JPS62299782A - 陽電子放射断層放射線カメラ - Google Patents
陽電子放射断層放射線カメラInfo
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- JPS62299782A JPS62299782A JP62121469A JP12146987A JPS62299782A JP S62299782 A JPS62299782 A JP S62299782A JP 62121469 A JP62121469 A JP 62121469A JP 12146987 A JP12146987 A JP 12146987A JP S62299782 A JPS62299782 A JP S62299782A
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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
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/202—Measuring radiation intensity with scintillation detectors the detector being a crystal
-
- 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
-
- 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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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】
3、発明の詳細な説明
産業上の利用分野
この発明は陽電子放射断層放射線カメラに関する。
従来の技術
従来、陽電子放射断層放射線カメラ(以下陽電子カメラ
という)では、1個のシンチレーションクリスタルに、
光電子増倍管のような光検出器が1個結合されているの
が普通であった。しかし、米国特許第4,563,58
2号や英国特許第1,406,685号に開示されてい
るもののように、複数個のシンチレーションクリスタル
に1個の光電子増倍管を結合させれば、個々のクリスタ
ルを識別、解読するのに必要な光電子増倍管の数は少な
くて済むので、効率的で安価な陽電子カメラを得るのに
有利である。
という)では、1個のシンチレーションクリスタルに、
光電子増倍管のような光検出器が1個結合されているの
が普通であった。しかし、米国特許第4,563,58
2号や英国特許第1,406,685号に開示されてい
るもののように、複数個のシンチレーションクリスタル
に1個の光電子増倍管を結合させれば、個々のクリスタ
ルを識別、解読するのに必要な光電子増倍管の数は少な
くて済むので、効率的で安価な陽電子カメラを得るのに
有利である。
発明が解決しようとする問題点
ところが、クリスタルを特定の面からずらして配置して
、千鳥状の検出リングを形成することもあり、このよう
なリングを用いると軸方向の分解能や横断面内での角度
方向サンプリングが劣化してしまうので、クリスタルと
光電子増倍管の配設数比は制限されていた。
、千鳥状の検出リングを形成することもあり、このよう
なリングを用いると軸方向の分解能や横断面内での角度
方向サンプリングが劣化してしまうので、クリスタルと
光電子増倍管の配設数比は制限されていた。
その上、各光電子増倍管と各シンチレーションクリスタ
ルの外側境界には、検出放射線および光を導びくための
境界層があるのでむだな空間が生じ、これによっても1
個の光電子増倍管に対して配設するクリスタルの数が制
限される。しがしながら、やはり陽電子カメラに多数の
小形クリスタルを使用して効率を高め、かつ、微細サン
プリングによるカメラ揺動の不要化を果すことが望まし
い。
ルの外側境界には、検出放射線および光を導びくための
境界層があるのでむだな空間が生じ、これによっても1
個の光電子増倍管に対して配設するクリスタルの数が制
限される。しがしながら、やはり陽電子カメラに多数の
小形クリスタルを使用して効率を高め、かつ、微細サン
プリングによるカメラ揺動の不要化を果すことが望まし
い。
この発明は、シンチレーションクリスタルからの光を伝
える複数個の傾斜光ガイドを用い、極めて少ない数の光
検出器によって、多数の小形クリスタルの検出発光位置
をクリスタルの位置に拘わりなく解読できるようにする
。各クリスタルからの光出力は1個の光ガイドだけに入
りクリスタルからの散乱を低減するから、傾斜光ガイド
によってクリスタルと光検出器間にかなり高い光効率の
結合が得られる。また、光ガイドの出入口端部の大きさ
、形状をほぼ同一とすることにより効率がさらに向上す
る。光ガイドはクリスタルと検出器の配数比を高くする
ように配設される。
える複数個の傾斜光ガイドを用い、極めて少ない数の光
検出器によって、多数の小形クリスタルの検出発光位置
をクリスタルの位置に拘わりなく解読できるようにする
。各クリスタルからの光出力は1個の光ガイドだけに入
りクリスタルからの散乱を低減するから、傾斜光ガイド
によってクリスタルと光検出器間にかなり高い光効率の
結合が得られる。また、光ガイドの出入口端部の大きさ
、形状をほぼ同一とすることにより効率がさらに向上す
る。光ガイドはクリスタルと検出器の配数比を高くする
ように配設される。
この発明は陽電子カメラ用の傾斜形光ガイド検出装置を
提供する。この検出装置では、各クリスタルで発生した
発光は、比例的に2個の隣接光電子増倍管へ選択的に導
入される。
提供する。この検出装置では、各クリスタルで発生した
発光は、比例的に2個の隣接光電子増倍管へ選択的に導
入される。
しかして、2個の光電子増倍管が入力する信号の差が発
光クリスタルの位置を決定する。
光クリスタルの位置を決定する。
この解読方法により、光電子増倍管やクリスタルに要す
るむだな空間(たとえばガラス壁)があっても、光電子
増倍管への入射光を正確に計量できる。
るむだな空間(たとえばガラス壁)があっても、光電子
増倍管への入射光を正確に計量できる。
問題点を解決するための手段
この発明は、患者用区域の周囲を横に並んで囲む複数の
リングを形成して患者からの放射線を検出するために、
上記リングと交差する複数個の隣接クリスタル部列を形
成し、各リング上で各クリスタル部列は放射線検出用の
複数個のクリスタルを有している複数個のシンチレーシ
ョンクリスタル部面を備えた陽電子カメラに関する。各
クリスタル部列に隣り合って、該クリスタル部列からの
検出放射線を入力し、数においてクリスタル部面よりも
多い光電子増倍管のような光検出器を有する光検出器列
が設けられる。各クリスタル部列およびこれと協働する
光検出器列の間に光ガイド列を設ける。各リング上で光
ガイドの数はクリスタルの数と等しく、それぞれの光ガ
イドは、1個のクリスタルに隣接する第1端部と、光検
出器に隣り合った第2端部とを有する。光ガイドごとに
第2端部を軸方向に異なる量だけ片寄らせて、光検出器
による放射線検出クリスタルの識別を可能にする。
リングを形成して患者からの放射線を検出するために、
上記リングと交差する複数個の隣接クリスタル部列を形
成し、各リング上で各クリスタル部列は放射線検出用の
複数個のクリスタルを有している複数個のシンチレーシ
ョンクリスタル部面を備えた陽電子カメラに関する。各
クリスタル部列に隣り合って、該クリスタル部列からの
検出放射線を入力し、数においてクリスタル部面よりも
多い光電子増倍管のような光検出器を有する光検出器列
が設けられる。各クリスタル部列およびこれと協働する
光検出器列の間に光ガイド列を設ける。各リング上で光
ガイドの数はクリスタルの数と等しく、それぞれの光ガ
イドは、1個のクリスタルに隣接する第1端部と、光検
出器に隣り合った第2端部とを有する。光ガイドごとに
第2端部を軸方向に異なる量だけ片寄らせて、光検出器
による放射線検出クリスタルの識別を可能にする。
この発明の一実施態様によると、クリスタル部列に対し
て光検出器列を軸方向に変位させる。
て光検出器列を軸方向に変位させる。
この発明の他の実施態様によると、光検出器がクリスタ
ル部面よりも1個だけ多い。
ル部面よりも1個だけ多い。
この発明のさらに他の実施態様によると、各リング上の
一部の光ガイドが、1個以上の光検出器と連通ずる第2
端部を有する。
一部の光ガイドが、1個以上の光検出器と連通ずる第2
端部を有する。
この発明のさらに他の実施態様によると、一部の光ガイ
ドが他の光ガイドの鏡像として形成されて製造を簡単化
する。好ましくは、光ガイドの正面形状は平行四辺形で
ある。
ドが他の光ガイドの鏡像として形成されて製造を簡単化
する。好ましくは、光ガイドの正面形状は平行四辺形で
ある。
この発明のさらに他の実施態様によると、クリスタル部
列のクリスタルの数が1個のリング上でnであるとき、
光ガイド列の光ガイドの第2端部をクリスタルの長さの
1 / nだけ光ガイドごとに軸方向へ変位させる。光
電子増倍管間にむだな空間があるため僅かな変動が生じ
る。
列のクリスタルの数が1個のリング上でnであるとき、
光ガイド列の光ガイドの第2端部をクリスタルの長さの
1 / nだけ光ガイドごとに軸方向へ変位させる。光
電子増倍管間にむだな空間があるため僅かな変動が生じ
る。
この発明のさらに他の実施態様によると、一部の光ガイ
ドは、その第2端部が他の光ガイドの第2端部に対して
軸方向で異なる向きに変位される。
ドは、その第2端部が他の光ガイドの第2端部に対して
軸方向で異なる向きに変位される。
実施例
以下、実施例を用いてこの発明の詳細な説明する。
第1図には支持部材12および複数個の検出器面を持つ
陽電子カメラ10が示され、検出器面は、この図面では
リングとして示され、各リングは患者からの放射線を検
出するため患者収容開口部(区域)16のまわりに横向
きに並んで配置されている。開口部16には患者を支持
するための患者用ベッド18が配置される。
陽電子カメラ10が示され、検出器面は、この図面では
リングとして示され、各リングは患者からの放射線を検
出するため患者収容開口部(区域)16のまわりに横向
きに並んで配置されている。開口部16には患者を支持
するための患者用ベッド18が配置される。
陽電子カメラにおいては、ルビジウム82のようなPI
Ji電子同位元素が患者に注入されると、陽電子同位元
素の各原子が2本のガンマ線を一度に連続して放射する
。そこで、検出器はこれらのガンマ線を捕獲してトレー
サ分布の線を発生する。
Ji電子同位元素が患者に注入されると、陽電子同位元
素の各原子が2本のガンマ線を一度に連続して放射する
。そこで、検出器はこれらのガンマ線を捕獲してトレー
サ分布の線を発生する。
3個の検出器面14 、14a 、 14b (第3図
)のそれぞれがスライス上にまっすぐな部分を形成し、
隣接する検出器面間の複数の中間スライスが加え合せら
れて、1つの隣接検出面間中間のスライスを与える。こ
のような検出器面すなわちリング14の数は任意でよい
。第2図に例示する1個のリング14は複数個のシンチ
レーションクリスタル部20と、光ガイド22と、光検
出器24とを有する。クリスタル部の種類は適宜選択で
き、例えばBGOクリスタルが用いられ、光検出器の種
類も適宜選択でき、例えば光電子増倍管やシリコン・ア
バランシェ・フォトダイオードが用いられる。
)のそれぞれがスライス上にまっすぐな部分を形成し、
隣接する検出器面間の複数の中間スライスが加え合せら
れて、1つの隣接検出面間中間のスライスを与える。こ
のような検出器面すなわちリング14の数は任意でよい
。第2図に例示する1個のリング14は複数個のシンチ
レーションクリスタル部20と、光ガイド22と、光検
出器24とを有する。クリスタル部の種類は適宜選択で
き、例えばBGOクリスタルが用いられ、光検出器の種
類も適宜選択でき、例えば光電子増倍管やシリコン・ア
バランシェ・フォトダイオードが用いられる。
第3図に3個のリング14 、14a 、 14bとし
て示す複数のシンチレーションクリスタル部面は。
て示す複数のシンチレーションクリスタル部面は。
患者収容開口部16のまわりに横向きに並んで配置され
た複数のシンチレーションクリスタル部20,20a、
20bによって形成される。患者からの放射線を検出す
る上記クリスタル部は、各クリスタル部面すなわちリン
グと交差する複数の隣接クリスタル部列を形成している
。
た複数のシンチレーションクリスタル部20,20a、
20bによって形成される。患者からの放射線を検出す
る上記クリスタル部は、各クリスタル部面すなわちリン
グと交差する複数の隣接クリスタル部列を形成している
。
すなわち、クリスタル部20,20a、20bはそれぞ
れリング14 、14a、 14bと交差する1つの列
を形成している。各リング上でこの列は、放射線を検出
する複数個のクリスタルを有している。
れリング14 、14a、 14bと交差する1つの列
を形成している。各リング上でこの列は、放射線を検出
する複数個のクリスタルを有している。
例えばリング14上で1つの列には、8個のクリスタル
31〜38からなるクリスタル群を設けることができる
。同様に、同じ列のシンチレ−ションクリスタル部20
a 、 20bに対しても8個のクリスタルが設けられ
る。
31〜38からなるクリスタル群を設けることができる
。同様に、同じ列のシンチレ−ションクリスタル部20
a 、 20bに対しても8個のクリスタルが設けられ
る。
各クリスタル部列に沿って配列された複数の光検出器に
、対応のクリスタル部列からの検出放射線が入力される
。第3図に示すように、光検出器列は光電子増倍管A、
B、C。
、対応のクリスタル部列からの検出放射線が入力される
。第3図に示すように、光検出器列は光電子増倍管A、
B、C。
Dから構成されている。各リング14.14a。
14bの中のどのクリスタルが放射線を検出したかを知
るためには、光検出器列中の光検出器A、B、C,Dの
数がリングの数よりも多いことが望ましいのであるが、
これについては後で詳述する。第3図の実施例では、こ
の発明の光ガイド系と共に4個の光電子増倍管を用いる
ことによって、クリスタル部列中の24個のクリスタル
のどのクリスタルが放射線を検出したかを知ることがで
きる。
るためには、光検出器列中の光検出器A、B、C,Dの
数がリングの数よりも多いことが望ましいのであるが、
これについては後で詳述する。第3図の実施例では、こ
の発明の光ガイド系と共に4個の光電子増倍管を用いる
ことによって、クリスタル部列中の24個のクリスタル
のどのクリスタルが放射線を検出したかを知ることがで
きる。
クリスタル部20.20a 、 20bからなるクリス
タル部列と検出器A、B、C,Dからなる検出器列との
間に複数の光ガイドが配列される。光ガイドの数はクリ
スタルの数に等しく、それぞれの光ガイドは第1端部お
よび第2端部を有する。第1.第2端部の面精、形状は
ほぼ同じである。各光ガイドの第1端部は1個のクリス
タルに隣接し、各光ガイドの第2端部は光検出器列に隣
り合って配置される。
タル部列と検出器A、B、C,Dからなる検出器列との
間に複数の光ガイドが配列される。光ガイドの数はクリ
スタルの数に等しく、それぞれの光ガイドは第1端部お
よび第2端部を有する。第1.第2端部の面精、形状は
ほぼ同じである。各光ガイドの第1端部は1個のクリス
タルに隣接し、各光ガイドの第2端部は光検出器列に隣
り合って配置される。
したがって、一群の光ガイド41〜48の第1端部41
a〜48aはそれぞれクリスタル31〜38の頂面に隣
接配置される。一方、光ガイド41〜48の第2端部4
1b〜48bは光検出器A、B。
a〜48aはそれぞれクリスタル31〜38の頂面に隣
接配置される。一方、光ガイド41〜48の第2端部4
1b〜48bは光検出器A、B。
C,Dの列の底面に隣り合って配置される。
各クリスタル部において光ガイド41〜48の第2端部
41b〜48bを互いに異なる量だけ軸方向に偏位させ
であるので、光検出器は、どのクリスタルが放射線を検
出したかを識別できる。
41b〜48bを互いに異なる量だけ軸方向に偏位させ
であるので、光検出器は、どのクリスタルが放射線を検
出したかを識別できる。
光を良好に導びくためには、正面から見た光ガイド41
〜48の形状を平行四辺形とするのがよい。しかし、光
ガイドの形状を平行四辺形と若干異ならせれば、光電子
増倍管とクリスタル部との間のむだな空間(すなわちガ
ラス壁)を収容できる。平行四辺形の形状においては、
光損失を防止するために傾斜角を25度以下にしなけれ
ばならない。また、4個の光ガイドに対して残りの4個
の光ガイドは鏡像であって単に反転したものであるから
、先の4個の光ガイドの形状のものを作製すればよく製
造が簡単になる。すなわち、光ガイド41゜48は互い
に反転同形、光ガイド42.47は互いに反転同形、光
ガイド43.46は互いに反転同形、光ガイド44.4
5は互いに反転同形である。
〜48の形状を平行四辺形とするのがよい。しかし、光
ガイドの形状を平行四辺形と若干異ならせれば、光電子
増倍管とクリスタル部との間のむだな空間(すなわちガ
ラス壁)を収容できる。平行四辺形の形状においては、
光損失を防止するために傾斜角を25度以下にしなけれ
ばならない。また、4個の光ガイドに対して残りの4個
の光ガイドは鏡像であって単に反転したものであるから
、先の4個の光ガイドの形状のものを作製すればよく製
造が簡単になる。すなわち、光ガイド41゜48は互い
に反転同形、光ガイド42.47は互いに反転同形、光
ガイド43.46は互いに反転同形、光ガイド44.4
5は互いに反転同形である。
第3図、第5図に示すように、クリスタル部20 、2
0a 、 20 bの列に対して光検出器A。
0a 、 20 bの列に対して光検出器A。
B、C,Dの列を垂直方向で一致させずに軸方向に偏位
させるとよい。すなわち、リング14に対して検出器A
を垂直方向で一致させずに軸方向に片寄らせることによ
ってクリスタルの解読が容易になる。
させるとよい。すなわち、リング14に対して検出器A
を垂直方向で一致させずに軸方向に片寄らせることによ
ってクリスタルの解読が容易になる。
光ガイド41〜48を設けたことによって、各リング上
で列内に8個の一群のクリスタルをもつような小クリス
タル列を1つの検出器列で解読することが可能となり、
陽電子カメラ10による微細サンプリングの遂行および
支持部材1zの機械的揺動の不要化が可能となり、さら
に、隣接光検出器間、i接りリスタル間に通常存在する
むだな空間(図示せず)の除去が可能となる。
で列内に8個の一群のクリスタルをもつような小クリス
タル列を1つの検出器列で解読することが可能となり、
陽電子カメラ10による微細サンプリングの遂行および
支持部材1zの機械的揺動の不要化が可能となり、さら
に、隣接光検出器間、i接りリスタル間に通常存在する
むだな空間(図示せず)の除去が可能となる。
クリスタル31が放射線を検出して光ガイド41へ光を
放射すると、検出器A、Bに電気信号が発生し、その大
きさの778が検出器Aで生じ1/8が検出器Bで生じ
る。クリスタル32で検出した放射線は光ガイド42へ
伝へられ、この光ガイドは検出器Aに3/4の大きさの
信号を発生し検出器已に1/4の大きさの信号を発生す
る。クリスタル33が光ガイド43を介して光を伝える
と検出器Aに5/8の大きさの信号を検出器Bに3/8
の大きさの信号を発生する。他のクリスタルも同様に区
別された信号を検出器へ出力するので、検出器はどのク
リスタルが放射線を検出しているかを正確に識別できる
。クリスタル群の最後のクリスタル38は光ガイド48
を介して光を伝え、この光ガイドは検出器Aには何等信
号を生じないが検出器已に8/8の大きさの信号を発生
する。したがって、光ガイド41〜48を使用すること
によって、4個の検出器A、B。
放射すると、検出器A、Bに電気信号が発生し、その大
きさの778が検出器Aで生じ1/8が検出器Bで生じ
る。クリスタル32で検出した放射線は光ガイド42へ
伝へられ、この光ガイドは検出器Aに3/4の大きさの
信号を発生し検出器已に1/4の大きさの信号を発生す
る。クリスタル33が光ガイド43を介して光を伝える
と検出器Aに5/8の大きさの信号を検出器Bに3/8
の大きさの信号を発生する。他のクリスタルも同様に区
別された信号を検出器へ出力するので、検出器はどのク
リスタルが放射線を検出しているかを正確に識別できる
。クリスタル群の最後のクリスタル38は光ガイド48
を介して光を伝え、この光ガイドは検出器Aには何等信
号を生じないが検出器已に8/8の大きさの信号を発生
する。したがって、光ガイド41〜48を使用すること
によって、4個の検出器A、B。
C,Dによる24個のクリスタルの正確な識別が可能と
なる。勿論、クリスタル部列、光ガイド列、検出器列の
長さを増せば、リングを増設できる。
なる。勿論、クリスタル部列、光ガイド列、検出器列の
長さを増せば、リングを増設できる。
クリスタル、光ガイドとしては適宜な材料を用いること
ができる。例えばクリスタルにBGOを用い、光ガイド
にBGOまたはプレキシガラスを使用できる。1例とし
てクリスタルは高さ3cm、幅1cm、光ガイドは高さ
1cm、幅1cmであった。厚さは光電子増倍管の大き
さに依存する。
ができる。例えばクリスタルにBGOを用い、光ガイド
にBGOまたはプレキシガラスを使用できる。1例とし
てクリスタルは高さ3cm、幅1cm、光ガイドは高さ
1cm、幅1cmであった。厚さは光電子増倍管の大き
さに依存する。
第3図〜第5図における各リング14.14a。
14b内のクリスタル部20.20a 、 20bの配
置は一従来型のものであって、クリスタルは相互に片寄
りなく配置されている。しかしながら、ある用途ではこ
の発明の光ガイドを千鳥配にのクリスタルと共に用いる
のが効果的である。第6図〜第8B図は千鳥配置のクリ
スタルに適合する光ガイドの配置を示している。
置は一従来型のものであって、クリスタルは相互に片寄
りなく配置されている。しかしながら、ある用途ではこ
の発明の光ガイドを千鳥配にのクリスタルと共に用いる
のが効果的である。第6図〜第8B図は千鳥配置のクリ
スタルに適合する光ガイドの配置を示している。
すなわち、患者収容開口部のまわりに複数のクリスタル
部リング15.15a 、 15bが設けられてリング
と交差する複数の隣接クリスタル部列が形成される。こ
の実施例でも、各クリスタル部列は一群のクリスタル部
からなり各リング上で放射線検出用の複数のクリスタル
を有する。クリスタル部の厚さはクリスタル8個分に相
当する。したがってリングはクリスタル51.52.5
3.54および千鳥配置のクリスタル55.56.57
.58.59.60.6’l、 62の部分から構成さ
れる。この実施例でも一群の光ガイド71〜78を設け
、光ガイドの第1端部は1個のクリスタルに隣接してこ
れと協働し、第2端部は光検出器E、F、G、Hの列に
隣り合って配置される。検出器Eが受ける8/8の大き
さの信号はクリスタル51を示す。検出器E、Fのそれ
ぞれに与えられる1/2の大きさの信号はクリスタル5
6がらの信号を示す。検出器Eで7/8の大きさ、検出
器Fで1/8の大きさで生じる信号はクリスタル52に
よる検出を示す。同様に、他のクリスタルも解読され、
検出器E、F、G、Hの列へ区別された信号を与える。
部リング15.15a 、 15bが設けられてリング
と交差する複数の隣接クリスタル部列が形成される。こ
の実施例でも、各クリスタル部列は一群のクリスタル部
からなり各リング上で放射線検出用の複数のクリスタル
を有する。クリスタル部の厚さはクリスタル8個分に相
当する。したがってリングはクリスタル51.52.5
3.54および千鳥配置のクリスタル55.56.57
.58.59.60.6’l、 62の部分から構成さ
れる。この実施例でも一群の光ガイド71〜78を設け
、光ガイドの第1端部は1個のクリスタルに隣接してこ
れと協働し、第2端部は光検出器E、F、G、Hの列に
隣り合って配置される。検出器Eが受ける8/8の大き
さの信号はクリスタル51を示す。検出器E、Fのそれ
ぞれに与えられる1/2の大きさの信号はクリスタル5
6がらの信号を示す。検出器Eで7/8の大きさ、検出
器Fで1/8の大きさで生じる信号はクリスタル52に
よる検出を示す。同様に、他のクリスタルも解読され、
検出器E、F、G、Hの列へ区別された信号を与える。
この実施例でも、光ガイド71〜78の形状は正面から
見て平行四辺形とし、一部の光ガイドを残りの光ガイド
の鏡像とし、一部の光ガイドの第2端部を軸方向で異な
る向きに偏位させるとよい、第6図〜第8B図の実施例
では、異なる形状の光ガイドは2個用いるだけですむ。
見て平行四辺形とし、一部の光ガイドを残りの光ガイド
の鏡像とし、一部の光ガイドの第2端部を軸方向で異な
る向きに偏位させるとよい、第6図〜第8B図の実施例
では、異なる形状の光ガイドは2個用いるだけですむ。
しかして、第8A図の光ガイド80は光ガイド71.7
2.77゜78と同一である。一方、第8B図の光ガイ
ド82は光ガイド73.74.75.76と同一であり
、光ガイド73 、74に対しても光ガイド75.76
は向きが反転している。
2.77゜78と同一である。一方、第8B図の光ガイ
ド82は光ガイド73.74.75.76と同一であり
、光ガイド73 、74に対しても光ガイド75.76
は向きが反転している。
この発明は既述の諸口的を達成しかつ他の本来の利点を
奏するものである。この発明の上記の実施例は説明のた
めに用いられたものであり、その構造及び諸都市の配置
の詳細にわたる数多くの変形がこの出願の特許請求の範
囲内で当業者によって実施できる。
奏するものである。この発明の上記の実施例は説明のた
めに用いられたものであり、その構造及び諸都市の配置
の詳細にわたる数多くの変形がこの出願の特許請求の範
囲内で当業者によって実施できる。
第1図はこの発明の実施例の斜視図、第2図は、同上の
クリスタル、光ガイド、光検出器からなり患者用区域を
囲む1個のリングを示す拡大断面構成図、第3図は、光
ガイド、光検出器と協働するシンチレーションクリスタ
ル部列の1実施例を示す拡大分解斜視図、第4図は1組
のクリスタル、光ガイドの配列を示す拡大分解斜視図、
第5図はクリスタル、光ガイド、光検出器の部分拡大正
面構成図、第6図は、光ガイド、光検出器と協働するシ
ンチレーションクリスタル部列の他の実施例を示す拡大
分解斜視図、第7図は第6図における1組のクリスタル
、光ガイドを示す拡大分解斜視図、第8A図、第8B図
は、第゛6図、第7図の実施例に用いられる光ガイドの
拡大正面図である。 14・・・リング(クリスタル部面) 16・・・患者用区域 2o・・・クリスタル部
24・・・光検出器 31〜37・・・クリス
タル41〜47・・・光ガイド 41a〜48a・
・・第1端部41b〜48b・・・第2端部 特許出願人 クリントン コアウンディションフオー
リサーチ
クリスタル、光ガイド、光検出器からなり患者用区域を
囲む1個のリングを示す拡大断面構成図、第3図は、光
ガイド、光検出器と協働するシンチレーションクリスタ
ル部列の1実施例を示す拡大分解斜視図、第4図は1組
のクリスタル、光ガイドの配列を示す拡大分解斜視図、
第5図はクリスタル、光ガイド、光検出器の部分拡大正
面構成図、第6図は、光ガイド、光検出器と協働するシ
ンチレーションクリスタル部列の他の実施例を示す拡大
分解斜視図、第7図は第6図における1組のクリスタル
、光ガイドを示す拡大分解斜視図、第8A図、第8B図
は、第゛6図、第7図の実施例に用いられる光ガイドの
拡大正面図である。 14・・・リング(クリスタル部面) 16・・・患者用区域 2o・・・クリスタル部
24・・・光検出器 31〜37・・・クリス
タル41〜47・・・光ガイド 41a〜48a・
・・第1端部41b〜48b・・・第2端部 特許出願人 クリントン コアウンディションフオー
リサーチ
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、患者用区域の周囲を横に並んで囲む複数のリングを
形成して患者からの放射線を検出するために、上記リン
グと交差する複数個の隣接クリスタル部列を形成し、各
リング上で各クリスタル部列は放射線検出用の複数個の
クリスタルを有している複数個のシンチレーションクリ
スタル部面と各クリスタル部列に隣り合って設けられて
、該クリスタル部列からの検出放射線を入力し、数にお
いてクリスタル部面よりも多い光検出器を有する光検出
器列と、各クリスタル部列およびこれと協働する光検出
器列の間に設けられた光ガイド列とを備え、各リング上
で光ガイドの数はクリスタルの数と等しく、それぞれの
光ガイドは、1個のクリスタルに隣接する第1端部と、
光検出器に隣り合った第2端部とを有し、光ガイドごと
に第2端部を軸方向に異なる量だけ片寄らせて、光検出
器による放射線検出クリスタルの識別を可能としたこと
を特徴とする陽電子放射断層放射線カメラ。 2、特許請求の範囲第1項において、クリスタル部列に
対して光検出器列を軸方向に変位させたことを特徴とす
る陽電子放射断層放射線カメラ。 3、特許請求の範囲第1項において、光検出器がクリス
タル部面よりも1個だけ多いことを特徴とする陽電子放
射断層放射線カメラ。 4、特許請求の範囲第1項において、各リング上の一部
の光ガイドが、1個以上の光検出器と連通する第2端部
を有することを特徴とする陽電子放射断層放射線カメラ
。 5、特許請求の範囲第1項において、一部の光ガイドが
他の光ガイドの鏡像として形成されたことを特徴とする
陽電子放射断層放射線カメラ。 6、特許請求の範囲第1項において、光ガイドの第1、
第2端部は大きさ、形状においてほぼ同一であることを
特徴とする陽電子放射断層放射線カメラ。 7、特許請求の範囲第1項において、光ガイドの正面形
状は平行四辺形であることを特徴とする陽電子放射断層
放射線カメラ。 8、特許請求の範囲第1項において、クリスタル部列の
クリスタルの数が1個のリング上でnであるとき、光ガ
イド列の光ガイドの第2端部をクリスタルの長さの1/
nだけ光ガイドごとに軸方向へ変位させたことを特徴と
する陽電子放射断層放射線カメラ。 9、特許請求の範囲第1項において、一部の光ガイドは
、第2端部が軸方向で異なる向きに変位されていること
を特徴とする陽電子放射断層放射線カメラ。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US875804 | 1986-06-18 | ||
US06/875,804 US4733083A (en) | 1986-06-18 | 1986-06-18 | Light guides for a positron emission tomography camera |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS62299782A true JPS62299782A (ja) | 1987-12-26 |
Family
ID=25366383
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62121469A Pending JPS62299782A (ja) | 1986-06-18 | 1987-05-20 | 陽電子放射断層放射線カメラ |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US4733083A (ja) |
EP (1) | EP0249695B1 (ja) |
JP (1) | JPS62299782A (ja) |
DE (1) | DE3767044D1 (ja) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH11276470A (ja) * | 1998-01-20 | 1999-10-12 | General Electric Co <Ge> | 断層撮影システム及びそれ用のシンチレ―タ |
Families Citing this family (20)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4883966A (en) * | 1988-05-05 | 1989-11-28 | Wong Wai Hoi | Pet camera with crystal masking |
US4980552A (en) * | 1989-06-20 | 1990-12-25 | The Regents Of The University Of California | High resolution PET scanner using rotating ring array of enlarged detectors having successively offset collimation apertures |
US5224037A (en) * | 1991-03-15 | 1993-06-29 | Cti, Inc. | Design of super-fast three-dimensional projection system for Positron Emission Tomography |
US5138165A (en) * | 1991-10-31 | 1992-08-11 | Rockwell International Corporation | Three dimensional positron emission tomography system |
US5453623A (en) * | 1992-05-13 | 1995-09-26 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Positron emission tomography camera with quadrant-sharing photomultipliers and cross-coupled scintillating crystals |
US5319204A (en) * | 1992-05-13 | 1994-06-07 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Positron emission tomography camera with quadrant-sharing photomultipliers and cross-coupled scintillating crystals |
US5338937A (en) * | 1993-06-14 | 1994-08-16 | Sloan-Kettering Institute For Cancer Research | Radiation imaging device having an enlarged uniform field of view |
US5451789A (en) * | 1993-07-19 | 1995-09-19 | Board Of Regents, The University Of Texas System | High performance positron camera |
US6194728B1 (en) * | 1997-05-05 | 2001-02-27 | Adac Laboratories | Imaging detector for universal nuclear medicine imager |
US6362479B1 (en) * | 1998-03-25 | 2002-03-26 | Cti Pet Systems, Inc. | Scintillation detector array for encoding the energy, position, and time coordinates of gamma ray interactions |
EP1481263A1 (en) * | 2002-02-01 | 2004-12-01 | Board Of Regents The University Of Texas System | Asymmetrically placed cross-coupled scintillation crystals |
CA2474761A1 (en) | 2002-02-01 | 2003-10-02 | Board Of Regents, The University Of Texas System | A production method for making position-sensitive radiation detector arrays |
US7071474B2 (en) * | 2002-12-20 | 2006-07-04 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Methods and apparatus for tuning scintillation detectors |
US7088901B2 (en) * | 2003-08-07 | 2006-08-08 | Kim Chang L | Light guide apparatus and method for a detector array |
US7732774B2 (en) * | 2008-09-19 | 2010-06-08 | Jefferson Science Associates, Llc | High resolution PET breast imager with improved detection efficiency |
JP2012514734A (ja) * | 2008-09-19 | 2012-06-28 | スタニスワフ マジュースキイ, | 改良された検出効率をもっている高解像pet***イメージャ |
US9075151B2 (en) | 2011-12-22 | 2015-07-07 | General Electric Company | Detector array and method of manufacturing the same |
US9279892B2 (en) | 2014-02-05 | 2016-03-08 | General Electric Company | Systems and methods for scintillators having polished and roughened surfaces |
US9709684B2 (en) | 2014-12-15 | 2017-07-18 | General Electric Company | Systems and methods for scintillators having micro-crack surfaces |
US11275182B2 (en) | 2020-04-22 | 2022-03-15 | GE Precision Healthcare LLC | Systems and methods for scintillators having reflective inserts |
Family Cites Families (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3509341A (en) * | 1966-06-01 | 1970-04-28 | Picker Corp | Multiple detector radiation scanning device |
GB1406685A (en) * | 1972-12-13 | 1975-09-17 | Baird Atomic Inc | Sensing matrices for radioactivity-distribution detectors |
US4095107A (en) * | 1976-04-15 | 1978-06-13 | Sebastian Genna | Transaxial radionuclide emission camera apparatus and method |
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 |
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 |
-
1986
- 1986-06-18 US US06/875,804 patent/US4733083A/en not_active Expired - Lifetime
-
1987
- 1987-04-02 DE DE8787104910T patent/DE3767044D1/de not_active Expired - Fee Related
- 1987-04-02 EP EP87104910A patent/EP0249695B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1987-05-20 JP JP62121469A patent/JPS62299782A/ja active Pending
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH11276470A (ja) * | 1998-01-20 | 1999-10-12 | General Electric Co <Ge> | 断層撮影システム及びそれ用のシンチレ―タ |
JP4508305B2 (ja) * | 1998-01-20 | 2010-07-21 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 断層撮影システム及びそれ用のシンチレータ |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP0249695B1 (en) | 1990-12-27 |
EP0249695A1 (en) | 1987-12-23 |
DE3767044D1 (de) | 1991-02-07 |
US4733083A (en) | 1988-03-22 |
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