JPS58108482A - ポジトロンｃｔ装置 - Google Patents
ポジトロンｃｔ装置Info
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- JPS58108482A JPS58108482A JP20623181A JP20623181A JPS58108482A JP S58108482 A JPS58108482 A JP S58108482A JP 20623181 A JP20623181 A JP 20623181A JP 20623181 A JP20623181 A JP 20623181A JP S58108482 A JPS58108482 A JP S58108482A
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- JP
- Japan
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- length
- gamma ray
- positron
- tungsten plate
- tungsten
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-
- 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)
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- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
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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】
本発明はポジトロンＣＴ装置に関し、特に生体内部に投
与された陽電子放射性同位元素の位置情報を得るための
ガンマ線検出器に関するものである。
与された陽電子放射性同位元素の位置情報を得るための
ガンマ線検出器に関するものである。
ポジ）ａンＣＴ装置は、生体内部に投与され九階電子放
射性同位元素（以後線源と略す。）の濃裏分布を体軸に
はは垂直な平面で表示する装置てある。ここで、線源の
位置情報は人体をリング状あるいは正多角形状に取抄囲
んだ多数のガンマ線検出器間の同時計数により得られる
。この方法は、特開昭５６−６１７５号公報等に詳細に
述べられている。 、
・ビ生体内部に分布した線源から放出される一対の消滅
ガンマ線は線源の存在位置・消滅ガンマ線放出方向によ
り人体において異なる経路を通り興なるガンマ線吸収を
受ける。視野に一様にＩＩｉ！源が分布する場合、一対
の消滅ガンマ線が吸収されることなくガンマ線検出器へ
到達する確率は、上記透過経路の差異によるガンｉ線吸
収率差の影響を受ける。第１図Ｋ、一対の消滅ガンマ線
が視野内でらかなように視野周辺部を通過する消滅ガン
Ｖ線ね、視野中央部を透過するガン１１ｉＩＶＣ比べ大
きくなる。第１図において、横軸ｔは視野中心０から透
過経路ｐまでの距離を示し、縦軸は透過確率を示す。な
お視野半径ｒａ１５ｍとした。
射性同位元素（以後線源と略す。）の濃裏分布を体軸に
はは垂直な平面で表示する装置てある。ここで、線源の
位置情報は人体をリング状あるいは正多角形状に取抄囲
んだ多数のガンマ線検出器間の同時計数により得られる
。この方法は、特開昭５６−６１７５号公報等に詳細に
述べられている。 、
・ビ生体内部に分布した線源から放出される一対の消滅
ガンマ線は線源の存在位置・消滅ガンマ線放出方向によ
り人体において異なる経路を通り興なるガンマ線吸収を
受ける。視野に一様にＩＩｉ！源が分布する場合、一対
の消滅ガンマ線が吸収されることなくガンマ線検出器へ
到達する確率は、上記透過経路の差異によるガンｉ線吸
収率差の影響を受ける。第１図Ｋ、一対の消滅ガンマ線
が視野内でらかなように視野周辺部を通過する消滅ガン
Ｖ線ね、視野中央部を透過するガン１１ｉＩＶＣ比べ大
きくなる。第１図において、横軸ｔは視野中心０から透
過経路ｐまでの距離を示し、縦軸は透過確率を示す。な
お視野半径ｒａ１５ｍとした。
従来のポジトロンＣＴ用ガンマ線検出器系の構成を第２
ａ図、第２ｂ図に示すと共に、視野全体に一様な線源が
分布する場合にかかる従来の検出器系で得られる同時計
数の投影で一部の一例を第３図に示し、その欠点につい
て説明する。従来の検出器系では、リング状に多数配列
されたシンチ長さのガンマ線吸収体２を挿入したｂ（第
２ａ図）、高空間分解能を達成するためポジトロンＣＴ
装置の消滅ガンマ！ＩＫ対する検出感度を犠牲にし遇あ
るいは散乱にょｂ＃接する検出器で検出されることを防
ぐことＫのみ作用する。そのため、視野４全体に一様な
ｌＩ源が分布する場合の同時計数の投影データは第３図
に示すように消滅ガン□マ線透過確率の高い視野４周辺
部で同時計数率がきわめて高くなる。また、重金属プラ
グ３を装着した場合、視野中央部を透過し検出器にほぼ
垂直に入射する消滅ガンマ線５に対しては、シンチレー
タｌの開口ｗｉ積が減少し、同時計数率が減少するとい
う問題点があった。さらｉ／ｃ視野周辺部を透過し＾射
角の大きな消滅ガンマＩｗ６に対しては、重金属グラブ
３が台形あるいは半円状の形状をとるため、遮蔽効果は
小さくなり１上記ガンマ線吸収体２の場合と同様、同時
計数の投影データは視野周辺部できわめて大となる。
ａ図、第２ｂ図に示すと共に、視野全体に一様な線源が
分布する場合にかかる従来の検出器系で得られる同時計
数の投影で一部の一例を第３図に示し、その欠点につい
て説明する。従来の検出器系では、リング状に多数配列
されたシンチ長さのガンマ線吸収体２を挿入したｂ（第
２ａ図）、高空間分解能を達成するためポジトロンＣＴ
装置の消滅ガンマ！ＩＫ対する検出感度を犠牲にし遇あ
るいは散乱にょｂ＃接する検出器で検出されることを防
ぐことＫのみ作用する。そのため、視野４全体に一様な
ｌＩ源が分布する場合の同時計数の投影データは第３図
に示すように消滅ガン□マ線透過確率の高い視野４周辺
部で同時計数率がきわめて高くなる。また、重金属プラ
グ３を装着した場合、視野中央部を透過し検出器にほぼ
垂直に入射する消滅ガンマ線５に対しては、シンチレー
タｌの開口ｗｉ積が減少し、同時計数率が減少するとい
う問題点があった。さらｉ／ｃ視野周辺部を透過し＾射
角の大きな消滅ガンマＩｗ６に対しては、重金属グラブ
３が台形あるいは半円状の形状をとるため、遮蔽効果は
小さくなり１上記ガンマ線吸収体２の場合と同様、同時
計数の投影データは視野周辺部できわめて大となる。
ポジトロンＣＴ装置により再生される線源濃度分布儂の
画質は雑音成分としての偶然同時計数と同時計数の統計
誤差とＫより劣下する。偶然同時計数は、発生源の異な
る２つの消滅ガンｉ線が偶然に同時計数される事象で、
この確率は検出器計数率の二乗に比例する。一方、統計
誤差は同時計数の平方根で与えられる。さらに、検出器
の計数率が高くなると偶然同時計数以外（検出器回路、
同時計数回路、信号伝達系の不感時間が原因となる同時
計数の数え落としが増加し、ポジトロンＣＴ装置の計数
率の線源濃度に対する直線性が保障されなくなる。
画質は雑音成分としての偶然同時計数と同時計数の統計
誤差とＫより劣下する。偶然同時計数は、発生源の異な
る２つの消滅ガンｉ線が偶然に同時計数される事象で、
この確率は検出器計数率の二乗に比例する。一方、統計
誤差は同時計数の平方根で与えられる。さらに、検出器
の計数率が高くなると偶然同時計数以外（検出器回路、
同時計数回路、信号伝達系の不感時間が原因となる同時
計数の数え落としが増加し、ポジトロンＣＴ装置の計数
率の線源濃度に対する直線性が保障されなくなる。
従来構成では上述したとおり、視野中央部を通過する消
滅ガンマ線の同時計数率が最も低く統計誤差による雑音
が高いため、再生画像の画質はこの視野中央部を通過す
る消滅ガンマ線の統計雑音で決まる。これに対し、視野
周辺部を通過する消滅ガンｉ線の高い同時計数率は、小
さな統計雑音により視野周辺の画質向上には寄与するが
、最も関心の高い視野中央部の画質改善には寄与しない
。
滅ガンマ線の同時計数率が最も低く統計誤差による雑音
が高いため、再生画像の画質はこの視野中央部を通過す
る消滅ガンマ線の統計雑音で決まる。これに対し、視野
周辺部を通過する消滅ガンｉ線の高い同時計数率は、小
さな統計雑音により視野周辺の画質向上には寄与するが
、最も関心の高い視野中央部の画質改善には寄与しない
。
むしろ、検出器の計数率増加による偶然同時計数および
同時計数の数え落としの増加要因となり、ポジトロンＣ
Ｔ装置の最大計数率および計数率の線源濃度に対する直
線性を劣下させる要因となっていた。
同時計数の数え落としの増加要因となり、ポジトロンＣ
Ｔ装置の最大計数率および計数率の線源濃度に対する直
線性を劣下させる要因となっていた。
本発明は線源の位置情報を持つ視野周辺からの消滅ガン
ｉ線の一部を、シンチレータ関にこれよね長いガンマ線
吸収体を挿入することＫより低減し、雑音成分となる偶
然同時計数率およびポジトロンＣＴ装置の計数率の非直
線性をもたらす同時計数の数え落としの低減を図ること
を目的としたものである。
ｉ線の一部を、シンチレータ関にこれよね長いガンマ線
吸収体を挿入することＫより低減し、雑音成分となる偶
然同時計数率およびポジトロンＣＴ装置の計数率の非直
線性をもたらす同時計数の数え落としの低減を図ること
を目的としたものである。
放射線検出部間にそれより長い放射線吸収体を挿入する
方法はＸＪＩＩＣＴでは公知である（例えば特開昭５３
ｍ−１１４５１７１１号公報）、シかし、Ｘ線ＣＴては
Ｘｓ源は体外に存在し検出器との位置関係は、ポジトロ
ンＣＴ装置とは異なり一意的に決まる、放射線吸収体は
このＸ線源と検出器開口で決まるＸｌｌ１！通過路以外
から混入する散乱Ｘ線を除去することを目的とする。つ
まり、Ｘ＃ＣＴＫおける放射線吸収体の使用目的は再生
画像の雑音成分となる散乱Ｘ線を除去することＫある。
方法はＸＪＩＩＣＴでは公知である（例えば特開昭５３
ｍ−１１４５１７１１号公報）、シかし、Ｘ線ＣＴては
Ｘｓ源は体外に存在し検出器との位置関係は、ポジトロ
ンＣＴ装置とは異なり一意的に決まる、放射線吸収体は
このＸ線源と検出器開口で決まるＸｌｌ１！通過路以外
から混入する散乱Ｘ線を除去することを目的とする。つ
まり、Ｘ＃ＣＴＫおける放射線吸収体の使用目的は再生
画像の雑音成分となる散乱Ｘ線を除去することＫある。
したが−って放射線吸収体は投影データに対し何ら影譬
を及埋さない、さらに、視野周辺を透過するＸ＃に対し
てはＸ＃ｌ吸収率が低いため投影データは視野周辺で大
となる。これに対し、本発明によるポジトロンＣＴ装置
のガンマ線吸収体は、位置情報を持ち画像再生に使用可
能な消滅ガンマ線を低減し同時計数投影データを平滑化
することにより、偶然同時計数、数え落としを減じ、ポ
ジトロンＣＴ装置の計数率特性向上を目ざしたもので、
Ｘ線ＣＴとは目的、効果を全く異にする。
を及埋さない、さらに、視野周辺を透過するＸ＃に対し
てはＸ＃ｌ吸収率が低いため投影データは視野周辺で大
となる。これに対し、本発明によるポジトロンＣＴ装置
のガンマ線吸収体は、位置情報を持ち画像再生に使用可
能な消滅ガンマ線を低減し同時計数投影データを平滑化
することにより、偶然同時計数、数え落としを減じ、ポ
ジトロンＣＴ装置の計数率特性向上を目ざしたもので、
Ｘ線ＣＴとは目的、効果を全く異にする。
以下、本発明を実施例により詳細に説明する。
第４図は本発明によるポジトロンＣＴ装置の一実施例の
要部を示す図であり、ガンマ線検出器系の構成を示す０
図において、ｌＯは本発明に係るＥ記ガンｉ線吸収体で
ある。視野中央部を透過し、シンチレータＩＫｆｉ直に
入射するガンマ線５に対してはガンマ線吸収体１０は障
害とならない、一方、視野周辺部を透過し、入射角の大
きなガンマ線６は、ガンマ線吸収体１０による吸収を一
部受けた後シンチレータＩＫ到達するため、同時計数率
は減少する。このガンマ線吸収体１０の効果を定量的に
評価する丸め、一様な吸収体中（ガンマ線吸収係数μ）
ＫＭ源が分布する場合の検出器対での真の同時計数率を
求める計算式を導出した。
要部を示す図であり、ガンマ線検出器系の構成を示す０
図において、ｌＯは本発明に係るＥ記ガンｉ線吸収体で
ある。視野中央部を透過し、シンチレータＩＫｆｉ直に
入射するガンマ線５に対してはガンマ線吸収体１０は障
害とならない、一方、視野周辺部を透過し、入射角の大
きなガンマ線６は、ガンマ線吸収体１０による吸収を一
部受けた後シンチレータＩＫ到達するため、同時計数率
は減少する。このガンマ線吸収体１０の効果を定量的に
評価する丸め、一様な吸収体中（ガンマ線吸収係数μ）
ＫＭ源が分布する場合の検出器対での真の同時計数率を
求める計算式を導出した。
Ｃ＊（’）”／／８＃ｏ （Ｘ ｅ ７ ）” −””
’ ” ” ” （’ ｅ ” Ｉｆ（”ｓ Ｆ ）
’ ” Ｆ・・・・・・・・・（１） 上式において、Ｃ１（＃）は入射角−で検出器対に入射
するガンマ線の真の同時計数率である。８はスライス幅
、ｐｅ（ｘ ａ ｙ ）は線源濃度分布％ ’（’ Ｉ
” ）は入射角−で入射するガンマ線の検出効率、ｆ
Ｆｙ）は座１ｍ（１，７）に線源が存在する場合の幾何
学的な同時計数効率％ ｔ（ａ ＩＸ）はガンマ線透過
路の長さを意味する。婢野４（半径ｒ）全体１ｃ 一様
に線源が分布する場合には、上式は次式のように書き直
せる。
’ ” ” ” （’ ｅ ” Ｉｆ（”ｓ Ｆ ）
’ ” Ｆ・・・・・・・・・（１） 上式において、Ｃ１（＃）は入射角−で検出器対に入射
するガンマ線の真の同時計数率である。８はスライス幅
、ｐｅ（ｘ ａ ｙ ）は線源濃度分布％ ’（’ Ｉ
” ）は入射角−で入射するガンマ線の検出効率、ｆ
Ｆｙ）は座１ｍ（１，７）に線源が存在する場合の幾何
学的な同時計数効率％ ｔ（ａ ＩＸ）はガンマ線透過
路の長さを意味する。婢野４（半径ｒ）全体１ｃ 一様
に線源が分布する場合には、上式は次式のように書き直
せる。
Ｃ・（リー／”Ｆ（＃＃Ｘ）ｄＸ
但し、７１≦Ｒ，ＩＸ−ω１／ω
但し、）’ｌ＞ＲＩＩＸ−ω１／ω
ここで、
Ｂ、＝Ｂｃｏｓ＃
＊ ｚ（ｌｓｉｘθ＋ｂｃｏｓ ＃ ）／ ２Ｙ＊＝（
” （Ｘ＋ｘ ｌ）曹）Ｖ鵞ｘ １ ＝ １ｓｉｓ
＃ −１Ｃａｍθａ；シンチレータ長さ （第４図
参照）ｂ；シンチレータ幅 （第４図参照）几；検
出器リング半径 である。−例としてガンマ線吸収体１０をタングステン
とし、シンチレータ２を２４Ｘ２４Ｘ１２（８ｘ ａ
Ｘ ｂ ） ａｍ” ＩＤｋ’ｘｗｘジャーｉネイト（
ＢＧＯ）シンチレータ、視野４０半径ｒを１２．５ｍ、
ガンマ線検出器リング７の半径Ｂを２５ｃＩＲとし、視
野全体に一様に線源が分布した時の同時計数投影データ
を計算した。ただし、＃（＃＃Ｘ）は入射角−で（”＊
７ｔ）を通るガンマ線のシンチレータによる吸収を、シ
イエレーシ四ン計算することに↓り得た。
” （Ｘ＋ｘ ｌ）曹）Ｖ鵞ｘ １ ＝ １ｓｉｓ
＃ −１Ｃａｍθａ；シンチレータ長さ （第４図
参照）ｂ；シンチレータ幅 （第４図参照）几；検
出器リング半径 である。−例としてガンマ線吸収体１０をタングステン
とし、シンチレータ２を２４Ｘ２４Ｘ１２（８ｘ ａ
Ｘ ｂ ） ａｍ” ＩＤｋ’ｘｗｘジャーｉネイト（
ＢＧＯ）シンチレータ、視野４０半径ｒを１２．５ｍ、
ガンマ線検出器リング７の半径Ｂを２５ｃＩＲとし、視
野全体に一様に線源が分布した時の同時計数投影データ
を計算した。ただし、＃（＃＃Ｘ）は入射角−で（”＊
７ｔ）を通るガンマ線のシンチレータによる吸収を、シ
イエレーシ四ン計算することに↓り得た。
結果を第５ａ〜ｉｆ図に示す。なお、図において、横軸
はガンマ線入射角＃ 、ｇ軸は〔真の同時計数率〕／（
ｐ・５ｉ”７４ｇ）を示し、曲線の−（ラメータは、タ
ングステン板の厚さがとっである。
はガンマ線入射角＃ 、ｇ軸は〔真の同時計数率〕／（
ｐ・５ｉ”７４ｇ）を示し、曲線の−（ラメータは、タ
ングステン板の厚さがとっである。
第５、構図はシンチレータより４■短いガンマ線吸収体
をシンチレータ間に挿入した場合である。
をシンチレータ間に挿入した場合である。
タングステン板を厚くするにつれ、隣接ＢＧＯとの距離
が増すため、隣接ＢＧＯのガ／マ線鐘蔽効果が低下し、
視野周Ｘ辺付近での同時計数率が増加する。このように
％ＢＧＯより短いタングステン板を８００間に挿入する
ことｋより、視野周辺部の同時計数率低減化は不可能で
ある。第５ｂ〜′５ｆ図は、それぞれシンチレータより
０ｗｍ＋４鱈。
が増すため、隣接ＢＧＯのガ／マ線鐘蔽効果が低下し、
視野周Ｘ辺付近での同時計数率が増加する。このように
％ＢＧＯより短いタングステン板を８００間に挿入する
ことｋより、視野周辺部の同時計数率低減化は不可能で
ある。第５ｂ〜′５ｆ図は、それぞれシンチレータより
０ｗｍ＋４鱈。
８ｍｍ５１２ｍ、１６−長ｈガンｉ線吸収体をシンチレ
ータ間に挿入して、シンチレータ表面より吸収体の一部
を上記の長さだけ突出させた場合である。これらの図か
ら明らかなように％ＢＧＯ表面誹りタングステン板の一
部を突出させた場合、タレゲステン板の長さ及び厚さを
増すにりれ、視野周辺部を透過する消滅ガンマ線の同時
計数率が減少する。しかしながら、タングステン板の厚
さの増加は、ガンマ線検出器リング６中０ＢＧＯ実装密
度の低下を招くため、その厚さには限界があり、好まし
くは４−以下で、最本好ましい範囲は０，５〜２ｗｓで
あり、投影データを平滑化するＫはタングステン板の長
さを調節すればよい、第６図は、ガンマ線入射角θ−２
Ｂ’ で、タングステン板の長さを変えた時の同時計数
率の変化を示す図である。タングステン板長さ＋４−１
厚さ１−て同時計数率はタングステン板がない一合に比
べ約１０係減少し長さ＋１２ｍ以上ではは？’！ ４０
Ｓ減少する。これより最適タングステン板長は＋１２
−と、）傘減少率が小さく、従来構成に比べ大きな利点
は１１Ｉめられない６以上の説明より１上記構成では厚
、１０．５〜２−１長さはシンチレータ表面より４−以
上突出し九タングステン板が適する。上記以外の構成の
ポジトロンＣＴでもシンチレータ表面より４−以上タン
ゲステン板を突出させｉば視野周辺部の同時計数率低下
効果は期待てきる。
ータ間に挿入して、シンチレータ表面より吸収体の一部
を上記の長さだけ突出させた場合である。これらの図か
ら明らかなように％ＢＧＯ表面誹りタングステン板の一
部を突出させた場合、タレゲステン板の長さ及び厚さを
増すにりれ、視野周辺部を透過する消滅ガンマ線の同時
計数率が減少する。しかしながら、タングステン板の厚
さの増加は、ガンマ線検出器リング６中０ＢＧＯ実装密
度の低下を招くため、その厚さには限界があり、好まし
くは４−以下で、最本好ましい範囲は０，５〜２ｗｓで
あり、投影データを平滑化するＫはタングステン板の長
さを調節すればよい、第６図は、ガンマ線入射角θ−２
Ｂ’ で、タングステン板の長さを変えた時の同時計数
率の変化を示す図である。タングステン板長さ＋４−１
厚さ１−て同時計数率はタングステン板がない一合に比
べ約１０係減少し長さ＋１２ｍ以上ではは？’！ ４０
Ｓ減少する。これより最適タングステン板長は＋１２
−と、）傘減少率が小さく、従来構成に比べ大きな利点
は１１Ｉめられない６以上の説明より１上記構成では厚
、１０．５〜２−１長さはシンチレータ表面より４−以
上突出し九タングステン板が適する。上記以外の構成の
ポジトロンＣＴでもシンチレータ表面より４−以上タン
ゲステン板を突出させｉば視野周辺部の同時計数率低下
効果は期待てきる。
（１）シンチレータサイズ同一で検出器リングが大とな
る場合 視野半径が大となり１視野中央部を通過するガンマ線の
透過率が一段と低下し、視野周辺部の同時計数率が相対
的に高まる。視野周辺部の同時計数率を視野中央部と調
和がとれるｓ−に減少するにはリング径の小さな検出器
系でのタングステン板の長さより長くしなければならな
い。
る場合 視野半径が大となり１視野中央部を通過するガンマ線の
透過率が一段と低下し、視野周辺部の同時計数率が相対
的に高まる。視野周辺部の同時計数率を視野中央部と調
和がとれるｓ−に減少するにはリング径の小さな検出器
系でのタングステン板の長さより長くしなければならな
い。
現在使用されるレンチレータ幅は、これに接合する光電
子増倍管（ＰＭＴ）ｔイズで制−される。市販の最小径
ＰＭＴはφ１／２“であり、これに適合する最小幅は約
７−で、これが実用限界となる。この最小幅シンチレー
タに対し、最適タングステン長祉約７１とな如、シンチ
レータ表面より４−以上突出させるという条件を満たす
。
子増倍管（ＰＭＴ）ｔイズで制−される。市販の最小径
ＰＭＴはφ１／２“であり、これに適合する最小幅は約
７−で、これが実用限界となる。この最小幅シンチレー
タに対し、最適タングステン長祉約７１とな如、シンチ
レータ表面より４−以上突出させるという条件を満たす
。
上記のとおり・、＋４−以上の長さのタングステン板は
視野周辺部の同時計数率を減少させ、投影データの平滑
化に有効である。しかし、第５ｆ図に示されるように、
タングステン板の長さが長くなると視野周辺部のみなら
ず中央部の同時計数率も減少しガンマ線に対するシステ
ム感度低下という問題が発生する。これはタングステン
板の突出させる長さの上限を３０ｍとする仁とにより防
ぐことが可能であった。
視野周辺部の同時計数率を減少させ、投影データの平滑
化に有効である。しかし、第５ｆ図に示されるように、
タングステン板の長さが長くなると視野周辺部のみなら
ず中央部の同時計数率も減少しガンマ線に対するシステ
ム感度低下という問題が発生する。これはタングステン
板の突出させる長さの上限を３０ｍとする仁とにより防
ぐことが可能であった。
ガンマ線吸収体ｌはタングステン板のみならず、５１１
ＫＩ消滅ガンマ線に対し吸収係数の高い鉛などの重金属
や目つ化水銀などの化合物でも適用可能であり、タング
ステンと同じ効果が得られた。
ＫＩ消滅ガンマ線に対し吸収係数の高い鉛などの重金属
や目つ化水銀などの化合物でも適用可能であり、タング
ステンと同じ効果が得られた。
以上詳述したように１本発９１１によれば、ガンマ線吸
収体をシンチレータ間に挿入することくより前像雑音の
原因となる偶然同時計数率を低減し、締数車の直線性の
良好なポジトロンＣＴ装置を提体することができる。
収体をシンチレータ間に挿入することくより前像雑音の
原因となる偶然同時計数率を低減し、締数車の直線性の
良好なポジトロンＣＴ装置を提体することができる。
第１図は、視野内に一様に線源が分布し、一対の消滅ガ
ンマ線がこの視野内で吸収されることなくガンマ線検出
器へ到達する確率を示す図、第３ｍ及び第２ｂ図は従来
の放射線検出器系を示す図、第３図は、視野全体に一様
線源が分布した時に従来方式で得られる同時計数の投影
データを示す図、第４図は、本発明による放射線検出器
系を示す図、第５ａ〜第５ｆ図は、それぞれ本発明に係
る検出器系による同時計数投影データを示す図、第６図
はタングステン板長と同時計数率の関係を示す図である
。 特許出願人 工業技術院長 石板誠− ′ｖＪ１図 ￥１ ２１１ 口 、ｖｉ Ｚｂ 図 第 ３ 図 ′￥ ４ 図 ｆＪ ５α 図 内炎 ＶＪ ｓｂ 図 西 友 ’ｊｊ、 Ｓｃ 口 ４５沈 日 第 ５ｅ 図
ンマ線がこの視野内で吸収されることなくガンマ線検出
器へ到達する確率を示す図、第３ｍ及び第２ｂ図は従来
の放射線検出器系を示す図、第３図は、視野全体に一様
線源が分布した時に従来方式で得られる同時計数の投影
データを示す図、第４図は、本発明による放射線検出器
系を示す図、第５ａ〜第５ｆ図は、それぞれ本発明に係
る検出器系による同時計数投影データを示す図、第６図
はタングステン板長と同時計数率の関係を示す図である
。 特許出願人 工業技術院長 石板誠− ′ｖＪ１図 ￥１ ２１１ 口 、ｖｉ Ｚｂ 図 第 ３ 図 ′￥ ４ 図 ｆＪ ５α 図 内炎 ＶＪ ｓｂ 図 西 友 ’ｊｊ、 Ｓｃ 口 ４５沈 日 第 ５ｅ 図
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １、陽電子崩壊過程において生成する陽電子（ポジトロ
ン）の消滅時に発生する１対の消滅ガンマ線を検出する
ことにより陽電子放射性同位元素の生体内での浸度分布
像を得るポジトロンＣＴ装置において、上記消滅ガンｉ
線を検出するためのシンチレータの表面より視野中心方
向に突出させ、消滅ガンマ線の一部を吸収するガンマ線
吸収体を有することを特徴としたポジトロンＣＴ装置。 ２ 上記ガンマ線吸収体のシンチレータ表面より突出さ
れた部分の視野中心方向に沿う長さが４−以上３０■以
下であることを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の
ポジトロンＣＴ装置。 ３、上記ガンマ線吸収体の厚さ、が４■・以下であるこ
とを特徴とする特許請求の範囲第１項又は第２項に記載
のポジトロンＣＴ装置。 ４、上記ガンマ線吸収体の上記厚さが０．５■以上２■
以下であることを特徴とする特許請求の範囲第１項又は
＃Ｉ２項に記載のポジ）ｃｙンＣＴ装置。 ＆ 上記ガンマ線吸収体がタングステンからなることを
特徴とする特許請求の範ｆｉＩＩＪ項乃至第４項のいず
れかに記載のポジトロンＣＴ装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20623181A JPS58108482A (ja) | 1981-12-22 | 1981-12-22 | ポジトロンｃｔ装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP20623181A JPS58108482A (ja) | 1981-12-22 | 1981-12-22 | ポジトロンｃｔ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS58108482A true JPS58108482A (ja) | 1983-06-28 |
| JPS6351511B2 JPS6351511B2 (ja) | 1988-10-14 |
Family
ID=16519926
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP20623181A Granted JPS58108482A (ja) | 1981-12-22 | 1981-12-22 | ポジトロンｃｔ装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS58108482A (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN108287359A (zh) * | 2017-12-25 | 2018-07-17 | 北京永新医疗设备有限公司 | 放射源定位***及方法 |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5599087A (en) * | 1979-01-23 | 1980-07-28 | Shimadzu Corp | Emission type tomography |
| JPS566175A (en) * | 1979-06-19 | 1981-01-22 | Thompson Christopher John | Scintillation detector osed for positron extinguishment radiation type tomogram device |
-
1981
- 1981-12-22 JP JP20623181A patent/JPS58108482A/ja active Granted
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5599087A (en) * | 1979-01-23 | 1980-07-28 | Shimadzu Corp | Emission type tomography |
| JPS566175A (en) * | 1979-06-19 | 1981-01-22 | Thompson Christopher John | Scintillation detector osed for positron extinguishment radiation type tomogram device |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN108287359A (zh) * | 2017-12-25 | 2018-07-17 | 北京永新医疗设备有限公司 | 放射源定位***及方法 |
| CN108287359B (zh) * | 2017-12-25 | 2019-11-05 | 北京永新医疗设备有限公司 | 放射源定位***及方法 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6351511B2 (ja) | 1988-10-14 |
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