JP2008298656A

JP2008298656A - Ｐｅｔのための新規ガンマ線検出器

Info

Publication number: JP2008298656A
Application number: JP2007146361A
Authority: JP
Inventors: Tadayoshi Doke; 忠義道家; Jun Kikuchi; 順菊池
Original assignee: Waseda University
Current assignee: Waseda University
Priority date: 2007-06-01
Filing date: 2007-06-01
Publication date: 2008-12-11

Abstract

【課題】従来の結晶型ＰＥＴではその検出部にコストがかかる事になる。それ故、本発明の課題は、工夫を加えることにより、性能を維持したまま、安価な実用性の高い検出器を提供することである。
【解決手段】液体キセノンを用いた陽電子放射断層画像撮影法におけるガンマ線検出器において、収束電極と電子増倍部と陽極からなる複数の光電子収束増倍装置を密に隣接して配置し、かつ、該複数の光電子収束増倍装置の全てを１個の受光面でカバーしてなるマルチアノード光電子増倍管をアレイ構造に配置することを特徴とする液体キセノン用ガンマ線検出器。
【選択図】図５

Description

本発明は、ガンマ線検出器に関するものである。より詳しくは、本発明は、走査された対象の画像を生成するためのガンマ線相互作用の位置を決定するためのガンマ線検出器に関するものであり、特に、液体キセノンを用いたＰＥＴのためのガンマ線検出器に関するものである。

ＰＥＴについて；
ＰＥＴは、陽電子放射断層画像撮影法（Positron Emission Tomography）の略であり、核医学診断法のひとつである。ＰＥＴは、ポジトロンを放出する放射性同位元素（例えば、Ｃ−11、Ｎ−13、Ｏ−15、Ｆ−18など）で標識された微量放射生薬剤（ＦＤＧ）を被検者に投与し、その分布をPETカメラで断層画像に撮影して、その分布や動態から臓器の生理的・生化学的機能や悪性腫瘍などの病気を診断する検査法である。ＰＥＴは全身の画像を一度に撮像できる上、エックス線ＣＴのように、体を輪切りにした断層画像を得ることもできので、微小のがんの発見等に威力を発揮する。
陽電子(e+)は体内ですぐ止まるため直接検出することは難しいが、近くの電子(e-)との相互作用により合体して2本の消滅ガンマ線を正反対方向に放出する。この性質を利用して2本のガンマ線を正反対方向の2個の検出器で同時に計測するのがＰＥＴである。具体的には、陽電子(e+)を放出する微量放射生薬剤（ＦＤＧ）を体内に投与すると、陽電子(e+)は体内の電子(e-)と相互作用して、陽電子は消滅して511keVのエネルギ-を持つ2本の消滅ガンマ線を正反対方向に放出する。この2つの消滅放射線を正反対方向に配置した2個の検出器（シンチレーションカウンター）で同時に計測し、1組の検出器の線上(line of response, LOR)の何処かにポジトロンの発生源が存在するという情報を用い、放射性薬剤の体内分布の画像化を行うのがＰＥＴ(Positron Emission Tomography；陽電子放射断層画像撮影法)である。
基本的には診断用ＰＥＴ装置は測定対象の周囲３６０度を多数の検出器で囲んだ構造をしており、体内から放出された2本のガンマ線を検出器で同時計測したときに、有効な陽電子消滅の信号としてとらえる。

ＴＯＦ-ＰＥＴについて；
従来型ＰＥＴでは、2本の消滅ガンマ線を同時に記録した2個の検出器を結ぶ直線上で消滅したという情報のみを用いていたため、2個の検出器を結ぶ直線上に消滅地点があることは確認できるが、消滅地点がその直線上のどの部分であるかを正確に絞り込むことはできなかった。
これに対して、ＴＯＦ-ＰＥＴ(Time-of-Flight-PET)装置は、従来のPET装置が収集している各検出器間のＬＯＲ情報に加えて、検出器に到達した時間差（time-of-flight,
TOF）情報も利用する。即ち、ＴＯＦ−ＰＥＴでは、２本のガンマ線を正反対方向の２個の検出器で同時に計測した際に、２個の検出器から出てくる信号の時間差を求め、その差から消滅した地点を求めることができるので、２個の検出器を結ぶ直線上のどの地点で消滅したかを確定することが可能であって、より鮮明な画像を得ることができる。
２個のカウンターに入射したガンマ線が消滅地点よりカウンターまでの飛行に要する時間をT1、T2とすると、X=0.5×(T2-T1)×Cの式から得られるXが検出器間の中間の場所から消滅した地点までの距離を表す。Cはガンマ線が光の速度で飛行することを示している。また、もしも、その時間差のばらつきの幅(それが位置の分解能を決める)がそれほどよくなく 300 ps もあっても、ＴＯＦ-ＰＥＴでのバックグラウンドが１／３以下になるというメリットがある。

シンチレーター；
現在のＰＥＴ装置では、ガンマ線の検出には結晶シンチレーターを用い、相互作用によって生じたシンチレーション光の測定には光電子増倍管（photomultiplier Tube；PMT）を用いた装置が主流である。シンチレーターは数ｍｍという空間分解能を得るために工学的に細かく分離されたものが用いられ、また、ＰＥＴ装置に必要なガンマ線の検出効率向上させるためにはガンマ線の入射方向の結晶を長くする必要がある。そのため現在のＰＥＴ検出器では細長いシンチレーターを並べたものが主流である。シンチレーション光を測定するための受光素子には安価で高い利得が得られる光電子増倍管が必要である。最近ＡＰＤを用いた検出器も出現したが、今のところコストの面から商業化は困難である。
現在商業用ＰＥＴ検出器で使用されている主なシンチレーターとしては、BGO（Bi₄Ge₂O₁₂）、GSO(Gd₂SiO₅：Ce）がある。しかし、これらシンチレーターは発光量が少なく、コインシデンスタイミングの時間分解能も数nsec程度しか得られていない。最近使用されるようになったLSO(Lu_２SiO₅:Ce）は、比較的発光量が多く、且つ、発光の減衰時間も短い。また、これまでＴＯＦ・ＰＥＴ用検出器としてはBaF₂・Calが用いられてきたが、これも時間特性には優れているものの、発光量が少なくＰＥＴ装置としては十分に満足する結果は得られていない。
他方、液体キセノンは、他のシンチレーターと比較して発光量が多く、エネルギー分解能・位置分解能にも優れている。加えて、２、２７、４５ｎｓという短い減衰時間はBaF₂を除くどの結晶よりも早く、高い計数率特性を有する検出器の条件を満たすものである。事実、液体キセノンのシンチレーター光を利用した検出器では１３５ＭｅＶ／ｎの²⁰Neイオンに対して１１０ｐｓｅｃ、４５ＭｅＶのエレクトロンビームに対して１８０ｐｓの時間分解能が得られており、５１１ＫｅＶのガンマ線に対してもＴＯＦ・ＰＥＴのバックグラウンドを下げるために利用するのに十分な２００ｐｓの時間分解能は容易に得られるものと期待されている。

ＴＯＦ-ＰＥＴの課題について；
ＴＯＦ-ＰＥＴにも課題はある。それは、ガンマ線の検知するための検出器（シンチレーションカウンター）の時間分解能と検出効率である。
シンチレーターとしては、NaI(TL)、Bi₄Ge₃Ｏ₁₂(BGO)、Lu₂SiO₅（LSO）などが知られている。従来型では検出効率を高めるためにシンチレーターとしてはNaI(Tl)
や BGO が多く用いられているが、時間分解能はnsもあり、測定地点の位置決め精度としては半値幅で２０〜３０ｃｍにもなるのでＴＯＦ-ＰＥＴには到底使用できるものではなかった。１９８０年代に入り、CsFシンチレーターを使用したＴＯＦ−ＰＥＴが建設された。例えば、テキサス大学では、５つのリングにそれぞれ１４４個のCsFシンチレーター(直径１８ｍｍ、長さ４５ｍｍ)を使ってＴＯＦ-ＰＥＴ−１を建設した。そのＴＯＦの精度は約６００ｐｓであり、これを画像に取り込むことによって陽電子消滅地点の位置を９ｃｍの精度で求めることができたと報告している。
また、１９８０年代後半にはワシントン大学で改良型ＳＰ−３０００／ＵＷ・ＴＯＦ−ＰＥＴが建設された。この装置は、4つのリングにそれぞれ３２０個のフッ化バリウム（BaF₂）シンチレーターを使用しており、ＴＯＦの精度として約５４０ｐｓを達成したと報告している。日本では、最初のＴＯＦ-ＰＥＴが東北大学サイクロトロンラジオアイソトープセンターで建設された。リングは１層で作られており、このリングの中に１６個の測定器群を設け、各群は１６個のBaF₂シンチレーターで構成されている(合計２５６個のシンチレーター)。ＴＯＦの精度としては約６２３ｐｓが達成され、消滅地点の位置決め精度は約９ｃｍであったと報告している。
ＴＯＦ・ＰＥＴ用シンチレーターとしてはCaI・BaF₂がよく知られている。これは時間特性には優れているものの、発光量等の特性においては満足し得るものではなかった。近年、LSOやLaBr₂等の発光量が高く、時間特性にも優れたシンチレーターが開発され、ＴＯＦ・ＰＥＴへの応用が期待されているが、実用化には至っていない。

液体キセノン；
従来から使用されていたシンチレーター CaI・BaF_２は時間特性には優れているものの発光量等のその他の特性で劣っており、結果としてＰＥＴとして満足いく性能を得られるものではなかった。以来、ＴＯＦ-ＰＥＴの研究は殆ど行われなくなっていた。近年、LSOやLaBr₃等の発光量が高く、さらに時間特性も良いシンチレーターが開発され、ＰＥＴ装置にＴＯＦを取り入れようという研究が幾つかのグループから提案されている。
現在のシンチレーターの性能ではＴＯＦだけで位置を決定することが出来ないが、ポジトロン線源の位置をＬＯＲ上のＴＯＦ分解能で決まる範囲に制限できるため再構成画像のＳ／Ｎ比を向上させることができる。特に全身用ＰＥＴ装置では現在の装置で十分な空間分解能が得られているため再構成画像のＳ／Ｎ比の改善は重要な研究目的となっており、その点に於いてはＴＯＦを取り入れることは有用である。しかし未だ装置として完成したＴＯＦ・ＰＥＴは報告されてはおらず各グループが研究を行っている段階である。
液体キセノンシンチレーターは一般的にＰＥＴ装置に用いられている従来の結晶シンチレーターと比較しても発光量が高く、具体的にはNaI(Tl)と同等であり、波形の立ち上がりの速さもプラスチック・シンチレーター並であって、時間特性が良いためＰＥＴ装置のシンチレーターとして適している。液体キセノンを用いたＰＥＴ装置は、その高い発光量から優れたエネルギー分解能や空間分解能が期待できる。また液体キセノンは511keVのガンマ線に対し２〜３００psecの時間分解能が容易に得られるためＴＯＦ-ＰＥＴ装置としての利用が可能であると考えられる。
加えて、液体キセノンは電子の移動度が液体希ガス中では大気中のそれと大差がないという優れた特徴をもっている。
また、電子を電離する効率は気体よりもむしろ良好であり、この点もエネルギーの計測に欠かせない特徴である。素粒子が液体希ガスに入射した場合、これらの電離信号だけでなく、シンチレーション光を発生するという性質も備えており、しかもその発光の減衰時間が従来のNaI(Tl)などの無機結晶に比べて短いため、高い計数率下でも高性能な計測が可能である。また電離信号とシンチレーション光の計測を組み合わせることで、特徴ある検出器の製作が可能となるなど他にも優れた点はいくつか挙げられる。これら特徴をまとめれば以下のとおりである。
（１）発光・電離の何れの発生効率も高く、両信号を同時に取り出すことが出来る。
（２）電子の移動速度が速いとともに、発光の減衰時間が短い。
（３）電離信号を読み出す電極の配置も液体中に自由に行なうことができる。
（４）シンチレーション光を同時に計測することで特徴ある検出器の製作が可能である。
（５）媒質が液体であるため形状を自由に設計できる。
（６）液体を循環させることで電荷収集や光の透過を妨げうる不純物の除去が可能である。
このように、液体キセノンは発光効率が高く、さらに発光の減衰時間も短いため、より良いエネルギー分解能・位置分能・時間分解能を実現することが期待できる。特に、時間分解能に関しては２００psec程度の時間分解能が容易に得られるとされており、ポジトロンと電子の対消滅から発生した２つの消滅放射線がそれぞれの検出器に到達するまでの時間差を利用したタイム・オブ・フライト型ＰＥＴ（ＴＯＦ-ＰＥＴ）への利用が可能である。
ＴＯＦを利用することによって、現時点では位置分解能を向上させる事は出来ないが、再構成画像のＳ／Ｎ比を大きく改善することは可能である。また、結晶のシンチレーターと比較して安価であることもＰＥＴ用シンチレーターとしての利点である。このように液体キセノンはＰＥＴ用検媒体として数々の優れた特性を有している。
ＰＥＴには、検出器自体の位置分解能は勿論のこと、散乱同時計数イベントの除去に必要となるエネルギー分解能、偶発同時計数イベントの除去に必要なコインシデンス時間分解能などに対しても高い分解能が要求される。特にＴＯＦを利用した装置を目指す場合は時間分解能は少なくとも３００ｐｓｅｃ（ピコ秒）以下の時間分解能が要求され、そのための時間特性の優れた検出媒体が必要となる。
液体キセノンは良質なシンチレーターであり、発光量が多く、ＰＥＴ装置に用いた場合にも高いエネルギー分解能、位置分解能が得られ、また、シンチレーション光の減衰時間が非常に短く高い計数率特性を得ることができる。さらに液体キセノンは５１１ＫｅＶのガンマ線に対しても数１００ｐｓｅｃの時間分解能が容易に期待でき、ＴＯＦ・ＰＥＴとしての利用が可能である。また、コスト面からしても結晶シンチレーターに比較して同体積での価格が安く、実用化に際して有利である。しかし、技術的に解決しなければならない点もあって実用化するには時間を要した。また、最近に至り、液体キセノン中で使用可能な光電子増倍管が開発された。従来より、液体キセノンのシンチレーション光の反射光ではなく直接光を利用した方が分解能が向上することが報告されており、光電子増倍管で検出部の周りを取り囲むように配置することによって高いエネルギー分解能・位置分解能を達成することが可能となった。

ところで、検出器の同時計数回路に工夫を凝らしたポジトロンイメージング装置も知られている。この装置は、対向配置する検出器群を複数の放射線検出器によって構成し、かつ、正対向する検出器同士のみでなく斜め向かいに位置する検出器同士での同時計数を行うように信号処理回路における同時計数回路を構成したポジトロンイメージング装置である。（特許文献１参照）
そして、このポジトロンイメージング装置は、対向配置する検出器群をそれぞれ検出部同士が配列間隔をおいて配置された複数の放射線検出器によって構成するとともに、正対向する検出器同士のみでなく斜め向かいに位置する検出器同士での同時計数を行うように信号処理回路における同時計数回路を構成するので、検出器群、及び信号処理回路の構成が簡単化され、装置の低価格化が実現される。また、この方法がPETの技術に導入されると円形に並べられた検出器郡の中心部以外から放出される消滅ガンマ線の発生点をも同定できる事になり、画像の精度向上と共に視野範囲も著しく拡大される。そのためには、結晶シンチレーターを使用するPETではシンチレーター自身が細分化され、奥行き方向にも位置有感性を持つ事を要求される。それを満足するためには費用の著しい増加を来たす。一方、液体キセノンPETでは、初めから3次元位置検出器として使用されているのでそのままこの方式の使用が可能である。
しかしながら、このポジトロンイメージング装置は、正対向する検出器同士のみでなく斜め向かいに位置する検出器同士での同時計数を行うように信号処理回路における同時計数回路を構成しなければならないなど、簡素化の点では、未だ十分なものではなかった。また目的も、検出器それ自体の改善ではなく、同時計数回路を設けるなどしての視野の拡大であった。

ＰＥＴ技術に関する現状；
上記のとおり、医療に於ける画像診断の一つとしてPET があり、それは、現在、既に癌の初期発見等に利用され大きな成果を上げている。しかし、現在使用されているＰＥＴは、その殆どがガンマ線の検出器として結晶型シンチレーション検出器を使用して居り、その時間分解能、位置分解能はまだ計測の限界値には達していない。それは使用されているシンチレーション検出器の性能が未だ理想的値に達していないからである。例えば、もしも、その時間分解能が早ければ、ポジトロンの消滅に際して反対方向に放出される２つのガンマ線の時間差から発光原点の位置が計算されるはずであるが、未だそのような検出器は出来ていない。従って、このような位置検出能力を持ったＰＥＴは未だ実現していないが、そのような時間分解能から得られる位置の分解能がｃｍのオーダーになれば、検出器間の同時計数技術によって、その位置分解能の範囲外での
バックグラウンド・イベントを除去する事が出来る。液体キセノンの発光は、プラスチック・シンチレーション検出器と同程度の速さを持ち、その点、現在使用されている結晶型シンチレーション検出器よりすぐれており、現時点でそのようなバックグラウンド・イベント除去が出来る段階にまで進んでいる。なおかつ、その発光光量は、現在、発光効率の最も高いＮａＩ（ＴＩ）とほぼ同程度で、本発明者等によって示された位置の分解能は現時点での市販の結晶型シンチレーターを使用したＰＥＴより優れている。現在、液体キセノンを使用したＰＥＴには、電離信号と発光信号とを同時に使用するCompton ＰＥＴと、本発明者等のように発光信号のみを使用するものとに分かれる。前者は、まだ実用化されていないが、遅い電離信号を使用するため、総合的には液体キセノンの早い発光という利点を生かすことは出来なくなる。結果として、これまでのＰＥＴより高い計数率で計測する事は出来ないという欠点を持つ。一方、発光信号のみを使用する方式には、我々のように多数の光電子増倍管を使用するものと、発光点から出た光を左右に二分し、相い面して離れて置かれた２つの光電子増倍管のそれぞれの光量の比から位置を割り出すという方式を使用する場合がある。この方式では、光電子増倍管の数は減らせるがマルチ・アノード式のより高価な物を使用せざるを得なくなる。この場合の得られた位置分解能は１０ｍｍのオーダーで現在使用されているＰＥＴの位置分解能より悪い。従って、現段階で、液体キセノンを用いたＴＯＦ-ＰＥＴとして完全に機能するものは、我々が考案した液体キセノンＴＯＦ-ＰＥＴ以外には無い。これらは所謂液体キセノンを用いたＰＥＴの基礎研究の現状であるが、液体キセノンを用いたＰＥＴで最も重要なのは、如何にしてその実用性を保障できるかの問題がある。多くの人はその実用性を問題としており、そのためにその使用を逡巡しているというのが現状である。

特開２００１−１４１８２７号公報

前述のとおり、今、本発明者等は、試作品に代わる実用化に向けた実物大の液体キセノンＴＯＦ-ＰＥＴの製作を研究しているが、その前提として、結晶型シンチレーターを用いたＰＥＴと比較して、その製作費用が安いか同程度でなければならない。現時点で、結晶型シンチレーターを使用した最近のＰＥＴでは、シンチレーター内でのガンマ線との相互作用点の３次元的な位置が分かるようにするために、１ｍｍ角のシンチレーターを数層に渡って並べるというように手の込んだ事をしている。液体キセノンＴＯＦ-ＰＥＴでは、それ自身３次元位置検出器として働いているのでそのような工夫は必要ない。従って、その検出部は液体キセノンで満たされているだけで至って簡単である。従来の結晶型ＰＥＴではその検出部にコストがかかる事になる。一方、液体キセノンを用いたＴＯＦ-ＰＥＴでは使用される光電子増倍管かＵＶＵに感度があり、液体キセノン中で使用できるようにしてあるために、結晶型ＰＥＴの場合に比して高価である。現時点での比較は軸方向の長さを６ｃｍとした場合は、現在の1インチ角光電子増倍管を使用して、結晶型ＰＥＴと同程度の価格が予想されるが、それを結晶型ＰＥＴにままあるように軸方向の幅を２４ｃｍ程度にすると価格がかなり上昇することになる。それ故、本発明の課題は、光電子増倍管に工夫を加えることにより、性能を維持したまま、安価な実用性の高い検出器を提供することである。

この問題を解決するため、我々は、従来、１インチ角光電子増倍管を密に隣接配置したアレイタイプを使用してきた。それに対して、例えば、改良された4アノード２インチ角型光電子増倍管を使用する事を提案する。室温で使用できる４、１６、６４アノード角型光電子増倍管は既に市販されており、特に４アノード光電子増倍管は極めて容易に製作することができる。シミュレーションによれば、４アノード以上に細分化されても位置分解能は向上しないことがわかっているのでそれ以上多電極化する必要は無い。しかし、現時点では、液体キセノン温度で稼動するこの種の物は未だ実用化されていない。
しかして、本発明者らは、改良された４アノード２インチ角型電子増倍管をアレイ化することによって液体キセノンＴＯＦ-ＰＥＴを作る事を考えた。そうすれば、その価格はそれがせいぜいこれまで使用してきた１インチ角光電子増倍管の２倍程度、または、それを僅かに上回る価格に収まるであろうと考えた。それが1インチ角光電子増倍管の4個分に相当するので、結局、全体の価格は、ほぼ半額になるものと考えられる。そのことにより、結晶型ＰＥＴと同程度の価格で液体キセノンＴＯＦ-ＰＥＴが製作できることになり、結晶型ＰＥＴと価格に上で対等に競え合えることになると考えた。これが本発明の狙いである。
具体的には、本発明は以下のとおりである。

１．液体キセノンを用いた陽電子放射断層画像撮影法におけるガンマ線検出器において、収束電極と電子増倍部と陽極からなる複数の光電子収束増倍装置を密に隣接して配置し、かつ、該複数の光電子収束増倍装置の全てを１個の受光面でカバーしてなるマルチアノード光電子増倍管をアレイ構造に配置することを特徴とする液体キセノン用ガンマ線検出器。
２．４個（２ｘ２構造）又は６個（２ｘ３構造）の光電子収束増倍装置を密に隣接配置してなる上記１に記載のガンマ線検出器。
３．受光面を石英窓とし真空紫外光に対し有感とした上記１又は２に記載のガンマ線検出器。

本発明によれば、従来既知の小型光電子増倍管を密接させて隣接配置して複合化、即ちアレイ化することによって改良された新規な２インチ角型光電子増倍管を製造することが可能であり、性能を維持したまま、極めて安価に光電子増倍管を提供できる。具体的には、軸幅２４ｃｍのＰＥＴを従来の結晶型ＰＥＴと等価格で提供することが可能である。外枠で囲まれた小型光電子増倍管を隣接配置するのではなく、光電子増倍管の表面内にある感光面が連続的に配置されるので、個々の光電面の周囲にあるデッドスペースがなく、不感領域を減少することができる。

本発明のアレイタイプ4アノード２インチ角型光電子増倍管は、後で示すように、従来の単一アノード（１インチ角型光電子増倍管）を持つ角型光電子増倍管を使用すれば、32個の光電子増倍管を必要とするのに、これまでに述べてきたような本発明の改良された4アノード２インチ角型光電子増倍管を使用すれば、8個の光電子増倍管を密接に隣接配置させることによって製造することができる。このようにすることによって、実質的に光に対ししデッド・スパースの少ない光電子増倍管アレイを得る事ができる。
また、消滅ガンマ線の入射面の内側表面は、シンチレーション光の反射を抑制するために黒色の酸化アルミニウムで表面コーテイングを施すとよい。消滅放射線は５面構造の開口部方向（Ｚ方向）から入射するが、ハニカムウインドウ（５００μｍのステンレス製窓＋ハニカムパネル）とマイラー・ウインドウ（１００μｍマイラー製）を通して入射するようにするとよい。また、光電子増倍管同士の固定は、アルミニウム製の固定具を用いるとよい。また、受光面（入射窓）には、真空紫外光透過率を考慮して石英窓としなければならない。
以下、具体例をもって説明する。

試験例；
ＰＥＴ検出器の試作
液体キセノンのシンチレーション光を用いたＰＥＴ検出器の基礎特性試験を行なうため、図１に示すようなテスト用の検出器を製作した。
検出器はＳＵＳ製の２層の円筒形からなる二重構造となっている。内側の容器に消滅放射線の検出媒体である液体キセノンが充填されている。内側と外側の容器の間は、断熱真空層となっており、キセノンを充填する前は、チャンバー後部からターボ分子ポンプで真空排気する。排気後、キセノンを注入し、検出器内の上部に取り付けられたキセノン冷却用の銅製パイプに液体窒素を流すことによって、キセノンの液化と液体キセノンの保持を行なう。チェンバー上部には光電子増倍管の出力信号・高圧用フィードスルー、内部の圧力をモニタリングするためのブルドン管・デジタル圧力計、真空計、液体窒素流入口等を設けてある。シンチレーション光の計測に用いる光電子増倍管は液体キセノン中に直接配置されており、液体キセノンからのシンチレーション光を波長変換剤等を用いることなく直接光電子増倍管で測定する。図１の装置ではチャンバーの前方部に３２本の光電子増倍管（ＰＭＴ）で囲まれた検出部が装備されており、その有感領域は１２ｘ６ｘ６ｃｍ^３である。光電子増倍管は、液体キセノン中に直接浸されている。消滅放射線は図１の右側から１００μｍのマイラー製の入射窓と０．５ｍｍのＳＵＳ製ハニカムパネルを通過し検出部に入射する。また、チェンバー上部には鋼製の冷却パイプが取り付けられており、作動中はそこに液体窒素を流すことによってチェンバーを冷却し、液体キセノン温度（−１１０℃）に保つ。有感領域の前部にはアルファー線源が取り付けられており、作動の際に各光電子増倍管の量子効率や利得の校正に利用する。
検出器で使用される光電子増倍管は液体キセノン中に直接浸されているため低温・高圧(２-３気圧)下でも使用できるように特別に開発されたものを使う。液体キセノンからの発光は真空紫外光であるため入射窓には高い真空紫外光透過率を有する石英窓が用いられている。
検出器は、有感領域を液体キセノンで充填し、消滅ガンマ線によって叩き出された電子が液体キセノン中でエネルギーを失ったときに発せられるシンチレーションの重心を求める事によりガンマ線が反跳電子を放出した位置とそのエネルギーとを測定することができる。

光電子増倍管（ＰＭＴ）のアレイの１例を図２に示す。図２に示される如く、３２個の１インチ角の光電子増倍管で12 x 6 x 6 cm³有感領域の５面を囲む構造になっている。光電子増倍管の固定にはアルミニウム製の固定具を用いる。また、ガンマ線の入り口は、シンチレーション光の反射を抑制するために黒色の酸化アルミニウムで表面コーテイングが施されている。消滅ガンマ線はＺ方向からハニカムウインドウ（５００μｍのステンレス製窓＋ハニカムパネル）とマイラーウインドウ（１００μｍマイラー製）を通して入射する。

図３に、１組の光電子増倍管（ＰＭＴ）を対向させたプロトタイプのＰＥＴ検出器を示す。PMT測定に際しては、２台の液体キセノンシンチレーションＰＥＴ検出器を対向させて配置させて測定する。対向する検出部間の距離は、実際の全身用ＰＥＴ装置のリング径である７０ｃｍとする。

液体キセノンを用いたＰＥＴ装置の場合、液体キセノンのシンチレーション光が真空紫外光であり、また光電子増倍管を冷却した液体キセノン中に配置しなければならないなど、様々な制約があることから、液体キセノン用の光電子増倍管は、様々な要件を満たさなければならず、一般的な光電子増倍管の使用はできない。このような条件を満足する光電子増倍管としてR5900-06AL12S-ASSY やR5900-06AL12S-ASSYが試作されている。

光電子増倍管（ＰＭＴ）についての検討
液体キセノンＰＥＴを実用化するに際しては液体キセノンの体積を増加させる必要があり、当然のことながら多数の光電子増倍管が必要となる。結晶ブロックに比較して液体キセノンの値段は非常に安価であり、光電子増倍管の数を減らすことができるならば、安価なＰＥＴの提供が可能となり、一気に普及するものと考えられる。仮に、１つの光電子増倍管のサイズを大きくしアノードを実質的にマルチ・アノード化することができるならば、光電子増倍管の数を減らすことが可能である。しかしながら、逆にアノードを分割した場合、各アノードに入る光子の数が減少してしまうため得られる光電子数の統計的な揺らぎが大きくなってしまい分解能が劣化する可能性がある。
例えば、光電子増倍管のサイズを１インチ角から２インチ角に拡大することができるならば、光電子増倍管の間の不感領域が減り、さらに光電子増倍管の総数も低減することから、性能やコスト面で大いに有利である。本発明者らの予備試験によれば、マルチアノードの数は１インチ角当たり１個で十分でそれ以上の細分化はむしろ位置分解能の劣化を来たす原因となることが確認されているので、可能であれば２インチ角４アノード型の光電子増倍管を使用することが好ましい。これまでの経験から、例えば１インチものに対して２倍サイズの２インチの角形の石英窓を有する増倍管を作製することは、技術的はそれほど困難ではなく、ただその必要性が無かったので作られてこなかったと言うに過ぎない。
同じく、本発明者らの予備実験によれば、殆どの分解能は光電子増倍管で得られる光電子の数で決まる。光電陰極での光子の光電子への変換効率（量子効率）は光電陰極の物質によって殆ど決定付けられてしまうため、これを改善することが必要である。また、石英窓の厚さを減らすことや不感領域を減らし、光電陰極の面積を増やすことも強度維持の観点から容易ではないが、それらは既に現実的に解決されている。
例えば、前記光電子増倍管R5900-06AL12S-ASSYの光電陰極は、既に、これらの問題を解決しており、そこから飛び出した光電子のダイノードへの収集効率は今のところは５０％程度であるが、未だ、構造的な改良の余地があるので、今後の開発研究によっては量子効率が更に改善されると期待されている

本発明者らは、これらの点について鋭意研究を重ねた結果、驚くべきことに、収束電極と電子増倍部と陽極からなる複数の光電子収束増倍装置を密に隣接して配置し、かつ、該複数の光電子収束増倍装置の全てを１個の受光面で完全にカバーとすることにより、かつ、好ましくは、該１個の受光面から放出された光電子を電場によって４分割することにより、実質的に２インチ角４アノード光電子増倍管に相当し、しかも不感領域が可能な限り削減され、性能が維持乃至向上され、しかも格段にコスト低減が図れることを見出して本発明を完成させた。

光電子増倍管（ＰＭＴ）は、光を電子に変換する陰極(光電面)、発生した光電子を効率よく第一ダイノードに集める収束電極、光電子の数を増倍させる電子増倍部(ダイノード)、増倍された電子を集める陽極を真空の容器に納めたものである。以下、光電面と容器を除いた、容器内に格納される収束電極と電子増倍部と陽極からなる光電子を収束・増倍して陽極から出力する装置を光電子収束増倍装置と呼ぶ。即ち、ここで光電子収束増倍装置とは、光電子増倍管（ＰＭＴ）から光電面及び容器を除いた部分を意味する。
図４に、参考のため、従来から使用されている１インチの光電子増倍管（ＰＭＴ）の概念図（上面図）を示す。１は、１インチ光電子増倍管（ＰＭＴ）であり、２は光電子増倍管（ＰＭＴ）の上面を覆うガラス製の受光面板の背面に設けられた受光面であり、受光面板を通して入射した光はこの受光面を通過する際に電子に変換される。また、この受光面下部には受光面で発生した光電子を実際に収束して増倍する光電子収束増倍装置（図示せず）が組み込まれている。３は光電面から光電子増倍管(容器)外壁に至る光電面外周域である。光電子増倍管（ＰＭＴ）は、このように上面に光電面を有し、その下部に光電子収束増倍装置が配置されて、その外周を光電子増倍管外壁と呼ばれる金属製の側管によって覆われている。光電子増倍管に組み込まれた光電子収束倍増装置の上面部分は光電面と略相似形、同面積、即ち合同形である。従来から使用されている１インチ光電子増倍管（ＰＭＴ）の外形寸法（１辺の長さ）はその名が示すとおり１インチ（２５．４ｍｍ）であり、また内蔵される光電面及び光電子収束増倍装置の上部断面寸法は１辺が約１８ｍｍの正方形である。光電面から光電子増倍管外壁に至る光電面外周域の幅は約３．５ｍｍ程度である。この光電面外周域は、金属からなる光電子増倍管外壁（側管）と光電面の石英窓等を物理的に結合するために必要な最低幅であって、３．５ｍｍ以下にするためには格別の工夫を凝らさない限り困難であり、また価格上昇の一因となる。この３．５ｍｍ部分は光電面が存在しないことから不感領域となる。図４から明らかなとおり、この光電面外周域は対向するそれぞれの２辺に存在することから、結局、上下又は左右方向に併せて７ｍｍの不感領域が存在していた。
一方、図５に示す本発明に係る光電子増倍管は、１インチ光電子収束増倍装置（図示せず）を縦横方向に２個ずつ、合計４個を密に隣接して配置したアレイ構造の検出器である。１つの受光面４で４つの光電子収束増倍装置の上部の全てを覆うようにしたものである。このように、本発明の光電子増倍管は、密に隣接配置された複数の光電子収束増倍装置に対して、大型の１つの受光面４でこれら光電子収束増倍装置の全てをカバーするようにしたものである。
図５に例示した２インチ角光電子増倍管は言わば従来の２インチ角４アノード光電子増倍管に相当するものである。しかし、格納される光電子収束増倍装置は従来の１インチ角光電子増倍管のそれと同じであるが、蜜に配置している点で異なり、また、受光面が大型の１つの受光面である点で異なる。全ての光電子収束増倍装置をカバーするように設計された受光面４の光電面外周域３は、３．５ｍｍである。この場合、外側の３．５ｍｍはデッドスペースとなるが、その内側は一様な光電面として使用できるため、その面積は、４３．８ｍｍｘ４３．８ｍｍとなり、4個の１インチ角光電子増倍管を４個配列した場合の光電子面の面積(１８mm x １８mm x ４) よりも１．５倍近く広がる事になる。なお、この場合、光電子面から放出された光電子は電場によって分けられ、光電子収束増倍装置の下部に存在する4つの分割されたアノードに集められる。このようにすることにより、実質的な光電子面を格段に向上させることが可能となる。
図６は、光電子収束増倍装置を合計６個を密に隣接して配置したアレイ構造の検出器のための光電子増倍管である。１つの大型の受光面４で６つの光電子収束増倍装置の上部の全てを覆うようにしたものである。３．５ｍｍの光電面外周域３を除いた全てを光電子面とすることが可能であり、その面積は、４３．８ｍｍｘ６９．２ｍｍ（３，０３１ｍｍ^２）となり、光電子面の増加は1.5 倍以上に達する。
このように、本発明の光電子増倍管（ＰＭＴ）は、複数の光電子収束増倍装置をアレイ化し、かつ１個の光電面でそれら光電子収束増倍装置の全てをカバーするので、光電面の拡大が容易に可能である。また、低価格で実現可能である。
なお、このタイプの光電子増倍管同士の固定には、アルミニウム製の固定具を用いるとよい。なお、PMTは、電気的な接続が必要なだけで、本体を相互に物理的に接合させる必要はない。
また、ガンマ線入射面の内側表面は、シンチレーション光の反射を抑制するために黒色の酸化アルミニウムで表面コーテイングを施すのが好ましい。消滅放射線は５面構造の開口部方向（Ｚ方向）から入射するが、ハニカムウインドウ（５００μｍのステンレス製窓＋ハニカムパネル）とマイラーウインドウ（１００μｍマイラー製）を通して入射するようにするとよい。また、受光面（入射窓）には、真空紫外光透過率を考慮して石英窓とするのが良い。
アレイを構成する複数の光電子増倍管アノードが四角形又は６角形形状が好ましいが、特に好ましくは四角形である。
アレイを構成するは、少なくとも１辺の光電子増倍管（ＰＭＴ）のユニット数は、２とする。具体的には、４個（２ｘ２構造）、６個（２ｘ３構造）の光電子増倍管アノードからなるアレイタイプの光電子増倍管が好ましい。

本発明のアレイタイプの光電子増倍管（ＰＭＴ）であって、不感領域の問題もなく安価且つ容易に製造できるので、液体キセノンを利用したＰＭＴ、特にＴＯＦ-ＰＥＴの検出器として有用である。

図１は、液体キセノンＰＥＴ検出器の試作装置である。図２は、液体キセノンＰＥＴ検出器における光電子増倍管（ＰＭＴ）配置の一例である。図３は、１組の光電子増倍管（ＰＭＴ）を対向させたプロトタイプのＰＥＴ検出器。図４は、１つの光電子受光面のみを有する従来の光電子増倍管（ＰＭＴ）である。図５は、縦横方向に４個の光電子収束増倍装置を密に隣接して配置した本発明の光電子増倍管（ＰＭＴ）である。受光面４は４つの光電子収束増倍装置の上部の全てを覆う。図６は、光電子収束増倍装置を縦方向に２個、横方向に３個密に隣接して配置した本発明の光電子増倍管（ＰＭＴ）である。受光面４は６つの光電子収束増倍装置の上部の全てを覆う。

符号の説明

１は、光電子増倍管（ＰＭＴ）である。
２は、光電子収束増倍装置に個々に対応する光電子受光面である。
３は、光電面から光電子増倍管外管に至る光電面外周域である。
４は、複数の光電子収束増倍装置の全てをカバーするように拡大された受光面である。

Claims

液体キセノンを用いた陽電子放射断層画像撮影法におけるガンマ線検出器において、収束電極と電子増倍部と陽極からなる複数の光電子収束増倍装置を密に隣接して配置し、かつ、該複数の光電子収束増倍装置の全てを１個の受光面でカバーしてなるマルチアノード光電子増倍管をアレイ構造に配置することを特徴とする液体キセノン用ガンマ線検出器。
４個（２ｘ２構造）又は６個（２ｘ３構造）の光電子収束増倍装置を密に隣接配置してなる請求項１に記載のガンマ線検出器。
受光面を石英窓とし真空紫外光に対し有感とした請求項１又は２に記載のガンマ線検出器。