JPH08508567A

JPH08508567A - 位置検出型放射線検出器

Info

Publication number: JPH08508567A
Application number: JP6522147A
Authority: JP
Inventors: アンダーソン，ジョン・エイ; アンティッチ，ピーター・ピー
Original assignee: ボード・オヴ・リージェンツ，ザ・ユニヴァーシティ・オヴ・テキサス・システム
Priority date: 1993-03-26
Filing date: 1994-03-21
Publication date: 1996-09-10
Anticipated expiration: 2017-09-30
Also published as: JP3330608B2; IL109134A0; WO1994023312A1; EP0690994A1; US5334839A; EP0690994B1; CA2159111A1; DE69419142T2; DE69419142D1; AU6521994A

Abstract

(57)【要約】医療診断画像化システムの中のγ線の放射源の検出及び位置探知のための装置及び方法が、開示される。シンチレーション性光ファイバである少なくとも１つの第１ファィバが、γ線の放射源からの放射線を受取るように位置決めされている。少なくとも１つの第２ファイバが、第２ファイバと零でない角度で交差する。双方のファイバは、クラッドに包囲されているコアを有し、双方のファイバのクラッドは、１つの交差点で光学的に接触している。第１ファイバ及び第２ファイバは双方とも、ファイバの中を伝搬される光の検出手段を設けられている。γ線等の放射線と、第１ファイバとの相互作用により生じた光が、第１ファイバ及び第２ファイバの両方で伝搬され、これにより、検出器の内のγ線の入射個所を求めることができ、γ線の入射経路を求めることが可能となりうる。

Description

【発明の詳細な説明】位置検出型放射線検出器本出願は、１９９１年１０月２９日に出願された米国特許出願第７８４５９３号の一部継続出願であり、この先の出願の内容は、引用することにより本出願の一部とする。本発明は、画像化システムにおける、例えばγ線等の放射線線源の改善された位置検出方法及び装置に関する。詳細には、本発明は、被検者（被験者）生体内の内部器官の画像化技術の一部としての、γ線の線源の位置検出方法及び装置に関する。医療においては、患者の内部器官又は生体機能の画像を得ることが望ましい状況が、多く発生する。これを実現する画像技術は、例えば磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）、コンピュータ連動断層撮影（ＣＴ）、シングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）、陽電子射出断層撮影法（ＰＥＴ）等の種々の技術等がある。一般的に言って、ＰＥＴでは、放射性核種が、被検者生体内に投与される。崩壊する放射性核種からの陽電子が、電子に衝突して、消滅し、これにより、一対の５１１ｋｅＶの消滅光量子が、被検者生体内の消滅個所から互いに正確に反対（１８０°）の方向に射出される。通常はシンチレーション検出器である放射性検出器の列を、被検者を完全に包囲するように配置することにより、γ線の線源を求めることができる。被検者を挟んで互いに対向して位置する検出器の中で光量子をほぼ同時に検出すると、これにより、陽電子・電子消滅の個所が、これらの検出器を結ぶ直線の上のどこかに位置すると推測できる。典型的なＰＥＴスキャナ又は断層Ｘ線撮影器は、得られた情報を収集するための複雑なコンピュータ連動データシステムを有し、このようなデータシステムを用いて、コンピュータ連続断層撮影（ＣＴ）に用いられる数学的技術に類似の数学的技術を用いて、目標器官の画像を再形成する。ＰＥＴで用いられる放射性同位元素は、例えば、約１１０分の半減期を有する¹⁸ Ｆ、¹¹Ｃ（約２０分の半減期）、¹³Ｎ（約１０分の半減期）、及び¹⁵Ｏ（約２分の半減期）等があるが、これらに制限されない。使用される放射性同位元素半減期が比較的短いので、通常、オンサイトサイクロトロンまたはその他の粒子加速器を使用する。長い半減期を有する核種や、半減期の長い親核を有する核種が存在する。そのような核種は、オンサイトサイクロトロンなしに使用できる。しかし、これらは、通常、あまり望ましくない化学的又は物理的性質を有する。オンサイトサイクロトロンの実際上の必要性は、ＰＥＴのコストを劇的に高め、従って、現場におけるこのようなシステムの数を制限している。これと異なり、ＳＰＥＣＴでは、シングルフォトンが、患者体内の１つの個所における１つの放射性核種から放射される。この場合にも、光量子（フォトン）が検出される、しかし、ＰＥＴと異なり、光量子の発生源の位置は、シングルフォトンが、放射線検出素子のある配列の異なる箇所に衝突して、その経路が推測できる場合に、得られた情報を解析することにより求められる。ＳＰＥＣＴは、ＰＥＴに比して寿命がより長い同位元素を使用し、このような同位元素は、例えば^99mＴｃ（約６時間の半減期）、及び²⁰¹Ｔl（約７４時間の半減期）等があるが、しかし、これらに制限されない。しかし、ＳＰＥＣＴ画像の分解能は、ＰＥＴシステムにより現在得られる分解能に比して低い。従来のＰＥＴ及びＳＰＥＣＴの双方において、シンチレーション検出器は、放射光量子（ガンマとも呼ばれる）を、光量子がシンチレーション検出器の原子と相互作用する現象を用いて検出する。なお、シンチレーション検出器は、例えばシンチレーション性光ファイバ等である。この相互作用により、いわゆる光電子すなわちコンプトン電子が、放出される。放出電子は、エネルギーを、ファイバの中の原子、分子、又は結晶構造に転移し、これにより、光量子が放射される。光は、ファイバの端部に向かって伝搬し、端部で、例えば光電子増倍器等により検出される。一方、放出電子は、しばしば、運動を継続するのに充分なエネルギーを有し、直交するファイバからなる交互に並んだｘｙ平面の配列中の少なくとも１つのシンチレーション性ファイバと相互作用し、これにより、これらのファイバの中で光が発生する。２つ以上のファイバの中て発生した光を検出し、次いで、これらのファイバが交差する点を求めることにより、事象の発生個所を求めることができる。電子的にコリメートされたＳＰＥＣＴ画像にとって、入射γ線の経路を求めることは、重要である。これは、同一の検出器又は２つの異なる検出器の中の２つの（コンプトン）事象を検出することにより可能である。すなわち、ファイバが交差する２つの点を結ぶ直線により、入射γ線の方向を求めることができる。現在、光ファイバを使用するＰＥＴ及びＳＰＥＣＴは双方とも、γ線の検出のための最適な分解能及び効率を有してない。これらのシステムの効率を低減する２つの要因は、（１）光電子事象またはコンプトン事象を起こすことなしにシンチレーション性ファイバの配列を通過するガンマ（光量子）の存在と、（２）検出が可能であるためには、電子が、ｚ方向にある少なくとも２つのファイバ層を横切ることが必要であることに起因して検出されない事象があることである。これにより、低エネルギーにおけるＳＰＥＣＴシステムについて特別な問題が発生する。すなわち、例えば０．２５ｍｍの直径のファイバは、１５０ｅＶの運動エネルギーの電子を停止する。従って、数百ｋｅＶのγ線のコンプトン相互作用は、大多数の場合、従来の放射線検出システムの中のただ１つのファイバしか励起しない。このような状況では、γ線放射源の位置は、非常に細いファイバを用いないと検出不可能であるが、しかし、非常に細いファイバは、必然的に、効率が悪く、コストが大きい。ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴのみでなく、その他の画像技術においても、従来の技術の欠点を除去又は軽減する改善された画像化方法及び装置が、必要となっている。本発明は、医療診断画像化システム、又は、その他の用途の画像化システムで使用できる、例えばγ線等の放射線の放射源の位置検出装置に関する。このような装置は、少なくとも１つの第１光ファイバを具備し、第１光ファイバは、クラッドにより包囲されているコアを有し、第１光ファイバは、放出源からの放射線を受取るように位置決めされ、少なくとも１つの第２光ファイバを更に具備し、第２光ファイバは、第１光ファイバに零でない角度で交差し、第２光ファイバは、クラッドにより包囲されているコアを有し、第２光ファイバのクラッドは、第１光ファイバのクラッドに光学的に接触している。このような装置は、第１ファイバと第２ファイバとに結合されている光を検出する複数の光検出手段を更に具備し、放射線の放出源の位置を検出するために、光検出手段からのデータを収集及び処理する手段を更に具備する。第１ファイバ及び第２ファイバの双方のコアは、波長シフタを内蔵する場合もあり、そうでないこともあるが、しかし、第１ファイバと第２ファイバとの双方又はいずれか片方のクラッドは、少なくとも１つの波長シフタを内蔵する。波長シフタは、シンチレーション性ファイバのコアに内蔵され、これにより、通常は紫外線の領域内にある第１シンチレーション光の波長をより長い波長にシフトして、光増倍管又はフォトダイオードによる検出が可能となるようにする。波長シフトされた光は、より小さい減衰でファイバの中を伝送される。第１ファイバ及び第２ファイバのうちの少なくとも１つのファイバのコアは、シンチレーション性である。有利には、本発明の装置は、複数の第１ファイバと、複数の第２ファイバとを有し、第１ファイバは、第１平面の中に互いにほぼ平行に配置されている。同様に、有利には、第２ファイバは、第２平面の中に互いにほぼ平行に配置され、第２平面は、第１平面に平行でかつ隣接している。１つの特に有利な実施例では、第１ファイバは、第２ファイバに直交する向きにある。更に、別の１つの有利な実施例では、２組のファイバがいずれも、第１ファイバ又は第２ファイバとして作用し、どちらのファイバとして作用するかは、γ線が最初に相互作用する個所に依存する。本発明は、医療診断画像化システムの一部としての、例えばγ線等の放射線の放射源の位置検出方法にも関する。この方法は、（１）例えばγ線等の放射線を患者体内の線源から放射させるステップと、（２）第１ファイバの前記シンチレーション性コアと放射線との間の相互作用により、電子を第１光ファイバのシンチレーション性コアの中で放出させて、第１ファイバの中で光量子を放射させるステップと、（３）この光量子の一部を、第１ファイバから、第１ファイバと零でない角度で交差しており、第１ファイバに接触している第２光ファイバに転送するステップと、（４）第１ファイバ及び第２ファイバからの光量子を検出するステップと、（５）第１ファイバと第２ファイバとの間の接触個所を特定することにより、放射線と第１ファイバとの間の相互作用の位置を検出するステップとを有する。ステップ（３）で、第２ファイバに第１ファイバから光量子の一部が転送されることは、ファイバを包囲するクラッドと光量子が相互作用して、これにより光量子が再放射されることにより行われる。クラッドは、少なくとも１つの波長シフタを内蔵し、（これに対して、シンチレーション性コアは、波長シフタを有することも、有しないこともある）、これにより、再放射された光の波長シフトが行われる。電子的にコリメートされたＳＰＥＣＴにおいては、ステップ（２）〜（５）を、少なくとももう一度繰り返さなければならない。本発明では、γ線相互作用により発生された電子は、ただ１つのファイバの中で光を発生するだけでよい。これは、このような電子が少なくとも２つのファイバの中で光を発生しなければならない従来のシステムと異なる点である。電子により発生された光量子の一部は、第１ファイバの両端へと走行して到達し、両端で光増倍管により検出される。残りの部分、又は、残りの部分の一部は、隣接し、有利には直交しているファイバ（このファイバのクラッドは第１ファイバのクラッドと接触している）に転送される。次いで、このように転送された光量子は、その第２ファイバの両端へと走行して到達し、この両端でも、光が光増倍管により検出される。これら２つのファイバにおいて光増倍管によりほぼ同時に発生された信号と、これら２つのファイバの既知の交差点（接触点）とにより、放射線がファイバに衝突した個所を識別でき、これにより、放射線源の場所を求めることができる。この方法は、「コンファレンスセンシング（conference sensing ）」と呼ばれる。光が１つのファイバから隣接のファイバに偶然にスピルオーバ（クロストーク）することは、通常、望ましくないことに注意されたい。コンファレンスセンシングは、１つのファイバからこれに交差する第２ファイバへの、促進され、コントロールされた光の転送を指し、「クロストーク」の抑制を意味する。本発明は、例えばコンピュータ連動断層撮影（ＣＴ）、シングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）、蛍光法、Ｘ線ディジタル映像等の種々のディジタル画像化の用途に用いることができる。本発明は、核医学で使用されるエネルギーのための従来のシンチレーション性ファイバ検出システムに適するファイバより太いファイバの使用を可能にする。このような太いファイバを有するシステムは、従来のシステムに対していくつかの利点を有する。すなわち、例えば、（１）同等の停止力を有する検出器を製造するのに必要なファイバの数がより小さいので、製造が簡単である、（２）コンプトン電子すなわち光電子の全エネルギーが、単一ファイバの中に止まるので、検出器のＳＮ比が良好である（細いファイバを使用する検出器では、単一ファイバの中で発生され単一ファイバにより伝送される可視の光量子の数は、ファイバと光増倍管の組合せのノイズレベルのオーダである）、（３）望ましくないクロストークがより小さい。これらの要因により、（４）検出器感度が高くなり、（５）エネルギー分解能が良好になり、（６）システム効率が高められ、（７）最初のγ線の方向を正確に求めることが可能となる。太いファイバを使用することにより、（８）電子装置の複雑性と、これに伴う検出器のコストとが、大幅に（約３５分の１）低減する。本発明は、次の付加的利点を有する。すなわち、第１ファイバ中の、ある特定の臨界角に等しい半角を有する比較的狭い円錐の中で放出された光のみがクラッドに入射し、次いで、隣接するファイバに部分的に転送される。つまり、この円錐の外部で放射された光は、全反射（全内反射）され、第１ファイバの中に捕捉される利点である。これにより、第１ファイバから第２ファイバへの光量子の転送を、シンチレーション事象自体の場所のまわりに局所化する能力が、高められる。更に、第１ファイバ及び第２ファイバのクラッドに乱れがないので、双方のファイバに沿って走行する再放射光量子を効率的に伝搬することができる。本発明のその他の利点は、次の詳細な説明で説明される。第１図は、本発明の検出器と被検者との関係を示す概念図、第２図は、２つの互いに直交する光ファイバと光量子が一方のファイバから他方へ転送されることを示す断面図、第３図は、コアの中で放射された光がファイバのクラッドに衝突する際の入射角を示す概念図、第４図は、本発明を内蔵する画像化装置の中に位置決めされている患者を示す斜視図、第５図は、本発明を内蔵するＰＥＴ検出器装置の横断面図、第６図は、本発明の検出器ファイバの多層配列の斜視図、第７図は、複数の光増倍管に結合されている本発明の検出器ファイバの多層配列の斜視図、第８Ａ図は、本発明の装置のブロック回路図、第８Ｂ図は、第８Ａ図の装置と一緒に使用されるブロック図である。本発明は、光学的に結合された（コンファレンシング又は制御されるクロストーク）配置でシンチレーション性光ファイバを使用する位置検出形放射線検出器に関する。配分された検出器と呼ぶことができるこの一般的クラスの検出器では、検出器の体積の中で放射線相互作用の位置が、零でない角度で交差する２つのシンチレーション性光ファイバの中でのほぼ同時の光パルスを観察することにより求められる。本発明の装置は、１つのファイバの中の放射線（γ線、高速電子、β粒子等）の相互作用に起因してこのファイバの中に発生するシンチレーション光を第２ファイバに入力結合することにより動作する。この結合は、２つのファイバの交差点の近辺でのみしか光転送が有意に行われないように実現される。従って、２つのファイバからの光パルスがほぼ同時であることが観察される場合、２つのファイバの交差点の近辺で放射線相互作用が発生したことを意味する。第１図及び第２図は、基本的な機構を示す。第１図に示されているように、物体２の中の放射性同位元素の崩壊により発生された光量子は、経路４に沿って走行して、検出装置６に到達し、検出装置６は、第１シンチレーション性光ファイバ８を有する。光ファイバ８は、シンチレーション性コア９及びクラッド１１を有する。光量子は、シンチレーション性ファイバコア９の原子と相互作用して、電子を放出する。電子は、ファイバ８を励起し、これにより電子はエネルギーを損失し、ファイバ８は、その損失エネルギーを得る。このエネルギー損失の１つの結果として、紫外線光が、放射される。発生された光の量子数は、電子が、その経路に沿って放出したエネルギーに比例する。波長シフタ（波長変換体）が設けられている場合、紫外線光は可視光量子に変換される。この可視光量子は、ファイバ８を走行して、その端部１２及び１４に到達し、これらの端部１２及び１４で、ファイバ８の端部に設けられている光増倍管（第１図に示されていない）により検出される。充分な量子数が検出されるいかなる事象も、この事象を解析し記録するための電子装置を作動させる（第１図に示されていない）。第１シンチレーション性ファイバ８に隣接して、光ファイバ１５が、ファイバ８に直交して配列を成して配置されている。第２ファイバ１５は、シンチレーション特性を有しても、有しなくてもよい。第２ファイバ１５への光量子の一部の転送が、第２図に明瞭に示されている。シンチレーション性コア２１及びクラッド２２を有する第１ファイバ２０は、最初のシンチレーション事象の場所である。コア２４及びクラッド２５を有する第２ファイバ２３は、第１ファイバ２０に隣接し、かつ直交している。クラッド２ 2及び２５は、光学的に接触している。シンチレーション事象により発生された光（紫外線又は近紫外線）は、クラッド２２及び２５と点２６で相互作用する。波長シフタが、クラッド２２及び２５の中に設けられている。光は、クラッド２２及び２５の中に吸収され、等方的に再放射される。光２７の一部は、最初のシンチレーション光が発生された第１ファイバ２０に沿って走行する。光の第２の一部２８は、隣接の第２ファイバ２３に沿って走行する。第１の部分及び第２の部分は、次いで、ファイバに取付けられている例えば光電子増倍管等により検出される。シンチレーション性光ファイバは、通常、屈折率ｎ_coreを有する材料のコアと、屈折率ｎ_cladを有する薄層のクラッドとを用いて製造される。これにより、内部全反射（全内反射）（ＴＩＲ）と呼ばれる現象が、第３図に示されているように、入射角が、臨界角θ_c＝ａｒｃｓｉｎ（ｎ_clad／ｎ_core）に等しいか、又は、この臨界角を越える場合には、必ず発生する。コア２１を通過する光は、図示のように、入射角θ_iでコア２１とクラッド２２の境界面に当たる。臨界角θ_c に等しいか又は越える角度でクラッド表面でコアに入射することにより発生する光線は、全反射されて、コア材料の中に戻される。臨界角より小さい入射角でコアとクラッドとの境界面に入射する光線は、クラッドの中に透過する確率をある程度有する。反射率の大きさは、正確な入射角と、コアとクラッドとの間の屈折率の差と、入力光の偏光とにより決まる。このようにして、ファイバクラッドにおける相互作用は、ファイバの性質により、シンチレーション事象の近辺に局所化される。ほぼ同一の量の光が、再放射されて、最初の（第１の）ファイバと、第１ファイバに交差する第２ファイバとの中に入射する。この光は、全反射がクラッドからコアに入射する光線においては発生しないので、コアの中に自由に入射できる。最後に、クラッドは、双方のファイバにおいて、光学的に乱されていないので、再放射された光量子は、ファイバに沿って効率的に伝搬される。第２ファイバに転送された光量子は、双方の方向に走行して、第２ファイバの両端に向かい、この両端で、光電子増倍管（第１図及び第２図に示されていない）が、光量子を、第１ファイバの端部におけるのと同一の方法で検出する。第１ファイバ８と第２ファイバ１６の中の光がほぼ同時に検出されることと、これら２つのファイバの交差点及び接触点が既知であることとにより、光線が相互作用する場所を求めることができ、ひいては、機械的又は電気的コリメーションを用いてγ線の発生位置を推論できる。第１の場合、１組のコリメータにより、患者をファイバから離す。第２の場合、少なくとも２つの相互作用が同時に検出され、方向が計算される。結合機構の望ましい特性は、例えば次のようなことである。交差ファイバの間の光結合は、最初の光線相互作用の領域内においてのみ、強くするべきである。これにより、検出器の体積中の相互作用の範囲が局所化され、検出器システムの空間的分解能が最大化される。一旦、光が第２ファイバに入力結合されると、光は第２ファイバの中に捕捉されたままでなければならない。光が漏洩して、他のファイバの中に戻ると、検出器の空間的分解能を劣化させ、ファイバの中の光の強度を低減させ、この低減が大きい場合、ファイバの中の光学雑音と、光検出器の中の電気雑音とが、検出器の動作を妨害することがある。シンチレーション光の相当部分が、第２ファイバに入力結合されなければならない。これは、第２ファイバの中の光強度を充分に高く保持し、このシステムの中の雑音を克服して、光の検出を可能にするためにも必要である。第４図は、本発明の装置の１つの例を示す。患者３０は、支持リング３２の中に位置決めされている。適切な放射性同位元素が、患者３２に投与される。シンチレーション性ファイバ３４を積重ねたものを、支持リング３２の中に位置決めされている患者の回りに位置決めする。ＰＥＴ用途では、患者の体内の放射性核種が、陽電子を放射し、陽電子は、核種から短距離にわたり走行した後、電子と相互作用する。その結果の消滅により、５１１ｋｅＶのエネルギーを有する２つの光量子が発生し、２つの光量子は、互いに正確に反対の方向に運動する。第５図は、γ線の空間的発生源５０を示す、すなわち、対消滅の位置を示す。１つの光量子５０は、シンチレーション性ファイバの積重ね５４の一部に衝突し、他方の光量子５６は、シンチレーション性ファイバ積重ねの反対の部分５８に衝突する。光量子が、実質的に同時に衝突した２つの点を求めことにより、光量子が発生した点を通過する線を、計算できる。適切なシンチレーション性光ファイバは、０．０１〜５ｍｍ又はこれより大きい値の直径を有する。このようなファイバのための適切な材料は、ＴＰ（ｐ−テルフェニル）又はＰＰＯ（ジフェニルオキサゾール）をドープされたポリエチレン等である。波長シフタによりシフトされた波長は、３５０〜３８０ｍｍの領域内にある。従来のファイバは、シンチレータのボデーの中に付加的な波長シフタを内蔵しており、このような従来のファイバは、Ｏｐｔｅｃｔｒｏｎ社（フランス）、ＢｉｃｒｏｎＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｎｅｗｂｕｒｙ，Ｏｈｉｏ，米国）、及びＫｕｒａｒａｙ／Ｋｙｏｗａ（日本）から購入可能である。シンチレーション性光ファイバは、γ線、中性子、陽電子等の形の放射がファイバ材の中で相互作用すると、光を発生する。このシンチレーションは、ファイバ材料の固有の性質であることもあり、ある特定の物質を付加することにより促進されていることもある。第１のシンチレーション（光放射）は、通常、スペクトルの紫外線部分の中で発生し、等方性である。紫外線は、ファイバ材料により強く吸収されることもあり、光検出器により効率的に検出されないこともある。ファイバの中に分散配置されている波長シフタは、紫外線をより長い波長に変換するために用いられ、これにより、いかなる光吸収の問題も回避でき、光検出器のスペクトル反応に波長を整合させることができる。プラスチックファイバを用いて、シンチレーション性ファイバを製造する場合、波長シフタは、通常、有機染料である。このような有機染料は、紫外線の中に吸収ピークを有し、スペクトルの可視領域の中に放射ピークを有する。波長シフタからの光の放射は、等方性であり、第１のシンチレーション光の入射角に依存しない。順次に続く波長シフタを、さらに長い波長に放射光を変換するために用いることもできる。２以上の波長シフタを、ただ１つのファイバのなかに設けることができる。例えば、１つの波長シフタは、ファイバコアの中に設けることができ、第２の波長シフタは、クラッドの中に設けることができる。コア又はクラッドの中に埋込むのに適した波長シフタは、例えば、ＰＯＰＯＰ（ジフェニールオキサゾールベンゼン）及びＴＰＢ（テトラフェニールブタジエン）等であるが、これらに制限されない。このような薬品は、ＳｉｇｍａＣｈｅｍｉｃａｌ社（Ｓｔ．Ｌｏｕｉｓ，ＭＯ）及びその他の供給者から購入可能である。波長シフタは、第１光ファイバから第２光ファイバヘ移行した光量子が、第１光ファイバに戻ることを防止するために用いることもできる。光ファイバは、断面が円形であるか、又は、別の形状（例えば方形）を有することもある。円形ファイバは、しばしば、長いファイバ長（３０〜１００ｃｍ）が採用される場合に好適に用いられる。何故ならば、円形ファイバは、光量子を相互作用場所からファイバ端部の光電子増倍管に転送するのに効率的であるからである。位置検出器の中に配置される光ファイバは、通常、少なくとも２０ｃｍの長さを有する。方形ファイバは、コンパクトな検出器設計のために好適である。何故ならば、方形ファイバは、検出器の体積をより完全に満たすことができ、互いに直角に位置する２つのファイバの間の光学的接触が、容易に実現できるからである。ファイバは、有利には、第６図に示されているように多層配列８０に配置される。配列８０は、互いに平行な交番層８２から成り、層８２のそれぞれは、複数の光ファイバ８４から成る。この交番層は、ＸＹ平面の中で異なる２つの方向に向けられており、有利には、６０〜９０°の角度を形成するようにする。最も有利には、直交する。配列８０の中の交差点で、１つの層の中の光ファイバは、隣接する別の層の光ファイバに、零でない角度で接触する。ファイバの層は、すべて同一であってもよく、シンチレーション性光ファイバと非シンチレーション性光ファイバとを交互に重ねた交番層であってもよい。シンチレーション層は、γ線と反応する層であり、非シンチレーション層は、反応層と「コンファレンシング」する（反応層から光を受取る）層である。第７図は、ファイバの配列８０を示し、ファイバの配列８０は、光増倍管８６に結合されている。適切な光増倍管は、ＨａｍａｍａｔｓｕＲ２４８６位置検出光増倍管である。第８Ａ図は、電子装置を含む装置全体を示すブロック回路図である。ファイバ検出器配列１００は、位置検出光増倍管１０２及び１０４に接続されており、位置検出光増倍管１０２及び１０４は、前置増幅器１０６及び１０８に接続されている。前置増幅器１０６及び１０８の出力側は、Ａ／Ｄ変換器システム１１０及び１１２に接続されている。前置増幅器１０６及び１０８は、データ収集コントローラ１１４をトリガすることも行い、データ収集コントローラ１１４は、システム１１０及び１１２の中のＡ／Ｄ変換器をトリガする。Ａ／Ｄ変換器システム及びデータ収集コントローラ１１４は、事象記憶のためのシステムメモリ１１６に接続されている。例えばパーソナルコンピュータ等のデータ収集及び画像表示装置１１８は、システムメモリ１１６に直接にアクセスできる。第８Ｂ図は、第８Ａ図の装置と一緒に用いることができるソフトウェアのブロック図である。第８Ｂ図の名称の中で、「ｘ管」は、ｘ方向にオリエンテーションされているファイバに接続されている光電子増倍管を示し、「ｙ管」は、ｙ方向にオリエンテーションされているファイバに接続されている光電子増倍管を示す。ｘ管２００のデータと、ｙ管２０２のデータとは、事象２０４，２０６に対してｘ、ｙ、及びｚ座標をそれぞれ計算するのに用いられる。ｘ、ｙ、及びｚ事象座標は、方向計算アルゴリズムで用いられ、これにより、事象の場所が求められ、次いで、その情報が記憶及び／又は表示される。コンファレンスセンシングのための好適な条件のうちの１つは、１つの平面の中のファイバが、同一の平面の中のその他のファイバへ光量子を伝搬してはならないことである。このような同一平面の中での光の伝搬は、望ましくない雑音を発生する。更に、１つの層の中のファイバの所定の点において、その点での事象による光が隣接する平面の中の少数のファイバに転送されることが望ましく、有利には、隣接する平面の中のただ１つのファイバに転送されることが望ましい。ファイバの間の角度を９０°からずらしても、効率を高めることはできず、分解能を低減させることがある。従って、１つの平面の中のファイバは、隣接平面の中のファイバに対して、有利には約９０°の角度をなす。ファイバの数が増加すると、制御されないクロストークが増加し、ＳＮ比が劣化することがある。従って、検出器の中に設けられるファイバの数を最小化するのが有利である。３ｍｍの直径のファイバを用いて、１０×１０×５ｃｍの全体寸法を有する検出器を形成できる。すなわち、１７の層を形成し、各層に３４のファイバを割当てることにより、わずか５７８本のファイバを用いて、このような検出器を形成できる。これに対して、従来の検出システムでは、０．５ｍｍの直径のファイバを用いると、２００００本のファイバが必要である。３ｍｍのファイバ寸法では、画像化された対象体が、検出器と検出器とのほぼ中間に位置するので、対象体の分解能が、１．５ｍｍとなることが予測される。従って、対象体分解能は、１ｍｍより大きい、陽電子の固有「スミアリング（にじみ）」領域と一致する。（従来のシステムは、約４〜７ｍｍの分解能を用いることに注意されたい）。本発明の実施例における別の可能な変形は、次のようである。検出器ファイバは、一定の屈折率及び一定の波長シフタ密集度を有するクラッドを用いて製造できる。代替的に、屈折率は、ステップ変化を有する代りに、コアとクラッドとの間の境界面を横切るにつれて連続的に変化させることも可能である。グレーデッド屈折率を有するクラッドを有するファイバは、クラッドの中に一定の密集度の波長シフタを有するか、又は、クラッドの中にグレーデッド密集度の波長シフタを有する。同様に、一定の屈折率を有するクラッドを有するファイバは、クラッドの中にグレーデッド密集度又はステップ密集度の波長シフタを有する。別の可能な変形では、ステップ密集度の波長シフタを用い、クラッドの中心近辺領域は、波長シフタを有しない。従って、波長シフトは、光線が、クラッドの周辺近辺領域にまで透過するまで発生しない。この設計は、内部全反射（全内反射）に伴うエバネッセント波透過の波長シフトを、波長シフタ無しのクラッドの厚さをエバネッセント波の透過深度に整合することにより、抑制するために用いられる。 Θ_cの値が大きいと、第１のシンチレーション光のより大きな部分がコアと相互作用することを許容することになるので、コアとクラッドとの相対的屈折率は、変換（シフト）効率を決める。何故ならばからである。逆に、Θ_cの値が小さいと、ファイバに沿って伝搬される波長シフトされた光の割合が増加する。従って、コアの屈折率とクラッドの屈折率との比には、最適値がある。特定のスペクトル反応を有する光検出器は、ファイバの中で発生する光のみを観察するか、又は、クラッドの中に発生する光のみを観察するために用いることができる。例えば、一方の光検出器は、ただ１つの放射光を検出し、他方の光検出器は、双方の放射光を検出するという構成も、用いることができる。このような構成は、最初のシンチレーションが発生したファイバの識別を可能にし、これにより、放射光検出器の空間的分解能を増加する。以上の説明は、本発明のある特定の実施例を説明しているにすぎない。すべての可能な実施例を余すところ無く列挙することは、意図されていない。当業者は、本発明の範囲内で可能な変更に容易に想到することができる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＴ，ＡＵ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＨＵ，ＪＰ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＫ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＧ，ＭＮ，ＭＷ，ＮＬ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者アンティッチ，ピーター・ピーアメリカ合衆国、 75080 テキサス、リチャードソン、ブルックシャー・レイン 512

Claims

【特許請求の範囲】１．クラッドにより包囲されているコアを有し、放射線源からの放射線を受取るように位置決めされている、少なくとも１つの第１光ファイバと、前記第１光ファイバに零でない角度で交差し、クラッドにより包囲されているコアを有し、該クラッドが前記第１光ファイバのクラッドに光学的に接触している、少なくとも１つの第２光ファイバと、前記第１ファイバと前記第２ファイバとに結合されている、光検出のためのの複数の光検出手段と、放射線源の位置を決定するために、光検出手段からのデータを収集及び処理する手段と、を有し、ここで、前記第１ファイバと前記第２ファイバのうちの少なくとも１つのファイバのコアがシンチレーション性であり、前記第１ファイバと前記第２ファイバのうちの少なくとも１つのファイバのクラッドが少なくとも１つの波長シフタを有している、医療診断画像化システムの中の放射線源の検出及び位置探知装置。２．複数の第１ファイバと、複数の第２ファイバとを有し、前記第１ファイバは、第１平面の中に互いににほぼ平行に配置され、前記第２ファイバは、前記第１平面に平行にかつ隣接して位置する第２平面の中に互いにほぼ平行に配置されていることを特徴とする請求項１記載の装置。３．前記第１ファイバが、前記第２ファイバに直交していることを特徴とする請求項２記載の装置。４．第２ファイバのそれぞれのクラッドが、少なくとも１つの第１ファイバのクラッドに、前記第２ファイバが前記第１ファイバに交差する点で、光学的に接触していることを特徴とする請求項２記載の装置。５．ファイバが、同心である曲面状層の中に配置されていることを特徴とする請求項２記載の放射線源の検出及び位置探知装置。６．第２ファイバが、非シンチレーション性であることを特徴とする請求項１記載の装置。７．順次に互いに隣接した平行な平面の中に配置された複数の層を有する光ファイバのアレイと、ここで、（ａ）前記層のそれぞれは、互いにほぼ平行な複数のファイバを含み、これらのファイバは、直接に上方に位置する層の中のファイバと６０〜９０°の角度を形成し、直接に下方に位置する層の中のファイバとも６０〜９０°の角度を形成し、（ｂ）それぞれのファイバは、クラッドに包囲されているコアを有し、（ｃ）前記ファイバのうちの少なくともいくつかのファイバのコアは、シンチレーション性であり、（ｄ）前記ファイバのうちの少なくともいくつかのファイバのクラッドは、少なくとも１つの波長シフタを有し、（ｅ）それぞれのファイバのクラッドは、隣接する層の中の少なくとも１つのファイバのクラッドに光学的に接触しており、（ｆ）前記ファイバ配列は、放射線源からの放射線を受取るように位置決めされており、前記ファイバの中で発生した光を検出するために、前記ファイバアレイ中のファイバに結合されている複数の位置探知光増倍管と、放射線源の位置を探知するために、位置検出光増倍管からのデータを収集及び処理する手段と、を具備することを特徴とする医療診断画像化システムの中の放射線源の検出及び位置探知装置。８．ファイバの少なくとも１つの層が、シンチレーション性ファイバを有することを特徴とする請求項７記載の装置。９．患者の体内の放射線源から放射線を放出させるステップと、前記放射線と第１光ファイバのシンチレーション性コアとの間の相互作用の結果、前記第１光ファイバのシンチレーション性コアの中で電子を放出させ、光量子を第１ファイバの中で生成するステップと、前記ファイバを包囲するクラッドに光量子を作用させると光量子が再放出されることを利用して、前記第１ファイバに零でない角度で交差し、前記第１ファイバに光学的に接触している第２光ファイバに、前記第１光ファイバから、前記光量子の一部を転送させるステップと、ここで、前記ファイバのうちの少なくともいくつかのファイバを包囲している前記クラッドは、再放出された光が波長シフトされるように、少なくとも１つの波長シフタを有しており、前記第１ファイバと前記第２ファイバからの光量子を検出するステップと、前記第１ファイバと前記第２ファイバとの間の接触位置を識別することにより、前記放射線と前記第１ファイバとの間の前記相互作用の位置を決定するステップと、を具備することを特徴とする医療診断画像化システムの中の放射線源の検出及び位置探知装置。１０．（ａ）放射線を患者体内の放射源から放出させるステップと、（ｂ）放射線と第１ファイバのシンチレーション性コアとの間に相互作用の結果として、第１平面の中に配置されている互いにほぼ平行な第１光ファイバから成る１つの層の中の一部である第１光ファイバのシンチレーション性コアの中で電子を放出させて、前記第１ファイバの中で光量子を放出させるステップと、（ｃ）前記ファイバを包囲するクラッドに光量子を作用させると光量子が再放出されることを利用して、前記第１ファイバに光学的に接触しており、前記第１平面に平行である第２平面中に配置され、前記第１ファイバと零でない角度を成し、互いにほぼ平行な第２光ファイバから成る層の一部である第２光ファイバに、前記光量子の一部を、第１ファイバから転送させるステップと、ここで、前記ファイバのうちの少なくともいくつかのファイバを包囲しているクラッドは、再放出された光が波長シフトされるように、少なくとも１つの波長シフタを有しており、（ｄ）前記第１ファイバの前記層の中のどのファイバと、前記第２ファイバの前記層の中のどのファイバとが光量子をほぼ同時に伝搬するかを検出するステップと、（ｅ）光を伝搬する前記第１ファイバと、ほぼ同時に光を伝搬する前記第２ファイバとの間の接触個所を識別することにより、前記放射線と前記第１ファイバとの間の相互作用の位置を決定するステップと、を具備することを特徴とする医療診断画像化システムの一部としての患者体内の放射線源の検出及び位置探知方法。１１．請求項１０記載の方法であって、（ｆ）患者体内の放射源から、ステップ（ａ）で放射線が放出されるのとほぼ同時に、ステップ（ａ）の前記放射線の方向とは反対の方向に放出される第２放射線を放出させるステップと、（ｇ）ステップ（ｆ）の放射線と第１光ファイバのシンチレーション性コアとの間に相互作用の結果、第３の平面の中に配置されている互いに平行な第１光ファイバから成る層の一部をなし、ステップ（ｂ）の第１ファイバとは別個の、ステップ（ｂ）の第１ファイバとは患者の体を挟んで反対の側に配置されている第１光ファイバのシンチレーション性コアの中で、第２の電子を放出させ、この第１光ファイバの中で光量子を放出させるステップと、（ｈ）前記ファイバを包囲するクラッドに光量子を作用させると光量子が再放出されることを利用して、ステップ（ｃ）の第２ファイバとは別個の、ステップ（ｇ）の前記第１ファイバと接触しており、ステップ（ｇ）の前記第１ファイバと零でない角度を形成し第３の平面に平行な第４の平面の中に配置されている互いにほぼ平行な光ファイバから成る層の一部である第２光ファイバに、ステップ（ｇ）の前記第１ファイバから、ステップ（ｇ）の前記光量子の一部を転送させるステップと、ここで、前記ファイバのうちの少なくともいくつかのファイバを包囲している前記クラッドは、再放出された光が波長シフトされるように、少なくとも１つの波長シフタを有しており、（ｉ）ステップ（ｇ）の第１ファイバの層の中のどのファイバと、ステップ（ｈ）の第２ファイバの層の中のどのファイバとが、光量子をほぼ同時に伝搬するかを検出するステップと、（ｊ）光を伝搬する前記第１ファイバと、ほぼ同時に光を伝搬する前記第２ファイバとの間の接触個所を識別することにより、前記第２の放射線とステップ（ｇ）の前記第１ファイバとの間の相互作用の位置を決定するステップと、を具備することを特徴とする請求項１０項記載の方法。１２．請求項１０記載の方法であって、（ｆ）ステップ（ｂ）の第１ファイバの中で発生した光の強度を測定するステップと、（ｇ）ステップ（ｂ）で電子が放出されるのとほぼ同時に、ステップ（ｂ）の第１ファイバとは別個で、ステップ（ｂ）の前記第１ファイバと患者に対して同じ側にあって、第３の平面の中に配置されている互いにほぼ平行な第１光ファイバの層の一部である第１光ファイバのシンチレーション性コアの中で、ステップ（ａ）の同じ放射線と前記第１ファイバのシンチレーション性コアとの間の相互作用の結果、第２の電子を放出させて、この第１ファイバの中で光量子を放出させるステップと、（ｈ）ファイバを包囲するクラッドに光量子が作用すると光量子が再放出されることを利用して、ステップ（ｇ）の前記第１ファイバに接触しており、ステップ（ｃ）の第２ファイバとは別個で、前記第１ファイバと零でない角度を形成し第３の平面に平行な第４の平面の中に配置されている互いにほぼ平行なファイバから成る１つの層の一部である第２光ファイバに、ステップ（ｇ）の前記第１ファイバから、光量子を転送させるステップと、ここで、前記ファイバのうちの少なくともいくつかのファイバを包囲している前記クラッドは、再放出された光が波長シフトされるように、少なくとも１つの波長シフタを有しており、（ｉ）ステップ（ｇ）の前記第１ファイバから成る層の中のどのファイバと、ステップ（ｈ）の前記第２ファイバから成る層の中のどのファイバが、ほぼ同時に光量子を伝搬するかを検出するステップと、（ｊ）光を伝搬する前記第１ファイバと、ほぼ同時に光を伝搬する前記第２ファイバとの間の接触個所を識別することにより、前記放射線とステップ（ｇ）の前記第１ファイバとの間の相互作用の位置を決定するステップと、（ｋ）ステップ（ｅ）の位置とステップ（ｊ）の位置とを結ぶ直線を求め、ステップ（ｆ）の光強度に相当する電子エネルギーを決定することにより、患者体内で放出された放射線の方向を検出するステップと、を具備することを特徴とする請求項１０記載の方法。