JP2016133333A - Pet apparatus, and radiation detector for pet apparatuses - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、PET装置及びPET装置用放射線検出器に関するものである。 The present invention relates to a PET apparatus and a radiation detector for the PET apparatus.
PET（Positron Emission Tomography：陽電子放出断層撮像法）は、11C、18Fなどの陽子過剰核を含む薬剤を被験者に投与し、発生した陽電子が生体内の電子と対消滅する場合に180度方向に発生する2本の511keVγ線（放射線の一種。）を計測することによって生体内部の薬剤分布を測定する核医学診断法である。がん（癌）組織は新陳代謝が活発でブドウ糖消費量が正常組織の5倍程度であるため、ブドウ糖疑似物質のPET薬剤を使えば、原理的には初期がんでも診断が可能である。 PET (Positron Emission Tomography) is a 180-degree direction when a drug containing proton-rich nuclei such as 11 C and 18 F is administered to a subject, and the generated positrons annihilate with electrons in the living body. Is a nuclear medicine diagnostic method that measures the distribution of drugs inside a living body by measuring two 511keV γ rays (a type of radiation) generated in the body. Since cancer (cancer) tissue is actively metabolized and glucose consumption is about 5 times that of normal tissue, in principle, early-stage cancer can be diagnosed by using a PET drug that is a glucose mimetic substance.
現在市販されているPET装置は、位置分解能が2cm程度のものが2億円程度、位置分解能が5mm程度のものが10〜20億円程度の価格である。また、現在研究開発中の世界最高位置分解能2〜3mmのPET装置は、素材価格の総計で50億円以上となる。 Currently available PET devices with a position resolution of about 2 cm are about 200 million yen, and those with a position resolution of about 5 mm are about 1 to 2 billion yen. In addition, PET equipment with the world's highest position resolution of 2 to 3 mm, currently under research and development, costs more than 5 billion yen in terms of the total material price.
特許文献１には、ガンマカメラを搭載したPET装置が記載されている。 Patent Document 1 describes a PET device equipped with a gamma camera.
PET用γ線検出器の本体は、入射γ線のエネルギーに比例した可視光を放出するシンチレータ結晶とその光を受けて電気信号に変換する受光素子である。従来のPET装置は位置分解能を向上させるためにできるだけ細かく分割したシンチレータ結晶を使用している。一般に同じ体積（例えば50mm×50mm×25mm）の結晶の価格は、板状（例えば、50mm×50mmで厚さ3mmの板8枚）が最も安価で、全体を1個のブロックとすれば価格は約2倍、3mm×3mm×6mmの微小結晶1024個で構成すると価格は板状結晶で構成した場合の20倍以上の価格となる。従来製品は多数の微小結晶によって位置分解能を向上させていた。全身用PET装置は10リットル程度のγ線結晶が必要だが、代表的なGSO結晶の価格は板状で4000万円程度、微小結晶で10億円程度になる。 The main body of the PET γ-ray detector is a scintillator crystal that emits visible light proportional to the energy of incident γ-rays and a light receiving element that receives the light and converts it into an electrical signal. Conventional PET devices use scintillator crystals that are divided as finely as possible to improve position resolution. In general, the price of a crystal with the same volume (for example, 50 mm x 50 mm x 25 mm) is the cheapest in the form of a plate (for example, 8 plates of 50 mm x 50 mm and 3 mm in thickness). If it is composed of 1024 microcrystals of about 2 times 3mm x 3mm x 6mm, the price will be more than 20 times that of a plate crystal. Conventional products have improved position resolution with a large number of microcrystals. A whole body PET device requires about 10 liters of γ-ray crystal, but the price of a typical GSO crystal is about 40 million yen for a plate and about 1 billion yen for a microcrystal.
現在研究機関で開発中の世界最高分解能のPET装置は、レーザー加工によって内部が16×16×16=4096分割された13mm×13mm×13mmの立方体結晶ブロックを使用する（以下、この方式を「A方式」という）。この方式で全身用ＰＥＴ装置を制作すれば、結晶の価格だけで50億円以上となる。 The world's highest resolution PET device currently under development at a research institution uses a 13 mm x 13 mm x 13 mm cubic crystal block whose interior is divided into 16 x 16 x 16 = 4096 by laser processing. System ”). If a whole body PET device is produced using this method, the price of the crystal alone will be over 5 billion yen.
最近の高性能PET装置ではシンチレーション光を観測する受光素子は位置弁別型光電子増倍管（受光面が8×8=64分割又は16×16=256分割になったもの。）を400本程度使用するものが代表的である。位置弁別型光電子増倍管の価格は、例えば、30〜50万円程度のものがある。信号読み出し回路の価格は、例えば1 channel当たり5万円程度のものがある。 Recent high-performance PET equipment uses about 400 light-receiving elements that observe scintillation light as position-discriminating photomultiplier tubes (the light-receiving surface has 8 × 8 = 64 divisions or 16 × 16 = 256 divisions). What you do is representative. The price of the position discrimination type photomultiplier tube is, for example, about 300 to 500,000 yen. The price of the signal readout circuit is, for example, about 50,000 yen per channel.
前述のA方式では、立方体結晶ブロック1個に対して32個のPPD（Pixelated Photon Detector。半導体光検出器。）という微小受光素子を使用するため、PET装置全体で約20万個のPPDが必要となる。ここで、PPDとは半導体を利用した受光素子であり、受光素子は、光信号や光エネルギーを、電気信号や電気エネルギーに変換する機能をもった素子である。PPDの価格は、電源や信号読み出し回路を含めて、例えば1個当たり約7,000円程度のものがある。 In the above-mentioned A method, 32 PPDs (Pixelated Photon Detectors) are used for one cubic crystal block, so approximately 200,000 PPDs are required for the entire PET device. It becomes. Here, the PPD is a light receiving element using a semiconductor, and the light receiving element is an element having a function of converting an optical signal or light energy into an electric signal or electric energy. The price of the PPD, including the power supply and signal readout circuit, is about 7,000 yen per unit, for example.
従来の検出器ではγ線が結晶内でコンプトン散乱を起こし複数の場所で発光した場合はその重心の位置を入射位置と判定してしまうため、ほぼ全てのPET装置はコンプトン散乱事象を積極的に除去し、光電効果によって検出器内の一箇所で全エネルギーを放出する事象のみを測定している。1本のγ線が結晶中で光電効果が生じる確率は、40%程度であるため、2本とも光電効果が生じる確率は16%程度となる。 In conventional detectors, when γ-rays cause Compton scattering in the crystal and light is emitted at multiple locations, the position of the center of gravity is determined as the incident position, so almost all PET devices actively detect Compton scattering events. Only those events that are removed and emit all the energy at one location in the detector due to the photoelectric effect are measured. Since the probability that a single γ-ray will cause a photoelectric effect in the crystal is about 40%, the probability that a photoelectric effect will occur for both of them will be about 16%.
PET装置では高い位置分解能が求められており、特に頭部を診断するためのPET装置では0.1mm程度の高精度の位置分解能が求められている。しかし、前述のとおり、従来のPET装置では、位置分解能を向上させるには、大量の微小結晶、受光素子が必要となり、PET装置が極めて高価格となるという課題がある。 A PET apparatus is required to have a high positional resolution, and in particular, a PET apparatus for diagnosing the head requires a highly accurate positional resolution of about 0.1 mm. However, as described above, in the conventional PET apparatus, in order to improve the position resolution, a large amount of microcrystals and light receiving elements are required, and there is a problem that the PET apparatus becomes extremely expensive.
上記の課題を解決するために、本発明の一つの観点によれば、PET装置を、放射線が入射した場合に発光する複数のシンチレータ結晶と、シンチレータ結晶の表面又は裏面に少なくとも2方向に配置され、シンチレータ結晶から放出された光が入射した場合、再発光する光ファイバーと、光ファイバーの端部が接続され、光ファイバーにおいて再発光した光を検出する受光素子と、を有するものとした。 In order to solve the above-described problem, according to one aspect of the present invention, a PET device is disposed in at least two directions on a plurality of scintillator crystals that emit light when radiation enters and on the front or back surface of the scintillator crystals. When the light emitted from the scintillator crystal is incident, it has an optical fiber that re-emits light, and a light receiving element that is connected to the end of the optical fiber and detects the light re-emitted in the optical fiber.
上記構成において、光ファイバーを、シンチレータ結晶の表面又は裏面に略垂直に交差するように配置すると好ましい。 In the above configuration, it is preferable that the optical fiber is arranged so as to intersect the front surface or the back surface of the scintillator crystal substantially perpendicularly.
また、上記構成において、シンチレータ結晶の三番目に長い辺の長さが、二番目に長い辺の長さの5分の1以下とすると好ましい。 In the above configuration, the length of the third longest side of the scintillator crystal is preferably 1/5 or less of the length of the second longest side.
さらに、上記構成において、シンチレータ結晶の側面に受光素子を配置すると好ましい。さらに、上記構成において、少なくとも1本の光ファイバーの両端部に受光素子を接続すると好ましい。 Further, in the above configuration, it is preferable to arrange a light receiving element on the side surface of the scintillator crystal. Further, in the above configuration, it is preferable that a light receiving element is connected to both ends of at least one optical fiber.
さらに、上記構成において、光ファイバーの束の数をn本とすると、光ファイバーの束の一方の端部を、当該光ファイバーの束の順番をm（mはnより小さい正の整数）で割った商が同じとなる光ファイバーの束について同一の受光素子に接続し、光ファイバーの束の他方の端部を、当該光ファイバーの束の順番をmで割った余りが同じとなる光ファイバーの束について同一の受光素子に接続すると好ましい。 Furthermore, in the above configuration, when the number of optical fiber bundles is n, the quotient obtained by dividing one end of the optical fiber bundle by m (m is a positive integer smaller than n) is the order of the optical fiber bundle. The same optical fiber bundle is connected to the same light receiving element, and the other end of the optical fiber bundle is connected to the same light receiving element with the remainder of dividing the order of the optical fiber bundle divided by m. It is preferable to connect.
また、本発明の別の観点によれば、PET装置用放射線検出器を、 放射線が入射した場合に発光する複数のシンチレータ結晶と、シンチレータ結晶の表面又は裏面に少なくとも2方向に配置され、シンチレータ結晶から光が入射した場合、再発光する光ファイバーと、光ファイバーの端部が接続され、前記光ファイバーにおいて再発光した光を検出する受光素子とを有するものとした。 According to another aspect of the present invention, the radiation detector for a PET apparatus includes a plurality of scintillator crystals that emit light when radiation is incident thereon, and is disposed in at least two directions on the front or back surface of the scintillator crystal, When the light is incident from the optical fiber, the optical fiber that re-emits light and the end of the optical fiber are connected, and the light-receiving element that detects the light re-emitted in the optical fiber.
従来のPET装置と同等の位置分解能を持つＰＥＴ装置を低コストで製造できる。 A PET apparatus having a position resolution equivalent to that of a conventional PET apparatus can be manufactured at a low cost.
以下、本発明の実施例１を説明するが、本発明の実施形態は以下に説明する実施例の構成に限定されるものではない。 Example 1 of the present invention will be described below, but the embodiment of the present invention is not limited to the configuration of the example described below.
図１は、本実施例のPET装置の構造を模式的に示す図である。患者（測定対象）１から180度異なる2方向に発せられるγ線３を、患者１を囲むように配置された6ブロック（6個）のγ線検出器２で検出する。γ線検出器のブロック数は6ブロックでなくても、患者を囲むことができるブロック数であれば構わない。 FIG. 1 is a diagram schematically showing the structure of the PET apparatus of the present embodiment. Gamma rays 3 emitted in two directions different from the patient (measurement target) 1 by 180 degrees are detected by six blocks (six) of gamma ray detectors 2 arranged so as to surround the patient 1. The number of blocks of the γ-ray detector is not limited to six, but may be any number that can surround the patient.
γ線検出器２の検出信号に基づいて、計算部（図示しない。）によりγ線放出物質の位置分布を算出し、表示装置（図示しない。）に表示する。これにより、例えば患者のがんを発見し、がんの発生位置等を推定することができる。 Based on the detection signal of the γ-ray detector 2, the calculation unit (not shown) calculates the position distribution of the γ-ray emitting substance and displays it on a display device (not shown). Thereby, for example, cancer of a patient can be found and the occurrence position of cancer can be estimated.
図２は、本実施例のγ線検出器２の一部を模式的に示す図である。本実施例のγ線検出器２は、厚さ3mmで256mm×256mmの板状のシンチレータ結晶板（２１）8枚でγ線検出器２の1ブロックとし、6ブロックでPET装置全体を構成する。図２には、シンチレータ結晶板（２１）1枚分の一部しか図示していない。本実施例のシンチレータ結晶板２１は、GSO（Gd2SiO5:Ce）単結晶を用いているが、これに限られない。GAGG結晶（ガドリウム・アルミニウム・ガリウム・ガーネット）は発光量が大きく、自己放射性がない等のメリットがあるため、GAGG結晶をシンチレータ結晶板２１として使用してもよい。 FIG. 2 is a diagram schematically showing a part of the γ-ray detector 2 of the present embodiment. The γ-ray detector 2 of the present embodiment is a 3 mm thick plate-like scintillator crystal plate (21) of 256 mm × 256 mm, which is one block of the γ-ray detector 2, and the entire PET apparatus is composed of 6 blocks. . FIG. 2 shows only a part of one scintillator crystal plate (21). The scintillator crystal plate 21 of the present embodiment uses a GSO (Gd2SiO5: Ce) single crystal, but is not limited thereto. Since GAGG crystals (gadolinium, aluminum, gallium, garnet) have advantages such as a large amount of light emission and no self-radiation, the GAGG crystal may be used as the scintillator crystal plate 21.
個々のシンチレーター結晶板２１の4側面には有効面積3mm×3mmのPPD２２を8個ずつ接着し、γ線のエネルギーと厚さ方向の入射位置を測定する。また、合計32個のPPD２２の信号の大きさの重心演算で縦及び横方向のおおまかな入射位置も判定できる。必要なPPD２２の数は、32×8×6 = 1536個である。 Eight PPDs 22 having an effective area of 3 mm × 3 mm are bonded to the four side surfaces of each scintillator crystal plate 21, and the energy of γ rays and the incident position in the thickness direction are measured. Further, approximate incident positions in the vertical and horizontal directions can be determined by calculating the center of gravity of the signal magnitudes of a total of 32 PPDs 22. The number of necessary PPDs 22 is 32 × 8 × 6 = 1536.
個々のシンチレータ結晶板２１の表面と裏面には直径0.2mmの波長変換ファイバー２３を1280本×2層ずつ、縦方向（y方向）と横方向（x方向）に略垂直に交差するように並べる。ここで、波長変換ファイバーとは、コアの部分に波長変換材（ある波長域の光を吸収してそれより長い波長域の光を等方的に再発光する物質）が混ぜ込まれたプラスチック製の光ファイバーである。シンチレータ結晶板２１の表面や裏面から放出されたシンチレーション光は、波長変換ファイバー２３で吸収され、少し長い波長の光として一様な方向に再発光する。その一部がファイバー２３内での全反射条件を満たしてファイバー端まで伝播するので、この光をファイバー２３に接続した受光素子で検出し、縦方向と横方向のγ線入射位置を独立して測定できる。必要な波長変換ファイバーの本数は、1280×2×2×8×6 = 245760本である。後述するように複数のファイバー２３を束ねてからPPDに接続するが、波長変換ファイバー1本の長さは60cm程度になる。ファイバーの価格が、1m当たり仮に30円だとすると、本実施例のPET装置全体に必要な波長変換ファイバーの価格は500万円程度となる。 On the front and back surfaces of each scintillator crystal plate 21, 1280 wavelength × 2 layers of wavelength conversion fibers 23 having a diameter of 0.2 mm are arranged so as to intersect substantially vertically in the vertical direction (y direction) and the horizontal direction (x direction). . Here, the wavelength conversion fiber is made of plastic in which a core is mixed with a wavelength conversion material (a substance that absorbs light in a certain wavelength region and isotropically re-emits light in a longer wavelength region). The optical fiber. The scintillation light emitted from the front and back surfaces of the scintillator crystal plate 21 is absorbed by the wavelength conversion fiber 23 and re-emits light in a uniform direction as light having a slightly longer wavelength. A part of the light satisfies the total reflection condition in the fiber 23 and propagates to the end of the fiber. This light is detected by a light receiving element connected to the fiber 23, and the vertical and horizontal γ-ray incident positions are independently determined. It can be measured. The number of required wavelength conversion fibers is 1280 × 2 × 2 × 8 × 6 = 245760. As will be described later, a plurality of fibers 23 are bundled and then connected to the PPD, but the length of one wavelength conversion fiber is about 60 cm. Assuming that the price of the fiber is 30 yen per meter, the price of the wavelength conversion fiber required for the entire PET apparatus of this embodiment is about 5 million yen.
波長変換ファイバー２３の端は8枚のシンチレータ結晶板をまとめて1mmごとに、5本×2層×8枚＝80本ごとに束ねる。すなわち一辺ごとに256個の束ができることになる。さらにこの波長変換ファイバーの束を、一端では16で割った商で、他端は16で割った余りの数で束ねて、有効面積6mm×6mmのPPDに接続する。このPPDは、16個×4辺×6ブロック = 384個が必要となる。この面積のPPDの価格は、読み出し回路を含めて、例えば15,000円程度のものがある。 At the end of the wavelength conversion fiber 23, eight scintillator crystal plates are bundled together for every 1 mm, 5 × 2 layers × 8 = 80. That is, 256 bundles are made for each side. Further, this bundle of wavelength conversion fibers is bundled by a quotient obtained by dividing one end by 16 and the other end by a remainder obtained by dividing by 16 and connected to a PPD having an effective area of 6 mm × 6 mm. This PPD requires 16 x 4 sides x 6 blocks = 384. The price of the PPD of this area is about 15,000 yen including the readout circuit.
本実施例のγ線検出器２は、厚さ方向の位置分解能が±1.5mmとなる。縦方向や横方向の位置分解能は、実験によって±1mmであることが確認できた。さらに本実施例の測定方法では縦方向や横方向のγ線入射位置を側面の小さなPPDと波長変換ファイバーで独立に測定しているため、γ線がコンプトン散乱して複数個所でシンチレーション発光が起きた場合でも最初の入射位置を特定できる。 In the γ-ray detector 2 of the present embodiment, the position resolution in the thickness direction is ± 1.5 mm. The position resolution in the vertical and horizontal directions was confirmed to be ± 1 mm by experiments. Furthermore, in the measurement method of this example, the incident position in the vertical and horizontal directions is independently measured with a PPD with a small side surface and a wavelength conversion fiber, so that the γ-rays are Compton scattered and scintillation emission occurs at multiple locations. The first incident position can be specified even if
以上のとおり、従来の全身用PET装置の価格は、世界最高の位置分解能を持つ装置で20〜50億円であるが、本実施例のPET装置は同等以上の位置分解能を持ちながら素材価格の総和が1億円以下である。さらに従来のPET装置と比べて感度は5倍程度に向上する。 As described above, the price of the conventional whole body PET device is 2 to 5 billion yen for the device with the highest position resolution in the world. Total is less than 100 million yen. Furthermore, the sensitivity is improved by a factor of about 5 compared to conventional PET devices.
本実施例の特徴は、以下のとおりである。
（１）板状のシンチレータ結晶２１を使用することにより、シンチレータ結晶材料費用を低減できる。なお、本明細書において、板状とは、直方体の一番長い辺の長さをx1、二番目に長い辺の長さをx2、三番目に長い辺の長さをx3とすると、x3がx2の5分の1以下となっている形状とする。
（２）γ線のエネルギーと厚さ方向の位置を測定し、縦方向と横方向のおおまかな入射位置も判定するために、各シンチレータ結晶板２１の４側面に小型PPDを接着する。
（３）γ線の縦方向と横方向の入射位置測定に、各シンチレータ結晶板２１の表面と裏面に波長変換ファイバーを配置する。これにより、受光素子（光子検出器）の数を大幅に低減することができ、大幅なコスト低下につながる。
（４）波長変換ファイバー束の端を、一方は16で割った商、他方は16で割った余りで束ねる。これによって、32個のPPDで256mm×256mmの領域内に入射したγ線のXY方向における入射位置を1mmの精度で測定することができる。このようにすれば、波長変換ファイバーの全ての端に受光素子を接続した場合と比較して、受光素子の数を大幅に削減することができる。
The features of the present embodiment are as follows.
(1) By using the plate-like scintillator crystal 21, the cost of the scintillator crystal material can be reduced. In this specification, a plate-shaped, x 1 the longest side length of the rectangular parallelepiped, the length of the second long sides x 2, the length of the third long sides When x 3 , X 3 is a shape that is 1/5 or less of x 2 .
(2) A small PPD is bonded to the four side surfaces of each scintillator crystal plate 21 in order to measure the energy of the γ-rays and the position in the thickness direction and to determine the approximate incident position in the vertical and horizontal directions.
(3) Wavelength conversion fibers are arranged on the front and back surfaces of each scintillator crystal plate 21 for measuring the incident positions in the vertical and horizontal directions of γ rays. Thereby, the number of light receiving elements (photon detectors) can be greatly reduced, leading to a significant cost reduction.
(4) The ends of the wavelength conversion fiber bundle are bundled with a quotient obtained by dividing one by 16 and by a remainder obtained by dividing the other by 16. This makes it possible to measure the incident position in the XY direction of γ rays incident on a 256 mm × 256 mm region with 32 PPDs with an accuracy of 1 mm. In this way, the number of light receiving elements can be greatly reduced as compared with the case where the light receiving elements are connected to all ends of the wavelength conversion fiber.
割る数は、16には限られない。一般には、波長変換ファイバーの束の数がn束だとすると、n1/2に近い正の整数mで割るのが好ましい。 The number of divisions is not limited to 16. In general, if the number of bundles of wavelength conversion fibers is n, it is preferable to divide by a positive integer m close to n 1/2 .
図３に、波長変換ファイバーの束２３１が25束（n = 25）の場合の波長変換ファイバー束２３１と受光素子との接続方法の例を示す。例えば、1束目から5束目までの波長変換ファイバー束２３１は、左側の0 chの受光素子に接続されている。また、例えば、3束目、8束目、13束目、18束目、23束目（nを5で割った余りが3の波長変換ファイバーの束）波長変換ファイバーの束は、右側の7 chの受光素子に接続されている。図３では、10個の受光素子が使用されている。このように接続すると、光が波長変換ファイバーに入射した場合、光子を検出した受光素子のchannelから光が入射した波長変換ファイバー束の位置を特定できる。例えば、0 chと7 chの受光素子が光子を検出した場合、3番目の波長変換ファイバー束２３１にシンチレーション光４が入射したことが分かる。 FIG. 3 shows an example of a method for connecting the wavelength conversion fiber bundle 231 and the light receiving element when the wavelength conversion fiber bundle 231 is 25 bundles (n = 25). For example, the wavelength conversion fiber bundles 231 from the first bundle to the fifth bundle are connected to the left 0 ch light receiving element. In addition, for example, the third bundle, the eighth bundle, the thirteenth bundle, the eighteenth bundle, the twenty-third bundle (a bundle of wavelength conversion fibers with a remainder obtained by dividing n by 5). It is connected to the light receiving element of ch. In FIG. 3, ten light receiving elements are used. By connecting in this way, when light is incident on the wavelength conversion fiber, the position of the wavelength conversion fiber bundle in which the light is incident from the channel of the light receiving element that detects the photon can be specified. For example, when the 0 ch and 7 ch light receiving elements detect photons, it can be seen that the scintillation light 4 is incident on the third wavelength conversion fiber bundle 231.
n束の波長変換ファイバー束２３１の端に単純に受光素子を接続するとn個の受光素子が必要となるが、本実施例のように受光素子に接続すると、受光素子の数を2×n1/2まで低減させることができる。 When light receiving elements are simply connected to the ends of the n bundles of wavelength conversion fiber bundles 231, n light receiving elements are required. However, when connected to the light receiving elements as in this embodiment, the number of light receiving elements is 2 × n 1. Can be reduced to / 2 .
本発明は、PET装置及びPET装置用放射線検出器として産業上利用可能である。 The present invention can be industrially used as a PET apparatus and a radiation detector for the PET apparatus.
１ 患者
２ γ線検出器
３ γ線
２１ シンチレータ結晶板
２２ PPD（半導体光検出器）
２３ 波長変換ファイバー
４ シンチレーション光
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Patient 2 γ-ray detector 3 γ-ray 21 Scintillator crystal plate 22 PPD (semiconductor photodetector)
23 Wavelength conversion fiber 4 Scintillation light
Claims (7)
前記シンチレータ結晶の表面又は裏面に少なくとも2方向に配置され、前記シンチレータ結晶から放出された光が入射した場合、再発光する光ファイバーと、
前記光ファイバーの端部が接続され、前記光ファイバーにおいて再発光した光を検出する受光素子と、を有することを特徴とするPET装置。 A plurality of scintillator crystals that emit light when radiation is incident thereon;
When the light emitted from the scintillator crystal is incident in at least two directions on the front or back surface of the scintillator crystal,
A PET device comprising: a light receiving element connected to an end of the optical fiber and detecting light re-emitted in the optical fiber.
前記シンチレータ結晶の表面又は裏面に少なくとも2方向に配置され、前記シンチレータ結晶から光が入射した場合、再発光する光ファイバーと、
前記光ファイバーの端部が接続され、前記光ファイバーにおいて再発光した光を検出する受光素子と、を有することを特徴とするPET装置用放射線検出器。 A plurality of scintillator crystals that emit light when radiation is incident thereon;
Arranged in at least two directions on the front or back surface of the scintillator crystal, when light is incident from the scintillator crystal, an optical fiber that re-emits light,
A radiation detector for a PET apparatus, comprising: a light receiving element connected to an end of the optical fiber and detecting light re-emitted in the optical fiber.
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