JPS6298284A - 陽電子放射断層放射線カメラ - Google Patents
陽電子放射断層放射線カメラInfo
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- JPS6298284A JPS6298284A JP61196983A JP19698386A JPS6298284A JP S6298284 A JPS6298284 A JP S6298284A JP 61196983 A JP61196983 A JP 61196983A JP 19698386 A JP19698386 A JP 19698386A JP S6298284 A JPS6298284 A JP S6298284A
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
-
- 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
- G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
- G01T1/164—Scintigraphy
- G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
- G01T1/1644—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using an array of optically separate scintillation elements permitting direct location of scintillations
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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。
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
この発明は陽電子放射断層放射線カメラに関する。
従来の技術
生物体中における生化学的作用を評価するための陽電子
放射断層放射線カメラ（以下陽゛准子カメラという）の
価値および人体の臨床診断に対する陽電子カメラの有用
性はよく知られている。
放射断層放射線カメラ（以下陽゛准子カメラという）の
価値および人体の臨床診断に対する陽電子カメラの有用
性はよく知られている。
発明が解決しようとする問題点
この発明の目的は、陽電子カメラにおいてその検出器に
つき良好な解像力、撮像面の数の増大、良好なデータサ
ンプリング、光電子増倍管の数の低減、シンチレーショ
ンクリスタルのサイズの減少とこれに伴う価格の低減な
ど種々の改良がなされたものを提供するにある。
つき良好な解像力、撮像面の数の増大、良好なデータサ
ンプリング、光電子増倍管の数の低減、シンチレーショ
ンクリスタルのサイズの減少とこれに伴う価格の低減な
ど種々の改良がなされたものを提供するにある。
この発明の他の目的は、クリスタルの長さをクリスタル
列の数で割った分だけクリスタルをずらしたものを提供
するにある。
列の数で割った分だけクリスタルをずらしたものを提供
するにある。
この発明のさらに他の目的は、患者用区域を介して対向
するクリスタル列を互いに９０度回転させて配置して同
時検出型検出器のサンプリングを改善したものを提供す
るにある。
するクリスタル列を互いに９０度回転させて配置して同
時検出型検出器のサンプリングを改善したものを提供す
るにある。
この発明のさらに他の目的は、各クリスタル列を隣接ク
リスタル列に対して同量だけずらしたものを提供するに
ある。
リスタル列に対して同量だけずらしたものを提供するに
ある。
この発明のさらに他の目的は、１つ置きのクリスタル列
を、隣接のクリスタル列に対して隣接のクリスタル列の
偏位方向と反対の方向にずらしたものを提供するにある
。
を、隣接のクリスタル列に対して隣接のクリスタル列の
偏位方向と反対の方向にずらしたものを提供するにある
。
この発明のさらに他の目的は、隣接の光電子増倍管にわ
たって延びる少なくとも３つのシンチレーションクリス
タル列を各光電子増倍管上に配置したものを提供するに
ある。
たって延びる少なくとも３つのシンチレーションクリス
タル列を各光電子増倍管上に配置したものを提供するに
ある。
問題点を解決するための手段
この発明のｖＪＪＩ′！Ｔ１子カメラは患者用区域の周
囲を横に並んで囲むリング状または平面状の複数の検出
面を有する。各検出面には、患者用区域に指向して患者
からの放射線を検出する複数個のシンチレーション検出
器が配設され、各検出面が患者用区域を通る断層を決め
、隣接する検出面間には患者用区域を通る中間断層が定
められる。この発明の１つの特徴は、シンチレーション
検出器が光電子増倍管を有し、隣接の光電子増倍管にわ
たって延びる少なくとも２つのシンチレーションクリス
タル列を各光電子増倍管上に配置して患者からの放射線
を検出し、検出した放射線を光電子増倍管によって電気
パルスに変換し、各光電子増倍管が全クリスタル列に応
答するよう改良がなされた検出器にある。各光電子増倍
管上で各クリスタル列を残りのクリスタル列に対してず
らし、各光電子増倍管上で各クリスタル列のクリスタル
の面積を残りのクリスタル列のクリスタルの面積と異な
らせて、どのクリスタルが作動しているかを検出すると
共に検出される中間断層の数を増す。
囲を横に並んで囲むリング状または平面状の複数の検出
面を有する。各検出面には、患者用区域に指向して患者
からの放射線を検出する複数個のシンチレーション検出
器が配設され、各検出面が患者用区域を通る断層を決め
、隣接する検出面間には患者用区域を通る中間断層が定
められる。この発明の１つの特徴は、シンチレーション
検出器が光電子増倍管を有し、隣接の光電子増倍管にわ
たって延びる少なくとも２つのシンチレーションクリス
タル列を各光電子増倍管上に配置して患者からの放射線
を検出し、検出した放射線を光電子増倍管によって電気
パルスに変換し、各光電子増倍管が全クリスタル列に応
答するよう改良がなされた検出器にある。各光電子増倍
管上で各クリスタル列を残りのクリスタル列に対してず
らし、各光電子増倍管上で各クリスタル列のクリスタル
の面積を残りのクリスタル列のクリスタルの面積と異な
らせて、どのクリスタルが作動しているかを検出すると
共に検出される中間断層の数を増す。
実施例
以下、実施例にもとづきこの発明の詳細な説明する。
第１図には、支持部材１２および複数個の検出面をもつ
陽電子カメラが示され、便宜上この図面では、検出面は
３列の検出器リング１４として示しであるが、リング状
ではなく対向平面状とすることもできる。平面状検出器
の場合は、患者用区域を形成する患者収容開口部Ｉ６を
介して平面状検出器を対向配置して患者からの放射線を
検出する。開口部１６には、患者を支持するための患者
用ベット１８が配置され、数個所から人体または鉛管を
走査できるようにベッド１８は傾斜もしくは回転自在に
なっている。支持部材１２を動揺させれば走査方向を種
々と変えることができる。人体へ照射されたルビジウム
８２のような放射線は、上記検出器により検出される。
陽電子カメラが示され、便宜上この図面では、検出面は
３列の検出器リング１４として示しであるが、リング状
ではなく対向平面状とすることもできる。平面状検出器
の場合は、患者用区域を形成する患者収容開口部Ｉ６を
介して平面状検出器を対向配置して患者からの放射線を
検出する。開口部１６には、患者を支持するための患者
用ベット１８が配置され、数個所から人体または鉛管を
走査できるようにベッド１８は傾斜もしくは回転自在に
なっている。支持部材１２を動揺させれば走査方向を種
々と変えることができる。人体へ照射されたルビジウム
８２のような放射線は、上記検出器により検出される。
次に、第２図、第３図に典型的な陽電子カメラが示され
、このカメラは、被走査対象である患者を挿入するため
の開口部１６と、開口部１６における放射線を検出する
ため、開口部１６のまわりに配置された各検出面１４の
複数の検出器２２とをもっている。典型的には、各検出
器２２は光電子増倍管３８と、シンチレーションクリス
タル４０と、隔壁３２とを有している。クリスタル４０
は検出された放射線を光に変換し、この光は光′重子増
倍管３８に伝達されて電気パルスに変換される。
、このカメラは、被走査対象である患者を挿入するため
の開口部１６と、開口部１６における放射線を検出する
ため、開口部１６のまわりに配置された各検出面１４の
複数の検出器２２とをもっている。典型的には、各検出
器２２は光電子増倍管３８と、シンチレーションクリス
タル４０と、隔壁３２とを有している。クリスタル４０
は検出された放射線を光に変換し、この光は光′重子増
倍管３８に伝達されて電気パルスに変換される。
一般に、１個の増倍管３８に１個のクリスタル４０が接
続される。従来のカメラは、３列の検出面における検出
器２２をもち、各検出器２２は１個のクリスタル４０を
もつ光電子増倍管３８を有する。
続される。従来のカメラは、３列の検出面における検出
器２２をもち、各検出器２２は１個のクリスタル４０を
もつ光電子増倍管３８を有する。
このような怜通のカメラは、患者の身体を通して全部で
５つの断層像を提供する。すなわち、互いに向き合った
検出器２２は、直通断層７Ｉ２２個。
５つの断層像を提供する。すなわち、互いに向き合った
検出器２２は、直通断層７Ｉ２２個。
４６を提供する。直通断層間の断層は中間断層４８゜５
０として検出され、これらは合成されて単一の中間断層
５２を提供する。同様に、中間断層５４゜５６は、合成
されて中間断層５８を提供する。このように、従来のカ
メラは検出器の列数の２倍から１を減した数に等しい数
の断層を提供する。
０として検出され、これらは合成されて単一の中間断層
５２を提供する。同様に、中間断層５４゜５６は、合成
されて中間断層５８を提供する。このように、従来のカ
メラは検出器の列数の２倍から１を減した数に等しい数
の断層を提供する。
陽電子カメラにおけるさらに高い解像力を得るために、
検出器は一層小型に造られたが、検出器の数とサイズに
は限度がある。この発明の１つの特徴によれば、２つ以
上のシンチレーションクリスタルが１つの光電子増倍管
に配分される。これにより、配設されたクリスタルの識
別が容易になるばかりでなく、像面の数が増加し、検出
器のサイズが一層小型化されて解像力はほぼ２倍もしく
はそれ以」二に改善され、しかも従来型のものに比して
光電子増倍管の総数が半分もしくはそれ以下になるので
、カメラの価格は低減する。
検出器は一層小型に造られたが、検出器の数とサイズに
は限度がある。この発明の１つの特徴によれば、２つ以
上のシンチレーションクリスタルが１つの光電子増倍管
に配分される。これにより、配設されたクリスタルの識
別が容易になるばかりでなく、像面の数が増加し、検出
器のサイズが一層小型化されて解像力はほぼ２倍もしく
はそれ以」二に改善され、しかも従来型のものに比して
光電子増倍管の総数が半分もしくはそれ以下になるので
、カメラの価格は低減する。
すなわち、第６図、第７図において１図示の光電子増倍
管６０．６２．６４は、カメラ１０の平行な各検出面１
４に配設されている。第１図１３示すように、患者収容
開口部１６の長手軸を直交する面内に各検出器リング１
４を配置するか、開口部１６を介して対向する検出器平
面１５．１７内に各平面状検出器を配置する。さらに、
任意の適当なりリスタルを使用できる複数のシンチレー
ションクリスタルが増倍管６０．６２．６４の内周縁に
配置されている。患者からの放射線はクリスタルにより
光に変換され、光電子増倍管はこの光を電気パルスに変
換する。これらのクリスタルは、光電子増倍管６０．６
２．６４に対応して配置され、これにより各増倍管は２
つ以上のクリスタルに応答する。よって、クリスタル１
，２．３は、光電子増倍管６０．６２．６４によっての
み見られる。
管６０．６２．６４は、カメラ１０の平行な各検出面１
４に配設されている。第１図１３示すように、患者収容
開口部１６の長手軸を直交する面内に各検出器リング１
４を配置するか、開口部１６を介して対向する検出器平
面１５．１７内に各平面状検出器を配置する。さらに、
任意の適当なりリスタルを使用できる複数のシンチレー
ションクリスタルが増倍管６０．６２．６４の内周縁に
配置されている。患者からの放射線はクリスタルにより
光に変換され、光電子増倍管はこの光を電気パルスに変
換する。これらのクリスタルは、光電子増倍管６０．６
２．６４に対応して配置され、これにより各増倍管は２
つ以上のクリスタルに応答する。よって、クリスタル１
，２．３は、光電子増倍管６０．６２．６４によっての
み見られる。
クリスタル１，２．３は各検出面１４内の各光電子増倍
管の半部たとえば上半部を覆う。しかし、光電子増倍管
６０．６２に隣接するクリスタル４は両増倍管によって
見られ、同様にクリスタル５は増倍管６２．６４によっ
て見られる。このように構成することによって、クリス
タルの識別が容易しこ実施される。すなわち、もしクリ
スタル１が作動すると、光電子増倍管６０のみが応答す
る。
管の半部たとえば上半部を覆う。しかし、光電子増倍管
６０．６２に隣接するクリスタル４は両増倍管によって
見られ、同様にクリスタル５は増倍管６２．６４によっ
て見られる。このように構成することによって、クリス
タルの識別が容易しこ実施される。すなわち、もしクリ
スタル１が作動すると、光電子増倍管６０のみが応答す
る。
同様にもしクリスタル２が作動すると、光電子増倍管６
２のみが応答し、またクリスタル３が作動すると、光電
子増倍管６４のみが応答する。しかし、もし光電子増倍
管６０．６２が共に応答すると、これはクリスタル４の
作動による。同様にクリスタル５が作動すると、光電子
増倍管６２゜６４が同時に応答する。このようにするこ
とにより、クリスタル１，２，３，４．５のサイズを。
２のみが応答し、またクリスタル３が作動すると、光電
子増倍管６４のみが応答する。しかし、もし光電子増倍
管６０．６２が共に応答すると、これはクリスタル４の
作動による。同様にクリスタル５が作動すると、光電子
増倍管６２゜６４が同時に応答する。このようにするこ
とにより、クリスタル１，２，３，４．５のサイズを。
普通のもののように１つのクリスタルが光電子増倍管の
全面をおおうクリスタルのサイズの半分に小さくできる
ので、解像力が向丘する。この構造および方法によれば
、クリスタルを検出するためにほぼ１／２程度の少数の
増倍管を必要とするにすぎない。このような小サイズの
クリスタルは、大サイズのクリスタルよりも廉価である
ので価格が低減される。さらに、断層方向における高分
解能のデータサンプリングが提供される。
全面をおおうクリスタルのサイズの半分に小さくできる
ので、解像力が向丘する。この構造および方法によれば
、クリスタルを検出するためにほぼ１／２程度の少数の
増倍管を必要とするにすぎない。このような小サイズの
クリスタルは、大サイズのクリスタルよりも廉価である
ので価格が低減される。さらに、断層方向における高分
解能のデータサンプリングが提供される。
光電子増倍管に対するこのクリスタル配置の他の重要な
特徴は、第２列クリスタル４，５に対して第１列クリス
タル１，２．３をずらすことによって、データのサンプ
リングが高分解能となるので、像の数が増大するという
ことである。第２図、第３図に示すように、従来の３列
検出器は３つの直通断層と有効な２つの中間断層を提供
する。しかし、第４図乃至第７図から明らかなように、
この発明の装置ではクリスタル１，２．３に対してクリ
スタル４，５が偏位されているので、５つの直通断層と
有効な４−）の中間断層からなる９つの断層が提供さ才
しる。
特徴は、第２列クリスタル４，５に対して第１列クリス
タル１，２．３をずらすことによって、データのサンプ
リングが高分解能となるので、像の数が増大するという
ことである。第２図、第３図に示すように、従来の３列
検出器は３つの直通断層と有効な２つの中間断層を提供
する。しかし、第４図乃至第７図から明らかなように、
この発明の装置ではクリスタル１，２．３に対してクリ
スタル４，５が偏位されているので、５つの直通断層と
有効な４−）の中間断層からなる９つの断層が提供さ才
しる。
直通断層は７０で示され、有効中間断層は７２で示され
ている。
ている。
次に第８図に示す他の平面状検出器または検出器リンク
１４Ｃは、それぞれ光電子増倍管６０Ｃ１６２Ｇ 、
６４Ｃ、１３５Ｃを有し、これらは３つのクリスタル列
に応答する。クリスタルはＩＣ，２Ｃ。
１４Ｃは、それぞれ光電子増倍管６０Ｃ１６２Ｇ 、
６４Ｃ、１３５Ｃを有し、これらは３つのクリスタル列
に応答する。クリスタルはＩＣ，２Ｃ。
３Ｃ，４Ｃ，５Ｃ，６Ｃ，７Ｃ，８Ｃ，９Ｃ。
１０Ｇであり、これらは検出器リング１４ｃを横切る水
平な列を形成して配置される。所望により、これらのク
リスタルを複数の検出リンク１４ｃにわたって配置せず
に、各検出器リング１４Ｃのそれぞれのまわりにのみ延
在するように配置することができる。すなわち、図示の
ように水平方向に配置せずに、垂直方向に配置できる。
平な列を形成して配置される。所望により、これらのク
リスタルを複数の検出リンク１４ｃにわたって配置せず
に、各検出器リング１４Ｃのそれぞれのまわりにのみ延
在するように配置することができる。すなわち、図示の
ように水平方向に配置せずに、垂直方向に配置できる。
よって、クリスタルＩＣは光電子増倍管６０Ｇのみから
の信号によって認識される。クリスタル５Ｃは、光電子
増倍管６０Ｃからの信号よりも大きい光電子増倍管６２
Ｃの信号によって認識される。
の信号によって認識される。クリスタル５Ｃは、光電子
増倍管６０Ｃからの信号よりも大きい光電子増倍管６２
Ｃの信号によって認識される。
同様に、クリスタル８Ｃは、光電子増倍管６２Ｃからの
信号よりも大きい光電子増倍管６０Ｃからの信号によっ
て認識される。他のクリスタルについての認識も同様に
して行なわれる。
信号よりも大きい光電子増倍管６０Ｃからの信号によっ
て認識される。他のクリスタルについての認識も同様に
して行なわれる。
光電子増倍管の分担によって、第８図の実施例は高い解
像力、像内における一層効果的なサンプリングおよび低
価格という利点をもっている。
像力、像内における一層効果的なサンプリングおよび低
価格という利点をもっている。
前述の実施例においては、光電子増倍管上に配置した複
数個のシンチレーションクリスタルを用い、各光電子増
倍管が２つ以上のクリスタルに応答するようにクリスタ
ルを光電子増倍管上に配設している。各光電子増倍管上
の各クリスタル列は他のクリスタル列に対して偏位して
いて、１つのクリスタル列での光電子増倍管上のクリス
タル面積は、他のクリスタル列での当該光電子増倍管上
のクリスタル面積と異なるので、どのクリスタルが作動
したかを検出できると共に一層多くの中間断層を検出で
きる。クリスタルの長さをクリスタル列数で割った分だ
けクリスタル列をずらすとよい。そこで、第１図乃至第
７図では、１つのクリスタルの長さの半分に相当する距
離だけ、クリスタル１，２．３を有する列を、クリスタ
ル４，５を有する列に対してずらしている。また、３つ
のクリスタル列を有する第８図の実施例では、クリスタ
ルの長さの１／３に相当する距離だけクリスタル列を互
いにずらしている。図面では、複数個のクリスタル列の
合計幅が光電子増倍管の幅と等しいが、クリスタル列と
光電子増倍管との間に光ガイドを設ければ、図示のもの
より小径の光電子増倍管あるいは大径の光電子増倍管を
用いることができる。この場合は、クリスタル列の合計
幅を光電子増倍管の幅より小さくも大きくもできる。
数個のシンチレーションクリスタルを用い、各光電子増
倍管が２つ以上のクリスタルに応答するようにクリスタ
ルを光電子増倍管上に配設している。各光電子増倍管上
の各クリスタル列は他のクリスタル列に対して偏位して
いて、１つのクリスタル列での光電子増倍管上のクリス
タル面積は、他のクリスタル列での当該光電子増倍管上
のクリスタル面積と異なるので、どのクリスタルが作動
したかを検出できると共に一層多くの中間断層を検出で
きる。クリスタルの長さをクリスタル列数で割った分だ
けクリスタル列をずらすとよい。そこで、第１図乃至第
７図では、１つのクリスタルの長さの半分に相当する距
離だけ、クリスタル１，２．３を有する列を、クリスタ
ル４，５を有する列に対してずらしている。また、３つ
のクリスタル列を有する第８図の実施例では、クリスタ
ルの長さの１／３に相当する距離だけクリスタル列を互
いにずらしている。図面では、複数個のクリスタル列の
合計幅が光電子増倍管の幅と等しいが、クリスタル列と
光電子増倍管との間に光ガイドを設ければ、図示のもの
より小径の光電子増倍管あるいは大径の光電子増倍管を
用いることができる。この場合は、クリスタル列の合計
幅を光電子増倍管の幅より小さくも大きくもできる。
次に４つ以上のクリスタル列を用いてクリスタル列を相
互にずらした種々の実施例について説明する。第９図で
は、光電子増倍管として方形または円形の光ガイドをも
つ方形または円形の光電子増倍管が用いられ、１つのク
リスタルの長さの１／４だけ、クリスタル列８０，８２
，８４．８６を４：１１互にずらしである。そして、隣
接するクリスタル列に対する各クリスタル列８０，８２
．８４．８６のずれは１つのクリスタルの長さの１７４
である。
互にずらした種々の実施例について説明する。第９図で
は、光電子増倍管として方形または円形の光ガイドをも
つ方形または円形の光電子増倍管が用いられ、１つのク
リスタルの長さの１／４だけ、クリスタル列８０，８２
，８４．８６を４：１１互にずらしである。そして、隣
接するクリスタル列に対する各クリスタル列８０，８２
．８４．８６のずれは１つのクリスタルの長さの１７４
である。
第１０図は４つのクリスタル列の他の実施例を示す。第
９図のものと同様に、１つのクリスタルの長さの１７４
に相当する距離だけクリスタル列９０、９２．９４．９
６を相互にずらして、放射線を検出しているクリスタル
を認識すると共に中間断層の数を増している。しかし、
第１０図のものは第９図のものよりも良好なサンプリン
グを実現する。第１０図では、第９図と異なり、クリス
タル列９０と、これから１つ置いたクリスタル列９４と
が、隣接のクリスタル列９２．９６に対して、これらク
リスタル列９２．９６の偏位方向とは反対方向に偏位し
ている。
９図のものと同様に、１つのクリスタルの長さの１７４
に相当する距離だけクリスタル列９０、９２．９４．９
６を相互にずらして、放射線を検出しているクリスタル
を認識すると共に中間断層の数を増している。しかし、
第１０図のものは第９図のものよりも良好なサンプリン
グを実現する。第１０図では、第９図と異なり、クリス
タル列９０と、これから１つ置いたクリスタル列９４と
が、隣接のクリスタル列９２．９６に対して、これらク
リスタル列９２．９６の偏位方向とは反対方向に偏位し
ている。
同様に、第１１図、第１２図の他の実施例では、６つの
クリスタル列が複数個の光電子増倍管にわたって配設さ
れている。第１１図では、光電子増倍管６０ｆ、 ６２
ｆ、 ６４ｆは方形端部を有し、６つのクリスタル列１
００．１０２．１０４．１０６．１０８．１１０が光電
子増倍管６０ｆ 、 ６２ｆ 、 ６４ｆにわたって配
設され、各光電子増倍管はすべてのクリスタル列に応答
する。また、１つのクリスタルの長さの１７６だけ、隣
接のクリスタル列に対して各クリスタル列がずれている
。同様に、第１２図でも６つのクリスタル列１０８．１
１０．１１２．１１４．１１６゜１１８が光電子増倍管
６０．、、６２ｇ、 ６４ｇにわたって配設され、１つ
のクリスタルの長さの１７６に相当する距離だけ偏位し
ている。しかし、第１２図では第１Ｉ図のように隣接の
クリスタル列に対して各クリスタル列を１／６相当の距
離だけすらさずに、１つ置きのクリスタル列１０８．１
１．２．１１６を、隣接のクリスタル列１１０．１１４
．１１８に対してこれらクリスタル列の偏位方向とは反
対方向にずらして、第１１図のものより良好なサンプリ
ングを実現している。
クリスタル列が複数個の光電子増倍管にわたって配設さ
れている。第１１図では、光電子増倍管６０ｆ、 ６２
ｆ、 ６４ｆは方形端部を有し、６つのクリスタル列１
００．１０２．１０４．１０６．１０８．１１０が光電
子増倍管６０ｆ 、 ６２ｆ 、 ６４ｆにわたって配
設され、各光電子増倍管はすべてのクリスタル列に応答
する。また、１つのクリスタルの長さの１７６だけ、隣
接のクリスタル列に対して各クリスタル列がずれている
。同様に、第１２図でも６つのクリスタル列１０８．１
１０．１１２．１１４．１１６゜１１８が光電子増倍管
６０．、、６２ｇ、 ６４ｇにわたって配設され、１つ
のクリスタルの長さの１７６に相当する距離だけ偏位し
ている。しかし、第１２図では第１Ｉ図のように隣接の
クリスタル列に対して各クリスタル列を１／６相当の距
離だけすらさずに、１つ置きのクリスタル列１０８．１
１．２．１１６を、隣接のクリスタル列１１０．１１４
．１１８に対してこれらクリスタル列の偏位方向とは反
対方向にずらして、第１１図のものより良好なサンプリ
ングを実現している。
１苛述のどの実施例においても、複数個のクリスタル列
が水平方向に延びていたが、全てのクリスタル列を９０
度回転して垂直方向に延ばして一層薄い断層、一層高い
中間断層解像力および一層良好なサンプリングを提供で
きる。
が水平方向に延びていたが、全てのクリスタル列を９０
度回転して垂直方向に延ばして一層薄い断層、一層高い
中間断層解像力および一層良好なサンプリングを提供で
きる。
次に、第１３図では、第６図の検出器平面１５゜１７と
同様に、患者収容開口部１６を介して対向する検出器平
面１２０．１２２に平面状検出器を配置する。第６図の
平面状検出器では対向する検出器平面でのクリスタル列
を同一方向にずらしてサンプリングを改善し、検出器の
価格を低減している。しかし、第１３図においては、一
方の検出器平面たとえば検出器平面１２０でのクリスタ
ル列を垂直方向にずらし、他方の検出器平面１２２での
クリスタル列を水平方向にずらしている。
同様に、患者収容開口部１６を介して対向する検出器平
面１２０．１２２に平面状検出器を配置する。第６図の
平面状検出器では対向する検出器平面でのクリスタル列
を同一方向にずらしてサンプリングを改善し、検出器の
価格を低減している。しかし、第１３図においては、一
方の検出器平面たとえば検出器平面１２０でのクリスタ
ル列を垂直方向にずらし、他方の検出器平面１２２での
クリスタル列を水平方向にずらしている。
したがって、対向する平面状検出器は互いに９０度回転
した配置となっている。この構成によると、同時検出型
検出器のサンプリングが改善される。
した配置となっている。この構成によると、同時検出型
検出器のサンプリングが改善される。
すなわち、各検出器平面１２０．１２２に複数個の光電
子増倍管６（ｌｈ、 ６２ｈ、６４ｈが配設され、これ
ら光電子増倍管はそれぞれ検出面１４ｈ、１４ｉ、１４
ｊに配置されている。光電子増倍管６０ｈは開口部１６
を通る第１断層を検出し、光電子増倍管６２ｈは第２断
層を検出し、光電子増倍管６４ｈは第３断層を検出する
。この実施例では、第４図乃至第７図の実施例と同様に
、各光電子増倍管に２つのクリスタル列を配置し、互い
に偏位させている。もちろん、クリスタル列の数は２個
でなくてもよい。一方の検出器平面１２０で、クリスタ
ル列は垂直方向にずれている。つまり、２つのクリスタ
ル列１２４．１２６が各光電子増倍管６０ｈ。
子増倍管６（ｌｈ、 ６２ｈ、６４ｈが配設され、これ
ら光電子増倍管はそれぞれ検出面１４ｈ、１４ｉ、１４
ｊに配置されている。光電子増倍管６０ｈは開口部１６
を通る第１断層を検出し、光電子増倍管６２ｈは第２断
層を検出し、光電子増倍管６４ｈは第３断層を検出する
。この実施例では、第４図乃至第７図の実施例と同様に
、各光電子増倍管に２つのクリスタル列を配置し、互い
に偏位させている。もちろん、クリスタル列の数は２個
でなくてもよい。一方の検出器平面１２０で、クリスタ
ル列は垂直方向にずれている。つまり、２つのクリスタ
ル列１２４．１２６が各光電子増倍管６０ｈ。
６２ｈ、６４ｈの上で垂直に延び、１つのクリスタルの
長さの半分に相当する距離だけ、隣接するクリスタル列
が互いに偏位している。他方の検出器平面１２２では、
クリスタル列１２８，１３０が光電子増倍管６０ｈ 、
６２ｈ 、 ６４ｈにわたって水平に延び、１つのク
リスタルの長さの半分に相当する距離だけ互いに偏位し
ている。
長さの半分に相当する距離だけ、隣接するクリスタル列
が互いに偏位している。他方の検出器平面１２２では、
クリスタル列１２８，１３０が光電子増倍管６０ｈ 、
６２ｈ 、 ６４ｈにわたって水平に延び、１つのク
リスタルの長さの半分に相当する距離だけ互いに偏位し
ている。
ゆえに、この発明は既述の諸口的を達成し。
かつ他の本来の利点を得るのに適している。この発明の
」二記の実施例は説明のために用いたものであり、その
端造および諸部品の配置の詳細にわたる数多くの変形が
、この発明の特許請求の範囲内で当業者によって実施で
きる。
」二記の実施例は説明のために用いたものであり、その
端造および諸部品の配置の詳細にわたる数多くの変形が
、この発明の特許請求の範囲内で当業者によって実施で
きる。
第１図はこの発明が適用される陽電子カメラの一例を示
す斜視図、第２図は従来の陽電子カメラでの断層および
中間断層の撮像を説明するための正面図、第３図は第２
図矢印３−３の方向に見た図、第４図は従来よりも多数
の断層および中間断層を撮像できるこの発明の陽電子カ
メラを示す正面図、第５図は第４図の矢印５−５の方向
に見た図、第６図はこの発明による断層および［１月Ｉ
ＪＩ断層の撮像を説明するための斜視図、第７図は第６
図の矢印７−７の方向に見た図、第８図はこの発明の他
の実施例を示す図、第９図乃至第１２図はこの発明のさ
らに他の実施例を示す図、第１３図はこの発明の同時検
出型検出器を説明するための図である。
す斜視図、第２図は従来の陽電子カメラでの断層および
中間断層の撮像を説明するための正面図、第３図は第２
図矢印３−３の方向に見た図、第４図は従来よりも多数
の断層および中間断層を撮像できるこの発明の陽電子カ
メラを示す正面図、第５図は第４図の矢印５−５の方向
に見た図、第６図はこの発明による断層および［１月Ｉ
ＪＩ断層の撮像を説明するための斜視図、第７図は第６
図の矢印７−７の方向に見た図、第８図はこの発明の他
の実施例を示す図、第９図乃至第１２図はこの発明のさ
らに他の実施例を示す図、第１３図はこの発明の同時検
出型検出器を説明するための図である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、患者用区域の周囲を横に並んで囲む複数個の検出面
のそれぞれに配設され、患者用区域に指向して患者から
の放射線を検出する複数個のシンチレーション検出器を
備え、各検出面が患者用区域を通る断層を決め、隣接す
る検出面間には患者用区域を通る中間断層が定められて
いる陽電子放射断層放射線カメラにおいて、シンチレー
ション検出器は光電子増倍管を有し、各検出面の各光電
子増倍管上に少なくとも３個のシンチレーションクリス
タルを配置して患者からの放射線を検出し、検出した放
射線を光電子増倍管によって電気パルスに変換し、各光
電子増倍管がその上の全クリスタルに応答し、各光電子
増倍管上の複数個のクリスタルを互いにずらし、各光電
子増倍管上で相互にずらした各クリスタルの面積を互い
に異ならせて、どのクリスタルが作動しているかを検出
すると共に検出される中間断層の数を増大したことを特
徴とする陽電子放射断層放射線カメラ。 ２、特許請求の範囲第１項において、クリスタルの長さ
をクリスタル列の数で割った分だけクリスタルをずらし
ている陽電子放射断層放射線カメラ。 ３、患者用区域の周囲を横に並んで囲む複数個の検出面
のそれぞれに配設され、患者用区域に指向して患者から
の放射線を検出する複数個のシンチレーション検出器を
備え、各検出面が患者用区域を通る断層を決め、隣接す
る検出面間には患者用区域を通る中間断層が定められて
いる陽電子放射断層放射線カメラにおいて、シンチレー
ション検出器は光電子増倍管を有し、隣接の光電子増倍
管にわたって延びる少なくとも３つのシンチレーション
クリスタル列を各光電子増倍管上に配置して患者からの
放射線を検出し、検出した放射線を光電子増倍管によっ
て電気パルスに変換し、各光電子増倍管が全クリスタル
列に応答し、各光電子増倍管上で各クリスタル列を残り
のクリスタル列に対してずらし、各光電子増倍管上で各
クリスタル列のクリスタルの面積を残りのクリスタル列
のクリスタルの面積と異ならせて、どのクリスタルが作
動しているかを検出すると共に検出される中間断層の数
を増大し、クリスタルの長さをクリスタル列の数で割っ
た分だけクリスタル列を相互にずらしたことを特徴とす
る陽電子放射断層放射線カメラ。 ４、特許請求の範囲第３項において、各クリスタル列を
隣接クリスタル列に対して同量だけずらしている陽電子
放射断層放射線カメラ。 ５、特許請求の範囲第３項において、１つ置きのクリス
タル列を、隣接のクリスタル列に対して隣接のクリスタ
ル列の偏位方向と反対の方向にずらしている陽電子放射
断層放射線カメラ。 ６、患者用区域の周囲を横に並んで囲む複数個の検出面
のそれぞれに配設され、患者用区域に指向して患者から
の放射線を検出する複数個のシンチレーション検出器を
備え、各検出面が患者用区域を通る断層を決め、隣接す
る検出面間には患者用区域を通る中間断層が定められて
いる陽電子放射断層放射線カメラにおいて、シンチレー
ション検出器は光電子増倍管を有し、隣接の光電子増倍
管にわたって延びる少なくとも２つのシンチレーション
クリスタル列を各光電子増倍管上に配置して患者からの
放射線を検出し、検出した放射線を光電子増倍管によっ
て電気パルスに変換し、各光電子増倍管が全クリスタル
列に応答し、各光電子増倍管上で各クリスタル列を残り
のクリスタル列に対してずらし、各光電子増倍管上で各
クリスタル列のクリスタルの面積を残りのクリスタル列
のクリスタルの面積と異ならせて、どのクリスタルが作
動しているかを検出すると共に検出される中間断層の数
を増大し、患者用区域を介して対向するクリスタル列を
互いに９０度回転させて配置したことを特徴とする陽電
子放射断層放射線カメラ。 ７、患者用区域の周囲を横に並んで囲む複数個の検出面
のそれぞれに配設され、患者用区域に指向して患者から
の放射線を検出する複数個のシンチレーション検出器を
備え、各検出面が患者用区域を通る断層を決め、隣接す
る検出面間には患者用区域を通る中間断層が定められて
いる陽電子放射断層放射線カメラにおいて、シンチレー
ション検出器は光電子増倍管を有し、隣接の光電子増倍
管にわたって延びる少なくとも２つのシンチレーション
クリスタル列を各光電子増倍管上に配置して患者からの
放射線を検出し、検出した放射線を光電子増倍管によっ
て電気パルスに変換し、各光電子増倍管が２つ以上のク
リスタル列に応答し、各光電子増倍管上で各クリスタル
列を残りのクリスタル列に対してずらし、各光電子増倍
管上で各クリスタル列のクリスタルの面積を残りのクリ
スタル列のクリスタルの面積と異ならせて、どのクリス
タルが作動しているかを検出すると共に検出される中間
断層の数を増大し、クリスタルの長さをクリスタル列の
数で割った分だけクリスタル列を相互にずらしたことを
特徴とする陽電子放射断層放射線カメラ。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US768906 | 1985-08-23 | ||
| US06/768,906 US4642464A (en) | 1984-05-24 | 1985-08-23 | Positron emission tomography camera |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6298284A true JPS6298284A (ja) | 1987-05-07 |
Family
ID=25083836
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61196983A Pending JPS6298284A (ja) | 1985-08-23 | 1986-08-22 | 陽電子放射断層放射線カメラ |
Country Status (12)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4642464A (ja) |
| EP (1) | EP0212631B1 (ja) |
| JP (1) | JPS6298284A (ja) |
| KR (1) | KR870002477A (ja) |
| AT (1) | ATE47918T1 (ja) |
| AU (1) | AU581774B2 (ja) |
| BR (1) | BR8603991A (ja) |
| CA (1) | CA1270343A (ja) |
| DE (1) | DE3666878D1 (ja) |
| GB (1) | GB2179830B (ja) |
| SU (1) | SU1716947A3 (ja) |
| ZA (1) | ZA866408B (ja) |
Cited By (2)
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|---|---|---|---|---|
| JPH06124084A (ja) * | 1992-01-06 | 1994-05-06 | Yamaha Corp | 自動アンサンブル装置 |
| JP2012088306A (ja) * | 2010-10-19 | 2012-05-10 | Toshiba Corp | Ｐｅｔ検出器モジュール、放射線検出器、ｐｅｔスキャナシステム、信号処理方法、及び放射線検出器モジュールの製造方法 |
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| JPH065290B2 (ja) * | 1986-09-18 | 1994-01-19 | 浜松ホトニクス株式会社 | ポジトロンｃｔ装置 |
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| KR100917930B1 (ko) | 2007-12-03 | 2009-09-21 | 미끼꼬 이또우 | 다층 구조의 섬광 검출기 및 이를 이용한 양전자방출단층촬영장치 |
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| CN109152928B (zh) | 2016-03-09 | 2021-05-28 | 反射医疗公司 | 用于计算辐射治疗的注量图的方法和系统 |
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| WO2018093849A1 (en) | 2016-11-15 | 2018-05-24 | Reflexion Medical, Inc. | Methods for radiation delivery in emission-guided radiotherapy |
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| CN117085263A (zh) | 2017-08-09 | 2023-11-21 | 反射医疗公司 | 用于发射引导放射治疗中的故障检测的系统和方法 |
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-
1985
- 1985-08-23 US US06/768,906 patent/US4642464A/en not_active Expired - Lifetime
-
1986
- 1986-08-08 AU AU61014/86A patent/AU581774B2/en not_active Ceased
- 1986-08-08 CA CA000515595A patent/CA1270343A/en not_active Expired - Fee Related
- 1986-08-14 GB GB8619837A patent/GB2179830B/en not_active Expired
- 1986-08-20 EP EP86111526A patent/EP0212631B1/en not_active Expired
- 1986-08-20 AT AT86111526T patent/ATE47918T1/de not_active IP Right Cessation
- 1986-08-20 DE DE8686111526T patent/DE3666878D1/de not_active Expired
- 1986-08-21 BR BR8603991A patent/BR8603991A/pt unknown
- 1986-08-22 JP JP61196983A patent/JPS6298284A/ja active Pending
- 1986-08-22 SU SU864028209A patent/SU1716947A3/ru active
- 1986-08-23 KR KR1019860006984A patent/KR870002477A/ko not_active Application Discontinuation
- 1986-08-25 ZA ZA866408A patent/ZA866408B/xx unknown
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