JPS61262675A - 高エネルギ放射線の検出器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、一般に、放射線検出器に係り、特に、原子医
学の分野で用いられる検出器に係る。

又、本発明は、エネルギの高い放射線を検出する方法に
も係る。

従来の技術 Ｘ線や、γ線や、光子や、電子や、中性子のようなエネ
ルギの高い放射線粒子（一般に、２０ＫｅＶ以上）を感
知できる放射線検出器は、バックグランド放射の影響を
受は易い、線源からの放射線又は試験物体から放射され
る放射線が著しく変化したり或いはこのような放射線の
量が僅かであるような場合には、バックグランド放射線
が検出器の感知能力に障害を及ぼし、最終的には、検出
器から得られる信号を弱めたり歪ませたりする。

このような場合、出力信号は、検出しようとする放射線
を充分に表わさない。

このようなバックグランド放射線や、線源以外のものか
らの放射線の影響を最小限に抑えるために、公知の装置
では、検出組立体全体を取り巻くように鉛のシールドが
用いられており、これによって、バックグランド放射線
や線源以外のものからの放射線が検出器の主要部品に当
らないようにされている。

原子医学の分野で使用されている検出器が、スプリアス
なバックグランド放射線の影響を非常に受は易いのは、
解剖学的な像を得たり器官の生理学的状態を監視したり
するために人間やその他の被検生物に成る限定された量
の放射性物質しか注入されないからである。医学の診断
に用いられる典型的な放射性核種は、１４０　Ｋ　ｅ　
Ｖのγ線を放射するテクネチウム９９ｍである。その他
の放射性核種としては、１５９ＫｅＶのγ線を発生する
ヨウ素１２３や、８１ＫｅＶのγ線を発生するＸｅ１３
３や、７０ＫｅＶのＸ線及び２７９　Ｋ　ｅＶのγ線を
発生するＴｆｉ２０１、等々が挙げられる。例えば、少
量の赤血球（ＲＢＣ）が最初にテクネチウム９９ｍ　（
Ｔｃ−９９ｍ）で表示付けされ、その後、これらの表示
付けされた赤血球が患者の血液流に注入され（或いは、
生体中でＲＢＣがＴｃ−９９ｍによって表示付けされ）
、心Ｉｇ機能の診断を行なうようにされる。このような
試験には、γ線カメラ又は検出組立体（心臓モニタ）が
利用される。

最近、患者の体に設置して、規定の時間中に患者の生理
学的な活動を監視するような歩行使用可能な心臓モニタ
が必要とされている。この歩行使用可能な心臓モニタは
、一般的に、患者の心臓の上に設置され、このモニタ内
に取付けられた高エネルギの検出器が、Ｔｃ−９９ｍで
表示付けされた血球によ頓て放射されるγ線を検出する
ことにより、心臓を通る血液の流れ及び衰退を感知する
０表示材けされた血球により放射されるγ線の正確な測
定値は、とりわけ、心臓の障害を診断するのに有用な広
範な心臓情報を含んでいる。然し乍ら、心臓モニタの精
度は、身体の他の部位や周囲環境に存在するバックグラ
ンド放射やスプリアス放射を除いて心臓内のテクネチウ
ム９９ｍから放射されるγ線だけを検出するというモニ
タ能力に大きく左右される。

公知の心臓モニタや、その他の形式の高エネルギ放射線
の検出器は、一般に、１つ以上のシンチレータもしくは
放射線に感じて所定波長の光を放射するような放射線検
出手段を備えている。これらのシンチレーション検出器
やそれに関連した電子回路は、通常は、鉛のシールド内
に取付けられ、所定の線源から放射された放射線又は所
定の方向から出て来る放射線がシンチレータに当るよう
にコリメートされる。シンチレータからの光は、チャン
ネルを経て成る形式の光検出器へ送られ、この装置が光
を電気信号に変換する。一般に使用されている光検出器
の１つの形式は、光電子増倍管である。

発明が解決しようとする問題点 光電子増倍管からの電気信号出力は、モニタを相補的な
データ処理装置又は表示装置へ電子的に接続するケーブ
ルへ送られる。成る種の線源又は成る方向から出て来た
放射線しかシンチレータ又はシンチレーション結晶に作
用しないようにするため、通常鉛シールドがシンチレー
タを取り巻くように延び、更に、光電子増倍管は、鉛の
後部シールドを備えていて、これは、線源からの放射線
と逆の方向に進むバックグランド放射線がシンチレータ
に当らないようにする。このように鉛シールドを大巾に
使用することにより、心臓モニタの重量が相当に増大す
る。

又、同様に、その他の高エネルギ放射線検出器も、通常
検出組立体の実質的に全部を取り巻く鉛シールドによっ
て、その重量が大きく影響を受ける。

問題点を解決するための手段 そこで、本発明の目的は、鉛シールドの実質的な部分を
除去することにより高エネルギ放射線検出組立体の重量
を減少することである。

本発明の別の目的は、検出器に含まれた部品の光学特性
の一致性を改善することにより放射線検出器の効率を上
げることである。

本発明の更に別の目的は、心臓モニタとして使用される
核放射線検出器の重量を減少し、患者がこの検出器を歩
行しながら使用できるようにすることである。

本発明による高エネルギ放射線の検出器は、所定の形式
の高エネルギ放射線を検出してこれを光に変換するため
のクリスタルシンチレータのような手段を備えている。

シンチレータからの光は。

所定量の重金属を含む材料で構成された光学窓、例えば
、鉛ガラス又はフリントガラスで構成された窓を通して
送られる。この光学窓を経て送られた光によって光電子
増倍管が電気信号を発生する。

シンチレータの一端には、検出しようとする放射線をコ
リメートするためにコリメータが取付けられている。こ
のコリメータは、一実施例においては、鉛である。又、
鉛のような重金属のシールドがシンチレータクリスタル
の特定の部分に延びてこれを覆い、これらの部分は、コ
リメータに対して開いておらず、即ち・、光学的な窓に
光学的に接続されておらず光学的な窓の一部分を覆って
いる部分である。シールドは、シンチレータクリスタル
の限定された部分と、光学窓の限定された部分しか覆わ
ないので、放射線検出器の重量は最小とされる。既に良
く知られているように、コリメータ、シールド、シンチ
レータ、光学窓、光電子増倍管及びこれに関連した回路
は、ハウジングによって支持される。

高エネルギの放射線を検出する本発明による方法は、放
射線をコリメートし、コリメートされた放射線を光に変
換し、この光を光学的に送り、この送られた光を電気信
号に変換し、そしてコリメートされない放射線であって
、その方向によっては変換されるであろうようなコリメ
ートされない放射線を、上記光を光学的に送る間に排除
し、且つコリメートされた放射線を変換する至近位置か
らこのコリメートされない放射線を排除することにより
、このコリメートされない放射線のみをシールドすると
いう段階を具備している。上記の光に変換する段階は、
クリスタルのシンチレーションによって行われ、上記の
電気信号に変換する段階は、送られた光を光電子増倍し
て電気信号を得ることによって行われる。

本発明の要旨は、特許請求の範囲で指摘する。

然し乍ら、本発明、その更に別の目的及び効果は。

添付図面を参照した以下の詳細な説明より明らかとなろ
う。

実施例 本発明は、高エネルギ放射線の検出器に係り、特に、特
定の線源又は特定の方向から送られる放射線を感知する
ことにできる検出器に係り、更に、このような放射線を
検出する方法にも係る。

第１図は、公知の放射線検出器２２の断面図である１図
示されたように、ｒ高エネルギの放射線」とは、Ｘ線や
、γ線や、陽子及び電子のような荷電粒子や、中性子の
ような非荷電粒子を意味する。好ましい実施例では、高
エネルギの放射線は、テクネチウム９９ｍ　（Ｔｃ−９
９ｍ）がメタステーブル状態から基底状態へと移行して
１４０ＫｅＶのγ線を放射することによって発生される
。

別の実施例では、高エネルギの放射線は、ヨウ素１２３
の減衰によって生じる１５９ＫｅＶのγ線である。一般
に、高エネルギ放射線のエネルギ範囲は、医学診断に用
いる場合、２０ＫｅＶないし６６０ＫｅＶである。説明
上、第１図には、高エネルギ放射線粒子２０ａ、２０ｂ
、２０ｃ、２０ｄ、２０ｅ及び２０ｆが示されている。

公知の放射線検出器２２は、一般的に円筒状の細長い本
体より成り、これは、コリメータ２４を含んでいる。コ
リメータ２４は、高エネルギの放射線粒子２０ａ、２０
ｂを受は入れる開放端２６を有し、所定の形式の高エネ
ルギ放射線を検出する手段であるシンチレータ２８に対
してこれらの粒子をコリメートする。シンチレータ２８
は、コリメートされた放射線を光に変換する。好ましい
実施例では、シンチレータ２８は、タリウムで活性化さ
れるヨウ化ナトリウムＮａＩ（Ｔｌ）である。然し乍ら
、別の形式のシンチレータ、例えば、タリウムで活性化
されるヨウ化セシウムＣ５Ｉ（ＴＩ）や、有機的なシン
チレータ、例えば、プラスチック（ポリスチレン）シン
チレータ又は液体シンチレータ（ポリビニルトルエン）
カウンタ或いは分光計も、検出器に使用することができ
る。

作動に際し、シンチレータ２８は、γ線によって励起さ
れるか、又は、好ましい実施例では、γ線と反応し、こ
の反応によって光子を発生する。種々のシンチレータが
種々の形式の高エネルギ放射線と反応することが知られ
ている。同様に１種々の形式のシンチレータが、シンチ
レーション事象の間に、種々のエネルギの光子又は種々
の波長の光を放射することも知られている。従って、検
出しようとする特定の形式の放射線に基づいて適当なシ
ンチレータが選択される。

コリメータ２４は、この公知装置においては、鉛又は鉛
合金で構成される。これまでに知られているように、前
記の高エネルギ放射線は、鉛や、他の形式の非放射性重
金属５例えば、Ｂｉ、Ｕ、Ｗ又はその合金によってシー
ルドすることができる。ここで、「重金属」という用語
は、これらの形式の重金属、及び高エネルギの放射線を
通さないような別の形式の金属を指すものとする。第１
図に示すように、γ線２０ａ、２０ｂだけがコリメータ
２４によってシンチレータ２８にコリメートされる。γ
線２０ｃは、その方向により、コリメータによってシン
チレータ２８から除外されシールドされる。

シンチレータ２８のシンチレーション事象中に放射され
た光の幾つかの光子は、光パイプとしばしば称する光学
窓３０を経て送られる。一般に、光学窓３ｏは、ホウケ
イ酸ガラスで構成される。

光学窓３０は、シンチレータ２８の端３２に光学的に結
合される。良く知られているように、光学窓３０は、エ
ポキシや、ジェネラル・エレクトリック６カンパニ（Ｇ
ｅｎｅｒａｌ　Ｅｌｅｃｔｒｉｃ　Ｃｏｍｐａｎｙ）に
よって製造された成る形式のシリコン系組成物であるＲ
ＴＶ　（登録商標）によってシンチレータ２８に固定さ
れる。光学窓３０は、シンチレータ２８からの光を光電
子増倍管３４へ送る。光学窓３０と光電子増倍管３４と
の界面は、一般に、光学的なグリースでシールされる。

光電子増倍管３４は、これに送られた光又は光子を電気
信号に変換し、１本以上のピン３６を経て電気回路３８
へこの信号を出力する。電気回路３８は、光電子増倍管
３４へ電力を供給すると共に、光電子増倍管３４からの
出力信号を増幅する。電気回路３８への電力及び回路３
８からの信号は、検出器２２の外部へと延びた端子４０
．４２へ送られる。光電子増倍管３４及び電気回路３８
の動作は、公知である。

外部電磁界の障害を減少するため、電磁シールド４４が
光電子増倍管３４の実質的な部分を取り巻いている。一
般に、電磁シールド４４は、ミュー金属で構成される。

電磁シールド４４は、支持材４６と４８との間にサンド
インチされ、これらの支持材は、一般に、成る種のスポ
ンジ又は他の挿入材料、例えば、ゴムである。

第１図に示す公知の装置は、端５２においてコリメータ
２４とインターロック嵌合する放射線シールド５０を備
えている。第１図から明確に明らかなように、放射線シ
ールド５０は、光学窓３０の部分を越えて延び、光電子
増倍管３４の全体に及び、電気回路３８全体にわたって
延び、端子４０．４２をシールするように配置されて、
これらの部分を完全に包囲し、線源以外の放射線からこ
れらの部分をシールドする。放射線シールド５０は重金
属であり、一般に、鉛である。この放射線シールド５０
は、γ線２０ｄ、２０ｅ及び２０ｆが光電子増倍管３４
及び／又はシンチレータ２８に当らないようにする。第
１図から容易に明らかなように、γ線２０ｅは、その方
向により、放射線シールド５０が除去されても、シンチ
レータ２８には肖らない、然し乍ら、これまでにも明ら
かなように、γ線２０ｅは、光電子増倍管３４内の部品
によって向きがそらされたり散乱されたりした後、放射
線検出器の軸方向に沿ってシンチレータ２８へ向けられ
ることがある。ハウジング５６は、コリメータ２４及び
シールド５０を包囲する。

第２図は、本発明によって構成された放射線検出器６０
の断面図である。添付図面全体を通して同様の部分を同
じ番号で示しである。第１図に示された公知装置と、第
２図に示された本発明の実施例との１つの相違点は、放
射線シールド５０がないことである。第２図では、γ線
２０ａ及び２０ｂが端２６に入ってコリメータ２４の図
示された部分を通過する時にコリメータ２４によってコ
リメートされる。その後、γ線２０ａ及び２０ｂは、シ
ンチレータ２８の端６２に当たる、シンチレータ２８の
材料はγ線によって励起され、シンチレータ２８内に光
子（光）が発生される。シンチレータ２８内に発生され
た光子の一部分は、端部３２を通って光学窓６４へ送ら
れる。本発明においては、光学窓６４は、所定量の重金
属を有する材料で構成される。好ましい実施例では、光
学窓３４は、鉛ガラスとして一般的に知られている重フ
リントガラスである。このようなガラスの一例は、米国
カリフォルニア州フレモントのホヤ・オプチックス・イ
ンク（Ｈｏｙａ　０ｐｔｉｃｓ　Ｉｎｃ、）で製造され
ている高密度フリントガラスである。これは、次のよう
な特性を有している。

ガラスの分類：　　　高密度フリント ガラスの形式：ＦＤ−８ 屈折率：、　　　　　　ｎ＝１．７１８比重：　　　　
　　　　　４．２１ ８０％透過度 （１ａ１サンプル）：　　３９０ｎｍ ５％透過度：　　　　　３４０ｎｍ 鉛含有率（重量％）＝　５０％ 鉛含有率（厚み％）＝　２３％ ここ↓こ示す実施例ではこの形式の高密度フリントガラ
スが用いられるが、４０％の鉛を含む低コストのフリン
トガラスや、前記のシンチレータに用いられるプラスチ
ックを含む鉛のような他の適当な光学材料も使用できる
。更に別の形式の鉛ガラスは、ボーシュ・アンド・ロー
ム・カンパニー（Ｂａｕｓｃｈ　ａｎｄ　Ｌｏｍｂ　Ｃ
ｏｍｐａｎｙ）から入手できる形式ＥＤＦ又はＤＦと表
示されるものである。光学窓６４は、シンチレータ２８
の端３２からの光を光電子増倍管３４へ導く、更に、光
学窓６４は、γ線２０ｄ及び２０ｆを通さない、このよ
うにして、光学窓６４は、光を光学的に案内する間に、
コリメートされない放射線をシールドする。

本発明では、シンチレータ２８が端６２以外の全ての面
においてスプリアス放射線、バックグランド放射線又は
他のコリメートされない放射線からシールドされるので
、放射線シールド５０が除去される。コリメータ２４は
、コリメート部分６６及びシールド部分６８を含んでい
る。コリメート部分６６は、検出器６ｏによって検出し
ようとする放射線をコリメートし、シールド部分６８は
、シンチレータ２８及び光学窓６４の一部分をγ線２０
ｄのようなコリメートされない放射線からシールドする
。第２図から容易に明らかなように、シールド部分６８
は、端６２及び端３２を除くシンチレータ２８の部分に
限定され、これにわたって延び、これを覆う。更に、シ
ールド部分６８は、光学窓６４の部分にわたって延びる
。放射線検出器６０の重量は、コリメータ２４の部分６
８の長さが制限されてｔくるために、相当に減少される
。ここで使用する「長さが制限される」又は「制限され
る」という用語は、シールド部分６８が端３２及び６２
を除くシンチレータ２８の部分にわたって延びてこれら
を覆い、且つ更に、少なくとも光学窓６４とシンチレー
タ２８との界面にわたって延びてこれを覆っていること
を意味する。

これらの用語は、シールド部分６８が光電子増倍管３４
にわたって延び且つこれを越えて回路３８へと延びるこ
とを意味するものではない、広範な鉛の放射線シールド
（第１図にシールド５０として示す）がないことにより
、検出器６０の重量が相当に減少される０本発明では、
典型的に５０％の重量減少を達成できると推定される。

高エネルギの放射線を検出する本発明による方法は、コ
リメータ２４の部分６６を通して放射ＩＮ（粒子２０ａ
、２０ｂ）をコリメートし、コリメートされた放射線を
シンチレータ２８によって光に変換し、光学的な窓６４
を経てこの光を光学的に案内し、光電子増倍管３４の作
動によりこの案内された光を電気信号に変換し、そして
コリメートされない放射線であって、その方向によって
は変換されるであろうような放射線のみをシールドする
という段階を具備する。換言すれば、γ線２０ｃは、コ
リメータ２４のコリメート部分６６によってシールドさ
れ、コリメータ２４に含まれた重金属によりシンチレー
タ２８に障害を及ぼさないようにされる。コリメートさ
れないγ線２０ｄは、コリメータ２４のシールド部分６
８によってシールドされる。コリメートされないγ線２
０ｆは、その粒子の方向と光学窓６４に含まれた鉛とに
よって光学窓６４によりシールドされる。かくて、γ線
２０ｃ、２０ｄ及び２０ｆは、コリメートされた放射線
を変換する至近位置、即ち、シンチレータの至近位置か
ら除外される。ここで使用する「至近位置」という用語
は、シンチレータ２８によって占有される空間を意味す
る。

本発明に使用されるシールドは、シンチレータ２８の選
択された部分と、光学窓６４の選択された部分とに限定
される。従って、コリメートされないγ線２０ｅは、シ
ールドされないが、その方向がシンチレータ２８に当た
らない方向であり、ひいては、コリメートされた放射線
と共に検出されないような方向であるために、除外され
、阻止され又は他のやり方で除去される。たとえγ線２
０ｅが光電子増倍管３４内の素子によって散乱もしくは
向きがそらされたとしても、光学窓６４は、シンチレー
タ２８に向けられるこのような高エネルギ放射線に対し
軸方向の端部シールドの機能を果たす。

特定の放射線検出器に用いられるシールド物質の量は、
検出しようとする放射線の形式によって決まる。ここに
述べる原子核医学の例において。

１４０ＫｅＶのγ線がＴｃ９９によって放射されて検出
される場合、公知装置の鉛シールドは、約１７８インチ
の厚みであった。これに対し、本発明では、この鉛シー
ルドが除去され、公知装置の光学窓３０に代わって、厚
みが約３７８インチの高密度フリントガラスの光学窓６
４が使用される。

公知装置から鉛の放射線シールド５０を除去した場合１
重量が約５０％減少できる。

光学窓の光透過特性、即ち、屈折率ｎは、シンチレータ
の屈折率と合致しなければならないことが一般的に知ら
れている０本発明では、シンチレータの屈折率ｎが高密
度プリントガラスの屈折率ｎと良好に合致するので、光
検出効率が改善される。ＮａＩ（ＴＩ）の屈折率は１．
７７であり。

ホヤの高密度フリントガラスＦＤ−８の屈折率は１．７
１８であり、一方、ホウケイ酸ガラスの屈折率は１．５
２である。好ましい実施例においては、光電子増倍管３
４が、米国ニューシャーシー州ミドルセクスのハママツ
社（Ｈａ■ａ■ａｔｓｕ）で製造されたパイアルカリ・
ホトカソードの型式番号Ｒ１６３５（又は、Ｒ１６３９
、等）である。このハママツのホトカソードのスペクト
ル感度は、３７０ｎｍにおいて最大であり、ＮａＩ（Ｔ
ｌ）からのシンチレーシ１ンの波長は４０５ｎｍでピー
クとなりそして３９０ｎｍにおいてカットオフ点を有す
る。

光線とその入射面に直角な平面との角度が臨界角より大
きい場合には、２つの材料の界面において光が全反射す
ることが知られている。一方の媒体（例えば、シンチレ
ータ２８）の屈折率をｎ。

とし、それに隣接した光透過媒体（例えば、光学窓６４
）の屈折率をｎ２とすれば、臨界角は、θＣ＝ｓｌｎ−
”　（ｎ、／　ｎｔ）となる１本発明においては。

比ｎ　２　／　ｎ　１が、公知装置の場合（１，５２／
１．７７）に比べて、より１に近い（１，７１８／　１
．７７）ので、放射線検出器の光学特性が改善される。

界面での反射光が減少されたことにより、界面で光がほ
とんど反射されず、従って、より多くの光が光電子増倍
管への光伝達路に入るので、検出器の効率が改善される
。

光電子増倍管３４に代わる別の形式の光検出器としては
、ホトセルや、ホトダイオードや、ホトダイオードアレ
イや、光感知電子なだれダイオードや、ホトトランジス
タや、ダイオード造影マトリクスや、マイクロチャンネ
ルプレートや、イメージインテンシファイヤ、等が挙げ
られるが。

これに限定されるものではない、ＲＣ，Ａ社では。

１０段の光電子増倍管が製造されており、ハママツ社で
は、本発明に使用することのできるマイクロチャンネル
プレートが製造されている。いずれにせよ、光検出手段
、即ち、光電子増倍管３４は、シンチレータ２８によっ
て放射される光の波長と合致しなければならない、電磁
シールド４４は。

典型的な厚みが０．５ｍ〜１園で、光電子増倍管３４を
取り巻くようなミュー金属で構成することができる。１
つの実施例においては、ハウジング５６がアルミニウム
又はプラスチックで構成される。放射線検出器６０内で
の部品の取り付けは、公知であり、取り付けについてど
のようなものを選択しても本発明には殆ど影響がない、
更に、支持材４６．４８を除去して、光電子増倍管３４
゜電磁シールド４４及びハウジング５６のような１つ以
上の部品間にエアギャップないしは空所が存在するよう
にしてもよい。

第３図は１本発明によって構成された歩行使用可能な心
臓モニタ７０の断面図である。この心臓モニタ７０は、
特定の実施例においては、核種のテスト中にＴｃ９９を
検出するのに用いられる。

好ましくはナイロンより成るカバー７２がシールド７４
にねじ込み式に取付けられ、シールド７４は、アンチモ
ンを５％含む鉛であって、厚みが約０．１インチである
のが好ましい、アイリス７６によってコリメータ７８と
カバー７２との間に間隔がとられる。コリメータ７８、
アイリス７６゜カバー７２及びシールド７４は、円形部
分１１１においては、第４図に示されたように一般的に
円形である。好ましい実施例においては、コリメータ７
８が鉛で構成され、これは、断面の平らな穴のサイズが
０．０７０インチで、セプタの厚みが０．０１０インチ
で、全厚みが０．４インチで、直径が２．２５インチで
あって、１４０ＫｅＶの工ネルギを有するγ線をコリメ
ートするようなセプタ材料である。ここに示す寸法は１
本発明の実施例についてのおおよその推定値である。ア
イリス７６は、好ましい実施例では、鉛で構成される。

円形のガスケット８０は、コリメータ７８とシンチレー
タ８２との間隔を保ち、シンチレータは、ここに示す実
施例では、ＮａＩ（Ｔｌ）シンチレータであり、反射面
８９をもつアルミニウム包囲体８８内に支持される。光
学窓８４は、シンチレータ８２の一端に隣接した光沢の
ある端８６と。

光沢のある端９２とを有している。光ガイド９４は、光
沢のある端９６及び９８を有し、光沢のある端９６は、
光学窓８４の光沢のある端９２の一部分に隣接している
。この実施例においては、第１図に示した公知のシンチ
レータ組立体２８の光学窓及び光パイプ３０に対応する
光学窓及び光パイプが１つの部品８４に合体される。光
学窓８４及び光ガイド９４は、この実施例においては、
ホヤ・オプチックスによって製造された前記の高密度フ
リントガラスで構成される。

作動に際し、γ線１１０ａは検出可能な線源から放射さ
れ、γ線１１０ｂ、１１０ｃは、心臓モニタ７０の周囲
環境に存在する。γ線１１０ａはコリメータ７８によっ
てコリメートされ、シンチレータ８２と反応する。説明
上、シンチレータ８２において光子１１２が発生される
ものとして示されており、この光子は１点線１１４で示
された経路をたどり、光学窓８４及び光ガイド９４を含
む光伝送路を経て送られる。光子１１２の最終的な行先
は、光電子増倍管１２０であり、これは、光伝達路によ
って向けられた光子に基づいて電気信号を発生する。好
ましい実施例では、光電子増倍管１２０は１０段のもの
であり、最初に端９８と光電子増倍管との界面を通して
送られる光に基づいて次第に多数の電子が各段に発生さ
れる。

又、心臓モニタ７０は、光学窓８４の一部分の周囲を取
り巻く補助的な鉛シールドリング１３０も備えている。

好ましい実施例では、この補助的な鉛シールドリング１
３０は、アンチモンを５％含んでいる。保持ハウジング
１３２は、後方のハウジング１４０の端１３６と嵌合さ
れる。保持ベルト１３８は、ハウジング１４０を保持部
材１３２に固定する。光電子増倍管１２０は、ハウジン
グ１４０内に一般的に取付けられる。

光電子増倍管１２０に電力が送られ、光電子増倍管１２
０と電気回路１６２を接続する概略的に示された電気接
続部１６０によって信号が送られる。一般の出カブラグ
手段１６４は、電源及びデータ処理装置（図示せず）と
電気回路１６２とを接続する。

心臓モニタ７０の濁りに点線で示されたセクタＡ、Ｂ、
Ｃ，Ｄ及びＥは、公知装置において鉛シールドでシール
ドされたところである。公知装置においてセクタＡ、Ｂ
、Ｃ，Ｄ及びＥの周りに鉛シールドが必要とされる理由
は、この鉛シールドがなければ、γ線１１０ｂがシンチ
レータ８２によって検出されてしまうからである。然し
乍ら、本発明では、光学窓８４が所定量の重金属１例え
ば、鉛のような材料で構成されているので、γ線１１０
ｂはシンチレータ８２の至近がら除外される６公知の装
置とは異なり、本発明では、γ線１１０ｃがシールドさ
れない、というのは、このγ線は、シンチレータ８２の
至近に入ってこのシンチレータによって検出されるよう
な方向にはないからである。換言すれば、本発明では、
コリメートされない放射線であって、その方向によって
変換されることがあるような放射線のみがシールドされ
る。コリメートされない放射線の除外は、光学窓８４、
補助的な鉛シールドリング１３０及び光ガイド９４に含
まれた鉛と、γ線をコリメートすると共にシンチレータ
８２の選択された部分をシールドする鉛シールド７４と
によって行われる。

ハウジング１４０は、この実施例では、アルミニウムで
構成される。

心臓モニタ７０の適当な寸法は、１つの実施例において
は１次の通りである。第４図の円形部分１１０の直径は
、約２．５インチであり、シンチレータ８２の厚みは、
約０．２５インチであり、モニタ７０の厚みは、約１．
８インチであり、光電子増倍管１２０及び光電子増倍管
１８２を収容する第４図の長方形部分１８０は、長さが
３．３インチで、巾が１．３インチである。これまでに
一般的に知られているように、光電子増倍管１２０．１
８２は、ミュー金属によって電磁シールドすることがで
きるが、このような電磁シールドは、第３図には特に示
してない、更に、ハウジング１４０と光電子増倍管１２
０との間隔には、スポンジや、ゴムや、その他の挿入材
料を充填してもよいし、或いは、エアギャップであって
もよい。

心臓モニタ７０は、比較的寸法が小さいので、セクタＡ
、Ｂ、Ｃ，Ｄ及びＥの周りに鉛シールドを含ませると、
装置の重量が著しく増大する。従って、本発明では、公
知のモニタより重量が約５０％軽くなる。更に、心臓モ
ニタ７０では、光学窓８４及び光ガイド９４に用いられ
る高密度のフリントガラスの屈折率ｎと、シンチレータ
８２の値ｎとがより厳密に合致するために、光検出効率
が改善される。

第５図は、電気回路１６２の電気回路図である。高電圧
（ＨＶ）が点２００に印加され、抵抗２１０を経てデカ
ップリングフィルタキャパシタ２１２の片側に送られる
。好ましくは、ＩＭΩである負荷抵抗２１４及び２１６
が各々光電子増倍管１８０及び１２０に接続される。ラ
イン２２０は、光電子増倍管１８０へ電力を供給し、カ
ップリングキャパシタ２２２へ出力信号を送る。ライン
２２４は、光電子増倍管１２０と電力及び出力信号をや
り取りし、カップリングキャパシタ２２６の片側に接続
される。光電子増倍管１２０及び１８０は、ダイノード
ＤＹＩ−８を有するものとして示されている。光電子増
倍管１２０．１８０には、ビン２．３．４，５．６，７
．８．９．１０及び１１が示されている。これらのビン
間に挿入された抵抗は、良く知られているように電圧分
割器を表わす。

カップリングキャパシタ２２２及び２２６は、高圧電源
を信号処理回路の他部分から分離し、交流信号のみをラ
イン各々２２０及び２２４へ送る。

キャパシタ２２２，２２６を通過する信号は、光子の検
出により光電子増倍管によって発生されたパルスである
。抵抗２４０．２４１．ダイオード２４２及びダイオー
ド２４４を含むリミッタ回路は、キャパシタ２２２，２
２６を増幅回路２５０に接続する。ダイオード２４２．
２４４の両側には正及び負の電圧が印加される。増幅回
路２５０は、演算増幅器２５２と、利得設定抵抗２５４
゜２５６と、抵抗２５８及びキャパシタ２６０を含むフ
ィードバック部品とを備えており、抵抗２５８及びキャ
パシタ２６０は、演算増幅器２５２０時定数を確立する
。演算増幅器２５２には、キャパシタ２６２．２６４に
おいて電圧が印加され、これらのキャパシタは、供給さ
れる正及び負の電圧をデカップリングする。カップリン
グキャパシタ２７０は、増幅回路２５０の出力を出力ビ
ン２７２へ接続し、抵抗２７４は、出力にアース電位を
維持する。一実施例において、ビン２７２に現われる出
力は、２マイクロ秒の減衰時定数を有する５０ミリボル
トのパルスである。出力端子２７２は、良く知られれて
いるように信号を更に処理するために、図示されていな
いデータ処理装置に接続される。

第６図は、本発明によって構成されたγ線カメラの断面
図である。γ線カメラ３００は、鉛のコリメータ３１０
と、鉛の前面シールド３１２とを備えている。シンチレ
ータ３１４は、円形ガスケット３１６によってコリメー
タ３１０から離間される。コリメータ３１０に対向した
シンチレータの端は、光学窓３１８に隣接しており、こ
の光学窓は、前記したように鉛ガラスで構成される。

光電子増倍管３２０．３２２．３２４．３２６及び３２
８は、シンチレータ３１４によって発生されて光学窓３
１８を経て送られた光を受は取るように配置されている
。各々の光電子増倍管は、電磁シールドで取り巻かれて
いる。１つの電磁シールド３３０が光電子増倍管３２０
を取り囲むように示されている。複数の光電子増倍管が
スポンジ又はゴムによってハウジング３４０内に支持さ
れ、その１つが、ハウジング３４０．電磁シールド３３
０及び光電子増倍管３２０の中間にあるスポンジ３３２
である。

電気回路３４２は、光電子増倍管に電力を供給し、これ
らの光電子増倍管から出力信号を受は取り、当業者に良
く知られた方法でこれを処理する。電気回路３４２から
の出力は、外部ケーブル３４４へ供給される。放射−検
出器及び心臓モニタについて上記したのと同様に、γ線
カメラ３３０は、公知装置の場合のように光電子増倍管
及び電気回路を取り巻く付加的な鉛シールドを含む必要
がない、鉛ガラスで構成された光学窓３１８は、前面シ
ールド３１２と同様に、コリメートされない放射線から
シンチレータ３１４を効果的にシールドする。

本発明は、前記した特定の実施例に限定されるものでは
なく、特許請求の範囲のみによって規定されるものとす
る。シンチレータと光電子増倍管との間に挿入された光
伝達路、光学窓及び光バンプの配置及び特定の構造は、
単なる例示に過ぎない、というのは、当業者であれば、
光を光電子増倍管に案内するための別の光伝達路を設計
できるからである０本発明によって構成された放射線検
出器に使用されるシンチレータは、高エネルギの放射線
をシンチレータからシールドするために所定量の重金属
を含む材料で作られた光学窓及び／又は光パイプをその
片側に有している。更に、本発明は、コリメートされな
い他の放射線を排除するためにコリメータに対して開い
ていないシンチレータの部分を取り巻く付加的なシール
ド手段も含むものとする０本発明の原理によって構成さ
れた装置は、シンチレータを越えて延びるような更に別
の放射線シールドが不要であるか又は所要の追加シール
ドが減少されたために、その重量、ひいては、サイズが
著しく減少された。当業者に容易に明らかな全ての変更
は、特許請求の範囲に包含されるものとする。

【図面の簡単な説明】

第１図は、公知の放射線検出器の断面図。 第２図は、本発明の放射線検出器の断面図、第３図は、
本発明により構成された歩行使用可能な心臓モニタの断
面図。 第４図は、第３図に示された歩行使用可能な心臓モニタ
の上面図、 第５図は、第３図に示さ九た歩行使用可能す心臓モニタ
の電気回路を示す回路図、そして第６図は１本発明によ
るγ線カメラの概略図である。 ２２・・・公知の放射線検出器 ２４・・・コリメータ　２８・・・シンチレータ３０・
・・光学窓　　　３４・・・光電子増倍管３８・・・電
気回路　　４０，４２・・・端子４４・・・電磁シール
ド ５ｏ・・・放射線シールド ６０・・・本発明の放射線検出器 ６４・・・光学窓　　　６６・・・コリメート部６８・
・・シールド部　５６・・・ハウジング７０・・・歩行
使用可能な心臓モニタ ７４・・・シールド　　７６・・・アイリス７８・・・
コリメータ　８ｏ・・・ガスケット８２・・・シンチレ
ータ ８４・・・光学窓　　　９４・・・光ガイド１２０・・
・光電子増倍管 ＦＩＧ、　６゜ 手続補正帯（方式） ％式％ ％ａ’ｆｌ’Ｐ！”Ｉア、□およ　　　−１、事件の表
示　　　昭和６１年特許願第５６０４７号２、発明の名
称　　　高エネルギ放射線の検出器及び検出方法３６補
正をする者 事件との関係　　出願人 名　称　　キャビンチック　インコーポレーテッド屯代
理人

Claims (8)

【特許請求の範囲】
1. （１）所定の形式の高エネルギ放射線を検出し、この検
   出した放射線を光に変換するような検出手段であって、
   第１端及び第２端を有している検出手段と、 送られた光の量に基づいて電気信号を発生し、この信号
   を出力するような信号発生手段と、上記検出手段の第１
   端に光学的に接続され、ここから上記信号発生手段に光
   を送るための光学窓手段であって、所定量の重金属を有
   する材料で構成された光学窓手段と、 上記検出手段の第２端に配置されて重金属で形成された
   コリメータであって、上記高エネルギ放射線を上記検出
   手段の第２端へ入れるための開放端を有しているような
   コリメータと、 重金属で構成され、上記検出手段の第１及び第２端を除
   く検出手段の部分に制限されてこれにわたって延びるシ
   ールド手段とを具備し、このシールド手段は、更に、上
   記光学窓の部分に制限されてこれを覆い、このシールド
   手段の長さの制限により、放射線検出器の重量が最小と
   され、そして更に、上記検出手段、上記信号発生手段、
   上記光学窓、上記コリメータ及び上記シールド手段を支
   持するハウジングを具備したことを特徴とする高エネル
   ギ放射線の検出器。
2. （２）上記シールド手段及び上記光学窓の重金属成分は
   、上記所定の形式の高エネルギ放射線を通さないもので
   ある特許請求の範囲第１項に記載の放射線検出器。
3. （３）上記重金属は、Ｐｂ、Ｂｉ、Ｕ、Ｗ及びその合金
   よりなる群から選ばれた非放射性金属である特許請求の
   範囲第１項に記載の放射線検出器。
4. （４）上記検出手段はシンチレーシヨン放射線検出器で
   あり、上記信号発生手段は光電子増倍管であり、上記光
   学的な窓は鉛ガラスで構成された光パイプである特許請
   求の範囲第１項に記載の放射線検出器。
5. （５）上記シールド手段はＰｂで構成され、上記シール
   ド手段は、上記シンチレーシヨン検出器及びこの検出器
   と光学窓との界面のみにわたって延びる特許請求の範囲
   第４項に記載の放射線検出器。
6. （６）高エネルギの放射線を検出する方法において、 放射線をコリメートし、 コリメートされた放射線を光に変換し、 この光を光学的に案内し、 この案内された光を電気信号に変換し、 コリメートされない放射線であって、その方向によって
   は変換されるであろうようなコリメートされない放射線
   を、上記光を光学的に案内する間に排除し、且つコリメ
   ートされた放射線を変換する至近位置からこのコリメー
   トされない放射線を排除することにより、このコリメー
   トされない放射一線のみをシールドするという段階を具
   備することを特徴とする方法。
7. （７）電磁放射を電磁シールドし、上記変換段階中にこ
   れを排除する特許請求の範囲第６項に記載の方法。
8. （８）上記光への変換段階はシンチレーシヨンによって
   行ない、上記電気信号への変換段階は、上記案内された
   光を光電子増倍して上記電気信号を得ることによって行
   なう特許請求の範囲第６項に記載の方法。