそれに付随する読取り用電子機器を要する。しかしながら、これは、コスト高になる。同時に、人体ＰＥＴ器具類に対する、例えば、正確な脳の画像などに対する新しい需要では、２ｍｍよりも良好な空間解像度を必要とする。
【０００７】
ＰＥＴスキャナのために再構成された画像解像度の結合式は、次のように表現される。
【０００８】
【数１】
ここで、Γは、ｍｍ単位での再構成された画像解像度ＦＷＨＭであり、ｄは検出器のサイズであり、Ｄは検出器アレイの直径であり、これは、典型的には、ＰＥＴスキャナの全体として６００〜８００ｍｍであり、ＰＥＴの頭脳部としては２５０〜３００ｍｍであり（Ｄを含むことはポジトロンの崩壊から光子の非共線性（non-collinearity）を考慮しているということに注意されたい）、γは有効なポジトロン範囲（１８Ｆの０．５ｍｍ〜８２Ｒｂの４．５ｍｍまで）であり、ｂは、追加要素であり、衝突点を特定する方法（アンガー論理（Anger Logic）または“真の”位置検出光検出器、即ち、多くの光電子増倍管の信号の中のアナログの割合）から導出される。ｂは位置検出光検出器に対してゼロであると仮定すると、（１８Ｆにおいては）ｄ＝１ｍｍで、ＰＥＴの頭脳部のΓ＝１ｍｍの解像度を達成することが可能である。
【０００９】
上記の式が正確であると仮定すると、ＰＥＴカメラの空間解像度および感度に対して高まる要求を満たすために、このカメラは、高い阻止能（stopping power）を有し、長く薄い検出器からなる必要があることが理解されるであろう。しかしながら、実際には、これは、視野の端における空間的解像度を低減させてしまう。これが欠点である。この問題を克服し、空間解像度の劣化を回避するために、相互作用の深度（ＤＯＩ（depth of interaction））決定能力、即ち、検出セルに沿って相互作用の座標（interaction coordinate）を決定する能力を有する検出器を用いる必要がある。これを行なうための最も便利な方法は、多層検出器（a multi-layer detector）を用いることであり、その層は、異なるシンチレーション特性を有する材料により形成されている。この層は異なる特性を有するので、ガンマ線が検出されたときに、衝突された層を特定することが可能であり、それによって、相互作用のポイントをより正確に決定することができる。
【００１０】
多くの多層検出器は公知である。例えば、米国特許第4,843,245号は、隣接するＢＧＯおよびＧＳＯ（Ｇｄ２ＳｉＯ５）結晶を用いた多層シンチレータを記載している。欧州特許第0,219,648号では、内側層としてＢａＦ２、中間層としてＧＳＯおよび外側層としてＢＧＯを有する３層のシンチレータの使用について教示している。WO99／24848号もまた、多層検出器、特に、“ホスイッチ（phoswich）”検出器を教示しており、異なる検出層は、異なる崩壊時間を有する異なるシンチレータにより形成されている。WO99／24848号に記載されているホスイッチは２層有し、そのそれぞれはＢＧＯおよびＬｕ２ＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＳＯ）である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
他の公知の多層検出器はＬＳＯおよびＧＳＯの組合せを用いている。この場合、衝突した層の決定は波形識別によって実行される。これは、ＬＳＯ層およびＧＳＯ層が崩壊時定数において大きく異なるので、実現され得る。残念ながら、ＧＳＯの光電吸収係数はＬＳＯのそれに比べ非常に小さい。このことは、ＧＳＯの阻止能が限定されることを意味し、衝突層の決定において不確定の度合いが含まれることになる。
【００１２】
これまで他の公知のＰＥＴにおいては、シンチレーション検出器は、異なるセリウム濃度で成長させた“高速”および“低速”ＬＳＯシンチレータの層により形成されている。
【００１３】
ＬＳＯおよびＧＳＯ検出器については、波形識別が衝突層を決定するために用いられていた。しかしながら、この特定の装置の欠点は、“高速”および“低速”ＬＳＯの崩壊時定数の相違がたった約１０％（平均値４０ｎｓ（ナノ秒）において４〜５ｎｓ）しかないことである。従って、任意の確実性で衝突層を決定することが困難であり得る。
【００１４】
公知のＰＥＴスキャナの空間解像度に限定を加え、ＰＥＴスキャナの視野の端における空間解像度に対する幾何学的限定もある。これは、いわゆる、放射伸長歪み（radial elongation distortion）であり、ガンマ軌跡がいくつかのシンチレーション検出器を横切るときに生じる。
【００１５】
本発明の目的は、ＰＥＴカメラの改良型シンチレーション検出器および改良型ＰＲＴカメラを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本発明の様々な特徴は、特許請求の範囲の独立請求項で規定される。いくつかの好適な特徴はその従属請求項で規定されている。
【００１７】
本発明の一形態によれば、患者エリアと、その患者エリアの対向側から輻射を検出する検出リングと、患者エリアの方へ方向付けられている複数のシンチレーション検出器を含むリングと、輻射が入射するときに発光するように構成されたシンチレーション検出器と、このシンチレーション検出器に光学的に結合され、シンチレーション検出器によって発せられた光を電気的パルスへ変換する変換手段とを備え、このシンチレーション検出器はＬｕＡｌＯ３：Ｃｅ（ＬｕＡＰ）を含むことを特徴とするポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナを提供する。
【００１８】
ＬｕＡＰはＬｕＹＡＰを形成するためのイットリウムを含んでいてもよい。イットリウムの量はルテチウム含有量の０原子％〜３０原子％の範囲でよい。
【００１９】
好ましくは、シンチレーション検出器は付加的にＬＳＯを含む。この場合、検出された輻射がＬｕＡＰまたはＬＳＯのいずれに入射したかを決定する手段が設けられる。この決定手段は、輻射が検出された層を示す波形を決定するために、電気信号を分析操作可能にしてもよい。
【００２０】
波長分割器が、各シンチレーション検出器とそれに付随する変換手段との間に設けられてよい。この波長分割器および変換手段は、シンチレータに対してオフセットしていることが好ましい。それによって、各波長分割器および各変換手段は、２つの隣り合うシンチレータに及んでいる。波長分割器は、１つまたはそれ以上のガラスフィルタおよび／または干渉フィルタおよび／または回折格子および／またはプリズムおよび／または回折マイクロック光学アレイおよび／または屈折マイクロ光学アレイを含んでもよい。
【００２１】
好ましくは、変換手段は、光電子増倍管、例えば、ポジトロンに敏感な光電子増倍管、または、アバランシェフォトダイオード若しくはＰＩＮフォトダイオードを備えている。
【００２２】
本発明の他の形態によれば、複数のシンチレーションを含むポジトロン放出断層撮影カメラまたはスキャナを提供し、このシンチレータは、ＬｕＡｌＯ３：Ｃｅ（ＬｕＡＰ）を備えている。
【００２３】
このＬｕＡＰは、ＬｕＹＡＰを形成するイットリウムを含んでいてもよい。イットリウムの量はルテチウム含有量の０原子％〜３０原子％の範囲でよい。好ましくは、各シンチレータはＬＳＯの層を有している。
【００２４】
本発明のさらに他の形態によれば、ＰＥＴスキャナにおいて用いられるシンチレータを設け、このシンチレータはＬｕＡＰを含む。
【００２５】
このＬｕＡＰは、ＬｕＹＡＰを形成するためにイットリウムを含んでよい。イットリウムの量はルテチウム含有量の０原子％〜３０原子％の範囲でよい。好ましくは、各シンチレータはＬＳＯの層をさらに含んでいる。
【００２６】
本発明のさらに他の実施形態によれば、各々異なるシンチレーション光を発するシンチレーション物質から成る２つの異なる層を含み、輻射が入射したときに発光するように構成され、患者エリアの方へ向けられている複数のシンチレーション検出器と、シンチレーション検出器により放射された光を電気パルスへ変換するために、シンチレーション検出器へ光学的に結合されている変換手段とを備え、光学素子がシンチレーション検出器と変換手段との間の光学経路に位置付けられており、この光学素子は、シンチレーション検出器の一の層からの光が一の方向に影響し、シンチレーション検出器の他の層からの光が他の方向に影響するように構成されている。
【００２７】
この構成の利点は、シンチレーション層のそれぞれから放射されたシンチレーション光が、異なる方向に存在する光学素子によって影響を受けることであり、これはシンチレーションの衝突層がより簡単に特定され得ることを意味する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
本発明が実施化された様々なカメラおよびシンチレータが、添付図面に関して、また、１つの実施形態によって以下に記載されている。
【００２９】
本発明におけるＰＥＴは、ルテチウムを主成分とする結晶を備えているシンチレータを用いるように実施化されている。特に、本発明におけるシンチレータはＬｕＡＰまたはＬｕＹＡＰを用いるように実施化されている。次の文脈において、頭文字ＬｕＡＰはＬｕＡＰまたはＬｕＹＡＰのいずれかを表す。この材料は、シンチレータとして有用な多くの特性を有する。
【００３０】
図２（ａ）および図２（ｂ）は、ＰＥＴスキャナ用の２つのシンチレータを示し、各シンチレータは、ＬＳＯ１４、１６の内側層およびＬｕＡＰ１８、２０の層を備えている。ＬＳＯ１４、１６またはＬｕＡＰ１８、２０のいずれかから放射される光を検出するために光検出器２２、２４が各ＬｕＡＰ層１８、２０に隣接し光学的に結合されている。この光検出器２２、２４は、任意の適切なタイプであってよいが、典型的には光電子増倍管またはアバランシェフォトダイオードを含む。光検出器２２、２４からの信号は、読取り用電子機器（図示せず）を用いて処理される。実際には、ＰＥＴスキャナの従来の構成に従うと、図２に示す複数のシンチレータおよび光検出器は患者テーブルの周囲にリング状の構成で設けられる。光検出器からの信号を用いると、スキャンされる組織の画像を構成することができる。
【００３１】
図２（ａ）および図２（ｂ）のスキャナ内でＬｕＡＰを用いることは、様々な利益をもたらす。これは、ＬｕＡＰが優れた結晶特性を有するからである。
【００３２】
ＬｕＡＰ、ＬＳＯおよびＧＳＯの相対的特性は図３の表に示されており、これによれば、５１１ｋｅＶにおけるＬｕＡＰの光電吸収係数は０．３１であることがわかる。これは、０．３０の光電吸収係数を有するＬＳＯに匹敵する。これに対して、ＧＳＯの光電吸収係数は０．１８である。これは、ＧＳＯの有効阻止能がＬＳＯやＬｕＡＰのいずれかの有効阻止能に比べ非常に小さいことを意味する。さらに、ＬｕＡＰの崩壊定数は放射光の６０％に対して１１ｎｓであり、一方、ＬＳＯでは４０ｎｓである。これは比較的大きな相違である。これは、図２のＬＳＯ／ＬｕＡＰシンチレータにとっての利点である。なぜならば、それは、パルス幅を識別することによって衝突層を正確に決定することができることを意味するからである。図２のＬＳＯ／ＬｕＡＰシンチレータの他の利点は、ＬｕＡＰがＬＳＯシンチレーション光に対して透明であることである。これは、内側ＬＳＯ層から放射された光がほとんど妨げられることなくＬｕＡＰを介して光検出器へ通過し得ることを意味する。これにより、検出プロセスの感度を改善することができる。
【００３３】
図４においてＬｕＡＰ、ＬＳＯおよびＧＳＯシンチレータのそれぞれのリングを用いたＰＥＴスキャナの相対感度が結晶の厚みの関数として示されている。光吸収事象の二重の同時発生を検出する相対確率はＰＥＴリングの感度として用いられることに留意されたい。
【００３４】
図４からＧＳＯシンチレーションを用いたＰＥＴスキャナの感度がＬｕＡＰシンチレータを用いたスキャナの感度よりも（同じサイズのスキャナと比較して）非常に小さい。従って、図２の二層ＬＳＯ／ＬｕＡＰシンチレータは、同じサイズの従来のＬＳＯ／ＧＳＯシンチレータよりもより感度を良くすることができる。代替的に、極めて薄いＬＳＯ／ＬｕＡＰシンチレータを用いても同じ感度を得ることができる。これは、ＰＥＴスキャナ全体のサイズが小さくなり、それに伴うコストも低減するので有利である。特に、ＬＳＯ／ＬｕＡＰから成る二層検出器およびＬＳＯ／ＧＳＯから成る二層検出器においては、ＬｕＡＰ層がＧＳＯ層よりも約１．７倍薄い場合に同レベルの感度が得られる。これは、ＬＳＯ／ＬｕＡＰから成るＰＥＴスキャナがＬＳＯ／ＧＳＯから成るスキャナよりも視野の端における空間解像度が良く、必要とされる結晶の体積が低減されるのでコストが同様に低廉になることを意味する。
【００３５】
図５は、ＬＳＯおよびＬｕＡＰのそれぞれの放射スペクトルを示す。この図から、ＬＳＯのスペクトルは４２０ｎｍで最大値を有し、ＬｕＡＰのスペクトルは３７８ｎｍで最大値を有することがわかる。従って、図２の光検出器によって検出された光が３７８ｎｍにある場合には、ＬｕＡＰに衝突したことを示し、一方、検出された光が４２０ｎｍにある場合には、ＬＳＯに衝突したことを示す。これは、パルス幅識別を追加で使用することによって、図２に示すシンチレータの放射光のスペクトル選択が衝突層を特定するために用いられ得ることを意味する。これは、光検出器に到達する光の“色”を検出することによって行なわれる。図６は、その光の色を検出するように適応された検出器を示している。
【００３６】
図６は、ＰＥＴカメラの複数の類似のシンチレータを示しており、そのそれぞれは、ＬＳＯ層２６、２８およびＬｕＡＰ層３０、３２を有する。前述の通り、ＬＳＯ２６、２８およびＬｕＡＰ３０、３２の各層は、厚みが２０ｍｍよりも薄いことが好ましい。隣り合うシンチレータは、複数の波長分割素子３４、３６である。これらのそれぞれは、シンチレータに対して物理的にオフセットしており、それによって、２つの隣り合うシンチレーション検出器に等量だけ及んでいる。隣り合う波長分割器３４および３６は、異なる転送係数を有する。これは、各シンチレータの端が隣り合う２つの異なる波長分割器３４および３６に在ることを意味する。波長分割器３４および３６は、カラーガラスフィルタから形成されていてよい。図６の実施形態において、フィルタ３４は、ＬＳＯおよびＬｕＡＰ層２６および３０の両方からの放射光にとって透明であり、一方、フィルタ３６はＬｕＡＰ層２６からの放射光にとって透明であり、ＬＳＯ層２６からの放射光にとって半透明である。従って、フィルタ３４は、異なるシンチレーション層からの光に同程度に影響し、フィルタ３６は一方向においてＬｕＡＰ層からの光に影響し、他方向においてＬＳＯ層からの光に影響する。
【００３７】
図６のシンチレータからのシンチレーション光を検出するために、光検出器３８および４０は、波長分割器３４、３６へ光学的に結合されている。各光検出器３８、４０は、シンチレーション検出器に対して物理的にオフセットしているが、それに付随する波長分割器３４、３６とはほぼ整列（in line）している。それによって、それらは２つの隣り合うシンチレーション検出器に及んでいる。各光検出器３８、４０には、その出力を増幅する増幅器４２、４４が結合されている。増幅器４２、４４からの信号は、処理のためにアナログ−デジタル変換器４６へ出力される。処理後の信号は、スキャンされる物質の画像を構成するために用いられる。
【００３８】
ＰＥＴスキャナを提供するために、図６に示すように複数のシンチレータおよび光検出器が、従来の手法に従って患者テーブルの周囲にリング状の構成で設けられている。
【００３９】
図６のＬｕＡＰ検出器３０に衝突したときに、光検出器３８および４０からの電気的パルスの振幅は等しい。これは、波長分割器３４および３６がそれぞれＬｕＡＰシンチレーション光に対して透明であるからである。これに対して、ＬＳＯ検出器２６に衝突したときには、光検出器３８からの電気的パルスの振幅が光検出器４０のそれよりも高い。これは、波長分割器３４がＬＳＯシンチレーション光に対して透明であり、一方で、波長分割器３６がその光に対して半透明であるに過ぎないからである。従って、これらの光検出器によって検出されたパルスの振幅を比較することによって、衝突層は特定される。
【００４０】
図６の波長分割器３４および３６はガラスフィルタを備えているが、それらは等価的に、１またはそれ以上の干渉フィルタおよび／または回折格子および／またはプリズムおよび／または回折マイクロ光学アレイおよび／または屈折マイクロ光学アレイのいずれであってもよい。
【００４１】
要するに、本発明は、ＬｕＡＰまたはＬｕＹＡＰのような新しい高感度結晶を使用することを導き、シンチレーション検出器のサイズが小さく小さくなるので、これらの高感度結晶がＰＥＴカメラに適用されたときにより鮮明な画像を与える。このＰＥＴは高価ではなく、より感度が良く、空間解像度の角での劣化（angulation degradation）が比較的低い。それによって、検出リングの直径を低減させることができ、従って、このカメラ全体のコストを低廉にする。さらに、二層構造において、ＬＳＯおよびＬｕＡＰの崩壊時定数の大きな相違（それぞれ放射光の６０％に対して４０ｎsおよび１１ｎs）は、波形識別を有用なオプションとし、並びに、効果的に衝突層を決定することを可能とする。
【００４２】
当業者は開示された構成のバリエーションを、本発明から逸脱することなく想到することができることを理解されたい。従って、特定の実施形態の記載は、例示によってなされており、限定を目的とするものではない。上述のオペレーションに重要な変更を加えることなく、軽微な改変をなし得ることは当業者にとって明白である。
【図面の簡単な説明】
【００４３】
【図１】ＰＥＴスキャナの検出リングおよび患者テーブルの典型的な構成図。
【図２（ａ）】ＰＥＴに使用するための第１の検出器の側面図。
【図２（ｂ）】図２（ａ）の矢印Ａの正面図。
【図３】様々なシンチレーションを含む表。
【図４】結晶の厚みに対する、Ｅγ＝５１１ｋｅＶにおけるＬＳＯ、ＬｕＡＰおよびＧＳＯシンチレータに基づくＰＥＴスキャナの計算済み相対感度のプロット図。
【図５】ＬＳＯおよびＬｕＡＰの放射スペクトルを示す図。
【図６】ＰＥＴに用いる第２の検出器のブロック図。
【０００１】
本発明は、ポジトロン放出断層撮影（ＰＥＴ）カメラまたはスキャナに関する。
【背景技術】
【０００２】
ＰＥＴスキャナは、医療物理学の分野において広く知られている。これらのスキャナは、体内へ注入される放射性物質から放射される放射線を検出することによって体内の画像を生成する。各スキャナは、可動式患者テーブルの周囲にリング状に配置された、シンチレータと典型的に呼ばれる放射線検出器からなる。検出リング１０および患者テーブル１２を備えた典型的な配置が図１に示されている。各シンチレータは、結晶を含み、リング上にそれと対峙して位置付けられている結合パートナ（an associated partner）を有する。多くの公知のカメラは、米国特許4,843,245号および欧州特許0,437,051B号において教示されているように、シンチレーション検出器としてＢｉ４Ｇｅ３Ｏ１２（ＢＧＯ）を用いている。各シンチレータは、光電子増倍管に接続されており、これはさらに読取り用電子機器へ接続されている。
【０００３】
スキャンの間、患者は、リング状検出器の中央部にある可動式テーブル上に位置付けられる。この患者には、放射性物質が注入されており、例えば、炭素−１１、フッ素−１８、酸素−１５、または、窒素−１３のような崩壊期間の短いβ＋放射性原子が打ち込まれる。放射性同位体へ原子核が崩壊する間、ポジトロンが放出される。ポジトロンが放射され、電子と衝突すると、その衝突が、等しいエネルギー（５１１ｋｅＶ）を有する２つのガンマ線を生成する。但し、２つのガンマ線は反対方向へ移動する。リング上で正反対に配置されたシンチレータを用いて、生成されたガンマ線を同時に検出することによって、崩壊の生じる軌跡が検出される。シンチレータの結晶は、ガンマ線を光子へ変換し、この光子は、光電子増倍管へ転送され、光電子増倍管はその光子を電気信号へ変換し、かつ、それを増幅する。次に、これらの電気信号は、関心領域（例えば、脳、胸部、肝臓）に亘る体の三次元画像を生成するためにコンピュータによって処理される。
【０００４】
ＰＥＴスキャンの利点は、正確な放射性核種の位置を決定する能力であり、また、体内の生理学的なプロセスを定量化する能力である。これは、反対方向へ移動する２つのガンマ光子が患者の体内から放射されることにより達成され得る。他の利点は、ＰＥＴスキャンは、炭素、窒素および酸素のような人体において見うけられるものと等しいか、または、類似する生物学的合成物（biological compounds）を用いていることである。これは、ＰＥＴ放射性核種が、人体に用いられる生物学的な物質に直接置き換えることができることを意味する。さらに、これは、ＰＥＴトレーサが、他の何らかのスキャナの媒体のように単に生物学的経路を模倣しているのではなく、代替的なＰＥＴトレーサが実際に真の生理学的かつ代謝プロセスに従うことを意味する。これが利点である。これに対し、他の核医学画像技術は、体内において通常見受けられない放射性核種で標識された化合物を必要とする。このように改変された化合物（modified compounds）は、人体内の真の分布（true distribution）に近づくだけである。
【０００５】
ＰＥＴスキャナには特有の多くの利点があるので、それらの性能を改善する活動があり、それによって、スキャンされる画像の正確性を向上させ、臨床医学者の助けになる。この目的のために、現在、このようなスキャナの特性を改善するために多くのグループによって作業がなされている。
【０００６】
ＰＥＴカメラの最も重要な特徴は、その空間的な解像度および感度である。従来のＰＥＴカメラは、放射スペクトルの半値全幅（ＦＷＨＭ）において４〜６ｍｍの範囲内の空間的解像度をもたらすことができる。より良い空間的解像度は、サイズの小さい多数のシンチレーション検出器を要し、その結果、多くの光検出器およびそれに付随する読取り用電子機器を要する。しかしながら、これは、コスト高になる。同時に、人体ＰＥＴ器具類に対する、例えば、正確な脳の画像などに対する新しい需要では、２ｍｍよりも良好な空間解像度を必要とする。
【０００７】
ＰＥＴスキャナのために再構成された画像解像度の結合式は、次のように表現される。
【０００８】
【数１】
【０００９】
上記の式が正確であると仮定すると、ＰＥＴカメラの空間解像度および感度に対して高まる要求を満たすために、このカメラは、高い阻止能（stopping power）を有し、長く薄い検出器からなる必要があることが理解されるであろう。しかしながら、実際には、これは、視野の端における空間的解像度を低減させてしまう。これが欠点である。この問題を克服し、空間解像度の劣化を回避するために、相互作用の深度（ＤＯＩ（depth of interaction））決定能力、即ち、検出セルに沿って相互作用の座標（interaction coordinate）を決定する能力を有する検出器を用いる必要がある。これを行なうための最も便利な方法は、多層検出器（a multi-layer detector）を用いることであり、その層は、異なるシンチレーション特性を有する材料により形成されている。この層は異なる特性を有するので、ガンマ線が検出されたときに、衝突された層を特定することが可能であり、それによって、相互作用のポイントをより正確に決定することができる。
【００１０】
多くの多層検出器は公知である。例えば、米国特許第4,843,245号は、隣接するＢＧＯおよびＧＳＯ（Ｇｄ２ＳｉＯ５）結晶を用いた多層シンチレータを記載している。欧州特許第0,219,648号では、内側層としてＢａＦ２、中間層としてＧＳＯおよび外側層としてＢＧＯを有する３層のシンチレータの使用について教示している。WO99／24848号もまた、多層検出器、特に、“ホスイッチ（phoswich）”検出器を教示しており、異なる検出層は、異なる崩壊時間を有する異なるシンチレータにより形成されている。WO99／24848号に記載されているホスイッチは２層有し、そのそれぞれはＢＧＯおよびＬｕ２ＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＳＯ）である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
他の公知の多層検出器はＬＳＯおよびＧＳＯの組合せを用いている。この場合、衝突した層の決定は波形識別によって実行される。これは、ＬＳＯ層およびＧＳＯ層が崩壊時定数において大きく異なるので、実現され得る。残念ながら、ＧＳＯの光電吸収係数はＬＳＯのそれに比べ非常に小さい。このことは、ＧＳＯの阻止能が限定されることを意味し、衝突層の決定において不確定の度合いが含まれることになる。
【００１２】
これまで他の公知のＰＥＴにおいては、シンチレーション検出器は、異なるセリウム濃度で成長させた“高速”および“低速”ＬＳＯシンチレータの層により形成されている。
【００１３】
ＬＳＯおよびＧＳＯ検出器については、波形識別が衝突層を決定するために用いられていた。しかしながら、この特定の装置の欠点は、“高速”および“低速”ＬＳＯの崩壊時定数の相違がたった約１０％（平均値４０ｎｓ（ナノ秒）において４〜５ｎｓ）しかないことである。従って、任意の確実性で衝突層を決定することが困難であり得る。
【００１４】
公知のＰＥＴスキャナの空間解像度に限定を加え、ＰＥＴスキャナの視野の端における空間解像度に対する幾何学的限定もある。これは、いわゆる、放射伸長歪み（radial elongation distortion）であり、ガンマ軌跡がいくつかのシンチレーション検出器を横切るときに生じる。
【００１５】
本発明の目的は、ＰＥＴカメラの改良型シンチレーション検出器および改良型ＰＲＴカメラを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１６】
本発明の様々な特徴は、特許請求の範囲の独立請求項で規定される。いくつかの好適な特徴はその従属請求項で規定されている。
【００１７】
本発明の一形態によれば、患者エリアと、その患者エリアの対向側から輻射を検出する検出リングと、患者エリアの方へ方向付けられている複数のシンチレーション検出器を含むリングと、輻射が入射するときに発光するように構成されたシンチレーション検出器と、このシンチレーション検出器に光学的に結合され、シンチレーション検出器によって発せられた光を電気的パルスへ変換する変換手段とを備え、このシンチレーション検出器はＬｕＡｌＯ３：Ｃｅ（ＬｕＡＰ）を含むことを特徴とするポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナを提供する。
【００１８】
ＬｕＡＰはＬｕＹＡＰを形成するためのイットリウムを含んでいてもよい。イットリウムの量はルテチウム含有量の０原子％〜３０原子％の範囲でよい。
【００１９】
好ましくは、シンチレーション検出器は付加的にＬＳＯを含む。この場合、検出された輻射がＬｕＡＰまたはＬＳＯのいずれに入射したかを決定する手段が設けられる。この決定手段は、輻射が検出された層を示す波形を決定するために、電気信号を分析操作可能にしてもよい。
【００２０】
波長分割器が、各シンチレーション検出器とそれに付随する変換手段との間に設けられてよい。この波長分割器および変換手段は、シンチレータに対してオフセットしていることが好ましい。それによって、各波長分割器および各変換手段は、２つの隣り合うシンチレータに及んでいる。波長分割器は、１つまたはそれ以上のガラスフィルタおよび／または干渉フィルタおよび／または回折格子および／またはプリズムおよび／または回折マイクロック光学アレイおよび／または屈折マイクロ光学アレイを含んでもよい。
【００２１】
好ましくは、変換手段は、光電子増倍管、例えば、ポジトロンに敏感な光電子増倍管、または、アバランシェフォトダイオード若しくはＰＩＮフォトダイオードを備えている。
【００２２】
本発明の他の形態によれば、複数のシンチレーションを含むポジトロン放出断層撮影カメラまたはスキャナを提供し、このシンチレータは、ＬｕＡｌＯ３：Ｃｅ（ＬｕＡＰ）を備えている。
【００２３】
このＬｕＡＰは、ＬｕＹＡＰを形成するイットリウムを含んでいてもよい。イットリウムの量はルテチウム含有量の０原子％〜３０原子％の範囲でよい。好ましくは、各シンチレータはＬＳＯの層を有している。
【００２４】
本発明のさらに他の形態によれば、ＰＥＴスキャナにおいて用いられるシンチレータを設け、このシンチレータはＬｕＡＰを含む。
【００２５】
このＬｕＡＰは、ＬｕＹＡＰを形成するためにイットリウムを含んでよい。イットリウムの量はルテチウム含有量の０原子％〜３０原子％の範囲でよい。好ましくは、各シンチレータはＬＳＯの層をさらに含んでいる。
【００２６】
本発明のさらに他の実施形態によれば、各々異なるシンチレーション光を発するシンチレーション物質から成る２つの異なる層を含み、輻射が入射したときに発光するように構成され、患者エリアの方へ向けられている複数のシンチレーション検出器と、シンチレーション検出器により放射された光を電気パルスへ変換するために、シンチレーション検出器へ光学的に結合されている変換手段とを備え、光学素子がシンチレーション検出器と変換手段との間の光学経路に位置付けられており、この光学素子は、シンチレーション検出器の一の層からの光が一の方向に影響し、シンチレーション検出器の他の層からの光が他の方向に影響するように構成されている。
【００２７】
この構成の利点は、シンチレーション層のそれぞれから放射されたシンチレーション光が、異なる方向に存在する光学素子によって影響を受けることであり、これはシンチレーションの衝突層がより簡単に特定され得ることを意味する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
本発明が実施化された様々なカメラおよびシンチレータが、添付図面に関して、また、１つの実施形態によって以下に記載されている。
【００２９】
本発明におけるＰＥＴは、ルテチウムを主成分とする結晶を備えているシンチレータを用いるように実施化されている。特に、本発明におけるシンチレータはＬｕＡＰまたはＬｕＹＡＰを用いるように実施化されている。次の文脈において、頭文字ＬｕＡＰはＬｕＡＰまたはＬｕＹＡＰのいずれかを表す。この材料は、シンチレータとして有用な多くの特性を有する。
【００３０】
図２（ａ）および図２（ｂ）は、ＰＥＴスキャナ用の２つのシンチレータを示し、各シンチレータは、ＬＳＯ１４、１６の内側層およびＬｕＡＰ１８、２０の層を備えている。ＬＳＯ１４、１６またはＬｕＡＰ１８、２０のいずれかから放射される光を検出するために光検出器２２、２４が各ＬｕＡＰ層１８、２０に隣接し光学的に結合されている。この光検出器２２、２４は、任意の適切なタイプであってよいが、典型的には光電子増倍管またはアバランシェフォトダイオードを含む。光検出器２２、２４からの信号は、読取り用電子機器（図示せず）を用いて処理される。実際には、ＰＥＴスキャナの従来の構成に従うと、図２に示す複数のシンチレータおよび光検出器は患者テーブルの周囲にリング状の構成で設けられる。光検出器からの信号を用いると、スキャンされる組織の画像を構成することができる。
【００３１】
図２（ａ）および図２（ｂ）のスキャナ内でＬｕＡＰを用いることは、様々な利益をもたらす。これは、ＬｕＡＰが優れた結晶特性を有するからである。
【００３２】
ＬｕＡＰ、ＬＳＯおよびＧＳＯの相対的特性は図３の表に示されており、これによれば、５１１ｋｅＶにおけるＬｕＡＰの光電吸収係数は０．３１であることがわかる。これは、０．３０の光電吸収係数を有するＬＳＯに匹敵する。これに対して、ＧＳＯの光電吸収係数は０．１８である。これは、ＧＳＯの有効阻止能がＬＳＯやＬｕＡＰのいずれかの有効阻止能に比べ非常に小さいことを意味する。さらに、ＬｕＡＰの崩壊定数は放射光の６０％に対して１１ｎｓであり、一方、ＬＳＯでは４０ｎｓである。これは比較的大きな相違である。これは、図２のＬＳＯ／ＬｕＡＰシンチレータにとっての利点である。なぜならば、それは、パルス幅を識別することによって衝突層を正確に決定することができることを意味するからである。図２のＬＳＯ／ＬｕＡＰシンチレータの他の利点は、ＬｕＡＰがＬＳＯシンチレーション光に対して透明であることである。これは、内側ＬＳＯ層から放射された光がほとんど妨げられることなくＬｕＡＰを介して光検出器へ通過し得ることを意味する。これにより、検出プロセスの感度を改善することができる。
【００３３】
図４においてＬｕＡＰ、ＬＳＯおよびＧＳＯシンチレータのそれぞれのリングを用いたＰＥＴスキャナの相対感度が結晶の厚みの関数として示されている。光吸収事象の二重の同時発生を検出する相対確率はＰＥＴリングの感度として用いられることに留意されたい。
【００３４】
図４からＧＳＯシンチレーションを用いたＰＥＴスキャナの感度がＬｕＡＰシンチレータを用いたスキャナの感度よりも（同じサイズのスキャナと比較して）非常に小さい。従って、図２の二層ＬＳＯ／ＬｕＡＰシンチレータは、同じサイズの従来のＬＳＯ／ＧＳＯシンチレータよりもより感度を良くすることができる。代替的に、極めて薄いＬＳＯ／ＬｕＡＰシンチレータを用いても同じ感度を得ることができる。これは、ＰＥＴスキャナ全体のサイズが小さくなり、それに伴うコストも低減するので有利である。特に、ＬＳＯ／ＬｕＡＰから成る二層検出器およびＬＳＯ／ＧＳＯから成る二層検出器においては、ＬｕＡＰ層がＧＳＯ層よりも約１．７倍薄い場合に同レベルの感度が得られる。これは、ＬＳＯ／ＬｕＡＰから成るＰＥＴスキャナがＬＳＯ／ＧＳＯから成るスキャナよりも視野の端における空間解像度が良く、必要とされる結晶の体積が低減されるのでコストが同様に低廉になることを意味する。
【００３５】
図５は、ＬＳＯおよびＬｕＡＰのそれぞれの放射スペクトルを示す。この図から、ＬＳＯのスペクトルは４２０ｎｍで最大値を有し、ＬｕＡＰのスペクトルは３７８ｎｍで最大値を有することがわかる。従って、図２の光検出器によって検出された光が３７８ｎｍにある場合には、ＬｕＡＰに衝突したことを示し、一方、検出された光が４２０ｎｍにある場合には、ＬＳＯに衝突したことを示す。これは、パルス幅識別を追加で使用することによって、図２に示すシンチレータの放射光のスペクトル選択が衝突層を特定するために用いられ得ることを意味する。これは、光検出器に到達する光の“色”を検出することによって行なわれる。図６は、その光の色を検出するように適応された検出器を示している。
【００３６】
図６は、ＰＥＴカメラの複数の類似のシンチレータを示しており、そのそれぞれは、ＬＳＯ層２６、２８およびＬｕＡＰ層３０、３２を有する。前述の通り、ＬＳＯ２６、２８およびＬｕＡＰ３０、３２の各層は、厚みが２０ｍｍよりも薄いことが好ましい。隣り合うシンチレータは、複数の波長分割素子３４、３６である。これらのそれぞれは、シンチレータに対して物理的にオフセットしており、それによって、２つの隣り合うシンチレーション検出器に等量だけ及んでいる。隣り合う波長分割器３４および３６は、異なる転送係数を有する。これは、各シンチレータの端が隣り合う２つの異なる波長分割器３４および３６に在ることを意味する。波長分割器３４および３６は、カラーガラスフィルタから形成されていてよい。図６の実施形態において、フィルタ３４は、ＬＳＯおよびＬｕＡＰ層２６および３０の両方からの放射光にとって透明であり、一方、フィルタ３６はＬｕＡＰ層２６からの放射光にとって透明であり、ＬＳＯ層２６からの放射光にとって半透明である。従って、フィルタ３４は、異なるシンチレーション層からの光に同程度に影響し、フィルタ３６は一方向においてＬｕＡＰ層からの光に影響し、他方向においてＬＳＯ層からの光に影響する。
【００３７】
図６のシンチレータからのシンチレーション光を検出するために、光検出器３８および４０は、波長分割器３４、３６へ光学的に結合されている。各光検出器３８、４０は、シンチレーション検出器に対して物理的にオフセットしているが、それに付随する波長分割器３４、３６とはほぼ整列（in line）している。それによって、それらは２つの隣り合うシンチレーション検出器に及んでいる。各光検出器３８、４０には、その出力を増幅する増幅器４２、４４が結合されている。増幅器４２、４４からの信号は、処理のためにアナログ−デジタル変換器４６へ出力される。処理後の信号は、スキャンされる物質の画像を構成するために用いられる。
【００３８】
ＰＥＴスキャナを提供するために、図６に示すように複数のシンチレータおよび光検出器が、従来の手法に従って患者テーブルの周囲にリング状の構成で設けられている。
【００３９】
図６のＬｕＡＰ検出器３０に衝突したときに、光検出器３８および４０からの電気的パルスの振幅は等しい。これは、波長分割器３４および３６がそれぞれＬｕＡＰシンチレーション光に対して透明であるからである。これに対して、ＬＳＯ検出器２６に衝突したときには、光検出器３８からの電気的パルスの振幅が光検出器４０のそれよりも高い。これは、波長分割器３４がＬＳＯシンチレーション光に対して透明であり、一方で、波長分割器３６がその光に対して半透明であるに過ぎないからである。従って、これらの光検出器によって検出されたパルスの振幅を比較することによって、衝突層は特定される。
【００４０】
図６の波長分割器３４および３６はガラスフィルタを備えているが、それらは等価的に、１またはそれ以上の干渉フィルタおよび／または回折格子および／またはプリズムおよび／または回折マイクロ光学アレイおよび／または屈折マイクロ光学アレイのいずれであってもよい。
【００４１】
要するに、本発明は、ＬｕＡＰまたはＬｕＹＡＰのような新しい高感度結晶を使用することを導き、シンチレーション検出器のサイズが小さく小さくなるので、これらの高感度結晶がＰＥＴカメラに適用されたときにより鮮明な画像を与える。このＰＥＴは高価ではなく、より感度が良く、空間解像度の角での劣化（angulation degradation）が比較的低い。それによって、検出リングの直径を低減させることができ、従って、このカメラ全体のコストを低廉にする。さらに、二層構造において、ＬＳＯおよびＬｕＡＰの崩壊時定数の大きな相違（それぞれ放射光の６０％に対して４０ｎsおよび１１ｎs）は、波形識別を有用なオプションとし、並びに、効果的に衝突層を決定することを可能とする。
【００４２】
当業者は開示された構成のバリエーションを、本発明から逸脱することなく想到することができることを理解されたい。従って、特定の実施形態の記載は、例示によってなされており、限定を目的とするものではない。上述のオペレーションに重要な変更を加えることなく、軽微な改変をなし得ることは当業者にとって明白である。
【図面の簡単な説明】
【００４３】
【図１】ＰＥＴスキャナの検出リングおよび患者テーブルの典型的な構成図。
【図２（ａ）】ＰＥＴに使用するための第１の検出器の側面図。
【図２（ｂ）】図２（ａ）の矢印Ａの正面図。
【図３】様々なシンチレーションを含む表。
【図４】結晶の厚みに対する、Ｅγ＝５１１ｋｅＶにおけるＬＳＯ、ＬｕＡＰおよびＧＳＯシンチレータに基づくＰＥＴスキャナの計算済み相対感度のプロット図。
【図５】ＬＳＯおよびＬｕＡＰの放射スペクトルを示す図。
【図６】ＰＥＴに用いる第２の検出器のブロック図。
Claims (32)
- 患者エリアと、
前記患者エリアの方へ向いている複数のシンチレーション検出器を含み、前記患者エリアの対向側から輻射を検出する検出リングであって、該シンチレーション検出器は輻射が入射するときに発光するように構成されているところの検出リングと、
前記シンチレーション検出器によって放射された光を電気的パルスへ変換するために前記シンチレーション検出器に光学的に結合された変換手段とを備え、
前記シンチレーション検出器はＬｕＡＰを含むことを特徴とするポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。 - 前記シンチレーション検出器は、シンチレーティング結晶、好ましくはＬＳＯ、を含む他の層を備えていることを特徴とする請求項１に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 検出された輻射がＬｕＡＰに入射したのか、または、シンチレーティング物質、好ましくはＬＳＯ、を含む他の層に入射したのかを決定する決定手段をさらに備えたことを特徴とする請求項２に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記決定手段は、波形を決定するために前記電気信号を分析するように動作可能であり、該波形は、輻射が検出された層を示すことを特徴とする請求項３に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 各シンチレーション検出器とそれに付随する変換手段との間に設けられた光学素子をさらに備え、この光学素子は、一方でＬｕＡＰからの光に影響を与え、他方でシンチレーティング結晶の他の層からの光に影響を与えるように構成されていることを特徴とする請求項２から請求項４のいずれかに記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記光学素子および前記変換手段は、各光学素子および各変換手段が２つの隣り合うシンチレータに及ぶように前記シンチレータに対してオフセットしていることを特徴とする請求項５に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記光学素子は波長分割器であり、好ましくはガラスフィルタおよび／または干渉フィルタおよび／または回折格子および／またはプリズムおよび／または回折マイクロック光学アレイおよび／または屈折マイクロ光学アレイを含んでいることを特徴とする請求項５または請求項６に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記変換手段は光電子増倍管を含むことを特徴とする請求項１から請求項８のいずれかに記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記光電子増倍管は位置感度性であることを特徴とする請求項８に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記変換手段はフォトダイオードおよび／またはアバランシェフォトダイオードを含むことを特徴とする請求項１から請求項９のいずれかに記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記フォトダイオードおよび／またはアバランシェフォトダイオードはシリコンから成ることを特徴とする請求項１０に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 患者エリアと、
前記患者エリアの方へ向いている複数のシンチレーション検出器を含み、前記患者エリアの対向側から輻射を検出する検出リングであって、該シンチレーション検出器は輻射が入射するときに発光するように構成されているところの検出リングと、
該シンチレーション検出器によって放射された光を電気的パルスへ変換するために前記シンチレーション検出器に光学的に結合された変換手段とを備え、
前記シンチレーション検出器はＬｕＹＡＰを含むことを特徴とするポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。 - 前記シンチレーション検出器は、シンチレーティング結晶、好ましくはＬＳＯ、を含む他の層を備えていることを特徴とする請求項１２に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 検出された輻射がＬｕＹＡＰに入射したのか、または、シンチレーティング物質、好ましくはＬＳＯ、を含む他の層に入射したのかを決定する決定手段をさらに備えたことを特徴とする請求項１３に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記決定手段は、波形を決定するために前記電気信号を分析するように動作可能であり、該波形は、輻射が検出された層を示すことを特徴とする請求項１４に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 各シンチレーション検出器とそれに付随する変換手段との間に設けられた光学素子をさらに備え、この光学素子は、一方でＬｕＹＡＰからの光に影響を与え、他方でシンチレーティング結晶の他の層からの光に影響を与えるように構成されていることを特徴とする請求項１２から請求項１５のいずれかに記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記光学素子および前記変換手段は、各波長分割器および各変換手段が２つの隣り合うシンチレータに及ぶように前記シンチレータに対してオフセットしていることを特徴とする請求項１６に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記光学素子はガラスフィルタおよび／または干渉フィルタおよび／または回折格子および／またはプリズムおよび／または回折マイクロック光学アレイおよび／または屈折マイクロ光学アレイを含んでいることを特徴とする請求項１６または請求項１７に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記変換手段は光電子増倍管を含むことを特徴とする請求項１２から請求項１８のいずれかに記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記光電子増倍管は位置感度性であることを特徴とする請求項１９に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記変換手段はフォトダイオードおよび／またはアバランシェフォトダイオードを含むことを特徴とする請求項１２から請求項２０のいずれかに記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記フォトダイオードおよび／またはアバランシェフォトダイオードはシリコンから成ることを特徴とする請求項２１に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- ＬｕＡｌＯ３：Ｃｅ（ＬｕＡＰ）を含む複数のシンチレータを備えたポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記シンチレータは、ＬｕＡＰに隣接して配置されたＬＳＯ層をさらに含むことを特徴とする請求項２３に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- ＬｕＹＡｌＯ３：Ｃｅ（ＬｕＡＰ）を含む複数のシンチレータを備えたポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 前記シンチレータは、ＬｕＹＡＰに隣接して配置されたＬＳＯ層をさらに含むことを特徴とする請求項２５に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 請求項１から請求項２６に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナに使用されるシンチレータであって、
ＬｕＡＰを含むことを特徴とするシンチレータ。 - 請求項１から請求項２７に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナに使用されるシンチレータであって、
ＬｕＹＡＰを含むことを特徴とするシンチレータ。 - 輻射が入射したときに発光するように構成されており、患者エリアの方へ向いている複数のシンチレーション検出器であって、各々異なるシンチレーション光を放射するシンチレーション物質から成る２つの異なる層を含む複数のシンチレーション検出器と、
前記シンチレーション検出器により放射された光を電気パルスへ変換するために前記シンチレーション検出器へ光学的に結合された変換手段とを備え、
光学素子が前記シンチレーション検出器と前記変換手段との間の光学経路に位置付けられており、該光学素子は一方で前記シンチレーション検出器の一層からの光に影響を与え、他方で前記シンチレーション検出器の他層からの光に影響を与えるように構成されていることを特徴とするポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。 - 前記光学素子は２つの隣り合うシンチレーション検出器に及んでいることを特徴とする請求項２９に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
- 隣り合う前記光学素子は、前記シンチレーション層の一部をカバーし、そのシンチレーション層は該光学素子によってカバーされており、
第２の光学素子は、同一経路における異なるシンチレーション層のそれぞれからの光に影響を与えることを特徴とする請求項３０に記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。 - 前記光学素子は、ガラスフィルタおよび／または干渉フィルタおよび／または回折格子および／またはプリズムおよび／または回折マイクロック光学アレイおよび／または屈折マイクロ光学アレイを含んでいることを特徴とする請求項２９から請求項３１のいずれかに記載のポジトロン放出断面撮影カメラまたはスキャナ。
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