JP5376623B2 - Radiation detector - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、ポジトロン核種の位置を感度よく検出でき腫瘍等の診断を迅速に行えるコンパクトな放射線検出器に関する。 The present invention relates to a compact radiation detector that can detect the position of a positron nuclide with high sensitivity and can quickly diagnose a tumor or the like.
医学診断の分野では、放射性同位体を被検体（患者）に投与し、体内の放射性同位体の分布を測定して画像表示するＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ
Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置が用いられている。放射性同位体のなかには、崩壊するときにポジトロン（陽電子）を放出する性質を有するポジトロン核種がある。人工的に製造される核種で、ＰＥＴでは炭素１１Ｃ、窒素１３Ｎ、酸素１５Ｏ、フッ素１８Ｆなどが用いられることが多い。ポジトロンは放出されるとすぐに電子と衝突して消滅するが、同時に、２本の消滅ガンマ線（５１１ｋｅＶ）を互いに１８０°反対方向に放射する。
In the field of medical diagnosis, PET (Positron) that administers a radioisotope to a subject (patient), measures the distribution of the radioisotope in the body, and displays an image.
An Emission Tomography) apparatus is used. Among radioisotopes, there are positron nuclides that have the property of emitting positrons (positrons) when they decay. As a nuclide produced artificially, carbon 11 C, nitrogen 13 N, oxygen 15 O, fluorine 18 F, etc. are often used in PET. As soon as the positron is emitted, it collides with the electron and disappears, but at the same time, two annihilation gamma rays (511 keV) are emitted in directions opposite to each other by 180 °.
このＰＥＴではＲＩ（Ｒａｄｉｏ
Ｉｓｏｔｏｐｅ）の中で、ポジトロンを放出する核種を用い標識放射性薬剤へと合成して生体内へ投与する。この投与されたＲＩは、ポジトロンを放出し、消滅γ線を正反対方向へ２本生体外に放射する。ＰＥＴ装置は一般に、この消滅γ線を、対向して配置した多数のシンチレータで受け、シンチレータの発する光を光検出器で電気信号に変換する。この際、この２本の消滅γ線をＰＥＴ装置で同時計測することで、生体内でのＲＩ分布を撮像する。同時計測できるときは、対向するγ線検出器を結ぶ線上にポジトロン核種が存在することになり、γ線源であるポジトロン核種の位置や範囲を比較的精度よく測定できるからである。そして、ＲＩの生体内挙動を計測することにより、血流・代謝などの生理機能、病態の情報を画像化する。
血流・代謝などの生理機能を求めるには、ＰＥＴ画像を定量化する必要がある。定量化する方法として、コンパートメントモデルを用いた解析法がある。コンパートメントモデルの入力には、組織中の放射能濃度と組織に流入する血液中のＲＩ濃度が必要である。そのため、ＰＥＴ装置で組織のＲＩ分布画像を測定すると共に、動脈血液中のＲＩ濃度を高精度で連続測定することが不可欠である。動脈血液中のＲＩ濃度を連続的に測定するシステム（以下、血中ＲＩ濃度連続測定システムという。）に用いられている検出器としては、γ線を直接検出する検出器、コインシデンス型検出器、２種類の異なるシンチレータを用いたホスウィッチ型検出器の３つに分類されている。なお、放射線を利用して生体器官を診断するものとして、例えば特許文献１が知られている。
In this PET, RI (Radio)
Isotope) is synthesized into a labeled radiopharmaceutical using a nuclide that emits positron, and is administered in vivo. This administered RI emits positrons and emits two annihilation gamma rays outside the living body in opposite directions. In general, a PET apparatus receives this annihilation γ-ray with a large number of scintillators arranged opposite to each other, and converts light emitted from the scintillator into an electrical signal with a photodetector. At this time, the two annihilation γ-rays are simultaneously measured by the PET apparatus, thereby imaging the RI distribution in the living body. This is because, when simultaneous measurement is possible, positron nuclides exist on the line connecting the opposing γ-ray detectors, and the position and range of the positron nuclides that are γ-ray sources can be measured with relatively high accuracy. Then, by measuring the in vivo behavior of RI, information on physiological functions such as blood flow and metabolism and pathological conditions is imaged.
In order to obtain physiological functions such as blood flow and metabolism, it is necessary to quantify the PET image. As a method for quantification, there is an analysis method using a compartment model. The input of the compartment model requires the radioactivity concentration in the tissue and the RI concentration in the blood flowing into the tissue. Therefore, it is indispensable to measure the RI distribution image of the tissue with a PET apparatus and continuously measure the RI concentration in arterial blood with high accuracy. Detectors used in a system for continuously measuring RI concentration in arterial blood (hereinafter referred to as blood RI concentration continuous measurement system) include detectors that directly detect γ rays, coincidence detectors, There are three types of phoswich type detectors using two different scintillators. For example, Patent Document 1 is known as a method for diagnosing a living organ using radiation.
γ線を直接検出する検出器の構成例について、図１を参照して説明する。このγ線を直接検出する検出器は、薄いシンチレータと光電子増倍管（ＰＭＴ：Ｐｈｏｔｏ
Ｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ Ｔｕｂｅ)を組み合わせて、チューブ中を流れる血液が含むポジトロンを検出するものである。ポジトロンは透過力が低いため薄いシンチレータでも検出され、チューブ中のＲＩから放出されるポジトロンにより発せられる消滅γ線やＲＩを投与された被験体からの消滅γ線は、検出器に入射したとしてもそのほとんどは検出器を透過することとなる。検出器で消滅γ線が検出されても閾値を消滅γ線のエネルギーである５１１ｋｅＶに設定し、閾値以下の信号を除去することで消滅γ線とポジトロンを弁別できることとなる。しかし一方で、５１１ｋｅＶ以下のエネルギーのポジトロンもノイズとして除去されるためこの検出器は低エネルギーのポジトロンの感度が低い欠点を有するといった問題がある。
A configuration example of a detector that directly detects γ rays will be described with reference to FIG. A detector that directly detects the γ-ray is a thin scintillator and a photomultiplier tube (PMT: Photo).
(Multiplier Tube) is used to detect positrons contained in blood flowing in the tube. Positron is detected even with a thin scintillator because of its low transmission power. Even if annihilation γ-rays emitted by positrons emitted from RI in the tube or annihilation γ-rays from subjects administered with RI are incident on the detector Most of it will pass through the detector. Even if annihilation γ-rays are detected by the detector, the threshold is set to 511 keV which is the energy of annihilation γ-rays, and the signals below the threshold can be removed to distinguish the annihilation γ-rays from the positrons. However, on the other hand, since the positron having an energy of 511 keV or less is also removed as noise, this detector has a problem that the sensitivity of the low energy positron is low.
次に、従来のコインシデンス型検出器の構成例について、図２を参照して説明する。コインシデンス型検出器では、２本の消滅γ線を同時計測してポジトロンの検出を行う。コインシデンス型検出器は、消滅γ線を同時計測するため、低エネルギーのポジトロンおよび血液を通すチューブなどの遮蔽物があっても測定可能である。対抗する方向に放出される２本の消滅γ線を同時計測するには、シンチレータを含む検出器が２本必要となる。消滅γ線は透過力が強いため、シンチレータのサイズを大きくする必要がある。また、検出器を周囲のノイズから遮蔽するための鉛が必要となる。このように、コインシデンス型検出器は、２本の検出器および検出器を覆う鉛が必要であるため、検出器本体のサイズと重量が非常に大きくなるといった欠点を有する。検出器の大きさと重量の問題は、動脈血液中のＲＩ濃度を被験者の近傍で測定する観点からは好ましいものではない。 Next, a configuration example of a conventional coincidence detector will be described with reference to FIG. The coincidence type detector detects two annihilation gamma rays simultaneously to detect a positron. Since the coincidence type detector simultaneously measures annihilation γ-rays, it can be measured even if there is a shield such as a low energy positron and a tube through which blood passes. To simultaneously measure two annihilation gamma rays emitted in the opposing direction, two detectors including a scintillator are required. Since the annihilation γ-ray has a strong transmission power, it is necessary to increase the size of the scintillator. Also, lead is required to shield the detector from ambient noise. As described above, the coincidence type detector requires two detectors and lead covering the detector, and thus has a drawback that the size and weight of the detector main body become very large. The problem of the size and weight of the detector is not preferable from the viewpoint of measuring the RI concentration in the arterial blood in the vicinity of the subject.
そして、従来のホスウィッチ型検出器の構成例について、図３を参照して説明する。このホスウィッチ型検出器は、チューブ内から放出されたポジトロンをプラスチックシンチレータで、ポジトロンから放出される消滅γ線をＢＧＯシンチレータでそれぞれ検出するものである。ポジトロンの検出は、プラスチックシンチレータとＢＧＯシンチレータの信号の同時計数を取ることで行う。同時計数をとるためバックグラウンドノイズとなる消滅γ線を除去することが可能となる。しかしながら、このホスウィッチ型検出器は消滅γ線を検出する必要があることから、シンチレータのサイズは大きくしなければならず、検出器のサイズを小さくすることができないといった問題がある。 A configuration example of a conventional phoswich detector will be described with reference to FIG. This phoswich detector detects a positron emitted from a tube with a plastic scintillator and an annihilation γ-ray emitted from the positron with a BGO scintillator. The detection of the positron is performed by simultaneously counting the signals of the plastic scintillator and the BGO scintillator. Since coincidence counting is performed, it is possible to remove annihilation γ rays that become background noise. However, since this phoswich type detector needs to detect annihilation gamma rays, there is a problem that the size of the scintillator must be increased and the size of the detector cannot be reduced.
本発明は、上記問題点に鑑み、ポジトロン核種の位置を感度よく検出でき腫瘍等の診断を迅速に行えるコンパクトな放射線検出器を提供することを目的とする。 In view of the above problems, an object of the present invention is to provide a compact radiation detector that can detect the position of a positron nuclide with high sensitivity and can quickly diagnose a tumor or the like.
上記目的を達成するため、本発明の第１の観点の放射線検出器からは、放射線の入射によって発光するシンチレータと、シンチレータと光学的に結合された光検出器とを備えた放射線検出器において、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向して入れ子になるように、それぞれの前記第１層シンチレータ同士が向かい合うように配置され、対向配置された２層構造のシンチレータの面の垂線方向（厚さ方向）と、前記光検出器の検出面の垂線方向が直交するように、前記光検出器と前記２層構造のシンチレータを配置して光学的に結合させ、対向した前記２層構造のシンチレータ間にチューブを配設可能とし、前記２層構造のシンチレータと光学的に結合された３角プリズムが、前記チューブ側とは反対側に設けられ、シンチレーションによる発光を前記光検出器側に集光させ、第１層シンチレータの厚みが０．１〜１．０ｍｍであり、第１層シンチレータと第２層シンチレータの厚みが同一とされ、第１層シンチレータでポジトロンおよびγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値を減算することにより、ポジトロンと消滅γ線の同時計数あるいは消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行うことなくノイズとなるγ線の除去を行い、ポジトロンの計数値を得ることを特徴とする放射線検出器が提供される。 To achieve the above object, the first aspect of the radiation detector of the present invention, a scintillator emits light by incidence of radiation, the radiation detector and a scintillator optically coupled to the optical detector, The scintillators are arranged so that the first-layer scintillators face each other so that two sets of the first-layer scintillator and the second-layer scintillator having different emission decay times are nested opposite to each other. The photodetector and the two-layer scintillator are arranged so that the perpendicular direction (thickness direction) of the face of the two-layer scintillator arranged opposite to each other is perpendicular to the perpendicular direction of the detection surface of the photodetector. arranged optically coupled to the tube and can be disposed between the scintillator opposing the two-layer structure, the scintillator and the triangle which is optically coupled to said two-layer structure The rhythm is provided on the side opposite to the tube side, the light emitted by scintillation is condensed on the photodetector side, the thickness of the first layer scintillator is 0.1 to 1.0 mm, The thickness of the second layer scintillator is the same, the positron and γ ray are detected by the first layer scintillator, the γ ray is detected by the second layer scintillator, and the count value of the second layer scintillator is calculated from the count value of the first layer scintillator. By subtracting γ, the positron and annihilation gamma rays can be counted simultaneously, or the gamma rays that become noise can be removed without performing signal discrimination using the energy of the annihilation gamma rays as a threshold, and the count value of the positron is obtained. A radiation detector is provided.
シンチレータが、発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされることにより、光検出器から得られるパルス波形スペクトラムのカウント値のピークを弁別して第１層シンチレータと第２層シンチレータの信号を弁別することにより、ポジトロンと消滅γ線の同時計数や消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行わずにノイズとなるγ線の除去が可能となる。従って、ポジトロンを高感度で検出することができる。
第１層シンチレータではポジトロンを止め、ポジトロンが持っていた運動エネルギーを光に変換し発光する現象(シンチレーション)を起こす。その際、ポジトロンは近傍の電子と結合し消滅する。消滅時に対向する２本の消滅γ線を放出することとなる。消滅γ線は透過力が強く、大部分はシンチレータで検出されずに透過するが、透過しなかった消滅γ線およびバックグラウンドとなるγ線は、第１層シンチレータと第２層シンチレータで検出されることとなる。第１層シンチレータと第２層シンチレータの信号弁別は、パルス波形スペクトラムを用いている。
また、第１層シンチレータの厚みを０．１〜１．０ｍｍと薄くしているのは、ポジトロンの最大飛程距離を考慮したものである。
また、ポジトロンの計数値を得るために、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値を減算するものである。
Since the scintillator has a two-layer structure of a first layer scintillator and a second layer scintillator having different emission decay times, the peak value of the pulse waveform spectrum obtained from the photodetector is discriminated and the first layer scintillator and the second layer scintillator are distinguished from each other. By discriminating the signals of the two-layer scintillator, it is possible to remove γ-rays that become noise without performing simultaneous counting of positrons and annihilation γ-rays or signal discrimination using the energy of annihilation γ-rays as a threshold value. Therefore, the positron can be detected with high sensitivity.
In the first layer scintillator, the positron is stopped and the kinetic energy of the positron is converted into light, causing a phenomenon of light emission (scintillation). At that time, the positron combines with nearby electrons and disappears. Two annihilation γ rays opposed to each other at the time of annihilation are emitted. The annihilation γ-ray has a strong penetrating power, and most of it is transmitted without being detected by the scintillator. However, the annihilation γ-ray that has not been transmitted and the background γ-ray are detected by the first layer scintillator and the second layer scintillator. The Rukoto. The signal discrimination between the first layer scintillator and the second layer scintillator uses a pulse waveform spectrum.
The reason why the thickness of the first layer scintillator is as thin as 0.1 to 1.0 mm is in consideration of the maximum range distance of the positron.
Further, in order to obtain the count value of the positron , the count value of the second layer scintillator is subtracted from the count value of the first layer scintillator.
ここで、第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造を２組対向配置する際に、第１層シンチレータと第２層シンチレータは入れ子になるように設置する。すなわち、対向する際、第１層シンチレータ同士が向かい合うように配置する。これにより、ノイズとなるバックグラウンドγ線は検出器外側のどの方向から入射しても、第１層シンチレータと第２層シンチレータで検出される数がほぼ等しくなるため、第１層シンチレータの計数から第２層シンチレータの計数を差し引くことでポジトロンによる計数を精度よく求めることができる。 Here, when two sets of the two-layer structure of the first layer scintillator and the second layer scintillator are arranged to face each other, the first layer scintillator and the second layer scintillator are installed so as to be nested. That is, when facing each other, the first layer scintillators are arranged so as to face each other. As a result, the number of detected background γ-rays from the first layer scintillator and the second layer scintillator is almost equal regardless of the direction of the background γ-ray that enters the noise from any direction outside the detector. By subtracting the count of the second layer scintillator, the count by the positron can be obtained with high accuracy.
次に、本発明の第２の観点の放射線検出器からは、放射線の入射によって発光するシンチレータと、シンチレータと光学的に結合された光検出器とを備えた放射線検出器において、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向して入れ子になるように、それぞれの第１層シンチレータ同士が向かい合うように配置され、対向配置された２層構造のシンチレータの面の垂線方向（厚さ方向）と、光検出器の検出面の垂線方向が直交するように、光検出器と２層構造のシンチレータを配置して光学的に結合させ、対向した２層構造のシンチレータ間にチューブを配設可能とし、第１層シンチレータの厚みが０．１〜１．０ｍｍであり、第２層シンチレータの厚みが第１層シンチレータの厚みよりも大きくされ、第１層シンチレータでポジトロンおよびγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値に第２層シンチレータの厚みにより決定される所定の係数を掛けたものを減算することにより、ポジトロンと消滅γ線の同時計数あるいは消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行うことなくノイズとなるγ線の除去を行い、ポジトロンの計数値を得ることを特徴とする放射線検出器が提供される。
第２層シンチレータの厚みが第１層シンチレータの厚みよりも大きい構成とすることにより、第２層シンチレータにおける統計変動を小さくでき、γ線を感度よく検出できる。
Next, the second aspect of the radiation detector of the present invention, a scintillator emits light by incidence of radiation, the radiation detector and a scintillator optically coupled to photodetector, scintillator emission decay The first-layer scintillators and the second-layer scintillators having different two-layer structures are arranged so that the first-layer scintillators face each other so that two sets of the two-layer structures of the first-layer scintillator and the second-layer scintillator face each other. The photodetector and the two-layer scintillator are optically coupled so that the perpendicular direction (thickness direction) of the surface of the two-layer scintillator is perpendicular to the perpendicular direction of the detection surface of the photodetector. the tubes and can be disposed between the scintillator of opposed two-layer structure, the thickness of the first layer scintillator is 0.1 to 1.0 mm, the thickness of the second layer scintillator first layer thin The first layer scintillator detects positrons and γ rays, the second layer scintillator detects γ rays, and the second layer scintillator count value is changed to the second layer scintillator count value. By subtracting the product multiplied by a predetermined coefficient determined by the thickness of the layer scintillator, γ-rays that become noise without performing simultaneous counting of positrons and annihilation γ-rays or signal discrimination with annihilation γ-ray energy as a threshold A radiation detector is provided, which is characterized in that a positron count is obtained.
By adopting a configuration in which the thickness of the second layer scintillator is larger than the thickness of the first layer scintillator, statistical fluctuations in the second layer scintillator can be reduced, and γ rays can be detected with high sensitivity.
第２層シンチレータの厚みが第１層シンチレータの厚みよりも大きい構成とすることにより、第２層シンチレータにおける統計変動を小さくでき、γ線を感度よく検出できる。
また、第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向配置されることにより、第２層シンチレータの同時計数をとることで、バックグラウンドノイズとなる消滅γ線を除去することができ、ポジトロンおよびγ線の計数値の感度を高くできる。
By adopting a configuration in which the thickness of the second layer scintillator is larger than the thickness of the first layer scintillator, statistical fluctuations in the second layer scintillator can be reduced, and γ rays can be detected with high sensitivity.
In addition, the two-layer structure of the first layer scintillator and the second layer scintillator are arranged so as to face each other, so that by taking the coincidence of the second layer scintillator, annihilation γ rays that become background noise can be reduced. The sensitivity of the count value of positron and γ-ray can be increased.
次に、本発明の第３の観点の放射線検出器からは、放射線の入射によって発光するシンチレータと、シンチレータと光学的に結合された光検出器とを備えた放射線検出器において、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータと第３層シンチレータの３層構造とされたものが２組対向して入れ子になるように、それぞれの第１層シンチレータ同士が向かい合うように配置され、対向配置された３層構造のシンチレータの面の垂線方向（厚さ方向）と、光検出器の検出面の垂線方向が直交するように、光検出器と３層構造のシンチレータを配置して光学的に結合させ、対向した３層構造のシンチレータ間にチューブを配設可能とし、第１層シンチレータおよび第２層シンチレータの厚みが０．１〜１．０ｍｍであり、第１層シンチレータと第２層シンチレータの厚みが同一とされ、第３層シンチレータの厚みが第１層シンチレータおよび第２層シンチレータの厚みよりも大きくされ、第１層シンチレータでポジトロンとγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値を減算することにより、ポジトロンと消滅γ線の同時計数あるいは消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行うことなくノイズとなるγ線の除去を行い、ポジトロンの計数値を取得し、第３層シンチレータでγ線を検出することを特徴とする放射線検出器が提供される。
３層構造としたのは、本発明の第１の観点の如く、第１層シンチレータでポジトロンとγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値を減算することによりポジトロンの計数値を取得でき、また、本発明の第３の観点と同様、第３層シンチレータにおける統計変動を小さくでき、γ線を感度よく検出できることとしたものである。
Next, the third aspect of the radiation detector of the present invention, a scintillator emits light by incidence of radiation, the radiation detector and a scintillator optically coupled to photodetector, scintillator emission decay The first-layer scintillators are arranged so that the first-layer scintillators face each other so that two sets of the first-layer scintillator, the second-layer scintillator, and the third-layer scintillator that have different times are nested. The detector and the three-layer scintillator are arranged so that the perpendicular direction (thickness direction) of the surface of the three-layer scintillator arranged opposite to each other is perpendicular to the perpendicular direction of the detection surface of the photodetector. optically coupled, the tube and can be disposed between the scintillator opposed three-layer structure, the thickness of the first layer scintillator and the second layer scintillator 0.1~1.0mm Yes, the thickness of the first layer scintillator and the second layer scintillator is the same, the thickness of the third layer scintillator is larger than the thickness of the first layer scintillator and the second layer scintillator, and the positron and γ rays are used in the first layer scintillator. , The second layer scintillator detects γ rays, and the count value of the second layer scintillator is subtracted from the count value of the first layer scintillator. A radiation detector is provided that removes γ-rays that become noise without performing signal discrimination with a threshold value, acquires a count value of a positron, and detects γ-rays with a third layer scintillator .
The three-layer structure is the same as the first aspect of the present invention, in which the positron and γ-ray are detected by the first-layer scintillator, the γ-ray is detected by the second-layer scintillator, and the count value of the first-layer scintillator is used. The count value of the positron can be obtained by subtracting the count value of the second layer scintillator, and, like the third aspect of the present invention, the statistical fluctuation in the third layer scintillator can be reduced and γ rays can be detected with high sensitivity. It is what.
３層構造とされたものが２組対向配置された構成とすることにより、ノイズとなるバックグラウンドγ線は検出器外側のどの方向から入射しても、第１層シンチレータと第２層シンチレータで検出される数がほぼ等しくなるため、第１層シンチレータの計数から第２層シンチレータの計数を差し引くことでポジトロンによる計数を精度よく求めることができる。 By adopting a configuration in which two sets of three-layer structures are arranged opposite to each other, the background γ-ray that becomes noise can be incident on the first layer scintillator and the second layer scintillator regardless of the direction outside the detector. Since the detected numbers are substantially equal, the count by the positron can be accurately obtained by subtracting the count of the second layer scintillator from the count of the first layer scintillator.
ここで、上記の第１層シンチレータ、第２層シンチレータ、ならびに第３層シンチレータは、Ｃｅ濃度の異なるＧＳＯシンチレータであることが好ましい態様である。 Here, the first layer scintillator, the second layer scintillator, and the third layer scintillator are preferably GSO scintillators having different Ce concentrations.
また、第１層シンチレータと第２層シンチレータの発光減衰時間の差を用いて、光検出器から得られるパルス波形スペクトラムのカウント値のピークを弁別して、第１層シンチレータと第２層シンチレータの信号を弁別することが好ましい。
Further, the difference between the emission decay times of the first layer scintillator and the second layer scintillator is used to discriminate the peak of the count value of the pulse waveform spectrum obtained from the photodetector, and the signals of the first layer scintillator and the second layer scintillator it is preferable to discriminate.
本発明の放射線検出器は、ポジトロン核種の位置を感度よく検出でき腫瘍等の診断を迅速に行える効果を有する。また、放射線検出器のサイズをコンパクトにできる。 The radiation detector of the present invention can detect the position of a positron nuclide with high sensitivity, and has an effect of enabling rapid diagnosis of a tumor or the like. Moreover, the size of the radiation detector can be made compact.
以下、図面を参照しつつ、本発明の放射線検出器の実施例を説明する。ただし、本発明の技術的範囲は以下の実施例に示した具体的な用途に限定されるものではない。 Embodiments of the radiation detector of the present invention will be described below with reference to the drawings. However, the technical scope of the present invention is not limited to the specific applications shown in the following examples.
実施例１の放射線検出器の検出原理を図４に示す。本発明の放射線検出器は、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向配置され、光検出器から得られるパルス波形スペクトラムを用いた信号弁別手段を備えている。第１層シンチレータと第２層シンチレータは、それぞれＣｅ濃度が０．５％(発光減衰時間６０ｎｓ)、１．５％(発光減衰時間３５ｎｓ)のＧＳＯシンチレータで構成される。そして、このＧＳＯシンチレータとプリズムとＰＭＴから構成される。ここで、第１層シンチレータを内側に、第２層シンチレータを外側にし、二組用意し対向するように設置している。 The detection principle of the radiation detector of Example 1 is shown in FIG. In the radiation detector of the present invention, two sets of scintillators having a two-layer structure of a first layer scintillator and a second layer scintillator having different emission decay times are arranged opposite to each other, and a pulse waveform spectrum obtained from the photodetector is used. Provided with signal discrimination means. The first layer scintillator and the second layer scintillator are composed of GSO scintillators having Ce concentrations of 0.5% (emission decay time 60 ns) and 1.5% (emission decay time 35 ns), respectively. The GSO scintillator, a prism, and a PMT are included. Here, with the first layer scintillator on the inside and the second layer scintillator on the outside, two sets are prepared and installed so as to face each other.
そして、チューブはこの対向したＧＳＯシンチレータ間に設置する。設置したチューブ内のＲＩから放出されたポジトロンは、まず第１層シンチレータであるＧＳＯシンチレータに入射する。第１層シンチレータのＧＳＯシンチレータではポジトロンを止め、ポジトロンが持っていた運動エネルギーを光に変換し発光する現象(シンチレーション)が生じる。その際、ポジトロンは近傍の電子と結合し消滅する。消滅時に対向する２本の消滅γ線を放出する。消滅γ線は透過力が強く、また大部分はＧＳＯシンチレータで検出されずに透過する。透過しなかった消滅γ線およびバックグラウンドとなるγ線は、第１層シンチレータと第２層シンチレータで検出される。また、信号弁別手段は、第１層シンチレータと第２層シンチレータのＧＳＯシンチレータのＣｅ濃度の違いによる発光減衰時間の違いを用いている。図４に示されるように、シンチレータは入れ子になるように設置しているため、ノイズとなるバックグラウンドγ線は検出器外側のどの方向から入射しても、第１層シンチレータと第２層シンチレータで検出される数が、ほぼ等しくなる。そのため、第１層シンチレータで検出される計数から第２層シンチレータで検出される計数を差し引くことにより、ポジトロンによる計数を求めることとしている。下記数式は、ポジトロンによる計数を求めるための式である。 The tube is installed between the opposed GSO scintillators. The positron emitted from the RI in the installed tube first enters the GSO scintillator which is the first layer scintillator. In the GSO scintillator of the first layer scintillator, a phenomenon (scintillation) occurs in which the positron is stopped and the kinetic energy possessed by the positron is converted into light to emit light. At that time, the positron combines with nearby electrons and disappears. Two annihilation gamma rays that face each other at the time of annihilation are emitted. The annihilation γ-ray has a strong transmission power, and most of the annihilation γ-rays are transmitted without being detected by the GSO scintillator. The annihilation γ rays that have not been transmitted and the γ rays that are the background are detected by the first layer scintillator and the second layer scintillator. The signal discriminating means uses a difference in emission decay time due to a difference in Ce concentration of the GSO scintillator of the first layer scintillator and the second layer scintillator. As shown in FIG. 4, since the scintillator is installed so as to be nested, the first-layer scintillator and the second-layer scintillator, regardless of the direction of the background γ-ray that becomes noise, from any direction outside the detector The numbers detected in are almost equal. Therefore, the count by the positron is obtained by subtracting the count detected by the second layer scintillator from the count detected by the first layer scintillator. The following equation is an equation for obtaining the count by the positron.
ここで、Ｃ１は、図４の第１層シンチレータで検出された計数であり、Ｃ２は第２層シンチレータで検出された計数であり。また、ＣγＴｕｂｅはチューブ内のポジトロンから発生した消滅γ線による計数、ＣγＢＧはバックグラウンドからのγ 線による計数である。ポジトロンの計数Ｃｐｏｓｉは、第１層シンチレータの計数から第２層シンチレータの計数を差し引くことで計算される。
以上より開発したポジトロン検出器はポジトロンと消滅γ線の同時計数や消滅γ 線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行わずにノイズとなるγ 線の除去が可能となる。これにより、ポジトロンを高感度で検出することが可能となるのである。
Here, C 1 is a count detected by the first layer scintillator in FIG. 4, and C 2 is a count detected by the second layer scintillator. C γTube is a count by annihilation γ rays generated from positrons in the tube, and C γBG is a count by γ rays from the background. The positron count C posi is calculated by subtracting the second layer scintillator count from the first layer scintillator count.
As described above, the developed positron detector can eliminate γ-rays that become noise without performing simultaneous counting of positrons and annihilation γ-rays and signal discrimination using the energy of annihilation γ-rays as a threshold. This makes it possible to detect the positron with high sensitivity.
また、信号弁別は、ＧＳＯシンチレータのＣｅ濃度の変化による発光減衰時間の変化を利用している。実施例１の放射線検出器に用いたＧＳＯシンチレータの濃度と発光減衰時間を表１に示す。 The signal discrimination uses a change in emission decay time due to a change in Ce concentration of the GSO scintillator. Table 1 shows the concentration and emission decay time of the GSO scintillator used in the radiation detector of Example 1.
第１層シンチレータのＧＳＯシンチレータは、Ｃｅ濃度が１．５ｍｏｌ％、発光減衰時間が３５ｎｓ、第２層シンチレータはＣｅ濃度が０．５ｍｏｌ％，発光減衰時間が６０ｎｓである。信号弁別の方法について、図５を参照して説明する。
信号弁別は、まずそれぞれの信号に対して１２０ｎｓの範囲で部分積分を行う。その後、発光減衰時間に対して十分長い時間(３００ｎｓ)の範囲で全積分を行う。ここで、信号弁別のための定数ＰＳＤ(ＰｕｌｓｅＳｈａｐｅ Ｄｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ)は、下記数式で定義している。
The GSO scintillator of the first layer scintillator has a Ce concentration of 1.5 mol% and an emission decay time of 35 ns, and the second layer scintillator has a Ce concentration of 0.5 mol% and an emission decay time of 60 ns. A signal discrimination method will be described with reference to FIG.
For signal discrimination, first, partial integration is performed for each signal in a range of 120 ns. Thereafter, total integration is performed within a sufficiently long time (300 ns) with respect to the emission decay time. Here, a constant PSD (Pulse Shape Distribution) for signal discrimination is defined by the following mathematical formula.
ここで、ＰＩはそれぞれの信号における部分積分値，ＦＩは全積分値となる。信号弁別はＰＳＤを横軸に、縦軸にカウントを取ったパルス波形スペクトラムを利用する。パルス波形スペクトラムの一例を図６に示す。ＰＳＤは、上記数式や図５のグラフ値より、発光減衰時間が短いと大きく、長いと小さくなる傾向となる。そのため、図６では左側のピークが０．５ｍｏｌ％のＧＳＯシンチレータ，右側のピークが１．５ｍｏｌ％のＧＳＯシンチレータによる信号となる。信号弁別はこの二つのピークの間に閾値を設定することで行うこととしている。 Here, PI is a partial integration value in each signal, and FI is a total integration value. Signal discrimination uses a pulse waveform spectrum with PSD on the horizontal axis and count on the vertical axis. An example of the pulse waveform spectrum is shown in FIG. PSD tends to be larger when the emission decay time is shorter and smaller when the emission decay time is longer than the above formula and the graph value of FIG. Therefore, in FIG. 6, the left peak is a 0.5 mol% GSO scintillator, and the right peak is a 1.5 mol% GSO scintillator signal. The signal discrimination is performed by setting a threshold between these two peaks.
次に、実施例１の放射線検出器の構成を図７に示す。実施例１の放射線検出器で使用しているＧＳＯシンチレータの大きさは、検出面が２０ｍｍ×１０ｍｍ，厚さが０．５ｍｍである。シンチレータの厚さはポジトロンの飛程距離に関する下記数式３より算出している。 Next, the structure of the radiation detector of Example 1 is shown in FIG. The size of the GSO scintillator used in the radiation detector of Example 1 is 20 mm × 10 mm on the detection surface and 0.5 mm in thickness. The thickness of the scintillator is calculated from the following Equation 3 regarding the range of the positron.
ここで、Ｅｍａｘはポジトロンの最大エネルギー（ＭｅＶ），Ｒはポジトロンの最大飛程距離，ｄは対象となる物質の密度（ｇ／ｃｍ３）である。Ｅｍａｘは、ＰＥＴで使用されているポジトロンの中で一番高いエネルギーを持つ８２Ｒｂ(最大エネルギー：３．３７ＭｅＶ)を対象としている。シンチレータの厚さは、最大飛程距離より厚ければ問題ないが、厚すぎた場合にバックグラウンドのγ線を検出する確率が高くなるため、実施例１の放射線検出器では、第１層シンチレータと第２層シンチレータの各層の厚さは０．５ｍｍにしている。 Here, Emax is the maximum energy (MeV) of the positron, R is the maximum range distance of the positron, and d is the density (g / cm 3 ) of the target substance. Emax targets 82Rb (maximum energy: 3.37 MeV) having the highest energy among the positrons used in PET. If the thickness of the scintillator is larger than the maximum range distance, there is no problem, but if it is too thick, the probability of detecting background γ-rays increases, so in the radiation detector of Example 1, the first layer scintillator The thickness of each layer of the second layer scintillator is 0.5 mm.
実施例１の放射線検出器では、ＧＳＯシンチレータ間の溝の幅は３ｍｍに設定している。これは、チューブの配置を考慮したためである。また実施例１の放射線検出器では、第１層シンチレータと第２層シンチレータで構成される２層のＧＳＯシンチレータ二組、プリズム、ライトガイド、ＰＭＴ(浜松ホトニクス社製：Ｒ−７６００−Ｕ)をそれぞれ光学結合している。この光学結合には、シリコンゴム(信越シリコーン社製：ＫＥ４２０)を用いている。検出部分は、反射材として高反射膜フィルムおよびテフロン（登録商標）製のテープを用いている。かかる構成の実施例１の放射線検出器は、検出器のサイズが２５ｍｍ×２５ｍｍ×６０ｍｍとコンパクトであり、手のひらに載せることも可能で、従来よりも取扱いの利便性が向上できている。 In the radiation detector of Example 1, the width of the groove between the GSO scintillators is set to 3 mm. This is because the arrangement of the tubes is taken into consideration. In the radiation detector of Example 1, two sets of two-layer GSO scintillators composed of a first-layer scintillator and a second-layer scintillator, a prism, a light guide, and a PMT (manufactured by Hamamatsu Photonics: R-7600-U) Each is optically coupled. For this optical coupling, silicon rubber (manufactured by Shin-Etsu Silicone: KE420) is used. The detection portion uses a highly reflective film and a Teflon (registered trademark) tape as a reflective material. The radiation detector according to the first embodiment having such a configuration has a compact detector size of 25 mm × 25 mm × 60 mm, can be placed on the palm of the hand, and can be more conveniently handled than before.
また、ＰＭＴは光に敏感であることから、外部からの光が入射するとその入射光はＰＭＴにより検出されるため、測定値の誤差要因となる。実施例１の放射線検出器では、検出器の遮光を行い外部からの光を防ぐため、検出器の遮光には反射材として用いている高反射膜フィルムおよびテフロン（登録商標）製のテープの他に絶縁も兼ねて黒のビニールテープを用いている。 Further, since the PMT is sensitive to light, when incident light from the outside is incident, the incident light is detected by the PMT, which causes an error factor in the measured value. In the radiation detector of Example 1, in order to shield the detector and prevent light from the outside, in addition to a highly reflective film used as a reflective material and a Teflon (registered trademark) tape for shielding the detector. Black vinyl tape is also used for insulation.
測定時には、ポジトロンのほかにバックグラウンドノイズであるγ線も入射する。このγ線の入射を軽減するため検出器を収納する収納容器を設けている。この収納容器の材質はγ線の遮蔽性能と目標とするサイズの兼ね合いからタングステン合金を用いている。実施例１の放射線検出器は、検出器と収納容器を含めた大きさは４０ｍｍ×４０ｍｍ×８０ｍｍ，重量は約１．５ｋｇとなり、コンパクトで取扱いが容易な手のひらサイズの放射線検出器である。 At the time of measurement, in addition to the positron, γ rays that are background noises are also incident. In order to reduce the incidence of γ rays, a storage container for storing the detector is provided. The storage container is made of tungsten alloy because of the balance between γ-ray shielding performance and target size. The radiation detector according to the first embodiment is a palm-sized radiation detector that is compact and easy to handle because the size including the detector and the storage container is 40 mm × 40 mm × 80 mm and the weight is about 1.5 kg.
実施例１の放射線検出器の動作確認を行うため、γ線とＦ−１８を用いて動作確認を実施した結果を以下に説明する。動作確認に用いた放射線源は、γ線（５１１ｋｅＶ），Ｆ−１８(最大エネルギー：６３３ｋｅＶ，平均エネルギー：２４２ｋｅＶ)である。Ｆ−１８は、チューブに注入し検出器内部に設置し測定を行っている。γ線とＦ−１８を用いて動作確認を実施した結果をそれぞれ図８と図９に示す。図８（１）と図９（１）はエネルギースペクトラムであり、図８（２）と図９（２）は波形弁別スペクトラムである。波形弁別スペクトラムにおいて、横軸は波形弁別に用いる定数（ＰＳＤ）に比例しているチャンネルである。右側のピークが第１層シンチレータ，左側のピークがと第２層シンチレータによる信号を示している。この２つのピーク間に閾値を設定することで信号の弁別を行っている。縦軸は、それぞれのチャンネルにおけるカウントとなる。同様にエネルギースペクトラムにおいて、横軸はエネルギーに比例するチャンネルであり、縦軸はチャンネルごとのカウントとなる。図９（１）はポジトロンから放出される消滅γ線の光電ピークが確認できている。 In order to confirm the operation of the radiation detector of Example 1, the results of confirming the operation using γ rays and F-18 will be described below. The radiation source used for the operation confirmation is γ-ray (511 keV), F-18 (maximum energy: 633 keV, average energy: 242 keV). F-18 is injected into a tube and installed inside the detector for measurement. The results of operation confirmation using γ rays and F-18 are shown in FIGS. 8 and 9, respectively. 8 (1) and FIG. 9 (1) are energy spectra, and FIG. 8 (2) and FIG. 9 (2) are waveform discrimination spectra. In the waveform discrimination spectrum, the horizontal axis is a channel proportional to a constant (PSD) used for waveform discrimination. The right peak shows the signal from the first layer scintillator, and the left peak shows the signal from the second layer scintillator. Signal discrimination is performed by setting a threshold between these two peaks. The vertical axis represents the count in each channel. Similarly, in the energy spectrum, the horizontal axis is a channel proportional to energy, and the vertical axis is a count for each channel. FIG. 9 (1) confirms the photoelectric peak of the annihilation γ-ray emitted from the positron.
次に、実施例１の放射線検出器の感度について説明する。感度は検出器の性能を表す重要な要素である。検出器の感度が高いと採血する量を少なくすることができるからである。ポジトロン線源として、Ｆ−１８(最大エネルギー：６６２ｋｅＶ)とＣ−１１(最大エネルギー：９６８ｋｅＶ)を用いている。Ｆ−１８とＣ−１１をそれぞれチューブに密封する。チューブ中の放射能は予めウェルカウンタを用いて計測している。ポジトロン検出器の検出面中央に線源が位置するようにチューブを配置して、ウェルカウンタにより得られた結果およびポジトロン検出器で得られた結果を用いて感度を算出した。算出結果を下記表２にＦ−１８およびＣ−１１で測定したポジトロン検出器の感度を示す。感度は、表２に示すように、Ｆ−１８（Ｐａｐｅｒ ０．１ｍｍ ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ）で１８．２％，Ｆ−１８（ＳＰ−１０ Ｔｕｂｅ）で７．７％，Ｃ−１１（ＳＰ−１０ Ｔｕｂｅ）で２４．０％であった。 Next, the sensitivity of the radiation detector of Example 1 will be described. Sensitivity is an important factor that represents detector performance. This is because when the sensitivity of the detector is high, the amount of blood collected can be reduced. As the positron source, F-18 (maximum energy: 662 keV) and C-11 (maximum energy: 968 keV) are used. F-18 and C-11 are each sealed in a tube. The radioactivity in the tube is measured in advance using a well counter. The tube was arranged so that the radiation source was positioned at the center of the detection surface of the positron detector, and the sensitivity was calculated using the result obtained by the well counter and the result obtained by the positron detector. The calculated results are shown in Table 2 below, and the sensitivity of the positron detector measured with F-18 and C-11 is shown. As shown in Table 2, the sensitivity is 18.2% for F-18 (Paper 0.1 mm thickness), 7.7% for F-18 (SP-10 Tube), and C-11 (SP-10 Tube). It was 24.0%.
次に、実施例１の放射線検出器の計数率特性について説明する。計数率特性は検出器の測定できるポジトロンを検出できる放射能の限界を示す要素である。計数率特性がよければ高濃度のポジトロンを測定することができることとなる。ポジトロン検出器の計数率特性を得るため、Ｃ−１１およびＦ−１８を用いて計数率を測定した。ポジトロンはＣ−１１およびＦ−１８を用い、同様にチューブ内に密封した。チューブは検出器上部の溝に設置して計数率特性を測定した。Ｃ−１１およびＦ−１８の測定結果をそれぞれ図１０（１）、図１０（２）に示す。Ｆ−１８は半減期が１０９分であるが、図１０（１）においても約１１０分でカウントが半減していることが確認できる。同様に、Ｃ−１１においても半減期２０．９分に対して、図１０（２）において約２０分でカウントが半減していることがわかる。
また計数率は、約１００ｋｃｐｓまで直線性を示していることがわかる。これは臨床ＰＥＴ測定時の動脈血中ＲＩ濃度を想定する場合に、十分な計数率の値であることがわかる。従って、実施例１の放射線検出器は、血中ＲＩ濃度連続測定に使用可能であると判断できることになる。
Next, the count rate characteristic of the radiation detector of Example 1 will be described. The count rate characteristic is an element that indicates the limit of radioactivity that can be detected by the detector to detect the positron. If the count rate characteristic is good, a high concentration positron can be measured. In order to obtain the count rate characteristics of the positron detector, the count rate was measured using C-11 and F-18. The positrons used were C-11 and F-18, and were similarly sealed in the tube. The tube was placed in the groove at the top of the detector and the count rate characteristics were measured. The measurement results of C-11 and F-18 are shown in FIGS. 10 (1) and 10 (2), respectively. Although F-18 has a half-life of 109 minutes, it can be confirmed that the count is also halved in about 110 minutes in FIG. 10 (1). Similarly, it can be seen that in C-11, the half-life is 20.9 minutes, whereas the count is halved in about 20 minutes in FIG. 10 (2).
It can also be seen that the count rate shows linearity up to about 100 kcps. This shows that the value of the count rate is sufficient when the RI concentration in arterial blood at the time of clinical PET measurement is assumed. Therefore, it can be determined that the radiation detector of Example 1 can be used for continuous measurement of blood RI concentration.
次に、実施例１の放射線検出器のバックグランド除去性能について説明する。バックグラウンドノイズから受ける影響は検出器にとって重要な要素である。バックグラウンドノイズから受ける影響が大きい場合検出器の検出精度に問題が生じる。外部にバックグラウンドノイズ発生源を配置し消滅γ線からポジトロン検出器が受ける影響を測定した。まず、０．１８ＭＢｑのＦ−１８をチューブに密封し、ポジトロン線源として検出器に設置し実験を行うこととした。バックグラウンド線源は、４．４４ＭＢｑのＦ−１８を注入した容器を用いている。初めにバックグラウンド線源を検出器から離した状態で測定を行い、その後バックグラウンド線源を図１１中の１〜５の位置に設置して測定した。測定結果を図１２に示す。ここで、図１２中の番号はそれぞれ図１１の番号と対応している．ポジトロンのカウントは第１層シンチレータと第２層シンチレータのカウントの差である。バックグラウンド線源を隣接した状態と離した状態でポジトロンのカウントの変化を調べたところ３％以下であった。これらの結果より、実施例１の放射線検出器は約２５倍のバックグラウンドノイズがあるとしても正常に測定できると判断できる。 Next, the background removal performance of the radiation detector of Example 1 will be described. The influence of background noise is an important factor for the detector. When the influence from the background noise is large, a problem occurs in the detection accuracy of the detector. The influence of the positron detector on the annihilation gamma ray was measured by arranging a background noise source outside. First, 0.18 MBq of F-18 was sealed in a tube and installed in a detector as a positron radiation source for experiments. As the background radiation source, a container into which 4.44 MBq of F-18 was injected was used. First, measurement was performed with the background radiation source separated from the detector, and then the background radiation source was installed at positions 1 to 5 in FIG. The measurement results are shown in FIG. Here, the numbers in FIG. 12 correspond to the numbers in FIG. The positron count is the difference between the counts of the first layer scintillator and the second layer scintillator. When the change in the positron count was examined with the background radiation source adjacent and separated, it was 3% or less. From these results, it can be determined that the radiation detector of Example 1 can measure normally even if there is about 25 times background noise.
次に、実施例１の放射線検出器の動作確認実験の結果を説明する。実験は、ラットを用いた実際の環境で行うこととした。実験の構成図を図１３に示す。薬剤はＦ−１８−ＥＤＧを用いた。まずラットの動脈に注射針を挿入し、チューブ内に血液を導入した。ラットの静脈に薬剤を注入し、３０分間測定を行った。ウェルカウンタで得られた結果を図１４に示す。カウントが極端に低くなっている部分は、血液がチューブ内で固まらないように生理食塩水でチューブ内を押し流した。
なお、ポジトロン検出器で得られた結果と手動時の結果は約５％差であった。
Next, the result of the operation confirmation experiment of the radiation detector of Example 1 will be described. The experiment was conducted in an actual environment using rats. A configuration diagram of the experiment is shown in FIG. The drug used was F-18-EDG. First, an injection needle was inserted into a rat artery, and blood was introduced into the tube. The drug was injected into the rat vein, and the measurement was performed for 30 minutes. The results obtained with the well counter are shown in FIG. In the portion where the count was extremely low, the inside of the tube was flushed with physiological saline so that the blood did not solidify in the tube.
The result obtained with the positron detector and the manual result were about 5% different.
以上説明したように、実施例１の放射線検出器によれば、２層のＧＳＯシンチレータを対向する方向に設置することで、ポジトロンと消滅γ線の同時計数や消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行わずにノイズとなるγ線を除去でき、ポジトロンのみを検出することが可能である。また、検出器のサイズは収納容器を含めたサイズも手のひらに搭載できる程度のコンパクト性を有し、更に、感度や計数率特性においても従来品を凌駕するものである。
参考までに、従来のポジトロンの放射線検出器と性能を比較すると、検出器のサイズにおいてはコインシデンス型，ホスウィッチ型の従来の検出器と比較して約半分のサイズを実現している。また、感度はＦ−１８およびＣ−１１においてもコインシデンス型，ホスウィッチ型と比較して十分高い感度を得ることができた。計数率特性はコインシデンス型が４０ｋｃｐｓ，ホスウィッチ型が１０ｋｃｐｓまで測定可能であるのに対し、開発した検出器では１００ｋｃｐｓまで測定可能である。
As described above, according to the radiation detector of the first embodiment, by installing two layers of GSO scintillators in the facing direction, the coincidence counting of positron and annihilation γ rays and the energy of annihilation γ rays are used as threshold values. It is possible to remove γ-rays that become noise without performing signal discrimination and detect only positrons. In addition, the size of the detector, including the storage container, is so compact that it can be mounted on the palm of the hand, and the sensitivity and count rate characteristics exceed the conventional products.
For reference, when compared with the performance of a conventional positron radiation detector, the size of the detector is about half that of a conventional coincidence type or phoswich type detector. Further, the sensitivity of F-18 and C-11 was sufficiently high as compared with the coincidence type and phoswich type. The counting rate characteristic can be measured up to 40 kcps in coincidence type and 10 kcps in phoswich type, whereas it can be measured up to 100 kcps in the developed detector.
前述の実施例１は、放射線の入射によって発光するシンチレータと、シンチレータと光学的に結合された光検出器とを備えたシンチレーション検出器において、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向配置され、第１層シンチレータの厚みが０．５ｍｍであり、第１層シンチレータでポジトロンおよびγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値と第２層シンチレータの計数値との演算によりポジトロンの計数値を得ることを特徴とした。
本実施例２の放射線検出器は、実施例１の放射線検出器と異なり、２層構造のシンチレータが２組対向配置される。実施例２の放射線検出器の構成図を図１５に示す。本実施例２の放射線検出器は、ハンディータイプとして取扱いの利便性がよく、例えばＦＤＧ（腫瘍）ガイド下の手術用プローブとして好適に使用できる。
In the first embodiment, the scintillation detector includes a scintillator that emits light upon incidence of radiation, and a photodetector that is optically coupled to the scintillator. Two pairs of layer scintillators with a two-layer structure are arranged opposite to each other, the thickness of the first layer scintillator is 0.5 mm, the first layer scintillator detects positrons and γ rays, and the second layer scintillator detects γ rays. And the count value of the positron is obtained by calculating the count value of the first layer scintillator and the count value of the second layer scintillator.
Unlike the radiation detector according to the first embodiment, the radiation detector according to the second embodiment includes two sets of scintillators having a two-layer structure. The block diagram of the radiation detector of Example 2 is shown in FIG. The radiation detector of the second embodiment is convenient as a handy type, and can be suitably used as a surgical probe under an FDG (tumor) guide, for example.
次に、実施例３の放射線検出器について図１６を参照しながら説明する。図１６に示されるように、実施例３の放射線検出器は、実施例１の放射線検出器と異なり、第２層シンチレータの厚みが第１層シンチレータの厚みよりも大きくされている。第２層シンチレータの厚みが第１層シンチレータの厚みよりも大きい構成とすることにより、第２層シンチレータにおける統計変動を小さくでき、γ線を感度よく検出できる。
すなわち、ポジトロンは、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値に所定の係数を掛けたものを減算することにより求められる（ポジトロン
＝ 第１層シンチレータ − 第２層シンチレータ×α）。ここで、係数αは、第２層シンチレータの厚みにより決定される。
Next, the radiation detector of Example 3 will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 16, the radiation detector of the third embodiment is different from the radiation detector of the first embodiment in that the thickness of the second layer scintillator is larger than the thickness of the first layer scintillator. By adopting a configuration in which the thickness of the second layer scintillator is larger than the thickness of the first layer scintillator, statistical fluctuations in the second layer scintillator can be reduced, and γ rays can be detected with high sensitivity.
That is, the positron is obtained by subtracting the count value of the second layer scintillator multiplied by a predetermined coefficient from the count value of the first layer scintillator (positron = first layer scintillator−second layer scintillator × α). . Here, the coefficient α is determined by the thickness of the second layer scintillator.
次に、実施例４の放射線検出器について図１７を参照しながら説明する。図１７に示されるように、実施例４の放射線検出器は、実施例１の放射線検出器と異なり、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータと第３層シンチレータの３層構造とされたものが２組対向配置され、第１層シンチレータおよび第２層シンチレータの厚みが０．５ｍｍであり、第３層シンチレータの厚みが第１層シンチレータおよび第２層シンチレータの厚みよりも大きくされた構成とされている。かかる３層構造の構成により、第１層シンチレータでポジトロンとγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値と第２層シンチレータの計数値との演算によりポジトロンの計数値を取得し、第３層シンチレータでγ線を検出する。
また、対向配置された２組の第１層シンチレータから第３層シンチレータの同時計数をとり、バックグラウンドノイズとなる消滅γ線を除去することにしている。これにより、ポジトロンおよびγ線の計数値の感度を向上できる。
Next, the radiation detector of Example 4 will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 17, the radiation detector according to the fourth embodiment is different from the radiation detector according to the first embodiment, and the scintillators are the first-layer scintillator, the second-layer scintillator, and the third-layer scintillator 3 having different emission decay times. Two sets of layer structures are arranged opposite to each other, the thickness of the first layer scintillator and the second layer scintillator is 0.5 mm, and the thickness of the third layer scintillator is greater than the thickness of the first layer scintillator and the second layer scintillator The structure is also increased. With such a three-layer structure, the first layer scintillator detects positrons and γ rays, the second layer scintillator detects γ rays, and calculates the count values of the first layer scintillator and the second layer scintillator. To obtain the count value of the positron and detect γ-rays with a third layer scintillator.
In addition, the third layer scintillator is counted simultaneously from two sets of the first layer scintillators arranged opposite to each other, and annihilation γ rays that become background noise are removed. Thereby, the sensitivity of the count value of positron and γ-ray can be improved.
なお、上述のように本発明の好ましい実施形態を図示して説明してきたが、本発明の技術的範囲を逸脱することなく種々の変更が可能であることは理解されるであろう。 Although the preferred embodiments of the present invention have been illustrated and described as described above, it will be understood that various modifications can be made without departing from the technical scope of the present invention.
本発明は、血中ＲＩ濃度連続測定システムに用いられている検出器として有用である。 The present invention is useful as a detector used in a blood RI concentration continuous measurement system.
Claims (3)
前記シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向して入れ子になるように、それぞれの前記第１層シンチレータ同士が向かい合うように配置され、
対向配置された２層構造のシンチレータの面の垂線方向（厚さ方向）と、前記光検出器の検出面の垂線方向が直交するように、前記光検出器と前記２層構造のシンチレータを配置して光学的に結合させ、
対向した前記２層構造のシンチレータ間にチューブを配設可能とし、
前記２層構造のシンチレータと光学的に結合された３角プリズムが、前記チューブ側とは反対側に設けられ、シンチレーションによる発光を前記光検出器側に集光させ、
前記第１層シンチレータの厚みが０．１〜１．０ｍｍであり、前記第１層シンチレータと前記第２層シンチレータの厚みが同一とされ、
前記第１層シンチレータでポジトロンおよびγ線を検出し、前記第２層シンチレータでγ線を検出し、前記第１層シンチレータの計数値から前記第２層シンチレータの計数値を減算することにより、ポジトロンと消滅γ線の同時計数あるいは消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行うことなくノイズとなるγ線の除去を行い、ポジトロンの計数値を得ることを特徴とする放射線検出器。 A scintillator for emitting light by incidence of radiation, a radiation detector with said scintillator optically coupled to photodetector,
The scintillators are arranged so that the first-layer scintillators face each other so that two sets of the first-layer scintillator and the second-layer scintillator having different emission decay times are nested. And
The photodetector and the two-layer scintillator are arranged so that the perpendicular direction (thickness direction) of the surface of the two-layer scintillator arranged opposite to each other is perpendicular to the perpendicular direction of the detection surface of the photodetector. And optically combine
The tube was capable disposed between scintillator opposing the two-layer structure,
A triangular prism optically coupled to the two-layer structure scintillator is provided on the side opposite to the tube side, and condenses the light emitted by the scintillation on the photodetector side,
The first layer scintillator has a thickness of 0.1 to 1.0 mm, and the first layer scintillator and the second layer scintillator have the same thickness,
The first layer scintillator detects positrons and γ rays, the second layer scintillator detects γ rays, and subtracts the count value of the second layer scintillator from the count value of the first layer scintillator, thereby positron A radiation detector characterized by obtaining positron count values by removing noise γ rays without performing simultaneous discrimination of annihilation γ rays or signal discrimination using the energy of annihilation γ rays as a threshold.
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