JP5376623B2

JP5376623B2 - 放射線検出器

Info

Publication number: JP5376623B2
Application number: JP2008116462A
Authority: JP
Inventors: 誠一山本; 小太郎湊
Original assignee: 国立大学法人奈良先端科学技術大学院大学
Priority date: 2008-04-25
Filing date: 2008-04-25
Publication date: 2013-12-25
Anticipated expiration: 2028-04-25
Also published as: JP2009264985A

Description

本発明は、ポジトロン核種の位置を感度よく検出でき腫瘍等の診断を迅速に行えるコンパクトな放射線検出器に関する。

医学診断の分野では、放射性同位体を被検体（患者）に投与し、体内の放射性同位体の分布を測定して画像表示するＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ
ＥｍｉｓｓｉｏｎＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置が用いられている。放射性同位体のなかには、崩壊するときにポジトロン（陽電子）を放出する性質を有するポジトロン核種がある。人工的に製造される核種で、ＰＥＴでは炭素^１１Ｃ、窒素^１３Ｎ、酸素^１５Ｏ、フッ素^１８Ｆなどが用いられることが多い。ポジトロンは放出されるとすぐに電子と衝突して消滅するが、同時に、２本の消滅ガンマ線（５１１ｋｅＶ）を互いに１８０°反対方向に放射する。

このＰＥＴではＲＩ（Ｒａｄｉｏ
Ｉｓｏｔｏｐｅ）の中で、ポジトロンを放出する核種を用い標識放射性薬剤へと合成して生体内へ投与する。この投与されたＲＩは、ポジトロンを放出し、消滅γ線を正反対方向へ２本生体外に放射する。ＰＥＴ装置は一般に、この消滅γ線を、対向して配置した多数のシンチレータで受け、シンチレータの発する光を光検出器で電気信号に変換する。この際、この２本の消滅γ線をＰＥＴ装置で同時計測することで、生体内でのＲＩ分布を撮像する。同時計測できるときは、対向するγ線検出器を結ぶ線上にポジトロン核種が存在することになり、γ線源であるポジトロン核種の位置や範囲を比較的精度よく測定できるからである。そして、ＲＩの生体内挙動を計測することにより、血流・代謝などの生理機能、病態の情報を画像化する。
血流・代謝などの生理機能を求めるには、ＰＥＴ画像を定量化する必要がある。定量化する方法として、コンパートメントモデルを用いた解析法がある。コンパートメントモデルの入力には、組織中の放射能濃度と組織に流入する血液中のＲＩ濃度が必要である。そのため、ＰＥＴ装置で組織のＲＩ分布画像を測定すると共に、動脈血液中のＲＩ濃度を高精度で連続測定することが不可欠である。動脈血液中のＲＩ濃度を連続的に測定するシステム（以下、血中ＲＩ濃度連続測定システムという。）に用いられている検出器としては、γ線を直接検出する検出器、コインシデンス型検出器、２種類の異なるシンチレータを用いたホスウィッチ型検出器の３つに分類されている。なお、放射線を利用して生体器官を診断するものとして、例えば特許文献１が知られている。

特表平１１−５１１２３９号公報

γ線を直接検出する検出器の構成例について、図１を参照して説明する。このγ線を直接検出する検出器は、薄いシンチレータと光電子増倍管（ＰＭＴ：Ｐｈｏｔｏ
ＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒＴｕｂｅ)を組み合わせて、チューブ中を流れる血液が含むポジトロンを検出するものである。ポジトロンは透過力が低いため薄いシンチレータでも検出され、チューブ中のＲＩから放出されるポジトロンにより発せられる消滅γ線やＲＩを投与された被験体からの消滅γ線は、検出器に入射したとしてもそのほとんどは検出器を透過することとなる。検出器で消滅γ線が検出されても閾値を消滅γ線のエネルギーである５１１ｋｅＶに設定し、閾値以下の信号を除去することで消滅γ線とポジトロンを弁別できることとなる。しかし一方で、５１１ｋｅＶ以下のエネルギーのポジトロンもノイズとして除去されるためこの検出器は低エネルギーのポジトロンの感度が低い欠点を有するといった問題がある。

次に、従来のコインシデンス型検出器の構成例について、図２を参照して説明する。コインシデンス型検出器では、２本の消滅γ線を同時計測してポジトロンの検出を行う。コインシデンス型検出器は、消滅γ線を同時計測するため、低エネルギーのポジトロンおよび血液を通すチューブなどの遮蔽物があっても測定可能である。対抗する方向に放出される２本の消滅γ線を同時計測するには、シンチレータを含む検出器が２本必要となる。消滅γ線は透過力が強いため、シンチレータのサイズを大きくする必要がある。また、検出器を周囲のノイズから遮蔽するための鉛が必要となる。このように、コインシデンス型検出器は、２本の検出器および検出器を覆う鉛が必要であるため、検出器本体のサイズと重量が非常に大きくなるといった欠点を有する。検出器の大きさと重量の問題は、動脈血液中のＲＩ濃度を被験者の近傍で測定する観点からは好ましいものではない。

そして、従来のホスウィッチ型検出器の構成例について、図３を参照して説明する。このホスウィッチ型検出器は、チューブ内から放出されたポジトロンをプラスチックシンチレータで、ポジトロンから放出される消滅γ線をＢＧＯシンチレータでそれぞれ検出するものである。ポジトロンの検出は、プラスチックシンチレータとＢＧＯシンチレータの信号の同時計数を取ることで行う。同時計数をとるためバックグラウンドノイズとなる消滅γ線を除去することが可能となる。しかしながら、このホスウィッチ型検出器は消滅γ線を検出する必要があることから、シンチレータのサイズは大きくしなければならず、検出器のサイズを小さくすることができないといった問題がある。

本発明は、上記問題点に鑑み、ポジトロン核種の位置を感度よく検出でき腫瘍等の診断を迅速に行えるコンパクトな放射線検出器を提供することを目的とする。

上記目的を達成するため、本発明の第１の観点の放射線検出器からは、放射線の入射によって発光するシンチレータと、シンチレータと光学的に結合された光検出器とを備えた放射線検出器において、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向して入れ子になるように、それぞれの前記第１層シンチレータ同士が向かい合うように配置され、対向配置された２層構造のシンチレータの面の垂線方向（厚さ方向）と、前記光検出器の検出面の垂線方向が直交するように、前記光検出器と前記２層構造のシンチレータを配置して光学的に結合させ、対向した前記２層構造のシンチレータ間にチューブを配設可能とし、前記２層構造のシンチレータと光学的に結合された３角プリズムが、前記チューブ側とは反対側に設けられ、シンチレーションによる発光を前記光検出器側に集光させ、第１層シンチレータの厚みが０．１〜１．０ｍｍであり、第１層シンチレータと第２層シンチレータの厚みが同一とされ、第１層シンチレータでポジトロンおよびγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値を減算することにより、ポジトロンと消滅γ線の同時計数あるいは消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行うことなくノイズとなるγ線の除去を行い、ポジトロンの計数値を得ることを特徴とする放射線検出器が提供される。

シンチレータが、発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされることにより、光検出器から得られるパルス波形スペクトラムのカウント値のピークを弁別して第１層シンチレータと第２層シンチレータの信号を弁別することにより、ポジトロンと消滅γ線の同時計数や消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行わずにノイズとなるγ線の除去が可能となる。従って、ポジトロンを高感度で検出することができる。
第１層シンチレータではポジトロンを止め、ポジトロンが持っていた運動エネルギーを光に変換し発光する現象(シンチレーション)を起こす。その際、ポジトロンは近傍の電子と結合し消滅する。消滅時に対向する２本の消滅γ線を放出することとなる。消滅γ線は透過力が強く、大部分はシンチレータで検出されずに透過するが、透過しなかった消滅γ線およびバックグラウンドとなるγ線は、第１層シンチレータと第２層シンチレータで検出されることとなる。第１層シンチレータと第２層シンチレータの信号弁別は、パルス波形スペクトラムを用いている。
また、第１層シンチレータの厚みを０．１〜１．０ｍｍと薄くしているのは、ポジトロンの最大飛程距離を考慮したものである。
また、ポジトロンの計数値を得るために、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値を減算するものである。

ここで、第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造を２組対向配置する際に、第１層シンチレータと第２層シンチレータは入れ子になるように設置する。すなわち、対向する際、第１層シンチレータ同士が向かい合うように配置する。これにより、ノイズとなるバックグラウンドγ線は検出器外側のどの方向から入射しても、第１層シンチレータと第２層シンチレータで検出される数がほぼ等しくなるため、第１層シンチレータの計数から第２層シンチレータの計数を差し引くことでポジトロンによる計数を精度よく求めることができる。

次に、本発明の第２の観点の放射線検出器からは、放射線の入射によって発光するシンチレータと、シンチレータと光学的に結合された光検出器とを備えた放射線検出器において、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向して入れ子になるように、それぞれの第１層シンチレータ同士が向かい合うように配置され、対向配置された２層構造のシンチレータの面の垂線方向（厚さ方向）と、光検出器の検出面の垂線方向が直交するように、光検出器と２層構造のシンチレータを配置して光学的に結合させ、対向した２層構造のシンチレータ間にチューブを配設可能とし、第１層シンチレータの厚みが０．１〜１．０ｍｍであり、第２層シンチレータの厚みが第１層シンチレータの厚みよりも大きくされ、第１層シンチレータでポジトロンおよびγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値に第２層シンチレータの厚みにより決定される所定の係数を掛けたものを減算することにより、ポジトロンと消滅γ線の同時計数あるいは消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行うことなくノイズとなるγ線の除去を行い、ポジトロンの計数値を得ることを特徴とする放射線検出器が提供される。
第２層シンチレータの厚みが第１層シンチレータの厚みよりも大きい構成とすることにより、第２層シンチレータにおける統計変動を小さくでき、γ線を感度よく検出できる。

第２層シンチレータの厚みが第１層シンチレータの厚みよりも大きい構成とすることにより、第２層シンチレータにおける統計変動を小さくでき、γ線を感度よく検出できる。
また、第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向配置されることにより、第２層シンチレータの同時計数をとることで、バックグラウンドノイズとなる消滅γ線を除去することができ、ポジトロンおよびγ線の計数値の感度を高くできる。

次に、本発明の第３の観点の放射線検出器からは、放射線の入射によって発光するシンチレータと、シンチレータと光学的に結合された光検出器とを備えた放射線検出器において、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータと第３層シンチレータの３層構造とされたものが２組対向して入れ子になるように、それぞれの第１層シンチレータ同士が向かい合うように配置され、対向配置された３層構造のシンチレータの面の垂線方向（厚さ方向）と、光検出器の検出面の垂線方向が直交するように、光検出器と３層構造のシンチレータを配置して光学的に結合させ、対向した３層構造のシンチレータ間にチューブを配設可能とし、第１層シンチレータおよび第２層シンチレータの厚みが０．１〜１．０ｍｍであり、第１層シンチレータと第２層シンチレータの厚みが同一とされ、第３層シンチレータの厚みが第１層シンチレータおよび第２層シンチレータの厚みよりも大きくされ、第１層シンチレータでポジトロンとγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値を減算することにより、ポジトロンと消滅γ線の同時計数あるいは消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行うことなくノイズとなるγ線の除去を行い、ポジトロンの計数値を取得し、第３層シンチレータでγ線を検出することを特徴とする放射線検出器が提供される。
３層構造としたのは、本発明の第１の観点の如く、第１層シンチレータでポジトロンとγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値を減算することによりポジトロンの計数値を取得でき、また、本発明の第３の観点と同様、第３層シンチレータにおける統計変動を小さくでき、γ線を感度よく検出できることとしたものである。

３層構造とされたものが２組対向配置された構成とすることにより、ノイズとなるバックグラウンドγ線は検出器外側のどの方向から入射しても、第１層シンチレータと第２層シンチレータで検出される数がほぼ等しくなるため、第１層シンチレータの計数から第２層シンチレータの計数を差し引くことでポジトロンによる計数を精度よく求めることができる。

ここで、上記の第１層シンチレータ、第２層シンチレータ、ならびに第３層シンチレータは、Ｃｅ濃度の異なるＧＳＯシンチレータであることが好ましい態様である。

また、第１層シンチレータと第２層シンチレータの発光減衰時間の差を用いて、光検出器から得られるパルス波形スペクトラムのカウント値のピークを弁別して、第１層シンチレータと第２層シンチレータの信号を弁別することが好ましい。

本発明の放射線検出器は、ポジトロン核種の位置を感度よく検出でき腫瘍等の診断を迅速に行える効果を有する。また、放射線検出器のサイズをコンパクトにできる。

以下、図面を参照しつつ、本発明の放射線検出器の実施例を説明する。ただし、本発明の技術的範囲は以下の実施例に示した具体的な用途に限定されるものではない。

実施例１の放射線検出器の検出原理を図４に示す。本発明の放射線検出器は、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向配置され、光検出器から得られるパルス波形スペクトラムを用いた信号弁別手段を備えている。第１層シンチレータと第２層シンチレータは、それぞれＣｅ濃度が０．５％(発光減衰時間６０ｎｓ)、１．５％(発光減衰時間３５ｎｓ)のＧＳＯシンチレータで構成される。そして、このＧＳＯシンチレータとプリズムとＰＭＴから構成される。ここで、第１層シンチレータを内側に、第２層シンチレータを外側にし、二組用意し対向するように設置している。

そして、チューブはこの対向したＧＳＯシンチレータ間に設置する。設置したチューブ内のＲＩから放出されたポジトロンは、まず第１層シンチレータであるＧＳＯシンチレータに入射する。第１層シンチレータのＧＳＯシンチレータではポジトロンを止め、ポジトロンが持っていた運動エネルギーを光に変換し発光する現象(シンチレーション)が生じる。その際、ポジトロンは近傍の電子と結合し消滅する。消滅時に対向する２本の消滅γ線を放出する。消滅γ線は透過力が強く、また大部分はＧＳＯシンチレータで検出されずに透過する。透過しなかった消滅γ線およびバックグラウンドとなるγ線は、第１層シンチレータと第２層シンチレータで検出される。また、信号弁別手段は、第１層シンチレータと第２層シンチレータのＧＳＯシンチレータのＣｅ濃度の違いによる発光減衰時間の違いを用いている。図４に示されるように、シンチレータは入れ子になるように設置しているため、ノイズとなるバックグラウンドγ線は検出器外側のどの方向から入射しても、第１層シンチレータと第２層シンチレータで検出される数が、ほぼ等しくなる。そのため、第１層シンチレータで検出される計数から第２層シンチレータで検出される計数を差し引くことにより、ポジトロンによる計数を求めることとしている。下記数式は、ポジトロンによる計数を求めるための式である。

ここで、Ｃ_１は、図４の第１層シンチレータで検出された計数であり、Ｃ_２は第２層シンチレータで検出された計数であり。また、Ｃ_{γＴｕｂｅ}はチューブ内のポジトロンから発生した消滅γ線による計数、Ｃ_γＢＧはバックグラウンドからのγ 線による計数である。ポジトロンの計数Ｃ_ｐｏｓｉは、第１層シンチレータの計数から第２層シンチレータの計数を差し引くことで計算される。
以上より開発したポジトロン検出器はポジトロンと消滅γ線の同時計数や消滅γ 線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行わずにノイズとなるγ 線の除去が可能となる。これにより、ポジトロンを高感度で検出することが可能となるのである。

また、信号弁別は、ＧＳＯシンチレータのＣｅ濃度の変化による発光減衰時間の変化を利用している。実施例１の放射線検出器に用いたＧＳＯシンチレータの濃度と発光減衰時間を表１に示す。

第１層シンチレータのＧＳＯシンチレータは、Ｃｅ濃度が１．５ｍｏｌ％、発光減衰時間が３５ｎｓ、第２層シンチレータはＣｅ濃度が０．５ｍｏｌ％，発光減衰時間が６０ｎｓである。信号弁別の方法について、図５を参照して説明する。
信号弁別は、まずそれぞれの信号に対して１２０ｎｓの範囲で部分積分を行う。その後、発光減衰時間に対して十分長い時間(３００ｎｓ)の範囲で全積分を行う。ここで、信号弁別のための定数ＰＳＤ(ＰｕｌｓｅＳｈａｐｅＤｉｓｔｒｉｂｕｔｉｏｎ)は、下記数式で定義している。

ここで、ＰＩはそれぞれの信号における部分積分値，ＦＩは全積分値となる。信号弁別はＰＳＤを横軸に、縦軸にカウントを取ったパルス波形スペクトラムを利用する。パルス波形スペクトラムの一例を図６に示す。ＰＳＤは、上記数式や図５のグラフ値より、発光減衰時間が短いと大きく、長いと小さくなる傾向となる。そのため、図６では左側のピークが０．５ｍｏｌ％のＧＳＯシンチレータ，右側のピークが１．５ｍｏｌ％のＧＳＯシンチレータによる信号となる。信号弁別はこの二つのピークの間に閾値を設定することで行うこととしている。

次に、実施例１の放射線検出器の構成を図７に示す。実施例１の放射線検出器で使用しているＧＳＯシンチレータの大きさは、検出面が２０ｍｍ×１０ｍｍ，厚さが０．５ｍｍである。シンチレータの厚さはポジトロンの飛程距離に関する下記数式３より算出している。

ここで、Ｅｍａｘはポジトロンの最大エネルギー（ＭｅＶ），Ｒはポジトロンの最大飛程距離，ｄは対象となる物質の密度（ｇ／ｃｍ^３）である。Ｅｍａｘは、ＰＥＴで使用されているポジトロンの中で一番高いエネルギーを持つ８２Ｒｂ(最大エネルギー：３．３７ＭｅＶ)を対象としている。シンチレータの厚さは、最大飛程距離より厚ければ問題ないが、厚すぎた場合にバックグラウンドのγ線を検出する確率が高くなるため、実施例１の放射線検出器では、第１層シンチレータと第２層シンチレータの各層の厚さは０．５ｍｍにしている。

実施例１の放射線検出器では、ＧＳＯシンチレータ間の溝の幅は３ｍｍに設定している。これは、チューブの配置を考慮したためである。また実施例１の放射線検出器では、第１層シンチレータと第２層シンチレータで構成される２層のＧＳＯシンチレータ二組、プリズム、ライトガイド、ＰＭＴ(浜松ホトニクス社製：Ｒ−７６００−Ｕ)をそれぞれ光学結合している。この光学結合には、シリコンゴム(信越シリコーン社製：ＫＥ４２０)を用いている。検出部分は、反射材として高反射膜フィルムおよびテフロン（登録商標）製のテープを用いている。かかる構成の実施例１の放射線検出器は、検出器のサイズが２５ｍｍ×２５ｍｍ×６０ｍｍとコンパクトであり、手のひらに載せることも可能で、従来よりも取扱いの利便性が向上できている。

また、ＰＭＴは光に敏感であることから、外部からの光が入射するとその入射光はＰＭＴにより検出されるため、測定値の誤差要因となる。実施例１の放射線検出器では、検出器の遮光を行い外部からの光を防ぐため、検出器の遮光には反射材として用いている高反射膜フィルムおよびテフロン（登録商標）製のテープの他に絶縁も兼ねて黒のビニールテープを用いている。

測定時には、ポジトロンのほかにバックグラウンドノイズであるγ線も入射する。このγ線の入射を軽減するため検出器を収納する収納容器を設けている。この収納容器の材質はγ線の遮蔽性能と目標とするサイズの兼ね合いからタングステン合金を用いている。実施例１の放射線検出器は、検出器と収納容器を含めた大きさは４０ｍｍ×４０ｍｍ×８０ｍｍ，重量は約１．５ｋｇとなり、コンパクトで取扱いが容易な手のひらサイズの放射線検出器である。

実施例１の放射線検出器の動作確認を行うため、γ線とＦ−１８を用いて動作確認を実施した結果を以下に説明する。動作確認に用いた放射線源は、γ線（５１１ｋｅＶ），Ｆ−１８(最大エネルギー：６３３ｋｅＶ，平均エネルギー：２４２ｋｅＶ)である。Ｆ−１８は、チューブに注入し検出器内部に設置し測定を行っている。γ線とＦ−１８を用いて動作確認を実施した結果をそれぞれ図８と図９に示す。図８（１）と図９（１）はエネルギースペクトラムであり、図８（２）と図９（２）は波形弁別スペクトラムである。波形弁別スペクトラムにおいて、横軸は波形弁別に用いる定数（ＰＳＤ）に比例しているチャンネルである。右側のピークが第１層シンチレータ，左側のピークがと第２層シンチレータによる信号を示している。この２つのピーク間に閾値を設定することで信号の弁別を行っている。縦軸は、それぞれのチャンネルにおけるカウントとなる。同様にエネルギースペクトラムにおいて、横軸はエネルギーに比例するチャンネルであり、縦軸はチャンネルごとのカウントとなる。図９（１）はポジトロンから放出される消滅γ線の光電ピークが確認できている。

次に、実施例１の放射線検出器の感度について説明する。感度は検出器の性能を表す重要な要素である。検出器の感度が高いと採血する量を少なくすることができるからである。ポジトロン線源として、Ｆ−１８(最大エネルギー：６６２ｋｅＶ)とＣ−１１(最大エネルギー：９６８ｋｅＶ)を用いている。Ｆ−１８とＣ−１１をそれぞれチューブに密封する。チューブ中の放射能は予めウェルカウンタを用いて計測している。ポジトロン検出器の検出面中央に線源が位置するようにチューブを配置して、ウェルカウンタにより得られた結果およびポジトロン検出器で得られた結果を用いて感度を算出した。算出結果を下記表２にＦ−１８およびＣ−１１で測定したポジトロン検出器の感度を示す。感度は、表２に示すように、Ｆ−１８（Ｐａｐｅｒ０．１ｍｍｔｈｉｃｋｎｅｓｓ）で１８．２％，Ｆ−１８（ＳＰ−１０Ｔｕｂｅ）で７．７％，Ｃ−１１（ＳＰ−１０Ｔｕｂｅ）で２４．０％であった。

次に、実施例１の放射線検出器の計数率特性について説明する。計数率特性は検出器の測定できるポジトロンを検出できる放射能の限界を示す要素である。計数率特性がよければ高濃度のポジトロンを測定することができることとなる。ポジトロン検出器の計数率特性を得るため、Ｃ−１１およびＦ−１８を用いて計数率を測定した。ポジトロンはＣ−１１およびＦ−１８を用い、同様にチューブ内に密封した。チューブは検出器上部の溝に設置して計数率特性を測定した。Ｃ−１１およびＦ−１８の測定結果をそれぞれ図１０（１）、図１０（２）に示す。Ｆ−１８は半減期が１０９分であるが、図１０（１）においても約１１０分でカウントが半減していることが確認できる。同様に、Ｃ−１１においても半減期２０．９分に対して、図１０（２）において約２０分でカウントが半減していることがわかる。
また計数率は、約１００ｋｃｐｓまで直線性を示していることがわかる。これは臨床ＰＥＴ測定時の動脈血中ＲＩ濃度を想定する場合に、十分な計数率の値であることがわかる。従って、実施例１の放射線検出器は、血中ＲＩ濃度連続測定に使用可能であると判断できることになる。

次に、実施例１の放射線検出器のバックグランド除去性能について説明する。バックグラウンドノイズから受ける影響は検出器にとって重要な要素である。バックグラウンドノイズから受ける影響が大きい場合検出器の検出精度に問題が生じる。外部にバックグラウンドノイズ発生源を配置し消滅γ線からポジトロン検出器が受ける影響を測定した。まず、０．１８ＭＢｑのＦ−１８をチューブに密封し、ポジトロン線源として検出器に設置し実験を行うこととした。バックグラウンド線源は、４．４４ＭＢｑのＦ−１８を注入した容器を用いている。初めにバックグラウンド線源を検出器から離した状態で測定を行い、その後バックグラウンド線源を図１１中の１〜５の位置に設置して測定した。測定結果を図１２に示す。ここで、図１２中の番号はそれぞれ図１１の番号と対応している．ポジトロンのカウントは第１層シンチレータと第２層シンチレータのカウントの差である。バックグラウンド線源を隣接した状態と離した状態でポジトロンのカウントの変化を調べたところ３％以下であった。これらの結果より、実施例１の放射線検出器は約２５倍のバックグラウンドノイズがあるとしても正常に測定できると判断できる。

次に、実施例１の放射線検出器の動作確認実験の結果を説明する。実験は、ラットを用いた実際の環境で行うこととした。実験の構成図を図１３に示す。薬剤はＦ−１８−ＥＤＧを用いた。まずラットの動脈に注射針を挿入し、チューブ内に血液を導入した。ラットの静脈に薬剤を注入し、３０分間測定を行った。ウェルカウンタで得られた結果を図１４に示す。カウントが極端に低くなっている部分は、血液がチューブ内で固まらないように生理食塩水でチューブ内を押し流した。
なお、ポジトロン検出器で得られた結果と手動時の結果は約５％差であった。

以上説明したように、実施例１の放射線検出器によれば、２層のＧＳＯシンチレータを対向する方向に設置することで、ポジトロンと消滅γ線の同時計数や消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行わずにノイズとなるγ線を除去でき、ポジトロンのみを検出することが可能である。また、検出器のサイズは収納容器を含めたサイズも手のひらに搭載できる程度のコンパクト性を有し、更に、感度や計数率特性においても従来品を凌駕するものである。
参考までに、従来のポジトロンの放射線検出器と性能を比較すると、検出器のサイズにおいてはコインシデンス型，ホスウィッチ型の従来の検出器と比較して約半分のサイズを実現している。また、感度はＦ−１８およびＣ−１１においてもコインシデンス型，ホスウィッチ型と比較して十分高い感度を得ることができた。計数率特性はコインシデンス型が４０ｋｃｐｓ，ホスウィッチ型が１０ｋｃｐｓまで測定可能であるのに対し、開発した検出器では１００ｋｃｐｓまで測定可能である。

前述の実施例１は、放射線の入射によって発光するシンチレータと、シンチレータと光学的に結合された光検出器とを備えたシンチレーション検出器において、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向配置され、第１層シンチレータの厚みが０．５ｍｍであり、第１層シンチレータでポジトロンおよびγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値と第２層シンチレータの計数値との演算によりポジトロンの計数値を得ることを特徴とした。
本実施例２の放射線検出器は、実施例１の放射線検出器と異なり、２層構造のシンチレータが２組対向配置される。実施例２の放射線検出器の構成図を図１５に示す。本実施例２の放射線検出器は、ハンディータイプとして取扱いの利便性がよく、例えばＦＤＧ（腫瘍）ガイド下の手術用プローブとして好適に使用できる。

次に、実施例３の放射線検出器について図１６を参照しながら説明する。図１６に示されるように、実施例３の放射線検出器は、実施例１の放射線検出器と異なり、第２層シンチレータの厚みが第１層シンチレータの厚みよりも大きくされている。第２層シンチレータの厚みが第１層シンチレータの厚みよりも大きい構成とすることにより、第２層シンチレータにおける統計変動を小さくでき、γ線を感度よく検出できる。
すなわち、ポジトロンは、第１層シンチレータの計数値から第２層シンチレータの計数値に所定の係数を掛けたものを減算することにより求められる（ポジトロン
＝第１層シンチレータ − 第２層シンチレータ×α）。ここで、係数αは、第２層シンチレータの厚みにより決定される。

次に、実施例４の放射線検出器について図１７を参照しながら説明する。図１７に示されるように、実施例４の放射線検出器は、実施例１の放射線検出器と異なり、シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータと第３層シンチレータの３層構造とされたものが２組対向配置され、第１層シンチレータおよび第２層シンチレータの厚みが０．５ｍｍであり、第３層シンチレータの厚みが第１層シンチレータおよび第２層シンチレータの厚みよりも大きくされた構成とされている。かかる３層構造の構成により、第１層シンチレータでポジトロンとγ線を検出し、第２層シンチレータでγ線を検出し、第１層シンチレータの計数値と第２層シンチレータの計数値との演算によりポジトロンの計数値を取得し、第３層シンチレータでγ線を検出する。
また、対向配置された２組の第１層シンチレータから第３層シンチレータの同時計数をとり、バックグラウンドノイズとなる消滅γ線を除去することにしている。これにより、ポジトロンおよびγ線の計数値の感度を向上できる。

なお、上述のように本発明の好ましい実施形態を図示して説明してきたが、本発明の技術的範囲を逸脱することなく種々の変更が可能であることは理解されるであろう。

本発明は、血中ＲＩ濃度連続測定システムに用いられている検出器として有用である。

従来のγ線を直接検出する検出器の構成例図従来のコインシデンス型検出器の構成例図従来のホスウィッチ型検出器の構成例図実施例１の放射線検出器の検出原理図実施例１の放射線検出器の信号弁別の方法の説明図パルス波形スペクトラムの一例実施例１の放射線検出器の構成図 γ線を用いて動作確認を実施した結果を示す図Ｆ−１８を用いて動作確認を実施した結果を示す図Ｃ−１１およびＦ−１８を用いて計数率測定を行った結果を示す図実施例１の放射線検出器のバックグランド除去性能実験の説明図実施例１の放射線検出器のバックグランド除去性能実験結果を示す図ラットを用いた動作確認試験の構成図ウェルカウンタで得られた結果実施例２の放射線検出器の構成図実施例３の放射線検出器の構成図実施例４の放射線検出器の構成図

Claims

放射線の入射によって発光するシンチレータと、前記シンチレータと光学的に結合された光検出器とを備えた放射線検出器において、
前記シンチレータは発光減衰時間の異なる第１層シンチレータと第２層シンチレータの２層構造とされたものが２組対向して入れ子になるように、それぞれの前記第１層シンチレータ同士が向かい合うように配置され、
対向配置された２層構造のシンチレータの面の垂線方向（厚さ方向）と、前記光検出器の検出面の垂線方向が直交するように、前記光検出器と前記２層構造のシンチレータを配置して光学的に結合させ、
対向した前記２層構造のシンチレータ間にチューブを配設可能とし、
前記２層構造のシンチレータと光学的に結合された３角プリズムが、前記チューブ側とは反対側に設けられ、シンチレーションによる発光を前記光検出器側に集光させ、
前記第１層シンチレータの厚みが０．１〜１．０ｍｍであり、前記第１層シンチレータと前記第２層シンチレータの厚みが同一とされ、
前記第１層シンチレータでポジトロンおよびγ線を検出し、前記第２層シンチレータでγ線を検出し、前記第１層シンチレータの計数値から前記第２層シンチレータの計数値を減算することにより、ポジトロンと消滅γ線の同時計数あるいは消滅γ線のエネルギーを閾値とした信号弁別を行うことなくノイズとなるγ線の除去を行い、ポジトロンの計数値を得ることを特徴とする放射線検出器。
前記第１層シンチレータと前記第２層シンチレータの発光減衰時間の差を用いて、光検出器から得られるパルス波形スペクトラムのカウント値のピークを弁別して、前記第１層シンチレータと前記第２層シンチレータの信号を弁別することを特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。
前記第１層シンチレータおよび前記第２層シンチレータは、Ｃｅ濃度の異なるＧＳＯシンチレータであることを特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。