JPH065290B2 - ポジトロンｃｔ装置 - Google Patents
ポジトロンｃｔ装置Info
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- JPH065290B2 JPH065290B2 JP61220313A JP22031386A JPH065290B2 JP H065290 B2 JPH065290 B2 JP H065290B2 JP 61220313 A JP61220313 A JP 61220313A JP 22031386 A JP22031386 A JP 22031386A JP H065290 B2 JPH065290 B2 JP H065290B2
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Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/2002—Optical details, e.g. reflecting or diffusing layers
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computerised tomographs
- A61B6/037—Emission tomography
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、視野周辺での解像度劣化が無く、視野中心か
ら視野周辺まで一様な高解像度が得られるポジトロンＣ
Ｔ装置に関する。
ら視野周辺まで一様な高解像度が得られるポジトロンＣ
Ｔ装置に関する。
放射性アイソトープ（Ｒａｄｉｏ Ｉｓｏｔｏｐｅ、以
下ＲＩと言う。）で標識した薬物を患者に投与し、ＲＩ
から放出されるガンマ線を体外で検出してＲＩの体内で
の分布を観測することにより、薬物に対する臓器の代謝
機能を診断する核医学的診断法においては、ＲＩで標識
された薬物が特定臓器の代謝機能を正確に表現するかど
うかが重要で、例えばＲＩが生体固有の元素でない場合
には、これを薬物に標識したとき、もとの薬物に比べて
代謝活性が変ったり、代謝経路が変わったりし、代謝機
能の追跡が困難となる場合が多い。
下ＲＩと言う。）で標識した薬物を患者に投与し、ＲＩ
から放出されるガンマ線を体外で検出してＲＩの体内で
の分布を観測することにより、薬物に対する臓器の代謝
機能を診断する核医学的診断法においては、ＲＩで標識
された薬物が特定臓器の代謝機能を正確に表現するかど
うかが重要で、例えばＲＩが生体固有の元素でない場合
には、これを薬物に標識したとき、もとの薬物に比べて
代謝活性が変ったり、代謝経路が変わったりし、代謝機
能の追跡が困難となる場合が多い。
ところで、生体を構成する元素はＨ、Ｃ、Ｎ、０等が主
要なもので代謝に関与する元素も同様である。11Ｃ、13
Ｎ、15Ｏ等のポジトロンを放出するポジトロン核種で標
識された薬物は、代謝に関与する物質のＣ、Ｎ、Ｏ等を
そのアイソトープで置き換えただけで、化学構造が変っ
ていないから、代謝機能を正確に表現することが可能に
なり、そのためポジトロン核種を検出するポジトロンＣ
Ｔが核医学的診断法として期待されている。
要なもので代謝に関与する元素も同様である。11Ｃ、13
Ｎ、15Ｏ等のポジトロンを放出するポジトロン核種で標
識された薬物は、代謝に関与する物質のＣ、Ｎ、Ｏ等を
そのアイソトープで置き換えただけで、化学構造が変っ
ていないから、代謝機能を正確に表現することが可能に
なり、そのためポジトロン核種を検出するポジトロンＣ
Ｔが核医学的診断法として期待されている。
第９図は従来のポジトロンＣＴ装置のガンマ線検出部を
示す図で、同図（イ）はリング状に配置された多数のシ
ンチレータと、個々のシンチレータに光検出器を１対１
結合した場合を示す図、同図（ロ）はシンチレータと光
検出器をＮ対１（Ｎは整数）結合した場合を示す図、同
図（ハ）は円柱状の個々のシンチレータの両側に光検出
器を結合した場合を示す図で、１はシンチレータ、２は
光検出器である。
示す図で、同図（イ）はリング状に配置された多数のシ
ンチレータと、個々のシンチレータに光検出器を１対１
結合した場合を示す図、同図（ロ）はシンチレータと光
検出器をＮ対１（Ｎは整数）結合した場合を示す図、同
図（ハ）は円柱状の個々のシンチレータの両側に光検出
器を結合した場合を示す図で、１はシンチレータ、２は
光検出器である。
このような検出部をもつポジトロンＣＴ装置において
は、放射性同位元素から放出されたポジトロンが電子と
の衝突により消滅した時に生ずる互いに反対方向に進む
２つのガンマ線（以下対向ガンマ線という）を、２つの
シンチレータで受けて同時計測することにより、リング
状に配置されたシンチレータで規定された円形平面（以
下視野という）内で放射性同位元素分布を画像化して観
測している。
は、放射性同位元素から放出されたポジトロンが電子と
の衝突により消滅した時に生ずる互いに反対方向に進む
２つのガンマ線（以下対向ガンマ線という）を、２つの
シンチレータで受けて同時計測することにより、リング
状に配置されたシンチレータで規定された円形平面（以
下視野という）内で放射性同位元素分布を画像化して観
測している。
ところで、これらのポジトロンＣＴ装置では、いずれも
視野周辺での位置分解能が劣化する欠点があった。これ
は、特に高解像度化のため、個々のシンチレータ形状を
小さくすると一層顕著になる。
視野周辺での位置分解能が劣化する欠点があった。これ
は、特に高解像度化のため、個々のシンチレータ形状を
小さくすると一層顕著になる。
ポジトロンＣＴ装置におけるこのような視野周辺の位置
分解能劣化の理由を第１０図、第１１図により説明す
る。
分解能劣化の理由を第１０図、第１１図により説明す
る。
第１０図はポジトロンＣＴ装置の検出部の中心を通る線
におけるＸ−Ｘ′上における各検出器対の感度分布を示
す図で、Ａ、Ａ′はそれらを結ぶ線が視野中心を通る検
出器対、Ｂ、Ｂ′はそれらを結ぶ線が視野周辺を通る検
出器対、Ｃ1は中心部における位置応答関数、Ｃ2は視野
周辺部における位置応答関数である。第１１図はリング
中心からの距離と分解能の関係を示す図である。
におけるＸ−Ｘ′上における各検出器対の感度分布を示
す図で、Ａ、Ａ′はそれらを結ぶ線が視野中心を通る検
出器対、Ｂ、Ｂ′はそれらを結ぶ線が視野周辺を通る検
出器対、Ｃ1は中心部における位置応答関数、Ｃ2は視野
周辺部における位置応答関数である。第１１図はリング
中心からの距離と分解能の関係を示す図である。
図において、点状γ線源をＸ−Ｘ′上を移動させた時、
検出器対Ａ−Ａ′とＢ−Ｂ′でそれぞれ同時計数を行っ
た場合の応答関数、即ち各検出器対のＸ−Ｘ′上におけ
る検出感度分布は、検出器対Ａ−Ａ′ではＣ1のように
なり、検出器対Ｂ−Ｂ′ではＣ2のようになる。この応
答関数の半値幅はほぼ位置分解能を表しており、視野中
心部においては検出器対Ａ−Ａ′による応答関数Ｃ1は
対称な三角形状となり、位置分解能はシンチレータ幅の
１／２とほぼ一致する。また、この応答関数Ｃ1は、シ
ンチレータ中でのγ線の吸収位置（深さ方向）には依存
しない。一方、視野周辺部においては、シンチレータ対
がＸ−Ｘ′に対して傾いているため、その応答関数Ｃ2
はかなり鈍った形状となり、位置分解能は劣化する。
検出器対Ａ−Ａ′とＢ−Ｂ′でそれぞれ同時計数を行っ
た場合の応答関数、即ち各検出器対のＸ−Ｘ′上におけ
る検出感度分布は、検出器対Ａ−Ａ′ではＣ1のように
なり、検出器対Ｂ−Ｂ′ではＣ2のようになる。この応
答関数の半値幅はほぼ位置分解能を表しており、視野中
心部においては検出器対Ａ−Ａ′による応答関数Ｃ1は
対称な三角形状となり、位置分解能はシンチレータ幅の
１／２とほぼ一致する。また、この応答関数Ｃ1は、シ
ンチレータ中でのγ線の吸収位置（深さ方向）には依存
しない。一方、視野周辺部においては、シンチレータ対
がＸ−Ｘ′に対して傾いているため、その応答関数Ｃ2
はかなり鈍った形状となり、位置分解能は劣化する。
リング径が５４cm、シンチレータ幅が５mm、シンチレー
タ長さが３０mmのときのリング中心からの距離に対する
分解能は第１１図のようになり、視野周辺にいくにつれ
て位置分解能がかなり劣化することが分かる。
タ長さが３０mmのときのリング中心からの距離に対する
分解能は第１１図のようになり、視野周辺にいくにつれ
て位置分解能がかなり劣化することが分かる。
本発明は上記問題点を解決するためのもので、視野周辺
部での位置分解能の劣化を防ぎ、視野全体にわたって一
様かつ高解像度でポジトロン分布を画像化できるポジト
ロンＣＴ装置を提供することを目的とする。
部での位置分解能の劣化を防ぎ、視野全体にわたって一
様かつ高解像度でポジトロン分布を画像化できるポジト
ロンＣＴ装置を提供することを目的とする。
そのために本発明のポジトロンＣＴ装置は、柱状のシン
チレータ要素を束ねたシンチレータ束と、該シンチレー
タ束の両端に結合された位置検出型光検出器とからなる
検出器ユニットとを複数個リング状に配列し、各シンチ
レータ要素の光検出器との接合面以外の面の一部に粗研
磨部を設けたこと、また、各シンチレータ要素に、光検
出器との接合面に対して平行に複数の切り込みを設けた
ことを特徴とする。
チレータ要素を束ねたシンチレータ束と、該シンチレー
タ束の両端に結合された位置検出型光検出器とからなる
検出器ユニットとを複数個リング状に配列し、各シンチ
レータ要素の光検出器との接合面以外の面の一部に粗研
磨部を設けたこと、また、各シンチレータ要素に、光検
出器との接合面に対して平行に複数の切り込みを設けた
ことを特徴とする。
本発明のポジトロンＣＴ装置は、柱状のシンチレータ要
素を束ねたシンチレータ束と、該シンチレータ束の両端
に接合された位置検出型光検出器とからなる検出器ユニ
ットを、複数個リング状に配列することにより、シンチ
レータ中でのγ線吸収位置を三次元的に検出し、深さ方
向の情報も得て、視野中心のみでなく、視野周辺までも
一様かつ高解像度でポジトロン分布を画像化でき、少な
い検出器構成で多スライスが同時に得られる。
素を束ねたシンチレータ束と、該シンチレータ束の両端
に接合された位置検出型光検出器とからなる検出器ユニ
ットを、複数個リング状に配列することにより、シンチ
レータ中でのγ線吸収位置を三次元的に検出し、深さ方
向の情報も得て、視野中心のみでなく、視野周辺までも
一様かつ高解像度でポジトロン分布を画像化でき、少な
い検出器構成で多スライスが同時に得られる。
以下、実施例に図面に基づき説明する。
第１図は本発明による検出器の一実施例を示す図であ
る。図中、１１は位置検出型光検出器、１２はシンチレ
ータ束、１２1、１２2…はシンチレータ要素、１３は入
射γ線を示している。
る。図中、１１は位置検出型光検出器、１２はシンチレ
ータ束、１２1、１２2…はシンチレータ要素、１３は入
射γ線を示している。
図において、シンチレータ要素１２1、１２2…は、例え
ばＢＧＯ（ビスマス酸ゲルマニウム）からなる角柱状で
あり、これらを束ねてシンチレータ束１２を形成する。
この場合、各シンチレータ要素はその両端面は鏡面であ
り、両端面以外は反射材を塗布するか、各シンチレータ
要素間に空気層を介在させるか、或いは反射材の塗布と
空気層の介在とを組み合わせることにより、シンチレー
ション光をシンチレータ要素内面で全反射させて両端面
の方へ導くようにするのが望ましい。こうして形成した
シンチレータ束１２の両端に、例えばクロス・マルチワ
イヤー・アノードを有する二次元位置検出型光電子増倍
管からなる二次元光検出器１１を接合する。この接合
は、直接或いはライトガイドを介して行う。なお、各シ
ンチレータ要素の光検出器との接合面（端面）以外の面
（側面）に粗研磨部を設けることや光検出器との接合面
に対して平行に複数の切り込みを入れることにより検出
位置精度を向上させることができる。
ばＢＧＯ（ビスマス酸ゲルマニウム）からなる角柱状で
あり、これらを束ねてシンチレータ束１２を形成する。
この場合、各シンチレータ要素はその両端面は鏡面であ
り、両端面以外は反射材を塗布するか、各シンチレータ
要素間に空気層を介在させるか、或いは反射材の塗布と
空気層の介在とを組み合わせることにより、シンチレー
ション光をシンチレータ要素内面で全反射させて両端面
の方へ導くようにするのが望ましい。こうして形成した
シンチレータ束１２の両端に、例えばクロス・マルチワ
イヤー・アノードを有する二次元位置検出型光電子増倍
管からなる二次元光検出器１１を接合する。この接合
は、直接或いはライトガイドを介して行う。なお、各シ
ンチレータ要素の光検出器との接合面（端面）以外の面
（側面）に粗研磨部を設けることや光検出器との接合面
に対して平行に複数の切り込みを入れることにより検出
位置精度を向上させることができる。
第２図は、各シンチレータ要素の光検出器との接合面に
対して平行に複数の切り込みを入れた場合を示す図で、
１４はそれぞれの切り込みを表わしている。
対して平行に複数の切り込みを入れた場合を示す図で、
１４はそれぞれの切り込みを表わしている。
第３図は、粗研磨部を設けたことによる効果を説明する
ための図である。
ための図である。
図において、横軸はγ線吸収位置、縦軸は１つのシンチ
レータ要素（５×１０×５０mm）の一方の端面からの出
力、曲線ａは、前面鏡面研磨に反射剤塗布のシンチレー
タ要素、曲線ｂは、側面中央部２cmにわたって帯状に粗
研磨部を設け反射剤を塗布したシンチレータ要素、曲線
ｃは、側面の両端５mmを残し他を粗研磨部とし反射剤を
塗布したシンチレータ要素を示す。このように、研磨部
を設けることにより、出力の傾きおよび形状が調整でき
るため、検出位置精度の向上化を図ることができる。
レータ要素（５×１０×５０mm）の一方の端面からの出
力、曲線ａは、前面鏡面研磨に反射剤塗布のシンチレー
タ要素、曲線ｂは、側面中央部２cmにわたって帯状に粗
研磨部を設け反射剤を塗布したシンチレータ要素、曲線
ｃは、側面の両端５mmを残し他を粗研磨部とし反射剤を
塗布したシンチレータ要素を示す。このように、研磨部
を設けることにより、出力の傾きおよび形状が調整でき
るため、検出位置精度の向上化を図ることができる。
こうして形成した検出器ユニットを第４図に示すように
リング状に配列することによりポジトロンＣＴ装置のガ
ンマ線検出器を構成する。
リング状に配列することによりポジトロンＣＴ装置のガ
ンマ線検出器を構成する。
次に、第５図、第６図により本発明の検出原理を説明す
る。
る。
第５図は本発明の検出器によるγ線吸収の座標位置を求
めるための説明図で、同図（イ）はシンチレータ束の斜
視図、同図（ロ）は平面図、同図（ハ）は断面図、第６
図はγ線吸収のｚ座標位置を求めるための説明図であ
る。
めるための説明図で、同図（イ）はシンチレータ束の斜
視図、同図（ロ）は平面図、同図（ハ）は断面図、第６
図はγ線吸収のｚ座標位置を求めるための説明図であ
る。
今、ガンマ線があるシンチレータ要素で吸収されると、
そのシンチレータ要素の両端よりシンチレーション光が
放出される。これをシンチレータ束の両端に接合された
位置検出型光検出器で取り出し、この出力から、入射位
置を演算することにより、（ｘ、ｙ）の座標を求める。
そのシンチレータ要素の両端よりシンチレーション光が
放出される。これをシンチレータ束の両端に接合された
位置検出型光検出器で取り出し、この出力から、入射位
置を演算することにより、（ｘ、ｙ）の座標を求める。
また、第５図（ハ）で示すシンチレータ束の左端から得
られる出力をＡ、右端から得られる出力をＢとすると、
γ線吸収位置ｚに対する出力ＡとＢは第６図に示すよう
になり、出力ＡとＢの強度比較からｚ座標の情報を得る
ことができる。
られる出力をＡ、右端から得られる出力をＢとすると、
γ線吸収位置ｚに対する出力ＡとＢは第６図に示すよう
になり、出力ＡとＢの強度比較からｚ座標の情報を得る
ことができる。
このように、シンチレータ中でのγ線吸収位置の深さ方
向（長手方向）の位置も検出することができるので、視
野周辺においても優れた位置分解能を得ることができ
る。さらに各検出器ユニットを稠密に配置できるので高
感度が得られ、またＺ軸方向の情報が同時に得られるた
め、多スライスの断層写真を同時に得ることが可能とな
る。
向（長手方向）の位置も検出することができるので、視
野周辺においても優れた位置分解能を得ることができ
る。さらに各検出器ユニットを稠密に配置できるので高
感度が得られ、またＺ軸方向の情報が同時に得られるた
め、多スライスの断層写真を同時に得ることが可能とな
る。
第７図は本発明に使用する位置検出型光検出器による信
号読み出し回路の一実施例を示し、２１、２２はシンチ
レータ束の両側に接合された２つの位置検出型光電子増
倍管のそれぞれのワイヤー・アノード、２３、２４はそ
れぞれのダイノード、２５、２６、２７はバッファ増幅
器、２８はＸ位置演算回路、２９はＹ位置演算回路、３
０はＺ位置演算回路、３１は加算器である。
号読み出し回路の一実施例を示し、２１、２２はシンチ
レータ束の両側に接合された２つの位置検出型光電子増
倍管のそれぞれのワイヤー・アノード、２３、２４はそ
れぞれのダイノード、２５、２６、２７はバッファ増幅
器、２８はＸ位置演算回路、２９はＹ位置演算回路、３
０はＺ位置演算回路、３１は加算器である。
図において、位置検出型光電子増倍管のワイヤー・アノ
ード２１、２２は、それぞれ対応するワイヤー・アノー
ドが接続されており、各アノードで検出された出力は、
バッファ増幅器２５、２６を介してＸ位置演算回路２
８、Ｙ位置演算回路２９へ導かれ、ここで位置演算を行
い、その出力はＸアドレス信号、Ｙアドレス信号として
取り出される。またダイノード２３、２４のダイノード
信号はそれぞれ独立にバッファ増幅器２７に加えられ、
増幅された出力はＺ位置演算回路３０、加算器３１に加
えられてＺ位置演算回路３０からはＺアドレス信号が出
力され、また加算器出力はエネルギ信号及びタイミング
信号として用いられる。
ード２１、２２は、それぞれ対応するワイヤー・アノー
ドが接続されており、各アノードで検出された出力は、
バッファ増幅器２５、２６を介してＸ位置演算回路２
８、Ｙ位置演算回路２９へ導かれ、ここで位置演算を行
い、その出力はＸアドレス信号、Ｙアドレス信号として
取り出される。またダイノード２３、２４のダイノード
信号はそれぞれ独立にバッファ増幅器２７に加えられ、
増幅された出力はＺ位置演算回路３０、加算器３１に加
えられてＺ位置演算回路３０からはＺアドレス信号が出
力され、また加算器出力はエネルギ信号及びタイミング
信号として用いられる。
第８図は本発明によるポジトロンＣＴ装置全体の回路構
成を示し、４１、４２は対向γ線を検出した検出器ユニ
ット、４３、４４はデータセレクタ、４５は同時計数回
路、４６はアドレスデータバス、４７は主記憶装置、４
８はデータ処理装置、４９は補助記憶装置である。
成を示し、４１、４２は対向γ線を検出した検出器ユニ
ット、４３、４４はデータセレクタ、４５は同時計数回
路、４６はアドレスデータバス、４７は主記憶装置、４
８はデータ処理装置、４９は補助記憶装置である。
図において、リング状に配列された複数個の検出器ユニ
ットのうち、ポジトロン消滅γ線対の入射した２個の検
出器ユニット４１、４２の出力は、タイミング信号が入
力される同時計数回路で、所定時間差内で同時計数した
かどうかが判別され、同時計数したと判断されたときの
それぞれのアドレス（ｘ、ｙ、ｚ）信号は、データセレ
クタにより選択されてデータバスに送られる。またこの
時、検出器ユニットを示すユニットアドレスもデータバ
スに送られる。これらのデータは一旦主記憶装置４７、
又は補助記憶装置４９に記憶され、後にデータ処理装置
４８によりデータの整理、前処理を行った後、画像再構
成が行われる。
ットのうち、ポジトロン消滅γ線対の入射した２個の検
出器ユニット４１、４２の出力は、タイミング信号が入
力される同時計数回路で、所定時間差内で同時計数した
かどうかが判別され、同時計数したと判断されたときの
それぞれのアドレス（ｘ、ｙ、ｚ）信号は、データセレ
クタにより選択されてデータバスに送られる。またこの
時、検出器ユニットを示すユニットアドレスもデータバ
スに送られる。これらのデータは一旦主記憶装置４７、
又は補助記憶装置４９に記憶され、後にデータ処理装置
４８によりデータの整理、前処理を行った後、画像再構
成が行われる。
以上のように本発明によれば、柱状の複数のシンチレー
タ要素を束ねて検出器ユニットを構成しているので、シ
ンチレータ中でのγ線吸収位置を三次元的に検出するこ
とができ、この三次元の位置情報を用いて視野周辺での
解像度を改善することによって、一様な高解像度が得ら
れ、そのため、簡単な構成で、しかも高解像度を有する
ポジトロンＣＴ装置を得ることができる。また多スライ
スの断層写真も同時に得られ、更に検出器を稠密に配置
できる為、高感度が得られる等多大な効果が奏せられ
る。
タ要素を束ねて検出器ユニットを構成しているので、シ
ンチレータ中でのγ線吸収位置を三次元的に検出するこ
とができ、この三次元の位置情報を用いて視野周辺での
解像度を改善することによって、一様な高解像度が得ら
れ、そのため、簡単な構成で、しかも高解像度を有する
ポジトロンＣＴ装置を得ることができる。また多スライ
スの断層写真も同時に得られ、更に検出器を稠密に配置
できる為、高感度が得られる等多大な効果が奏せられ
る。
第１図は本発明による検出器の一実施例を示す図、第２
図は各シンチレータ要素の光検出器との接合面に対して
平行に複数の切り込みを入れた場合を示す図、第３図は
粗研磨部の設置効果を示す図、第４図は本発明による検
出器を用いたポジトロンＣＴ装置の一実施例を示す図、
第５図は本発明の検出器によるγ線吸収の座標位置を求
めるための説明図で、同図（イ）はシンチレータ束の斜
視図、同図（ロ）は平面図、同図（ハ）は断面図、第６
図はγ線吸収のｚ座標位置を求めるための説明図、第７
図は本発明の検出器による信号読み出し回路の一実施例
を示す図、第８図は本発明によるポジトロンＣＴ装置全
体の回路構成を示す図、第９図は従来のポジトロンＣＴ
装置を示す図で、同図（イ）はシンチレータと光検出器
を１対１結合した場合を示す図、同図（ロ）はシンチレ
ータと光検出器をＮ対１結合した場合を示す図、同図
（ハ）は円柱状のシンチレータの両側に光検出器を接続
してリング状に配列した場合を示す図、第１０図は各検
出器対のＸ−Ｘ′上における感度分布を示す図、第１１
図はリング中心からの距離と分解能の関係を示す図であ
る。 １１…二次元光検出器、１２…シンチレータ束、１
２1、１２2、…シンチレータ要素、１３…入射γ線、１
４…切り込み、２１、２２…ワイヤー・アノード、２
３、２４…ダイノード、２５、２６、２７…バッファ増
幅器、２８…Ｘ位置演算回路、２９…Ｙ位置演算回路、
３０…Ｚ位置演算回路、３１…加算器、４１、４２…検
出器ユニット、４３、４４…データセレクタ、４５…同
時計数回路、４６…アドレスデータバス、４７…主記憶
装置、４８…データ処理装置、４９…補助記憶装置。
図は各シンチレータ要素の光検出器との接合面に対して
平行に複数の切り込みを入れた場合を示す図、第３図は
粗研磨部の設置効果を示す図、第４図は本発明による検
出器を用いたポジトロンＣＴ装置の一実施例を示す図、
第５図は本発明の検出器によるγ線吸収の座標位置を求
めるための説明図で、同図（イ）はシンチレータ束の斜
視図、同図（ロ）は平面図、同図（ハ）は断面図、第６
図はγ線吸収のｚ座標位置を求めるための説明図、第７
図は本発明の検出器による信号読み出し回路の一実施例
を示す図、第８図は本発明によるポジトロンＣＴ装置全
体の回路構成を示す図、第９図は従来のポジトロンＣＴ
装置を示す図で、同図（イ）はシンチレータと光検出器
を１対１結合した場合を示す図、同図（ロ）はシンチレ
ータと光検出器をＮ対１結合した場合を示す図、同図
（ハ）は円柱状のシンチレータの両側に光検出器を接続
してリング状に配列した場合を示す図、第１０図は各検
出器対のＸ−Ｘ′上における感度分布を示す図、第１１
図はリング中心からの距離と分解能の関係を示す図であ
る。 １１…二次元光検出器、１２…シンチレータ束、１
２1、１２2、…シンチレータ要素、１３…入射γ線、１
４…切り込み、２１、２２…ワイヤー・アノード、２
３、２４…ダイノード、２５、２６、２７…バッファ増
幅器、２８…Ｘ位置演算回路、２９…Ｙ位置演算回路、
３０…Ｚ位置演算回路、３１…加算器、４１、４２…検
出器ユニット、４３、４４…データセレクタ、４５…同
時計数回路、４６…アドレスデータバス、４７…主記憶
装置、４８…データ処理装置、４９…補助記憶装置。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 清水 啓司 静岡県浜松市市野町1126番地の１ 浜松ホ トニクス株式会社内 (72)発明者 大村 知秀 静岡県浜松市市野町1126番地の１ 浜松ホ トニクス株式会社内 (56)参考文献 特開 昭61−50087（ＪＰ，Ａ)
Claims (2)
- 【請求項１】柱状のシンチレータ要素を束ねたシンチレ
ータ束と、該シンチレータ束の両端に結合された位置検
出型光検出器とからなる検出器ユニットとを複数個リン
グ状に配列し、各シンチレータ要素の光検出器との接合
面以外の面の一部に粗研磨部を設けたことを特徴とする
ポジトロンＣＴ装置。 - 【請求項２】柱状のシンチレータ要素を束ねたシンチレ
ータ束と、該シンチレータ束の両端に結合された位置検
出型光検出器とからなる検出器ユニットとを複数個リン
グ状に配列し、各シンチレータ要素に、光検出器との接
合面に対して平行に複数の切り込みを設けたことを特徴
とするポジトロンＣＴ装置。
Priority Applications (3)
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| JP61220313A JPH065290B2 (ja) | 1986-09-18 | 1986-09-18 | ポジトロンｃｔ装置 |
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Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61220313A JPH065290B2 (ja) | 1986-09-18 | 1986-09-18 | ポジトロンｃｔ装置 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6375587A JPS6375587A (ja) | 1988-04-05 |
| JPH065290B2 true JPH065290B2 (ja) | 1994-01-19 |
Family
ID=16749183
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61220313A Expired - Lifetime JPH065290B2 (ja) | 1986-09-18 | 1986-09-18 | ポジトロンｃｔ装置 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4823016A (ja) |
| JP (1) | JPH065290B2 (ja) |
| GB (1) | GB2198620B (ja) |
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Also Published As
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