SE436938B - IMAGE POSITRON DESTRUCTION DEVICE - Google Patents
IMAGE POSITRON DESTRUCTION DEVICEInfo
- Publication number
- SE436938B SE436938B SE8000911A SE8000911A SE436938B SE 436938 B SE436938 B SE 436938B SE 8000911 A SE8000911 A SE 8000911A SE 8000911 A SE8000911 A SE 8000911A SE 436938 B SE436938 B SE 436938B
- Authority
- SE
- Sweden
- Prior art keywords
- detectors
- image
- detector
- ring
- rings
- Prior art date
Links
- 230000006378 damage Effects 0.000 title description 2
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 11
- WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N tungsten Chemical compound [W] WFKWXMTUELFFGS-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
- 229910052721 tungsten Inorganic materials 0.000 description 5
- 239000010937 tungsten Substances 0.000 description 5
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 3
- 238000000034 method Methods 0.000 description 2
- 230000000149 penetrating effect Effects 0.000 description 2
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 2
- 238000003325 tomography Methods 0.000 description 2
- 229910052797 bismuth Inorganic materials 0.000 description 1
- JCXGWMGPZLAOME-UHFFFAOYSA-N bismuth atom Chemical compound [Bi] JCXGWMGPZLAOME-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 230000006870 function Effects 0.000 description 1
- 230000005251 gamma ray Effects 0.000 description 1
- 230000003534 oscillatory effect Effects 0.000 description 1
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 1
- 238000005192 partition Methods 0.000 description 1
- 230000000284 resting effect Effects 0.000 description 1
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)
-
- 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
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Surgery (AREA)
- Pathology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
Description
15 20 25 30 35 5000911-1 2 partiklarnas masscentrumskoordinater. De båda gammastrålarna kan detekteras medelst lämpliga anordningar. Om dessa anord- ningar mäter gammastrålarnas energi vid Sll keV och registre- rar denna energi tillnärmelsevis samtidigt, kan det antagas, att strålningens ursprung ligger på en rät linje mellan de båda detektorerna. Flera detektorer kan användas i ett arrangemang, så att många samtidiga händelser kan detekteras under samma tidsintervall. Informationen från dessa detekto- rer bearbetas därefter medelst en dator med användning av bildrekonstruktionsteknik, så att man finner läget eller för- delningen av den posítronemitterande isotopen{ ' :En anordning för avbildning eller bíldpresentation av positronförintelsestrålning består av följande grundläggande delar: l) mönster. Dessa detektorer utgöres normalt av scintillations- Ett antal detektorer anordnade i precist geometriskt detektorer belägna i ett eller flera plan, varvid detekto- rerna vanligtvis är anordnade i ett polygonalt mönster eller runt omkretsen av en cirkel. Scintillationsdetektorer avger en ljusblixt varje gång de absorberar gammastrålning, som eventuellt kan härröra från den inbördes förintelsen av en positron och en elektron. Ljusblixtens intensitet är propor- tionell mot gammastrålens energi. 2) av ljusblixten till en elektrisk laddningspuls. Laddnings- Anordningen måste innehålla organ för omvandling pulsens amplitud är proportionell mot ljusintensiteten. 3) Anordningen måste innehålla organ för bestämning av huruvida laddningspulsen kan ha härrört från en gamma- ' strålning, vars energi var approximativt ekvivalent mot elektronens vilomassa (511 keV). 15 20 25 30 35 5000911-1 2 the center of mass coordinates of the particles. The two gamma rays can be detected by means of suitable devices. If these devices measure the energy of the gamma rays at S11 keV and register this energy approximately simultaneously, it can be assumed that the origin of the radiation is on a straight line between the two detectors. Multiple detectors can be used in one arrangement, so that many simultaneous events can be detected during the same time interval. The information from these detectors is then processed by a computer using image reconstruction techniques, so as to find the position or distribution of the positron emitting isotope {': A device for imaging or imaging positron annihilation radiation consists of the following basic parts: l) pattern. These detectors are normally scintillation- A number of detectors arranged in precise geometric detectors located in one or more planes, the detectors usually being arranged in a polygonal pattern or around the circumference of a circle. Scintillation detectors emit a flash of light each time they absorb gamma radiation, which may be due to the mutual destruction of a positron and an electron. The intensity of the light flash is proportional to the energy of the gamma ray. 2) of the light flash to an electric charging pulse. The charging device must include means for converting the amplitude of the pulse proportional to the light intensity. 3) The device must include means for determining whether the charge pulse may have originated from a gamma radiation, the energy of which was approximately equivalent to the resting mass of the electron (511 keV).
U) som är i stånd att bestämma, att två och endast två detek- Anordningen måste innefatta en elektrisk krets, torer har var för sig registrerat gammastrålar med rätt energi inom ett kort tidintervall (koincidenstid). Dessa Detektorer säges ha registrerat en "koincídenshändelse". 5) Anordningen måste innefatta en elektrisk krets, som bestämmer vilka två detektorer bland de många möjliga -kombinationerna, som registrerade "koincidenshändelsen". 10 lö 20 25 30 35 3000911-1 3 6) Anordningen måste ha ett minne, i vilket det kan registreras, hur ofta varje par av detektorer registrerar en “koincidenshändelse". Detta minne kan vara en del av ett direktminne i en generell dator. 7) Anordningen måste använda en algoritm, medelst vilken informationen i minnet kan transformeras till en av- bildning av fördelningen av positronförintelse per tidsenhet i ett tvärsnitt omgivet av detektorerna. Sekvensen av steg som denna algoritm beskriver, kan vara programmerad i en generell dator." Ändamålet med föreliggande uppfinning är.i första hand .att åstadkomma en anordning, som kan samtidigt registrera mer än en tomografibild genom olika tvärsnitt av en patient.U) which is able to determine that two and only two detectors The device must include an electrical circuit, torors have individually registered gamma rays with the correct energy within a short time interval (coincidence time). These Detectors are said to have registered a "coincidence event". 5) The device must include an electrical circuit, which determines which two detectors among the many possible combinations, which recorded the "coincidence event". 10 Sat 20 25 30 35 3000911-1 3 6) The device must have a memory in which it can record how often each pair of detectors registers a “coincidence event.” This memory may be part of a direct memory in a general computer. 7) The device must use an algorithm by which the information in the memory can be transformed into an image of the distribution of positron annihilation per unit time in a cross section surrounded by the detectors. The sequence of steps described by this algorithm may be programmed in a general computer. " The object of the present invention is primarily to provide a device which can simultaneously record more than one tomography image through different cross-sections of a patient.
Det kännetecknande för anordningen enligt uppfinningen framgår av de bifogade patentkraven.The characteristics of the device according to the invention appear from the appended claims.
I det följande skall uppfinningen närmare beskrivas i anslutning till bifogad ritning, vilken såsom exempel illustre- rar en föredragen utföringsform av uppfinningen, varvid lig. 1 är ett blockschema illustrerande den allmänna uppbyggnaden av en anordning enligt uppfinningen; fig. 2 är ett tvärsnitt, som visar hur koincidens- händelserna erhålles från två ringar av detektorer och kan användas för alstring av tre av varandra oberoende tomogra- fibilder av konsekutiva tvärsnitt genom en patient; fig. 3 visar placeringen av detektorerna i ett system med två detektorringar, som är i stånd att alstra tre tvär- snittsbilder; och fig. 4 är en perspektivvy över tvâ detektorringar, varvid detektorerna i den ena ringen är periferiellt för- skjuina relativt detektorerna i den andra ringen.In the following, the invention will be described in more detail in connection with the accompanying drawing, which as an example illustrates a preferred embodiment of the invention, wherein lig. 1 is a block diagram illustrating the general construction of a device according to the invention; Fig. 2 is a cross-sectional view showing how the coincidence events are obtained from two rings of detectors and can be used to generate three independent tomography images of consecutive cross-sections through a patient; Fig. 3 shows the placement of the detectors in a system with two detector rings capable of generating three cross-sectional images; and Fig. 4 is a perspective view of two detector rings, the detectors in one ring being circumferentially offset relative to the detectors in the other ring.
Den i fig. l såsom exempel och schematiskt visade ut- föringsformen av en bildpresentationsanordning för positron- förintelsestrålning enligt uppfinningen innefattar tvâ eller flera ringar av detektorer 2, 2', som omger det föremål som skall avbildas i två eller flera plan. De elektriska signa- lerna från dessa detektorer förstärkes i förstärkare Ha-Hn och deras energiinnehåll mätes medelst energidiskriminatorer' 5a-Sn. Utgångssignalerna från energidiskriminatorerna bearbe- aooo911-1 10' 15 20 25 30 35 H 'tas i en koincidenskrets 6. Utgångssígnalerna från koinci- ' denskretsen användes för matning av minnesplatser i en gene- rell dator. Datorn rekonstruerar en bild av fördelningen av den positronemitterande isotopen i de avsökta tvärsnitten.The embodiment of an image display device for positron annihilation radiation according to the invention shown by way of example and schematically in Fig. 1 comprises two or more rings of detectors 2, 2 ', which surround the object to be imaged in two or more planes. The electrical signals from these detectors are amplified in amplifiers Ha-Hn and their energy content is measured by means of energy discriminators' 5a-Sn. The output signals from the energy discriminators are processed in a coincidence circuit 6. The output signals from the coincidence circuit are used to supply memory locations in a general computer. The computer reconstructs an image of the distribution of the positron-emitting isotope in the scanned cross-sections.
Ytterligare detaljer av kretsen enligt fig. l finnes 'närmare beskrivna i den svenska patentansökningen 8000909-5.Further details of the circuit according to Fig. 1 are described in more detail in Swedish patent application 8000909-5.
Den föredragna utföringsformen innefattar två ringar om BH trapetsoidformade detektorer av vismutgermanat, vilka är åtskilda medelst tunna skivor av volfram (se fig; 2).The preferred embodiment comprises two rings of BH trapezoid-shaped detectors of bismuth germanate, which are separated by means of thin slices of tungsten (see Fig; 2).
Ytterligare detaljer beträffande_detektorernas form och arrangemang i en bildpresentationsanordning för positron- förintelsestrålning finnes beskrivna i den svenska patent- ansökningen nr 8000773-5. _ ' “ De båda ringarna av detektorer är periferiellt för- skjutna eller vridna relativt varandra med en vinkel utgö- rande hälften av vinkelavståndet mellan två varandra närbe- lägna detektorer (2,8°). ' Vid normal användning av en positronförintelsedetek- torring för ett enkelt snitt är det önskvärt att oscilla- toriskt rotera den enkla detektorringen fram och tillbaka inom en vinkel överensstämmande med halva vinkelavståndet mellan varandra närbelägna detektorer. Ändamålet med detta är att dubblera det antal punkter i varje parallellprojektion som användes vid bildrekonstruktionstekniken. Ett annat ända- mål med detta är att likformigt sampla det föremål som skall avsökas på sådant sätt, att samplingen av projektionen genom- föres vid punkter, som ej ligger längre från varandra än halva bredden av detektorparets öppningsfunktion. Detta är nödvändigt för att förhindra “identitetsfel" i den rekon- struerade bilden.Further details regarding the shape and arrangement of the detectors in an image presentation device for positron annihilation radiation are described in Swedish patent application no. 8000773-5. The two rings of detectors are circumferentially offset or rotated relative to each other by an angle equal to half the angular distance between two adjacent detectors (2.8 °). In the normal use of a positron annihilation detector ring for a single cut, it is desirable to oscillatorically rotate the single detector ring back and forth within an angle corresponding to half the angular distance between adjacent detectors. The purpose of this is to double the number of points in each parallel projection used in the image reconstruction technique. Another object of this is to uniformly sample the object to be scanned in such a way that the sampling of the projection is carried out at points which are not further apart than half the width of the detector pair's opening function. This is necessary to prevent "identity errors" in the reconstructed image.
Denna oscíllatoriska rörelse tar en ändlig tid (i den föredragna utföringsformen ca en tredjedels sekund), vilket begränsar den takt med vilken på varandra följande bilder kan erhållas till ca två tredjedels sekund per bild. En bild kan rekonstrueras av ett."centralt snitt" mellan de båda detektorplanen, om två ringar av detektorer användes på det i fig. 2 visade sättet. Eftersom detta centrala snitt betrak- tas av dubbla antalet detektorer; registreras dubbla antalet 10 15 20 25 30 35 sooo911f1 5 händelser per tidsenhet av detektorerna från denna area. Som följd härav kan en bild rekonstrueras från det centrala snittet på halva den tid det tar att erhålla data med samma statistiska noggrannhet från de yttre snitten. Genom att de- dektorringarna förskjutes relativt varandra med halva vinkel- avvikelsen mellan varandra närbelägna detektorer, inses det, att data insamlas från samma antal punkter som skulle erhållas från en enkel ring i dess normala och roterade lägen. Den avbildade arean samplas sålunda tillräckligt fint, för att en bild skall rekonstrueras från ett centralt snitt utan någon rotering alls av ringen. Detta innebär i praktiken, att bilder kan rekonstrueras från det centrala snittet i en takt som bestämmes endast av mängden isotop som tillföres patienten, den önskade statistiska noggrannheten i den slut- liga bilden och överföringen av rådata till ett mera perma-- nent minne (magnetskiva).This oscillatory motion takes a finite time (in the preferred embodiment about one-third of a second), which limits the rate at which successive images can be obtained to about two-thirds of a second per image. An image can be reconstructed by a "central section" between the two detector planes, if two rings of detectors are used in the manner shown in Fig. 2. Since this central section is considered by double the number of detectors; double the number of 10 15 20 25 30 35 sooo911f1 5 events per unit time is detected by the detectors from this area. As a result, an image can be reconstructed from the central section in half the time it takes to obtain data with the same statistical accuracy from the outer sections. By displacing the detector rings relative to each other by half the angular deviation between adjacent detectors, it is realized that data is collected from the same number of points that would be obtained from a single ring in its normal and rotated positions. The imaged area is thus sampled finely enough for an image to be reconstructed from a central section without any rotation at all of the ring. In practice, this means that images can be reconstructed from the central section at a rate determined only by the amount of isotope delivered to the patient, the desired statistical accuracy in the final image and the transfer of raw data to a more permanent memory (magnetic disk). ).
Pig. 3 visar en sidovy av varandra närliggande delar av två ringar av detektorer, Ul-UB4 i den ena ringen och Ll~L6U i den andra ringen.Pig. 3 shows a side view of adjacent parts of two rings of detectors, U1-UB4 in one ring and L1 ~ L6U in the other ring.
De båda detektorringarna är åtskilda av en tunn volfram- vägg 230, som förhindrar att oönskad strålning tränger in i den ena detektorringen från den andra detektorringen.The two detector rings are separated by a thin tungsten wall 230, which prevents unwanted radiation from penetrating into one detector ring from the other detector ring.
, Varandra närbelägna detektorer i samma ring är också åtskilda medelst skiljeväggar av volfram. En ringformat kollimator erfordras också mellan de båda detektoruppsättningarna, för att det skall förhindras, att strålning utanför det betrak- tade snittet tränger in i en av detektorerna. Detta framgår bäst av fig. 2., Detectors adjacent to each other in the same ring are also separated by tungsten partitions. An annular collimator is also required between the two sets of detectors, in order to prevent radiation outside the observed section from penetrating into one of the detectors. This is best seen in Fig. 2.
Pig. 3 och H visar de båda detektorringarna 302 och 30% relativt varandra. Detektorerna 2 i den ena ringen 302 och detektorerna 2' i den andra ringen 304 är förskjutna relativt varandra i periferiell riktning med halva den vinkel som en individuell detektor upptager. De individuella detektorerna är åtskilda medelst volframskivor 306 resp. 308 i varje ring. Det finnes även en volframskiva 230 mellan de båda detektorringarna. 7 Vid en annan utföringsform av uppfinningen skulle ett; större antal detektorringar än'två kunna användas, varvid 8000911 '-1 10 15 20 30 8 detektorerna i de olika ringarna skulle vara växelvis för- skjutna relativt varandra med halva vinkelavståndet mellan varandra närbelägna detektorer i en och samma ring. Häri- genom kan för en anordning med N detektorringar (2N-l) tvär- snittsbilder erhållas.Pig. 3 and H show the two detector rings 302 and 30% relative to each other. The detectors 2 in one ring 302 and the detectors 2 'in the other ring 304 are offset relative to each other in the circumferential direction by half the angle taken by an individual detector. The individual detectors are separated by means of tungsten disks 306 resp. 308 in each ring. There is also a tungsten disk 230 between the two detector rings. In another embodiment of the invention, one; larger number of detector rings than can be used, whereby the detectors in the different rings would be alternately offset relative to each other by half the angular distance between each other detectors in one and the same ring. In this way, cross-sectional images can be obtained for a device with N detector rings (2N-1).
Uppfinningen medför följande fördelar.The invention has the following advantages.
Fler detektorer betraktar den från patienten utgående strålningen, vilket ökar användningen av den patienten till- förda ísotopen,äD vad som är fallet om endast en detektor- uppsättning användes.More detectors consider the radiation emanating from the patient, which increases the use of the isotope supplied to the patient, as is the case if only one set of detectors was used.
K Avkodning och bearbetning av data från koincidenshän- delser involverande detektorer i närbelägna snitt gör det möjligt att avbilda hela volymen, vilket eliminerar blinda punkter, som skulle uppträda, om koincidenshändelser involve- rande flera snitt ej användes.K Decoding and processing of data from coincidence events involving detectors in nearby sections makes it possible to image the entire volume, which eliminates blind spots that would occur if coincidence events involving several sections were not used.
Genom användning av separata detektorer i varje snitt (i motsats till långa detektorer och elektronisk avkodning av läget för en händelse inom en detektor) blir det möjligt att öka pulsratkapaciteten utan någon förlust i verknings- grad. Detta gör det möjligt för anordningen att arbeta över ett större pulsratområde. _ Genom att detektorerna i varandra närbelägna vingar roteras med halva vinkelavståndet mellan varandra närbelägna detektorer kan avbildningstiden i ett jämnt numrerat snitt förbättras med en faktor om två. Detta gäller, eftersom (a) dubbla antalet detektorpar betraktar det centrala snittet, och (b) det är normalt nödvändigt att rotera detektorupp- sättningen med halva vinkelavståndet mellan tvâ varandra när- belägna detektorer för att uppnå den önskade rumsupplösningen och samplingen av det avbildade planet.By using separate detectors in each section (as opposed to long detectors and electronic decoding of the position of an event within a detector) it becomes possible to increase the pulse rate capacity without any loss in efficiency. This allows the device to operate over a larger pulse rate range. By rotating the detectors in adjacent wings to each other by half the angular distance between adjacent detectors, the imaging time in an evenly numbered section can be improved by a factor of two. This is because (a) double the number of detector pairs considering the central section, and (b) it is normally necessary to rotate the detector array by half the angular distance between two adjacent detectors to achieve the desired spatial resolution and sampling of the imaged plane. .
Claims (2)
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US7006779A | 1979-08-27 | 1979-08-27 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| SE8000911L SE8000911L (en) | 1981-02-28 |
| SE436938B true SE436938B (en) | 1985-01-28 |
Family
ID=22092916
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| SE8000911A SE436938B (en) | 1979-08-27 | 1980-02-05 | IMAGE POSITRON DESTRUCTION DEVICE |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5636064A (en) |
| CA (1) | CA1117228A (en) |
| DE (1) | DE3007815A1 (en) |
| FR (1) | FR2464056A1 (en) |
| GB (1) | GB2058511A (en) |
| SE (1) | SE436938B (en) |
Families Citing this family (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS58206996A (en) * | 1982-05-07 | 1983-12-02 | Yokogawa Hokushin Electric Corp | Radiant ray detector |
| US4626688A (en) * | 1982-11-26 | 1986-12-02 | Barnes Gary T | Split energy level radiation detection |
| JPS6055692A (en) * | 1983-09-07 | 1985-03-30 | 日立電線株式会社 | Metal-lined substrate for printed circuit |
| JPS60115440A (en) * | 1983-11-29 | 1985-06-21 | 旭硝子株式会社 | Coating material |
| US4642464A (en) * | 1984-05-24 | 1987-02-10 | Clayton Foundation For Research | Positron emission tomography camera |
| US4563582A (en) * | 1984-05-24 | 1986-01-07 | Clayton Foundation For Research | Positron emission tomography camera |
| JPS61136543A (en) * | 1984-12-07 | 1986-06-24 | Du Pont Mitsui Fluorochem Co Ltd | Adhesive for polytetrafluoroethylene molding and bonding of said molding |
| US4647779A (en) * | 1985-05-13 | 1987-03-03 | Clayton Foundation For Research | Multiple layer positron emission tomography camera |
| US4677299A (en) * | 1985-05-13 | 1987-06-30 | Clayton Foundation For Research | Multiple layer positron emission tomography camera |
| JP2550978B2 (en) * | 1987-03-26 | 1996-11-06 | 株式会社島津製作所 | Positron CT system |
| JPH01120680U (en) * | 1988-02-01 | 1989-08-16 | ||
| ATE84856T1 (en) * | 1989-04-26 | 1993-02-15 | Norton Pampus Gmbh | MAINTENANCE-FREE SLEEVE BEARING AND PROCESS FOR ITS MANUFACTURE. |
| JP4093013B2 (en) * | 2002-10-23 | 2008-05-28 | 株式会社日立製作所 | Radiation inspection equipment |
| US8378305B2 (en) | 2008-04-10 | 2013-02-19 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Modular multi-geometry PET system |
| US8558181B2 (en) * | 2010-10-29 | 2013-10-15 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Positron emission tomography system with hybrid detection geometries and sampling |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4095107A (en) * | 1976-04-15 | 1978-06-13 | Sebastian Genna | Transaxial radionuclide emission camera apparatus and method |
| DE2717349A1 (en) * | 1977-04-19 | 1978-10-26 | Siemens Ag | ROENTINE LAYER FOR THE PRODUCTION OF TRANSVERSAL LAYER IMAGES |
-
1979
- 1979-12-14 CA CA000341946A patent/CA1117228A/en not_active Expired
-
1980
- 1980-02-05 SE SE8000911A patent/SE436938B/en not_active IP Right Cessation
- 1980-02-05 GB GB8003839A patent/GB2058511A/en not_active Withdrawn
- 1980-02-29 DE DE19803007815 patent/DE3007815A1/en not_active Withdrawn
- 1980-03-07 FR FR8005228A patent/FR2464056A1/en not_active Withdrawn
- 1980-03-13 JP JP3213780A patent/JPS5636064A/en active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CA1117228A (en) | 1982-01-26 |
| GB2058511A (en) | 1981-04-08 |
| DE3007815A1 (en) | 1981-03-19 |
| JPS5636064A (en) | 1981-04-09 |
| SE8000911L (en) | 1981-02-28 |
| FR2464056A1 (en) | 1981-03-06 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6225631B1 (en) | Non-invasive radio-imaging analysis, in particular for examining small animals in vivo, and method for using same | |
| SE436938B (en) | IMAGE POSITRON DESTRUCTION DEVICE | |
| US4980552A (en) | High resolution PET scanner using rotating ring array of enlarged detectors having successively offset collimation apertures | |
| Weber et al. | Ultra-high-resolution imaging of small animals: implications for preclinical and research studies | |
| CN101176016B (en) | Multi-cap detectors for nuclear medicine | |
| US5032728A (en) | Single photon emission computed tomography system | |
| US7339174B1 (en) | Combined slit/pinhole collimator method and system | |
| US4748328A (en) | Single photon emission computed tomograph using focused modular collimators | |
| SE437081B (en) | IMAGE POSITRON DESTRUCTION DEVICE | |
| US20170357013A1 (en) | Detector and method for detecting ionizing radiation | |
| US4415807A (en) | Cross-slice data acquisition system for pet scanner | |
| CA1118110A (en) | Coincidence analysis circuit for positron annihilation imaging device | |
| Alnaaimi et al. | Performance evaluation of a pixellated Ge Compton camera | |
| US6521893B2 (en) | Method and apparatus for improving image quality in positron emission tomography | |
| FI67465C (en) | INSTALLATION FOER AOSTADKOMMANDE AV RADIOGRAFISKA SKIKTBILDER | |
| Holte et al. | A preliminary evaluation of a positron camera system using weighted decoding of individual crystals | |
| US4075482A (en) | Gamma-radiation tomography system | |
| NL8003473A (en) | TOMOGRAPH WITH LEAD RIGHT ON THE AXIS POSITRON EMISSIONS AND IMAGE CONSTRUCTION THROUGH A COMPUTER. | |
| Paans et al. | A rotating double-headed positron camera | |
| JP2997340B2 (en) | Detector for positron measurement equipment | |
| SU1405819A1 (en) | Transmission/emission computing tomograph | |
| Thompson | Positron annihilation imaging device using multiple offset rings of detectors | |
| JPH0551110B2 (en) | ||
| JP4486081B2 (en) | Method and apparatus for recovering dead pixels in a digital imaging system | |
| Thompson | Positron annihilation imaging device having movable collimator |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| NUG | Patent has lapsed |
Ref document number: 8000911-1 Effective date: 19880125 Format of ref document f/p: F |