JP2004226256A - Radiation position detector operable in strong magnetic field - Google Patents
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Abstract
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、強磁場内に置かれた場合にも、放射線の位置を正確に検出し、かつ放射線吸収エネルギー量を正確に弁別する機能を持たせた強磁場内作動型放射線位置検出器に関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、シンチレーション放射線検出器において放射線の深さ位置検出機能および放射線吸収エネルギー選別機能を持たせた放射線位置検出器に関するものとして、放射線の３次元位置検出器があった（例えば、特許文献１参照）。
しかしこの検出器は、受光素子が各シンチレータ・セルに直接光学結合されているため、強磁場内では正常な動作をしない。これは受光素子内で光子から変換した光電子が磁場の作用で軌道を変えられるためである。従って、検出器全体としての放射線の位置及びエネルギーの分解能特性が損なわれる。
図５は、従来型放射線位置検出器の例であり、図６は、従来型放射線位置検出器の４つの受光素子で受け取る光の分配率を示す二次元分布図で、各シンチレータ・セルに対応する区域を形成する。
【０００３】
【特許文献１】
特開平１−２２９９９５号公報
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、強磁場内に置かれた場合にも正常な動作をすることができる強磁場内作動型放射線位置検出器を提供することである。
本発明の他の目的は、強磁場内に置かれた場合にも正常な動作をすることができ、放射線の位置及びエネルギーの分解能特性に優れた強磁場内作動型放射線位置検出器を提供することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】
本発明は、以下の強磁場内作動型放射線位置検出器を提供するものである。
１．２個以上のシンチレータ・セルを平面的に接合し、これを２段以上層状に重ねた多層シンチレータと、この多層シンチレータの各シンチレータ・セルの底面に接続された受光素子を含み、前記各シンチレータ・セルの底面と受光素子が光ファイバーを介して接続されていることを特徴とする強磁場内作動型放射線位置検出器。
２．多層シンチレータが、縦方向に２〜３個、横方向に２〜３個のシンチレータ・セルを平面的に接合し、それを２〜５段層状に重ねたものである上記１記載の強磁場内作動型放射線位置検出器。
３．多層シンチレータが、縦方向に２個、横方向に２個のシンチレータ・セルを平面的に接合し、それを２〜５段層状に重ねたものである上記１記載の強磁場内作動型放射線位置検出器。
４．シンチレータが、セリウムをドープしたＬｕ２ＳｉＯ５単結晶である上記１〜３のいずれか１項記載の強磁場内作動型放射線位置検出器。
【０００６】
【発明の実施の形態】
本発明は、２個以上のシンチレータ・セルを平面的に接合し、これを２段以上層状に重ねた多層シンチレータと、この多層シンチレータの各シンチレータ・セルの底面に接続された受光素子を含み、前記各シンチレータ・セルの底面と受光素子が光ファイバーを介して接続されていることを特徴とする強磁場内作動型放射線位置検出器である。
本発明の強磁場内作動型放射線位置検出器は、各シンチレータ・セルの底面と受光素子が光ファイバーを介して接続されていることを特徴とするものであり、放射線位置検出器としては、２個以上のシンチレータ・セルを平面的に接合し、これを２段以上層状に重ねた多層シンチレータと、この多層シンチレータの各シンチレータ・セルの底面に接続された受光素子を含むものであれば、従来公知のものも含めすべて本発明において使用可能である。
【０００７】
このような放射線位置検出器としては、２個以上、好ましくは４個以上のシンチレータ・セルを平面的に接合し、それを２段以上、好ましくは２〜５段層状に重ねて多層シンチレータを形成し、２個以上の受光素子または位置分解が可能な受光素子を光学結合し、各シンチレータ・セル間は、空気、光反射材、光透過材、前記シンチレータと同じ材料から選ばれた少なくとも１種類のもので満たし、シンチレータ・セルごとの光学表面条件（鏡面又は粗面）と光反射材および光学透過材の組み合わせを最適化することにより、受光素子から得る出力信号で、放射線を検出したシンチレータ・セルの同定および放射線エネルギーの選別を行うことができるものが望ましい。
【０００８】
本発明の放射線位置検出器に使用する光ファイバーの種類は特に制限はなく、ガラス製、プラスチック製いずれのものも使用できる。光ファイバーのサイズも特に限定されないが、直径１〜１０ｍｍ、好ましくは１〜３ｍｍ、長さは０．５〜２０ｍ、好ましくは５〜１０ｍ程度のものが適当である。シンチレータ・セルの底面の面積が大きい場合には、細い光ファイバーを複数本、例えば、２〜１０００本程度束ねて使用してもよい。細い光ファイバーを多数本使用することにより、光ファイバー全体の可撓性が向上し、取扱が容易になる。また、光ファイバーの断面形状をシンチレータ・セルの底面の形状に合わせることが容易になり、受光率を向上させることができる。
光ファイバーとシンチレータ・セルの底面との光学結合、及び光ファイバーと受光素子との光学結合は、例えば、シリコンゴム等による光学結合により行えばよい。
【０００９】
本発明の放射線位置検出器は、２個以上のシンチレータ・セルを平面的に接合し、これを２段以上層状に重ねた多層シンチレータとしたこと、及び光ファイバーを介してシンチレータ・セルの底面と受光素子を光学結合したことを特徴とするものである。シンチレータ・セルからの出力信号は光子であるため、光電子に変換せず光子のまま信号を光ファイバーを介して磁場外に導き、磁場外に設置した光学素子に送信することにより、磁場の影響を完全に排除することが可能となる。また、多層シンチレータとしたことにより、 １）一度に複数の断面画像が得られる、２）ＰＥＴ装置全体 としての感度を向上できる、という効果がある。 なお深さ方向に複数層を設けられる利点としては、視野周辺部の空間分解能劣化を防ぐことが出来る点、及び感度を向上出来る点が挙げられる。
【００１０】
本発明の強磁場内作動型放射線位置検出器において、エネルギー分解能、位置分解能、時間分解能をさらに向上させるためには、放射線を吸収し光を発したシンチレータ・セルの位置を弁別する手段、及び各シンチレータ・セルが発した光の前記受光素子による受光量を均一化する手段を含むことが望ましい。
放射線を吸収し光を発したシンチレータ・セルの位置を弁別する手段としては、隣接するシンチレータ層の発光の波形を弁別する手段が挙げられる。隣接するシンチレータ層の発光の波形を弁別する手段の具体例としては、発光の減衰時定数の差を利用するものが挙げられる。減衰時定数の差は好ましくは５ｎｓ以上、さらに好ましくは１０ｎｓ以上、最も好ましくは１５ｎｓ以上である。
【００１１】
各シンチレータ・セルが発した光の受光素子による受光量を均一化する手段としては、例えば、特願２００２−３００１２５に記載されているように、最上層のシンチレータ層に隣接するシンチレータ層のシンチレータ・セルの表面を粗面とすること、他のシンチレータ層のシンチレータ・セルの表面を鏡面とすること、最上層のシンチレータ層及びこれに隣接するシンチレータ層を除く他のシンチレータ層のシンチレータ・セル間に光反射材を設置すること、及びいずれのシンチレータ・セルの表面にも隣接していないシンチレータ・セル外表面に光反射材を設置すること等が挙げられる。
【００１２】
本発明の放射線位置検出器に使用するシンチレータ材料としては、放射線を吸収して発光するものであれば特に制限されないが、セリウムをドープしたＬＳＯ（Ｃｅ： Ｌｕ２ＳｉＯ５）、ＢＧＯ（Ｂｉ４Ｇｅ３Ｏ１２）等が挙げられる。しかし、本発明に用いるシンチレータ材料は、蛍光出力が高いほど位置弁別効果が大きく、Ｂｉ４Ｇｅ３Ｏ１２より５０％以上高い出力のシンチレータであることが望ましく、Ｃｅ： Ｌｕ２ＳｉＯ５を用いることがさらに望ましい。Ｃｅ： Ｌｕ２ＳｉＯ５のセリウムのドープ量は好ましくは０．１〜５．０モル％、さらに好ましくは０．５〜１．５モル％程度である。
シンチレータ・セルはシンチレータ材料（単結晶）を直方体に切断したものが好ましく、その大きさは、１．０〜１０ｍｍ×１．０〜１０ｍｍ×１．０〜１０ｍｍ程度が適当である。
【００１３】
単結晶の表面を鏡面とするには、機械研磨、化学研磨等の方法が使用できる。
単結晶の表面を粗面とするには、切断、粗研磨等の方法が使用できる。粗面の程度は、最大高さＲｍａｘ＝３４６ｎｍ（へき開面）〜３７６ｎｍ（へき開面）が適当である。
また、光反射材としては、金属箔（例えば、アルミニウム箔等）、ポリマー膜（例えば、ポリテトラフルオロエチレン等）、無機粉末等が挙げられる。これらの光反射材の厚さは通常１０〜５００μｍであり、好ましくは３０〜２００μｍである。
【００１４】
本発明の放射線位置検出器においては、受光素子で受ける光の総量を均一化するために、各シンチレータ層間及び受光素子とこれに隣接するシンチレータ層との間に、シンチレータ・セルが発した光に対して透明な光透過材を満たしておくことが望ましい。透明な光透過材としてはシリコーンオイル、空気、透明接着剤等が挙げられるが、透明接着剤であるシリコーンゴムが好ましい。
【００１５】
以上のとおり、本発明の放射線位置検出器においては、シンチレータ・ユニット内の各シンチレータ・セルは、不純物の含量の違いもしくは組成の違いによる蛍光減衰時定数の選択、および結晶表面処理に関して粗面もしくは鏡面にするかの選択が可能であり、さらにセル間の境界層は光学的不連続層を形成し、層間に光反射材を挿入するかもしくは光に対して透明な透過材（光学接合材）を挿入するかの選択が可能である。特開平１１−１４２５２３号公報に詳細に説明されているように、あるシンチレータ・セル内で発生した光は、この境界層を介して隣接するシンチレータ・セルにある割合で分配される。この分配された光を受け取ったシンチレータ・セルでも同様にこれと隣接するシンチレータ・セルにある割合で分配され、以下、この過程がシンチレータ・ユニット内の各シンチレータ・セル間で行われ、最終的に、シンチレータ・ユニットの一端面に光ファイバーを介して光学結合されたそれぞれの受光素子に到達する。
【００１６】
それぞれの受光素子で受け取る光量は、上記で示したシンチレータ・ユニット内の各シンチレータ・セル間の光の分配率に依存し、これを工夫することによって、それぞれの受光素子で受け取る光量の組み合わせにより、シンチレータ・ユニット内のどのシンチレータ・セルが光を発生したかを知ることが可能となり、シンチレータ・ユニットの深さ方向における放射線の検出位置を計測することができる。これと同時に、シンチレータ・セルの光学表面と光反射材および透過材の組み合わせを最適化することにより、位置弁別を可能にしつつ、どのセルで発光しても受光素子全体で受け取る光の総量を同一にする強磁場内作動型放射線位置検出器を形成できる。
【００１７】
実施例
以下、図面により本発明の実施例を詳しく説明する。
図１は、ＭＲＩ（磁気共鳴映像法）中で測定可能なＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）装置の検出器の概念図を示す。
このシンチレータブロックは、４個のシンチレータ・セルを平面的に接合し、これを２段層状に重ねたものであり、従来深さ方向の放射線位置検出に用いられた放射線位置検出器（Ｍｕｒａｙａｍａ ｅｔ ａｌ． ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ Ｎｕｃｌ Ｓｃｉ， １９９８）に光ファイバーを光学結合したものである。使用した光ファイバーはクラレ製ダブルクラッドオプティカルファイバー（直径２ｍｍ、長さ２．５ｍ）であり、シンチレータ・セルはセリウムをドープしたＬＳＯ（Ｃｅ： Ｌｕ２ＳｉＯ５）（２ｍｍ×２ｍｍ×２ｍｍの立方体）であり、表面は鏡面処理し、隣接するシンチレータ・セル間はシリコンゴムで光学結合し、シンチレータ・セルの上面部に光反射膜フィルムを設けたものである。
このシンチレータブロックに５１１ｋｅＶのガンマ線を照射すると発光し、この光信号は、４本の光ファイバーを通ってＭＲＩの磁場外に設置された４つの受光素子（光電子増倍管（ＰＭＴ））に送信される。
【００１８】
図２は、シンチレータブロックからの４つの光信号（Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ）より、シンチレータブロック内の８個のシンチレータ・セルのうち、発光したシンチレータ・セルの位置を弁別する方法を説明するための概念図である。４つの光信号を、特開平１１−１４２５２３号公報に詳細に説明されているような位置演算回路により位置演算することにより、８個のシンチレータ・セルの位置を２次元分布において８個の分布として得ることができる。
上記の構成を有する本発明の放射線位置検出器を使用して実際に得られた２次元分布を図３に示す。８個のＬＳＯシンチレータ・セル位置に対応する分布が得られている。
【００１９】
図４は、本発明の放射線位置検出器を用いて構成するＰＥＴ装置の概念図である。本発明の放射線位置検出器のシンチレータブロックをリング状に配列し、放射線により発光した光信号を、光ファイバーを介してＭＲＩの高磁場の外に配置した光電子増倍管（ＰＭＴ）に導く。ＰＭＴの信号は位置演算された後、同時計数回路で同時に起こった事象かどうかを判定し、同時の場合はメモリにシンチレータ位置のアドレスを書き込む。一定時間積算したデータをコンピュータにより再構成し、断層画像を得る。ＭＲＩも同時あるいは前後に撮像され、画像の重ねあわせが可能となる。
【００２０】
【発明の効果】
撮像できるスライス数はシンチレータブロックの構成が２×２×２であるので検出器リング数は２リングとなり、対向する検出器間の同時計数の２スライスと隣接するリング間の１スライスの合計３スライスが同時に撮像可能となる。
また深さ方向にも２層構造であり、ガンマ線の深さ方向に対する入射位置を検出することで視野周辺部における空間分解能の劣化を少なくすることができる。
さらに検出器がブロックの構造であるので、ＰＭＴや光ファイバーの数を従来の装置に比べ大幅に減少させることができる。
【００２１】
さらにまた、本発明の放射線位置検出器を使用すると、３スライスを同時に撮像可能で深さ方向に２層を有する、ＭＲＩと同時に使用できるＰＥＴ装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の強磁場内作動型放射線位置検出器を用いた、ＭＲＩ中で測定可能なＰＥＴ装置の概念図である。
【図２】ＭＲＩ中で測定可能なＰＥＴ装置の検出器の位置演算方法を説明するための概念図である。
【図３】本発明の実施例の強磁場内作動型放射線位置検出器により得られた、４つの受光素子で受け取る光の分配率を表す２次元分布図である。
【図４】本発明の強磁場内作動型放射線位置検出器を用いた、ＭＲＩ中で測定可能なＰＥＴ装置全体を示す概念図である。
【図５】従来型放射線位置検出器の構成例を示す図である。
【図６】従来型放射線位置検出器の４つの受光素子で受け取る光の分配率を示す２次元分布図である。[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation detector in a strong magnetic field that has a function of accurately detecting the position of radiation even when placed in a strong magnetic field and accurately discriminating the amount of radiation absorption energy.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, as a radiation position detector having a radiation depth position detection function and a radiation absorption energy selection function in a scintillation radiation detector, there has been a three-dimensional radiation position detector (for example, see Patent Document 1). .
However, this detector does not operate properly in a strong magnetic field because the light receiving element is directly optically coupled to each scintillator cell. This is because the trajectory of the photoelectrons converted from the photons in the light receiving element can be changed by the action of the magnetic field. Therefore, the position and energy resolution characteristics of the radiation as a whole detector are impaired.
FIG. 5 is an example of a conventional radiation position detector, and FIG. 6 is a two-dimensional distribution diagram showing a distribution ratio of light received by four light receiving elements of the conventional radiation position detector, corresponding to each scintillator cell. To form an area.
[0003]
[Patent Document 1]
JP-A-1-229995
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide a radiation position detector in a strong magnetic field that can operate normally even when placed in a strong magnetic field.
It is another object of the present invention to provide a radiation detector capable of operating in a strong magnetic field, which can operate normally even when placed in a strong magnetic field and has excellent radiation position and energy resolution characteristics. That is.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
The present invention provides the following radiation position detector operated in a strong magnetic field.
A multi-layer scintillator in which two or more scintillator cells are joined in a plane and two or more layers are stacked, and a light-receiving element connected to the bottom surface of each scintillator cell of the multi-layer scintillator; A radiation position detector in a strong magnetic field, wherein a bottom surface of a scintillator cell and a light receiving element are connected via an optical fiber.
2. 2. The strong magnetic field according to 1 above, wherein the multi-layer scintillator is formed by joining two to three scintillator cells in the vertical direction and two or three scintillator cells in the horizontal direction and stacking them in a two- to five-layer structure. Actuated radiation position detector.
3. 2. The radiation field in a strong magnetic field as described in 1 above, wherein the multi-layer scintillator is formed by joining two scintillator cells in the vertical direction and two scintillator cells in the horizontal direction in a plane and stacking them in a two- to five-layer structure. Detector.
4. 4. The radiation position detector according to any one of the above items 1 to 3, wherein the scintillator is a cerium-doped Lu 2 SiO 5 single crystal.
[0006]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
The present invention includes a multilayer scintillator in which two or more scintillator cells are joined in a plane and two or more layers are stacked in layers, and a light receiving element connected to the bottom surface of each scintillator cell of the multilayer scintillator, A radiation position detector in a strong magnetic field, wherein a bottom surface of each of the scintillator cells and a light receiving element are connected via an optical fiber.
The radiation position detector in the strong magnetic field according to the present invention is characterized in that the bottom surface of each scintillator cell and the light receiving element are connected via an optical fiber, and two radiation position detectors are provided. Any conventional scintillator cell is known as long as it includes a multilayer scintillator in which the above-mentioned scintillator cells are joined in a plane and two or more layers are stacked, and a light-receiving element connected to the bottom surface of each scintillator cell of the multilayer scintillator. All of these can be used in the present invention, including those described above.
[0007]
As such a radiation position detector, two or more, preferably four or more, scintillator cells are planarly joined, and they are stacked in two or more, preferably two to five, layers to form a multilayer scintillator. And two or more light-receiving elements or light-receiving elements capable of position resolution are optically coupled to each other, and between each scintillator / cell, at least one selected from air, a light reflecting material, a light transmitting material, and the same material as the scintillator is used. By optimizing the optical surface conditions (mirror surface or rough surface) and the combination of light reflecting material and optical transmitting material for each scintillator cell, the scintillator What can identify a cell and sort out radiation energy is desirable.
[0008]
The type of optical fiber used for the radiation position detector of the present invention is not particularly limited, and any of glass and plastic can be used. The size of the optical fiber is not particularly limited, either, but a diameter of 1 to 10 mm, preferably 1 to 3 mm, and a length of about 0.5 to 20 m, preferably about 5 to 10 m is suitable. When the area of the bottom surface of the scintillator cell is large, a plurality of, for example, about 2 to 1,000 thin optical fibers may be bundled and used. By using a large number of thin optical fibers, the flexibility of the entire optical fiber is improved and handling becomes easy. Further, it becomes easy to match the cross-sectional shape of the optical fiber to the shape of the bottom surface of the scintillator cell, and the light receiving rate can be improved.
The optical coupling between the optical fiber and the bottom surface of the scintillator cell and the optical coupling between the optical fiber and the light receiving element may be performed by, for example, optical coupling using silicon rubber or the like.
[0009]
According to the radiation position detector of the present invention, two or more scintillator cells are planarly joined to form a multilayer scintillator in which two or more scintillator cells are stacked in layers, and the bottom surface of the scintillator cell is received via an optical fiber. The device is characterized by being optically coupled. Since the output signal from the scintillator cell is a photon, the signal is not converted into photoelectrons, but is guided out of the magnetic field via an optical fiber without conversion to a photon, and transmitted to an optical element installed outside the magnetic field to completely eliminate the effects of the magnetic field. Can be eliminated. In addition, the multilayer scintillator has the effects of 1) obtaining a plurality of cross-sectional images at a time, and 2) improving the sensitivity of the entire PET apparatus. The advantage of providing a plurality of layers in the depth direction is that deterioration of spatial resolution at the periphery of the visual field can be prevented and sensitivity can be improved.
[0010]
In the radiation position detector in a strong magnetic field according to the present invention, in order to further improve the energy resolution, the position resolution, and the time resolution, means for discriminating the position of the scintillator cell that has absorbed radiation and emitted light, and It is desirable to include means for equalizing the amount of light received by the light receiving element of the light emitted by the scintillator cell.
Means for discriminating the position of a scintillator cell that has absorbed radiation and emitted light includes a means for discriminating the emission waveform of an adjacent scintillator layer. As a specific example of the means for discriminating the light emission waveforms of the adjacent scintillator layers, a method utilizing a difference in the decay time constant of light emission may be mentioned. The difference between the decay time constants is preferably 5 ns or more, more preferably 10 ns or more, and most preferably 15 ns or more.
[0011]
As means for equalizing the amount of light received by the light receiving element of the light emitted from each scintillator cell, for example, as described in Japanese Patent Application No. 2002-300125, the scintillator layer of the scintillator layer adjacent to the uppermost scintillator layer is used. The surface of the cell is made rough, the surface of the scintillator cell of another scintillator layer is made a mirror surface, and the scintillator layer of the uppermost layer and the scintillator layer of the other scintillator layer except the adjacent scintillator layer are interposed. Installing a light reflecting material, and installing a light reflecting material on the outer surface of a scintillator cell that is not adjacent to the surface of any scintillator cell.
[0012]
The scintillator material used in the radiation position detector of the present invention is not particularly limited as long as it absorbs radiation and emits light. However, cerium-doped LSO (Ce: Lu 2 SiO 5 ), BGO (Bi 4 Ge) 3 O 12 ) and the like. However, the scintillator material used in the present invention has a greater position discrimination effect as the fluorescent output is higher, and is preferably a scintillator having an output 50% or more higher than Bi 4 Ge 3 O 12. Ce: Lu 2 SiO 5 is used. Is more desirable. Ce: doping amount of cerium Lu 2 SiO 5 is preferably 0.1 to 5.0 mol%, more preferably about 0.5 to 1.5 mol%.
The scintillator cell is preferably obtained by cutting a scintillator material (single crystal) into a rectangular parallelepiped, and its size is suitably about 1.0 to 10 mm × 1.0 to 10 mm × 1.0 to 10 mm.
[0013]
In order to make the surface of the single crystal a mirror surface, a method such as mechanical polishing or chemical polishing can be used.
In order to make the surface of the single crystal rough, methods such as cutting and rough polishing can be used. An appropriate level of the rough surface is a maximum height Rmax = 346 nm (cleaved surface) to 376 nm (cleaved surface).
Examples of the light reflecting material include a metal foil (for example, aluminum foil), a polymer film (for example, polytetrafluoroethylene), an inorganic powder, and the like. The thickness of these light reflecting materials is usually from 10 to 500 μm, preferably from 30 to 200 μm.
[0014]
In the radiation position detector of the present invention, in order to equalize the total amount of light received by the light receiving element, between the scintillator layers and between the light receiving element and the scintillator layer adjacent thereto, the light emitted by the scintillator cell is used. On the other hand, it is desirable to fill with a transparent light transmitting material. Examples of the transparent light transmitting material include silicone oil, air, a transparent adhesive, and the like, and silicone rubber, which is a transparent adhesive, is preferable.
[0015]
As described above, in the radiation position detector of the present invention, each scintillator cell in the scintillator unit has a rough surface or a rough surface with respect to selection of a fluorescence decay time constant due to a difference in impurity content or a difference in composition, and crystal surface treatment. The mirror surface can be selected, and the boundary layer between cells forms an optically discontinuous layer, and a light reflecting material is inserted between the layers or a transparent material (optical bonding material) transparent to light. Can be inserted. As described in detail in JP-A-11-142523, light generated in one scintillator cell is distributed at a certain rate to an adjacent scintillator cell via this boundary layer. Similarly, the scintillator cell receiving the distributed light is also distributed at a certain rate to the adjacent scintillator cell, and thereafter, this process is performed between each scintillator cell in the scintillator unit, and finally Reaches the respective light receiving elements optically coupled to one end face of the scintillator unit via an optical fiber.
[0016]
The amount of light received by each light receiving element depends on the distribution ratio of light between each scintillator cell in the scintillator unit described above, and by devising this, by combining the amounts of light received by each light receiving element, It becomes possible to know which scintillator cell in the scintillator unit has generated light, and it is possible to measure the radiation detection position in the depth direction of the scintillator unit. At the same time, by optimizing the combination of the optical surface of the scintillator cell and the light-reflecting and transmitting materials, it is possible to discriminate the position, and the same amount of light is received by the entire light-receiving element regardless of which cell emits light A radiation position detector operated in a strong magnetic field can be formed.
[0017]
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
FIG. 1 shows a conceptual diagram of a detector of a PET (positron emission tomography) apparatus that can be measured in MRI (magnetic resonance imaging).
This scintillator block is formed by joining four scintillator cells in a plane and stacking them in a two-layer structure, and a radiation position detector (Murayama et al.) Conventionally used for detecting a radiation position in the depth direction. IEEE Trans Nucl Sci, 1998) and an optical fiber optically coupled thereto. The optical fiber used was Kuraray's double-clad optical fiber (diameter 2 mm, length 2.5 m), and the scintillator cell was cerium-doped LSO (Ce: Lu 2 SiO 5 ) (2 mm × 2 mm × 2 mm cube). The surface is mirror-finished, adjacent scintillator cells are optically coupled with silicon rubber, and a light reflecting film is provided on the upper surface of the scintillator cell.
The scintillator block emits light when irradiated with 511 keV gamma rays, and this optical signal is transmitted through four optical fibers to four light receiving elements (photomultiplier tubes (PMT)) installed outside the magnetic field of the MRI. .
[0018]
FIG. 2 illustrates a method of discriminating a position of a scintillator cell that emits light among eight scintillator cells in a scintillator block from four optical signals (A, B, C, and D) from the scintillator block. FIG. The positions of the eight scintillator cells are converted into eight distributions in a two-dimensional distribution by calculating the positions of the four optical signals using a position calculation circuit as described in detail in Japanese Patent Application Laid-Open No. H11-142523. Obtainable.
FIG. 3 shows a two-dimensional distribution actually obtained by using the radiation position detector of the present invention having the above configuration. Distributions corresponding to eight LSO scintillator cell locations are obtained.
[0019]
FIG. 4 is a conceptual diagram of a PET device configured using the radiation position detector of the present invention. The scintillator blocks of the radiation position detector of the present invention are arranged in a ring shape, and an optical signal emitted by the radiation is guided via an optical fiber to a photomultiplier tube (PMT) arranged outside the high magnetic field of MRI. After the position of the PMT signal is calculated, the coincidence circuit determines whether or not the event is a simultaneous event. In the case of simultaneous events, the address of the scintillator position is written to the memory. The data integrated for a certain time is reconstructed by a computer to obtain a tomographic image. MRI is also taken at the same time or before and after, so that images can be superimposed.
[0020]
【The invention's effect】
Since the number of slices that can be imaged is 2 × 2 × 2 of the scintillator block, the number of detector rings is 2 rings, and a total of 3 slices including 2 slices of simultaneous counting between opposing detectors and 1 slice between adjacent rings. Can be imaged at the same time.
The gamma ray also has a two-layer structure in the depth direction, and by detecting the incident position of the gamma ray in the depth direction, it is possible to reduce the deterioration of the spatial resolution in the peripheral portion of the visual field.
Further, since the detector has a block structure, the number of PMTs and optical fibers can be greatly reduced as compared with the conventional device.
[0021]
Furthermore, by using the radiation position detector of the present invention, it is possible to realize a PET apparatus which can simultaneously image three slices and has two layers in the depth direction and which can be used simultaneously with MRI.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a conceptual diagram of a PET device that can be measured in MRI using a radiation position detector operated in a strong magnetic field according to the present invention.
FIG. 2 is a conceptual diagram for explaining a method of calculating the position of a detector of a PET device that can be measured in MRI.
FIG. 3 is a two-dimensional distribution diagram showing a distribution ratio of light received by four light receiving elements, obtained by a radiation position detector in a strong magnetic field according to an embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a conceptual diagram showing an entire PET device that can be measured in MRI using the radiation position detector operated in a strong magnetic field according to the present invention.
FIG. 5 is a diagram showing a configuration example of a conventional radiation position detector.
FIG. 6 is a two-dimensional distribution diagram showing a distribution ratio of light received by four light receiving elements of a conventional radiation position detector.
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