SU1716947A3 - Камера дл позитронной томографии - Google Patents
Камера дл позитронной томографии Download PDFInfo
- Publication number
- SU1716947A3 SU1716947A3 SU864028209A SU4028209A SU1716947A3 SU 1716947 A3 SU1716947 A3 SU 1716947A3 SU 864028209 A SU864028209 A SU 864028209A SU 4028209 A SU4028209 A SU 4028209A SU 1716947 A3 SU1716947 A3 SU 1716947A3
- Authority
- SU
- USSR - Soviet Union
- Prior art keywords
- crystals
- rows
- photomultiplier
- crystal
- row
- Prior art date
Links
- 238000003325 tomography Methods 0.000 title claims description 5
- 239000013078 crystal Substances 0.000 claims abstract description 104
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 claims description 3
- 238000003491 array Methods 0.000 claims 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 abstract description 13
- 238000002600 positron emission tomography Methods 0.000 abstract 1
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 6
- 230000005284 excitation Effects 0.000 description 3
- 238000000034 method Methods 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 238000013507 mapping Methods 0.000 description 1
- 238000005192 partition Methods 0.000 description 1
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
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Pathology (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
- Medicines Containing Antibodies Or Antigens For Use As Internal Diagnostic Agents (AREA)
- Analysing Materials By The Use Of Radiation (AREA)
- Eye Examination Apparatus (AREA)
- Endoscopes (AREA)
- Adjustment Of Camera Lenses (AREA)
- Luminescent Compositions (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
Abstract
Изобретение относитс к усовершенствованию камеры дл позитронной томографии и позвол ет повысить информативность исследований с ее применением, Камера содержит множество детекторных плоскостей, расположенных р дом друг с другом, в каждой детекторной плоскости содержитс множество сцинтилл ционных детекторов с фотоумножител ми, детекторы расположены с противоположных сторон от зоны размещени пациента и направлены на эту зону. Кажда детекторна плоскость обеспечивает регистрацию плоскостного сло , а каждые две смежные детекторные плоскости обеспечивают регистрацию межплоскостного сло . Каждый фотоумножитель св зан по меньшей мере с двум р дами сцинтилл ционных кристаллов. Каждый р д кристаллов каждого фотоумножител смещен относительно других р дов кристаллов. Дл каждого фотоумножител зоны кристаллов , св занные с фотоумножителем, различны дл каждого р да. Эффект достигаетс за счет того, что р ды кристаллов на противоположных сторонах от зоны размещени пациента повернуты на 90° относительно друг друга. 3 з.п.ф-лы, 13 ил. Ё
Description
Известна камера дл позитронной томографии со множеством детекторных плоскостей , например в виде колец или пластин, расположенных одна р дом с другой вокруг зоны пациента и предназначенных дл обнаружени исход щего из этой зоны излучени . Кажда плоскость содержит множество сцинтилл ционных детекторов , направленных на определенную зону тела пациента, а.кажда плоскость детекторов определ ет пр мой слой, пересекающий зоны тела пациента и совпадающий с плоскостью детекторов. Каждые две соседние детекторные плоскости определ ют слой в зоне тела пациента, расположенный между плоскост ми детекторов. Кажда детекторна плоскость содержит множество фотоумножителей и по меньшей мере два р да сцинтилл ционных кристаллов на каждом фотоумножителе.
Р ды кристаллов расположены поперек фотоумножителей дл детектировани излучени определенной зоны тела пациента, которое преобразуетс этими фотоумножител ми в электрические импульсы, причем фотоумножители воспринимают свет всех р дов кристаллов, расположенных на каждом фотоумножителе. Каждый р д кристаллов на каждом фотоумножителе смещен относительно других р дов кристаллов, а зона каждого кристалла на каждом фотоумножителе в каждом р ду отлична от зон
Os
ю
х|
ы
кристаллов фотоумножител в других р дах, что позвол ет обнаружить, какой именно кристалл возбужден, и обеспечивает возможность исследовани с помощью детекторов большего числа слоев.
Цель изобретени - повышение информативности .
Изобретение состоит в том, что р ды кристаллов, расположенные с противоположных сторон зоны тела пациента, повернуты на 90° один относительно другого, что обеспечивает улучшенную выборку дл совмещенных детекторов.
Величина смещени кристаллов равна длине кристаллов, поделенной на количество р дов.
Каждый р д кристаллов смещен относительно соседних р дов кристаллов на равную величину.
Чередующиес р ды кристаллов смещены относительно соседних р дов кристаллов в противоположных направлени х.
На фиг. 1 показан один из вариантов предлагаемой камеры дл позитронной томографии , общий вид; на фиг. 2 - отображение пр мых и межплоскостных слоев в известной позитронной камере, разрез; на фиг. 3 - сечение А-А на фиг. 2; на фиг. 4 - камера с большим числом отображений пр мых и межплоскостных слоев, разрез; на фиг. 5 - сечение Б-Б на фиг. 4; на фиг. 6 - отображени пр мых и межплоскостных слоев; на фиг. 7 - сечение В-В на фиг. 6; на фиг. 8 - первый вариант детектирующего устройства, сечение.увеличенный масштаб; на фиг. 9 - второй вариант детектирующего устройства, сечение, увеличенный масштаб; на фиг. 10 - устройство, один из вариантов, увеличенный масштаб; на фиг. 11 - третий вариант детектирующего устройства, сечение , увеличенный масштаб; на фиг. 12 - четвертый вариант детектирующего устройства , сечение, увеличенный масштаб; на фиг. 13 - вариант расположени детекторов дл создани плоскостного совмещенного изображени объекта, сечение.
На фиг. 1 позиционным номером 10 обозначена камера дл позитронной томографии со станиной или порталом 12, множество детекторных плоскостей 14 которой в данном случае показаны в виде трех колец. Тем не менее, могут быть использованы и другие варианты, например противолежащие пластины, расположенные с противоположных сторон зоны 16 тела пациента, дл детектировани излучени этой зоны. Зона 16 может включать и кровать 18 дл пациента, установленную с возможностью наклона и/или поворота дл сканировани тела из нескольких различных положений,
Дл увеличени возможностей сканировани портал может создавать колебани . Детекторы обнаруживают излучение инжектируемого в тело, например, рубиди -82.
На фиг. 2 и 3 показано сечение типовой
позитронной камеры с окном дл ввода подлежащего сканированию пациента и множе- ством детекторов 22 дл каждой детекторной плоскости 14, установленных
0 по окружности зоны 16 тела пациента дл обнаружени излучени , исход щего из этой зоны 16.
Типовой детектор 22 содержит фотоумножитель 38, сцинтилл ционный кристалл
5 40 и перегородки 32. Кристалл 40 преобразует детектируемое излучение в свет, пере- даваемый в фотоумножитель 38 дл преобразовани детектируемого излучени в электрические импульсы. Обычно к одному
0 фотоумножителю 38 крепитс один кристалл 40.
Типова известна камера имеет три плоскости с детекторами 22, из которых каждый детектор содержит фотоумножи5 тель 38 с одним кристаллом. Такое устройство позвол ет получить всего п ть слоев или изображений сечений тела пациента. Так. противолежащие детекторы 22 создают пр мые слои 42, 44 и 46. Расположенные
0 между плоскост ми слои, например 48 и 50, суммируютс дл получени одного промежуточного сло 52. Подобно этому поперечные слои 54 и 56 при суммировании создают промежуточный слой 58.
5Следовательно, известные камеры позвол ют получить количество слоев, вдвое превышающее число р дов детекторов, минус единица. Дл получени более высокой разрешающей способности в позитронных
0 камерах размеры детекторов уменьшены, однако число и размер детекторов остаютс ограничивающими факторами.
Предлагаемый фотоумножитель работает более чем с одним сцинтилл ционным
5 кристаллом, причем кристаллы расположены таким образом, чтобы облегчить их идентификацию , при этом увеличиваетс число плоскостей изображени , уменьшаетс эффективный размер детектора с сопутствую0 щим повышением разрешающей способности вдвое или более и удешевлением камеры в результате того, что по сравнению с известными устройствами в ней используетс примерно, половина или ме5 нее общего числа фотоумножителей.
На фиг. 6 и 7 показаны расположенные в камере 10 и различных параллельных плоскост х 14 фотоумножители 60, 62 и 64. В качестве плоскостей 14 могут быть использованы кольца, расположенные в плоскост х , проход щих поперек продольной оси зоны 16 тела пациента (см. фиг. 1), или расположенные одна напротив другой с противоположных сторон зоны 16 пластины 15 и 17.
Кроме того, по внутренней окружности фотоумножителей 60, 62 и 64 дл обнаружени излучени зоны 16 расположено множество сцинтилл ционных кристаллов любого соответствующего типа дл преобразовани этого излучени в свет, который преобразуетс фотоумножител ми в электрические импульсы. Кристаллы расположены в определенном положении относительно фотоумножителей 60, 62 и 64, вследствие чего каждый фотоумножитель воспринимает свет более чем одного кристалла .
Кристаллы 1, 2 и 3 наход тс в зоне зрени только фотоумножителей 60, 62 и 64 соответственно. Кристаллы 1, 2 и 3 охватывают 1/2, т.е. верхнюю половину каждого фотоумножител в каждой из плоскостей 14. Однако кристалл 4, примыкающий к фотоумножител м 60 и 62, находитс в их поле зрени , а кристалл 5 - в поле зрени фотоумножителей 62 и 64.
Такое устройство позвол ет легко идентифицировать определенный кристалл. Например , на возбуждение кристалла 1 реагирует фотоумножитель 60. Подобно этому на возбуждение кристалла 2 реагирует только фотоумножитель 62 и на возбуждение кристалла 3 реагирует только фотоумножитель 64. Однако реакцию обоих фотоумножителей 60 и 62 идентифицирует кристалл 4. Подобно этому кристалл 5 вызывает отклик обоих фотоумножителей 62 и 64. Така конструкци обеспечивает также повышение разрешающей способности в результате уменьшени размеров кристаллов 1-5 по сравнению с нормальным размером вдвое, так как нормальный кристалл должен охватывать поверхность фотоумножител целиком. Така конструкци и способ требуют использовани почти вдвое меньшего числа фотоумножителей как дл детекторов, так и дл идентификации кристаллов. Уменьшение стоимости обусловлено меньшей стоимостью кристаллов меньших размеров по сравнению с кристаллами больших размеров. Кроме того, обеспечиваетс улучшенна выборка данных в направлении сло .
Еще одним существенным признаком, обусловленным определенным положением кристаллов относительно фотоумножител , вл етс увеличенное количество плоскостей изображени в результате улучшенной выборки данных вследствие смещени первого р да кристаллов 1, 2 и 3
относительно второго р да кристаллов 4 и 5. Камера (табл. 2 и 3} с трем р дами детекторов позвол ет получить три пр мых сло и два эффективных промежуточных сло . Од- 5 нако предлагаема камера (фиг. 4-7), в которой кристаллы 4 и 5 смещены относительно кристаллов 1, 2 и 3, позвол ет получить дев ть эффективных слоев, из которых п ть вл ютс пр мыми и четыре - эффективны0 ми промежуточными сло ми. Пр мые слои обозначены позиционными номерами 70, а эффективные промежуточные - номерами 72. На фиг, 8 показано устройство с четырьм плоскост ми 14 или кольцами с фотоум5 ножител ми 60с, 62с, 64с и 65с, соответственно реагирующими на свет трех р дов кристаллов. Кристаллы 1с, 2с, Зс, 4с, 5с, 6с, 7с, 8с, 9с и 10с образуют горизонтальные р ды, проход щие поперек плоскостей0 14с. При желании кристаллы могут быть расположены по окружности каждого кольца, т.е. не горизонтально, как это показано на фиг. 8, а вертикально. Идентификаци кристалла 1с осуществл етс по сигналу только
5 фотоумножител 60с. Идентификаци кристалла 5с осуществл етс по сигналу фотоумножител 62с, который больше сигнала, выдаваемого фотоумножителем 60с. Подобно этому кристалл 8с идентифицируетс
0 сигналом от фотоумножител 60с, который больше сигнала, выдаваемого фотоумножителем 62с. Процедура идентификации других кристаллов не отличаетс от указанной. Показанный на фиг. 8 вариант обеспе5 чивает повышенную разрешающую способность , более эффективную выборку в плоскост х изображени и вл етс более дешевым в результате использовани общих фотоумножителей.
0 В указанных вариантах используетс множество сцинтилл ционных кристаллов, расположенных в каждой плоскости р дом с фотоумножител ми дл обнаружени излучени , при этом кристаллы установлены
5 на фотоумножител х таким образом, что каждый фотоумножитель воспринимает свет более чем одного кристалла. Каждый р д кристаллов на каждом фотоумножителе расположен с определенным сдвигом отно0 сительнр других р дов кристаллов, а зона каждого кристалла в каждом р ду на фотоумножителе отличаетс от зоны кристаллов других р дов этого фотоумножител , что позвол ет определить, какой именно кристалл
5 возбужден, и детектировать с помощью детекторов большее число плоскостных слоев. В предпочтительном варианте величина сдвига кристаллов равна длине кристалла , поделенной на количество р дов. Согласно фиг. 4-7 р д кристаллов 1, 2 и 3
сдвинут относительно р да кристаллов 4 и 5 на рассто ние, равное 1/2 длины одного кристалла. На фиг. 8 показаны три р да кристаллов , расположенные со сдвигом на рассто ние , равное 1/3 длины кристалла. Хот на фиг. 8 показаны кристаллы, ширина которых такова, что обща ширина нескольких р дов равна ширине трубки фотоумножител , можно использовать фотоумножители больших или меньших размеров, располо- жив между р дами кристаллов и трубками фотоумножителей световод. В этом случае обща ширина р дов кристаллов может быть или больше, или меньше ширины трубки фотоумножител ,
Можно использовать и другие варианты устройства с более, чем четырьм расположенными с относительным сдвигом р дами кристаллов. На фиг. 9 показано устройство с квадратными или круглыми трубками фо- тоумножителей, с квадратными или круглыми световодами, в котором величина относительного сдвига р дов 80, 82, 84 и 8 равна 1/4 длины одного кристалла. В данном случае величина сдвига каждого из р - дов 80, 82, 84 и 86 относительно соответствующего соседнего р да равна 1/4 длины одного из кристаллов.
Более предпочтительный, нежели показанный на фиг. 9. вариант устройства с че- тьфьм р дами кристаллов показан на фиг. 10. В этом варианте величина относительного сдвига р дов 90, 92, 94 и 96 равна 1/4 длины кристалла, подобно устройству по фиг. 9, дл детектировани и измерени из- лучени кристалла и получени большего числа межплсскостных слоев. Однако в отличие от устройства, представленного на фиг. 9, устройство, представленное на фиг, 10, обеспечивает улучшенную выборку. От- личие этих устройств состоит в том, что чередующиес р ды 90 и 94 сдвинуты относительно соседних р дов 92 и 96 в направлении , противоположном направлению сдвига соседних р дов 92 и 94.
Подобно этому на фиг. 11 и 12 показано устройство с шестью р дами кристаллов, проход щими поперек трубок фотоумножителей 60f, 62f, 64f, которые в предпочтительном варианте имеют квадратный торец, при этом на каждой трубке фотоумножителей 60f, 62f, 64f имеетс шесть проход щих поперек к соседним фотоумножител м р дов 100, 102, 104, 106, 108 и 110, причем фотоумножители воспринимают свет всех р дов кристаллов.
Согласно фиг. 11 величина относительного сдвига р дов равна 1/6 длины одного кристалла. На фиг, 12 показано подобное изображение устройства, каждый фотоумножитель в котором имеет шесть р дов кристаллов 108, 110, 112, 114, 116и 118, расположенных со сдвигом один относительно другого на рассто ние, равное 1/6 длины кристалла,
Однако в отличие от устройства, представленного на фиг. 11, в устройстве, представленном на фиг, 12, чередующиес р ды кристаллов сдвинуты в противоположных направлени х(см. 108, 112,116 и 110,114 и 118), что также позвол ет получить улучшенную по сравнению с устройством, представленным на фиг. 11, выборку,
Хот во всех указанных вариантах р ды кристаллов лежат в горизонтальной плоскости , все эти р ды могут быть повернуты на 90° и могут проходить вертикально, что позвол ет получить более тонкие пр мые слои, повышенную межплоскостную разрешающую способность и улучшенную выборку в плоскости.
На фиг. 13 показаны детекторы, расположенные в двух пластинах 120 и 122 с противоположных сторон зоны 16 тела пациента, подобно показанным на фиг. 6 пластинам 15 и 17, Показанные на фиг. 6 пластины детекторов с расположенными с относительным сдвигом совпадающими кристаллами позвол ют улучшить выборку и уменьшить стоимость детекторов. Однако согласно фиг. 13 на одной из пластин, например пластине 120, расположенные с относительным сдвигом р ды кристаллов проход т в вертикальном направлении, а на пластине 122 расположенные с относительным сдвигом р ды кристаллов проход т в горизонтальном направлении, т.е. детекторы противоположных пластин 120 и 122 повернуты на 90° одна относительно другой. Такое устройство обеспечивает улучшенную выборку дл совпадающих детекторов.
Так, кажда из пластин 120 и 122 снабжена множеством фотоумножителей 60h, 62h, 64h, расположенных в различных плоскост х 14h, 14i и 14j соответственно. Детекторы 60h позвол ют получить один проход щий через зону 16 тела пациента пр мой слой, детекторы 62h - второй пр мой слой и детекторы 64h - третий пр мой слой.
В данном варианте каждый фотоумножитель снабжен двум р дами кристаллов, расположенными с относительным сдвигом, подобно показанными на фиг. 4-7. Очевидно , что можно использовать и иное число р дов. Расположенные с относительным сдвигом р ды кристаллов одной пластины, например пластины 120, проход т в вертикальном направлении, Так; р ды 124 и 126 проход т в вертикальном направлении поперек фотоумножителей 60g. 62h и 64h. Величина относительного сдвига соседних р дов равна 1/2 длины одного кристалла. Р ды 128 и 130 второй пластины 122 проход т в горизонтальном направлении поперек каждого горизонтального р да фотоумножителей 60h, 62h и 64h. Р ды 128 и 130 также расположены с относительным сдвигом , величина которого равна 1/2 длины одного из кристаллов.
Claims (4)
1. Камера дл позитронной томографии, содержаща множество детекторных п о- скостей, расположенных р дом одна с другой , при этом в каждой детекторной плоскости содержитс множество сцинтил- л ционных детекторов с фотоумножител ми , и детекторы расположены с противоположных сторон от зоны размещени пациента и направлены на эту зону, кажда детекторна плоскость обеспечивает регистрацию плоскостного сло , а каждые две смежные детекторные плоскости обеспечивают регистрацию межплоскостного сло , каждый фотоумножитель св зан по меньшей мере с двум р дами сцинтил- л ционных кристаллов, каждый р д кристаллов каждого фотоумножител смещен относительно других р дов кристаллов, дл каждого фотоумножител зоны кристаллов, св занные с фотоумножителем, различны дл каждого р да, отличающа с тем, что, с целью повышени информативности, р ды кристаллов на противоположных сторонах от зоны размещени пациента повернуты на 90° относительно друг друга.
2.Камера по п. 1,отличающа с тем, что кристаллы смещены на величину, равную длине кристаллов, деленной на число р дов, св занных с каждым фотоумножителем .
3.Камера по п. 1 или 2, отличающа - с тем, что в смежных р дах кристаллы смещены на одинаковую величину,
4.Камера по п. 1, от л и ч а ю ща с тем, что чередующиес р ды кристаллов смещены от смежных р дов кристаллов в направлении, противоположном смещению в смежных р дах.
/4
Фиг.1
12
tt
feg
/
«л
f
-С.
fc
I
%
юг т,
106Uh К/ UJ
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US06/768,906 US4642464A (en) | 1984-05-24 | 1985-08-23 | Positron emission tomography camera |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
SU1716947A3 true SU1716947A3 (ru) | 1992-02-28 |
Family
ID=25083836
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
SU864028209A SU1716947A3 (ru) | 1985-08-23 | 1986-08-22 | Камера дл позитронной томографии |
Country Status (12)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4642464A (ru) |
EP (1) | EP0212631B1 (ru) |
JP (1) | JPS6298284A (ru) |
KR (1) | KR870002477A (ru) |
AT (1) | ATE47918T1 (ru) |
AU (1) | AU581774B2 (ru) |
BR (1) | BR8603991A (ru) |
CA (1) | CA1270343A (ru) |
DE (1) | DE3666878D1 (ru) |
GB (1) | GB2179830B (ru) |
SU (1) | SU1716947A3 (ru) |
ZA (1) | ZA866408B (ru) |
Families Citing this family (31)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4817123A (en) * | 1984-09-21 | 1989-03-28 | Picker International | Digital radiography detector resolution improvement |
US4743764A (en) * | 1984-12-04 | 1988-05-10 | Computer Technology And Imaging, Inc. | Two dimensional photon counting position encoder system and process |
US4749863A (en) * | 1984-12-04 | 1988-06-07 | Computer Technology And Imaging, Inc. | Two-dimensional photon counting position encoder system and process |
US4733083A (en) * | 1986-06-18 | 1988-03-22 | Clayton Foundation For Research | Light guides for a positron emission tomography camera |
US4755679A (en) * | 1986-06-19 | 1988-07-05 | Wong Wai Hoi | Method and apparatus for maximizing counts of a PET camera |
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 |
US4864138A (en) * | 1988-07-14 | 1989-09-05 | Clayton Foundation For Research | Positron emission tomography camera |
FR2659453B1 (fr) * | 1990-03-12 | 1992-05-15 | Commissariat Energie Atomique | Dispositif pour la visualisation de desintegrations de positons. |
US5224037A (en) * | 1991-03-15 | 1993-06-29 | Cti, Inc. | Design of super-fast three-dimensional projection system for Positron Emission Tomography |
US5210420A (en) * | 1991-12-19 | 1993-05-11 | Positron Corporation | Positron emission tomography scanner |
JP2694935B2 (ja) * | 1992-01-06 | 1997-12-24 | ヤマハ 株式会社 | 自動アンサンブル装置 |
US5841141A (en) * | 1997-06-03 | 1998-11-24 | The University Of Utah | Image reconstruction from V-projections acquired by Compton camera |
US5861627A (en) * | 1997-06-24 | 1999-01-19 | The University Of Utah | Image reconstruction for compton camera including spherical harmonics |
US5998792A (en) * | 1998-02-02 | 1999-12-07 | Picker International, Inc. | Positron emission tomography with variable detector geometry |
WO2001087140A2 (en) * | 2000-05-16 | 2001-11-22 | Crosetto Dario B | Method and apparatus for anatomical and functional medical imaging |
US7132664B1 (en) | 2002-11-09 | 2006-11-07 | Crosetto Dario B | Method and apparatus for improving PET detectors |
US20040164249A1 (en) * | 2003-02-26 | 2004-08-26 | Crosetto Dario B. | Method and apparatus for determining depth of interactions in a detector for three-dimensional complete body screening |
KR100715803B1 (ko) | 2005-04-15 | 2007-05-10 | 재단법인서울대학교산학협력재단 | 3개 이상의 결정층이 형성된 섬광검출기 및 이를 이용한양전자 방출 단층촬영장치 |
KR100917930B1 (ko) | 2007-12-03 | 2009-09-21 | 미끼꼬 이또우 | 다층 구조의 섬광 검출기 및 이를 이용한 양전자방출단층촬영장치 |
US8017915B2 (en) | 2008-03-14 | 2011-09-13 | Reflexion Medical, Inc. | Method and apparatus for emission guided radiation therapy |
US8357903B2 (en) * | 2010-10-19 | 2013-01-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Segmented detector array |
JP6210972B2 (ja) | 2011-03-31 | 2017-10-11 | リフレクション メディカル, インコーポレイテッド | 放射誘導型放射線療法における使用のためのシステムおよび方法 |
JP6850482B2 (ja) | 2015-06-10 | 2021-03-31 | リフレクション メディカル, インコーポレイテッド | 高帯域幅バイナリマルチリーフコリメータ設計 |
EP3426345B1 (en) | 2016-03-09 | 2021-06-23 | RefleXion Medical, Inc. | Fluence map generation methods for radiotherapy |
WO2018093849A1 (en) | 2016-11-15 | 2018-05-24 | Reflexion Medical, Inc. | Methods for radiation delivery in emission-guided radiotherapy |
CN110248604B (zh) | 2016-11-15 | 2023-07-21 | 反射医疗公司 | 放射治疗患者平台 |
EP3988017A1 (en) | 2016-11-15 | 2022-04-27 | RefleXion Medical, Inc. | System for emission-guided high-energy photon delivery |
WO2018183748A1 (en) | 2017-03-30 | 2018-10-04 | Reflexion Medical, Inc. | Radiation therapy systems and methods with tumor tracking |
EP4342521A3 (en) | 2017-07-11 | 2024-05-08 | RefleXion Medical Inc. | Methods for pet detector afterglow management |
JP7315961B2 (ja) | 2017-08-09 | 2023-07-27 | リフレクション メディカル, インコーポレイテッド | 放出誘導放射線療法における異常検出のためのシステムおよび方法 |
WO2019099551A1 (en) | 2017-11-14 | 2019-05-23 | Reflexion Medical, Inc. | Systems and methods for patient monitoring for radiotherapy |
Family Cites Families (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
CA1117228A (en) * | 1979-08-27 | 1982-01-26 | Montreal Neurological Institute | Positron annihilation imaging device using multiple offset rings of detectors |
JPS5648560A (en) * | 1979-09-29 | 1981-05-01 | Kagaku Gijutsucho Hoshasen Igaku Sogo Kenkyusho | Position detector for radiant ray |
US4563582A (en) * | 1984-05-24 | 1986-01-07 | Clayton Foundation For Research | Positron emission tomography camera |
-
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 SU SU864028209A patent/SU1716947A3/ru active
- 1986-08-22 JP JP61196983A patent/JPS6298284A/ja active Pending
- 1986-08-23 KR KR1019860006984A patent/KR870002477A/ko not_active Application Discontinuation
- 1986-08-25 ZA ZA866408A patent/ZA866408B/xx unknown
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
Патент СССР N 1487800, кл. А 61 В 6/03. 1984. * |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
BR8603991A (pt) | 1987-04-07 |
KR870002477A (ko) | 1987-03-31 |
ZA866408B (en) | 1988-03-30 |
EP0212631A1 (en) | 1987-03-04 |
AU581774B2 (en) | 1989-03-02 |
ATE47918T1 (de) | 1989-11-15 |
US4642464A (en) | 1987-02-10 |
DE3666878D1 (en) | 1989-12-14 |
GB2179830B (en) | 1989-08-09 |
GB2179830A (en) | 1987-03-11 |
AU6101486A (en) | 1987-02-26 |
CA1270343A (en) | 1990-06-12 |
GB8619837D0 (en) | 1986-09-24 |
EP0212631B1 (en) | 1989-11-08 |
JPS6298284A (ja) | 1987-05-07 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
SU1716947A3 (ru) | Камера дл позитронной томографии | |
US5210420A (en) | Positron emission tomography scanner | |
CA1221178A (en) | Positron emission tomography camera | |
US5453623A (en) | Positron emission tomography camera with quadrant-sharing photomultipliers and cross-coupled scintillating crystals | |
US5032728A (en) | Single photon emission computed tomography system | |
US7718972B2 (en) | Radiation detector | |
EP0249695A1 (en) | Light guides for a positron emission tomography camera | |
US5319204A (en) | Positron emission tomography camera with quadrant-sharing photomultipliers and cross-coupled scintillating crystals | |
EP0515630B1 (en) | A large solid state sensor assembly formed from smaller sensors | |
DK0813692T3 (da) | Tredimensional billeddetektor, der benytter bølgelængdeforskydende optiske fibre | |
CN1520521A (zh) | 正电子发射断层扫描仪 | |
US3594577A (en) | Indicating or detecting apparatus for nuclear radiation such as gamma rays | |
US4864138A (en) | Positron emission tomography camera | |
US4883966A (en) | Pet camera with crystal masking | |
US5909029A (en) | Detector for x-ray tomography apparatus | |
KR900002348B1 (ko) | 광학식 위치 검출장치 | |
US4751389A (en) | Multiple detector for tomography | |
Takami et al. | Design consideration for a continuously rotating positron computed tomograph | |
JPH05264736A (ja) | ポジトロンct装置 | |
JPH0435825Y2 (ru) | ||
JPH0544992B2 (ru) | ||
CN115192061A (zh) | 一种可移动式偏置探头的spect检测方法 | |
JPS625190A (ja) | Ect装置の放射線検出器 | |
JPH02232584A (ja) | 放射線受像装置 |