JP4375978B2

JP4375978B2 - Input function persistence monitor

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Publication number: JP4375978B2
Application number: JP2003058590A
Authority: JP
Inventors: 秀博飯田; 信之久冨; 誠一山本
Original assignee: National Institutes of Biomedical Innovation Health and Nutrition
Current assignee: National Institutes of Biomedical Innovation Health and Nutrition
Priority date: 2002-03-08
Filing date: 2003-03-05
Publication date: 2009-12-02
Anticipated expiration: 2023-03-05
Also published as: JP2003329774A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、流体の放射活性の測定装置、および測定方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
放射線検出器は、様々な分野で利用されている。特に気体や液体などの流体を試料とする放射線検出器は重要である。たとえば、ポジトロンCT装置およびシングルフォトンCT装置の付属品として、検査時に血中の放射能を連続的にモニターする装置が用いられている。この装置は、血中放射能連続モニター装置と呼ばれている。
ポジトロン（陽電子）は、電子と反対の電荷を有する反粒子である。電子との衝突により、ポジトロンはγ線を放出して消滅する（β⁺崩壊）。ポジトロンを原子核に有する元素は、ポジトロン核種と呼ばれる。ポジトロン核種は、軽元素に陽子ビームや重陽子ビームを照射して、陽子数が中性子数に対して相対的に大きな元素を作り出すことによって得ることができる。ポジトロン核種には、¹¹Ｃ、¹³Ｎ、¹⁵Ｏ、¹⁸Ｆなどの存在が知られている。たとえば、通常元素である¹⁶Ｏの中性子数は８であるのに対して、ポジトロン核種である¹⁵Ｏの中性子数は７で、その陽子数８よりも少ない。そのため¹⁵Ｏはポジトロンを放出して陽子数が７に減少し、安定な窒素元素となる。
【０００３】
ポジトロン核種の半減期は、¹¹Ｃでも約２０分、¹⁵Ｏでは１１８−１３０秒と、たいへん短い。急速に放射活性が低下するため、トレーサーの標識合成や、動態測定には時間的な制約を伴う。反面、次のような利点を有することから、核医学領域で生体の診断に応用されている。ポジトロン核種を利用した診断方法は、ポジトロン放出断層法（PET：Positron Emission Tomography）と呼ばれている。
（１）これらのポジトロン核種は、もともと生体中に存在する分子を構成する元素の同位元素である。したがって生体中に存在する分子を修飾することなくトレーサーとして、生体の代謝状態を観察することができる。
（２）半減期が短いため、生体の被曝が低い（反復検査や負荷検査が可能）。
（３）半減期が短いので、比放射能が高く、極微量の核種で診断が可能。
【０００４】
PETは次のような原理に基づいて、生体内のトレーサーの３次元空間における位置を画像化する。先に述べたように、ポジトロンは電子と衝突してγ線を放出する。γ線のエネルギーは５１１keVで、２本の電磁波（γ線）を互いに180゜方向に放出する。放出されるγ線を一直線上に設置した放射線検出器で測定し、同時計数回路で計数すれば、原子核崩壊がその直線上で起こったことがわかる。更にこの検出器を３６０゜方向に設置すると、X線CTとほぼ同じ原理でポジトロン核種の分布を断層画像化することができる。しかも放射線の検出量は定量的にとらえることができる。
【０００５】
またPETでは、体内のポジトロン核種の濃度を断層画像として蓄積しているため、任意の部分に関心領域(ROI)を設定すれば、その部分のポジトロン核種の濃度を知ることもできる。更に、使用したトレーサーの代謝経路が既知で、かつ体内動態の解析モデルが確立していれば、そのトレーサーの体内での挙動を定量的に把握することができる。PETのこのような特徴を利用して、各種の臓器の代謝状態を生体外から無侵襲で観察することができる。PETによる診断方法としては、例えば次のような診断が実用化されている。
トレーサー診断目的
¹⁵Ｏガス脳局所酸素代謝
[¹⁵O]COガス脳局所血液量
[¹⁵O]CO₂ガス脳局所血流量
¹⁵Ｏ−Ｈ_２Ｏ脳局所血流量
¹⁸Ｆ−ＤＧグルコース代謝
¹⁸Ｆ−ＤＯＰＡドーパミン系神経伝達機能
【０００６】
PET検査においては、生体に投与したトレーサーの血中濃度を把握しておく必要がある。特にトレーサーの体内での挙動（生理作用）を定量的に把握する場合には、トレーサーの血中濃度の定量は必須となる。PETのように、生体内に放射性核種を導入する検査方法において、投与された放射性核種の動脈血中濃度は動脈入力関数とよばれる。
【０００７】
入力関数は、生体に投与するトレーサーの量によって変動する。しかし、入力関数をトレーサーの投与量にもとづいて正確に予測することはできない。被検者の代謝機能、体格、あるいは血液量によって生体内のトレーサー濃度は変動するためである。したがって、生体内のトレーサー濃度を正しく把握するには、実際の被検者の体内におけるトレーサーの濃度を測定する必要がある。特に放射性核種の半減期が短いＰＥＴでは、放射線を計測しているときの入力関数の連続測定が重要な情報となる。血中の放射能を連続的に測定するための装置は、血中放射能連続的モニター装置と呼ばれる。
【０００８】
従来の血中放射能連続的モニター装置としては、プラスチックシンチレータを光電子増倍管に光学結合したシンチレーション検出器が最も一般的である。これは被検者の血管から引き出した血液を通すチューブをプラスチックシンチレータの表面に配置し、チューブ内の血液から放出されるβ線（ポジトロン）を検出する。この方式はシンプルであるが、被検者からのγ線もプラスチックシンチレータで検出してしまう場合がある。この現象を避けるために、測定するポジトロンは最もエネルギーの高い¹⁵Ｏに限定される。それに加えて、γ線による発光パルスより高い電圧に閾値を設定して測定するため、感度が低下するという問題点があった。
【０００９】
また異なる方式の装置としては２個のBGOシンチレーション検出器を用い、チューブ内のポジトロンが消滅した時に発生する消滅γ線を同時計数を行うことにより血中放射能濃度を測定する装置も存在する。この方式はβ線のエネルギーに関係なく測定できる利点はある。しかしBGO結晶は発光量が少ないことに加えて、発光後の減衰時間が比較的長いため、計数率特性が低い。従ってこの方式では、被検者からのγ線を遮蔽するための吸収係数の高い遮蔽体が必要となる。実際には、遮蔽体である鉛の厚みを増すことなどで対応しなければならない。その結果、検出器全体は大きくまた重くなり、被検者の近傍で測定することを妨げるという問題点があった。
【００１０】
被検者の近くにモニタリング装置を置くことは、動脈血中放射能濃度をリアルタイムに測定するために大切な条件である。被検者から離れた場所にあるモニタリング装置で測定するためには、カテーテル挿入部からモニタリング装置までの距離に応じて血液チューブの中における滞在時間（遅延時間）が長くなる。そのため、遅延時間に対する補正を行わなくてはならない。また遅延時間が長くなればなるほど形のなまりが生じてしまい、この補正をいっそう困難にしてしまう。以前の研究に基づくと、脳血流量などの機能画像の定量化において、遅延時間が重大な誤差を生じる原因となる危険性が指摘されている。
【００１１】
【文献１】
G. D. Hutchins, R.D. Hichwa, and R.A. Koeppe, CONTINUOUS FLOW INPUT FUNCTION DETECTOR FOR H215O BLOOD FLOW STUDIES IN POSITRON EMISSION TOMOGRAPHY, IEEE Transaction on Nuclear Science, Vol. 33: pp546 -547, 1986.
【文献２】
H. Iida, I. Kanno, A. Inugami, S. Miura, M. Murakami, K. Takahashi, K. Kamimura, Continuous-monitoring Detector -system of Arterial H215O Concentration for Positron-emission Tomography: Construction of the System and Correction for the Dispersion and the time shift Nuclear Medicine 24, pp. 1587 -1594, 1987.
【文献３】
L. Eriksson, S. Holte, Chr. Bohm, M. Kesselberg, and B. Hovander, AUTOMATED BLOOD SAMPLING SYSTEM FOR POSITRON EMISSION TOMOGRAPHY, IEEE Transaction on Nuclear Science , Vol. 35: pp703-707, 1988.
【文献４】
L. Eriksson and I. Kanno, Blood sampling devices and measurements, Med. Prog. through Tech. 17: pp. 249 -257, 1991.
【文献５】
Votaw JR, Shulman SD. Performance evaluation of the Pico-Count flow-through detector for use in cerebral blood flow PET studies, J. Nucl. Med. 39: pp. 509-515, 1998.
【文献６】
Yamamoto S, Tarutani K, Suga M, Minato K, Watabe H, Iida H. Development of a Phoswich Detector for a Continuous Blood-Sampling System. IEEE Trans Med Image;48:1408-1411, 2001.
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、小型で高感度な、流体中の放射能測定装置、およびこの装置を用いた測定方法の提供を課題とする。より具体的には、使用する放射性核種の制限を受けず、高い感度と計数率特性で精度高く流体内の放射能濃度を計測することができる、放射能測定装置の提供を課題とする。
更に本発明は、放射能連続モニター装置として利用することができる放射能測定装置の提供を課題とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
本発明者らはこの課題を解決すべく種々検討した結果、特定のシンチレータの配置、あるいは特定のシンチレータの利用により、放射線を高い効率で測定しうることを見出した。そしてこのような構成に基づいて、小型化が可能な放射線測定装置を実現できること明らかにして本発明を完成した。すなわち本発明は、以下の放射線の測定装置、並びに測定方法に関する。
〔１〕次の要素で構成される流体の放射線の測定装置。
ａ）放射線を測定すべき流体を収容する測定エリア、
ｂ）前記測定エリアにおけるγ線を計測するために配置された、光学的に連結された２つのシンチレータのペア、および
ｃ）光学的に連結されたシンチレータによってγ線を同時計測するための電子回路
〔２〕４組の、光学的に連結された２つのシンチレータのペアを有する〔１〕に記載の装置。
〔３〕４つのシンチレータが、測定エリアを挟んで２つづつ並列に配置され、測定エリアを通過する対角線上と平行線上にあるシンチレータがそれぞれ光学的に連結されている〔２〕に記載の装置。
〔４〕シンチレータの減衰時間が１５０n秒以下である〔１〕に記載の装置。
〔５〕測定エリアが、装置の中を通過する流体の流路の一部である、〔１〕に記載の装置。
〔６〕付加的に、各シンチレータのシグナルを独立して計測するための電子回路を有する〔１〕に記載の装置。
〔７〕次の工程を含む、流体の放射活性物質の測定方法。
１）次の要素で構成される流体の放射線の測定装置を用い、測定エリアに被検流体を導入する工程、および
ａ）放射線を測定すべき流体を収容する測定エリア、
ｂ）前記測定エリアにおけるγ線を計測するために配置された、光学的に連結された２つのシンチレータのペア、および
ｃ）光学的に連結されたシンチレータによってγ線を同時計測するための電子回路
２）同時計測されたγ線強度を流体中の放射活性物質濃度と関連付ける工程
〔８〕流体が、ポジトロンＣＴの被検者から採取された血液である〔７〕に記載の方法。
〔９〕血液を測定エリアに連続的に導入することによって、ポジトロンＣＴの入力関数を連続的にモニタする〔８〕に記載の方法。
〔１０〕放射線の測定装置として、付加的に、各シンチレータのシグナルを独立して計測するための電子回路を有する装置を用い、かつ流体がＳＰＥＣＴの被検者から採取された血液である〔７〕に記載の方法。
【００１４】
【発明の実施の形態】
本発明は、次の要素で構成される流体の放射線の測定装置に関する。
ａ）放射線を測定すべき流体を収容する測定エリア、
ｂ）前記測定エリアにおけるγ線を計測するために配置された、光学的に連結された２つのシンチレータのペア、および
ｃ）光学的に連結されたシンチレータによってγ線を同時計測するための電子回路
【００１５】
本発明において、シンチレータの光学的な連結とは、独立した２つのシンチレータにおける発光の同時計測(coincidence)を意味する。光学的に連結された２つのシンチレータを、本発明においてペアという。本発明における１つのシンチレータは、複数の他のシンチレータとペアを構成することができる。本発明では、少なくとも１組のペアが用いられる。複数とは、少なくとも２組のペアを言う。本発明における望ましいペアの数は、３以上、あるいは４以上である。
【００１６】
本発明において、各シンチレータは、放射線を測定すべき流体を収容する測定エリアにおけるγ線を計測できるように配置される。測定エリアにおけるγ線を２つの光学的に連結されたシンチレータで計測するためには、測定エリアを挟んで直線上に前記２つのシンチレータを配置する。更に本発明においては、複数組のペアを用いた場合には、複数組のペアによって測定エリアのγ線が同時計測される。
【００１７】
ポジトロンは電子と衝突して２本のγ線を放出する。このとき放出される２本のγ線は、互いに180゜方向に放出される。したがって、流路を挟んで直線上に配置されたシンチレータでγ線が同時計測されれば、２つのシンチレータの間で１つのポジトロンからγ線が放出されたことがわかる。
本発明の測定装置における複数のシンチレータのペアは、相互に異なる位置、あるいは角度において、測定エリアのγ線を計測する。その結果、測定エリアのγ線の確実な捕捉により、高い感度が達成される。
【００１８】
本発明の測定装置において、たとえば４つのシンチレータが、測定対象である測定エリアを挟んで２つづつ並列に配置され、測定エリアを通過する対角線上と平行線上にあるシンチレータがそれぞれ光学的に連結された配置が用いられる。このようなシンチレータの配置を示したのが図５である。このような配置により、測定エリアに対して1/2、2/3、3/4、および4/1の４組のペアを配置することができる。
このような配置は、１つのシンチレータが複数のシンチレータとペアを構成することができる。つまり少ないシンチレータで、より多くのペア数を配置するための合理的な配置ということができる。
その他、測定エリアに沿って測定エリアを挟むようにシンチレータのペアを配置することで２組以上の同時計測が可能となる。
【００１９】
本発明の装置は、１組のシンチレータのペアを有する場合を含む。１組のシンチレータであっても、減衰時間が１５０n秒以下、望ましくは８０n秒以下で、かつ高い発光強度を有するシンチレータを使用することにより、装置の小型化と、高感度な測定を実現することができる。
【００２０】
本発明における測定エリアは、前記シンチレータに挟まれた位置に配置される、測定対象となる流体を保持するための空間を言う。測定エリアは、一時的に流体を保持するための形状を備えていれば良い。たとえば、本発明の装置内に、測定すべき流体を導入するための流路の任意の位置を測定エリアとすることができる。
測定エリアは、遅延を小さくするために、できるだけ小さいエリアとするのが望ましい。遅延とは、放射線の検知の時間的なずれを言う。より具体的には、本発明における複数組のペアを構成する、あるペアによるγ線の同時測定に対して、他のペアの同時測定に時間的なずれが生じた場合、このずれを遅延という。たとえばＰＥＴで用いる放射性核種は、極めて短時間で崩壊する。そのため、試料の放射線強度は時間とともに大きく変動している。
【００２１】
装置内を流体が移動している場合には、測定エリアの大きさが、遅延の原因となる。測定エリアに対して複数組のペアが時間的なずれをともなって同時測定する場合、得られる測定値は遅延時間の間に低下した放射線強度の平均値を意味している。したがって、測定エリアを小さくすることが、遅延を小さくするために重要な条件となる。
【００２２】
本発明において許容される測定エリアの長さは、一般に１０cm以下、たとえば５cm以下を例示することができる。この程度の大きさであれば、不安定な放射性核種を扱うPETであっても、本発明によって遅延時間の小さい測定が可能となる。また測定エリアの内径は、一般に0.5mm-1.5mmとする。測定エリアの容積は、測定感度や試料の取り扱い上の問題を生じない範囲で、できるだけ小さくすることによって、微量の試料による測定が可能となる。特に、PETなどの被検者の血液を試料とすると場合には、試料が少なくできることは、被検者の負担を小さくする上で重要な条件である。試料として血液を用い、測定エリアにつながる流路に血液を連続的に供給するとき、流路の内径は、採血量、吸引速度、単位時間当たりの計測数を考慮して決定することができる。これらの各要因の関係は、たとえば次式によって示すことができる。
採血量÷検査時間÷（内径×内径×3.14）＝吸引速度
内径×内径× 3.14 ×測定エリア長 × 血中濃度 × 検出効率 = 計測数
例として、図１に示すような装置を用いた場合には、各要素の数値は次のようになる。
測定エリア長＝４cm
検出効率＝１０％
更にこの条件で、採血量１０cc、検査時間５分、血中濃度１０μCi/ccとすると、計測数=１０００counts/sec 以上、吸引速度１cm/sec 以上であれば、流路および測定エリアの内径は０．５mm以上１mm以下という条件となる。
【００２３】
測定エリアは、本発明の装置内を通過する流体試料の通過速度と、検知すべき放射性核種の崩壊速度とによって変化する。例えば通過速度が速く、かつ比較的安定な核種を測定対象とするときには、より大きな測定エリアとしても、大きな遅延は生じない。
【００２４】
本発明において、発光強度が大きく、かつ減衰時間が短いシンチレータを用いることによって、より効率的、かつ高感度な測定が期待できる。シンチレータは、放射線を光信号に変換する作用を有する化合物を言う。ポジトロン核種のγ線のエネルギーが５１１keVであるのに対して、SPECTで用いられる放射線核種のγ線エネルギーは７０〜１４０keVと小さい。エネルギーの小さいγ線を十分な感度で検出するには、発光強度の大きさが重要な条件となる。また、エネルギーの小さいγ線の検出には、シンチレータの減衰時間も大切な条件である。発光強度が十分であっても、減衰時間が長いシンチレータでは、高感度な測定は期待できない。
【００２５】
本発明において、望ましいシンチレータは、たとえば１５０n秒以下の減衰時間を有する。より具体的には、１００n秒以下、好ましくは８０n秒以下、より好ましくは７０n秒以下の減衰時間を有するシンチレータを示すことができる。このような減衰時間を有するシンチレータは公知である。具体的には、GSOと呼ばれるシンチレータを本発明における望ましいシンチレータとして示すことができる。GSOは、Cerium-doped gadorinium orthosilicate Gd2SiO5:Ce 化合物からなる市販のシンチレータ（日立化成株式会社製）である。GSOの減衰時間は化合物の合成比率により可変であるが６０ｎ秒以下に設定することが可能であり、本発明における望ましいシンチレータである。
この他に減衰時間の短いシンチレータとして、LSOを示すこともできる。LSOは、GSOよりも更に短い減衰時間を有するため、ポジトロン核種の測定には有用である。ただし、結晶自身が微量の放射線を発生しているため、エネルギーの弱いSPECTの測定には適さない。
【００２６】
本発明において、望ましいシンチレータを用いた場合、本発明の装置は、ＰＥＴのみならずＳＰＥＣＴに用いられる放射性核種を測定することもできる。SPECTで用いられる放射線核種のγ線エネルギーが小さいことは既に述べた。たとえばＳＰＥＣＴに用いられる代表的な放射性核種のγ線のエネルギーは次のとおりである。
^99mTc：１４０keV
²⁰¹Ti：７０keV
¹²³I：１５９keV
【００２７】
このようなエネルギーの小さいγ線は、これまでPETの入力関数のモニタリングに利用されていた装置では、十分な感度で測定することはできなかった。そのため、PETとSPECTの測定には、別の放射線測定装置が用いられていた。これに対して本発明による放射線の測定装置は、望ましいシンチレータを利用することで、PETのみならずSPECTに用いられる放射性核種の高感度な測定が可能となる。例えば図４に示すエネルギースペクトルを有するシンチレータであるGSOでは、１４０keV、７０keV、あるいは１５９keVのγ線の測定が可能であることがわかる。
【００２８】
最近のSPECT装置では、PETと同程度の精度が実現されつつある。高精度化によって、PETと同様に機能画像の定量化が検討されている。機能画像の定量化のためには、PET検査で行われているような持続血中放射能濃度モニタリング装置が望まれる。しかしSPECTにおける血中放射濃度は、従来は注射筒で頻繁に採血を繰り返すことにより行っていた。SPECTで用いられていたプラスチックシンチレータでは、持続採血を実現することはできない。また公知のプラスチックシンチレータでは、同時計測回路も利用できない。加えてプラスチックシンチレータに用いられるBGO結晶は、発光量が少ないため一般のSPECT薬剤の放射線信号の検出には不向きでもあった。
【００２９】
本発明によるシンチレータとしてGSOを利用したモニタリング装置では、その高い発光量のために、SPECT用の薬剤でも放射能濃度検出できるようになった。また、チューブを囲む幾何学設計により、極めて高い感度が実現できる。また減衰時間の短いシンチレータの利用によって、高い計数率特性も実現できる。そのため本発明の装置をSPECTに応用する場合には、２つのシンチレータのみであっても、十分な測定感度を達成することができる。つまり本発明の測定装置における、１組のシンチレータのペアを構成する２つのシンチレータを用いて、SPECTのための放射線を測定することができる。
【００３０】
またこれらの望ましいシンチレータは、高い計数率特性を有するため、鉛などによるシールドも最小化することができる。減衰時間が短いためにバックグランドノイズを小さく抑えられる結果、外部からの放射線の影響を受けにくいのである。したがって、これらのシンチレータの使用により、本発明の測定装置の大きさは、たとえば従来のプラスチックシンチレーション検出器タイプの装置とそれほど変わらないサイズにすることができる。消滅ガンマ線を同時計数する方式の装置に比べ大きさおよび重さを大幅に減少することが可能となる。
【００３１】
共通の機器構成で、異なる放射性核種を測定できることは、経済的に有利である。たとえば放射線の測定装置を構成するシンチレータは、経時的に劣化する。２つの放射線測定装置を１つの装置で兼用できることは、シンチレータのコストを１／２にできることを意味している。
【００３２】
本発明において、光学的に連結されたシンチレータによってγ線を同時計測するための電子回路には、たとえば図２に示した電子回路図に基づく電子回路を用いることができる。図２に示した回路図からなる電子回路は、４個の個々のGSO検出器の信号を光電子増倍管(PMT)により電気信号に変換する。電気信号は増幅回路(AMP)によって増幅され、次いで弁別回路(Discriminator)によって信号を弁別し511keVのγ線による信号が取り出される。４個のシンチレータからの信号の中から２個の組合せを４組取り出し、同時に511keVのγ線を検出した組合せを同時検出(Coinsidence)回路によって識別する。そしてCoinsidence回路で識別された信号の回数を計数(scalar)回路によって計数する。
同時計数を可能とする部分は、２つの弁別された信号が同時に発生した時に、信号が出力され、これを計数する部分を指す。本発明において、同時とは、たとえば20n秒以下、より好ましくは10n秒程度の範囲で同時にシグナルが計測されることを言う。
【００３３】
本発明の測定装置において、測定エリアに試料を連続的に供給するために、装置の外部から装置内に至る流体の流路を用いることができる。本発明において、流路を設ける場合には、通常、流路の特定の領域が測定エリアとして利用される。本発明の測定エリアは、測定すべきγ線を透過し、測定対象の流体に対して不活性な素材で構成する。たとえば血液を測定対象流体とする場合には、ポリエチレンやシリコンのチューブなどが用いられる。
流路に用いるチューブのサイズは、一般的に臨床検査で用いられているもので、外径が4mm以下のものが使用可能である。素材は通常のポリエチレン製のものが用いられているが、その素材は制限されない。流路を構成する素材がγ線の透過性に劣る素材であっても、測定エリアに相当する領域をγ線透過性の素材とすることができれば問題は無い。
【００３４】
また本発明は、次の工程を含む、流体の放射活性物質の測定方法に関する。
１）次の要素で構成される流体の放射線の測定装置を用い、流路に被検流体を導入する工程、および
ａ）放射線を測定すべき流体を収容する測定エリア、
ｂ）前記測定エリアにおけるγ線を計測するために配置された、複数組の、光学的に連結された２つのシンチレータのペア、および
ｃ）光学的に連結されたシンチレータによってγ線を同時計測するための電子回路
２）同時計測されたγ線強度を流体中の放射活性物質濃度と関連付ける工程
【００３５】
本発明において、前記要素ａ）−ｃ）を有する流体の放射線の測定装置は、具体的には先に述べたようにして構成することができる。この装置を用い、本発明に基づいて流体試料の放射線を測定するには、まず前記測定エリアに流体を導入する。流体は、連続的に導入することもできるし、バッチで導入することもできる。試料を連続的に導入すれば、放射線の連続測定が可能である。連続的に試料を導入するためには、装置内に流体試料を導入するための流路を利用するのが有利である。
【００３６】
本発明において、工程１）で同時計測されたγ線強度を流体中の放射活性物質濃度と関連付ける工程は、測定エリアを占める流体の体積と計測されたγ線強度に基づいて、流体の放射活性物質濃度を決定することによって行われる。測定エリアを占める流体の体積は予めわかっている。また、通常、その流体中に含まれている核種もわかっているので、γ線強度の定量結果に基づいて、放射活性物質の量を知ることもできる。したがって、測定エリアのγ線の強度から、放射活性物質濃度を決定することができる。
【００３７】
本発明によって、たとえば、流体試料としてポジトロンＣＴの被検者から採取された血液のγ線を測定することができる。本発明の測定方法によれば、遅延の小さい測定が可能である。半減期の短い核種においては、遅延が測定精度に与える影響が特に大きい。したがって、本発明の測定方法は、半減期の短い核種を用いるPETの被検者の血液の、正確な放射活性物質濃度の測定に有用である。
【００３８】
更に本発明の方法においては、測定エリアに試料を連続的に供給することによって、放射活性物質濃度の経時的に追跡することもできる。PETにおいては、刻々と変化する血中の放射活性物質を常にモニタできることが望まれる。したがって、本発明の測定方法は、装置への血液の連続的導入によって、ポジトロンＣＴの入力関数を連続的にモニタする方法として有用である。
【００３９】
本発明の測定装置は、複数組のシンチレータの利用により、小さな測定エリアで高い感度を得ることができる。このことは、微量の試料で十分な感度を得られることを意味している。つまり本発明によれば、PETの被検者から採取された微量の血液によって、高感度な測定が可能となる。測定に必要な血液試料が少なければ、被検者の負担も小さくなる。
【００４０】
本発明の測定方法は、PETのみならずSPECTの被検者から採取された血液の放射活性物質濃度の測定に応用することもできる。既に述べたように、SPECTに用いられる核種のγ線のエネルギーは、PETよりも小さい。しかし、測定エリアに対して複数のシンチレータを配置した本発明の測定装置を用いれば、微量の血液試料であっても、高感度にγ線を検出できる。したがって、本発明の放射活性物質濃度の測定方法は、SPECTの被検者から採取された血液を試料とする測定においても有用である。
【００４１】
なおSPECTにおいて測定が必要な放射性核種は、γ線を１方向にしか放出しないので、PETにおける放射性核種のように同時測定の必要はない。放射活性の測定装置を構成するシンチレータで、SPECTに用いられる放射性核種のγ線を計測する場合には、各シンチレータのシグナルを独立に計測すればよい。
実際の機器構成としては、たとえば図２の電子回路図において、CFDの出力を同時計数回路（coincidence）をバイパスして、直接スケーラーに入力することで、それぞれの検出器の計数率をモニターすることができる。あるいは同時計数回路において、シグナルをANDではなくOR処理をすることで、SPECT用の核種の測定が可能である。具体的には、シグナルのor処理によって、1/2のシンチレータ、および3/4のシンチレータの計数率をモニターできる。
なお本発明の測定装置において、SPECT用の核種から発せられる放射線を測定する場合には、本発明の装置が備える複数のシンチレータのうち、任意のシンチレータを検出器として用いることができる。したがって、たとえば４つのシンチレータを備えた装置であっても、そのうちの一部のシンチレータのみを用いて、測定することができる。
【００４２】
本発明の放射活性物質の測定方法は、実際のPETにおいて、たとえば次のように利用される。脳局所酸素代謝の検査は、PETによる生体機能検査として代表的なものである。脳局所酸素代謝の検査には、トレーサーとして合成された、被検者が吸引した¹⁵Ｏガスの、血液から脳組織への移行、更に脳から血液への移行が観察される。このとき、血中の¹⁵Ｏ濃度は、各組織における酸素の移行レベルの評価にあたって必須の情報となる。PETによる脳局所酸素代謝の検査においては、血中の¹⁵Ｏ濃度は、血中入力関数に相当する。
以下に実施例により本発明をさらに詳しく説明するが、本発明の内容は実施例に限定されるものではない。
【００４３】
【実施例】
〔実施例１〕
本発明の放射線測定装置として、図１に示す構造の装置を作成した。この装置は、４つのシンチレータＡＢＣ、およびＤを有する。４つのシンチレータはＡＢとＣＤの２列に配置される。一方、装置内の流路は、４つのシンチレータに対して、ＡＢ間およびＣＤ間の間を通過するように配置した。このような配置とすることにより、シンチレータＡＢ間からＣＤ間にかけてのエリアが、測定エリアとなる。更に流路を挟むシンチレータＡ−Ｂ、Ｃ−Ｄに加えて、対角線上に位置するシンチレータＢ−ＣとＤ−Ａをも光学的に連結することによって、４組のシンチレータのペアによる同時計測が可能となっている。
【００４４】
シンチレータには、ＧＳＯ（Cerium-doped gadorinium orthosilicate Gd2SiO5:Ce 化合物、日立化成株式会社製）を用いた。ＧＳＯは、図３（５１１keV光子）および図４（１４０keV光子）のようなエネルギースペクトルを示す。つまりGSOは、511keVのγ線に対するエネルギー分解能１２%、140keVのγ線に対するエネルギー分解能２１%を有する。511keVのγ線がPET用トレーサーに、140keVはSPECTトレーサー(^99mTc)に相当する。
【００４５】
更に、シンチレータ毎に光電子倍増管（photomultiplier tube；ＰＭＴ）を配置した。各ＰＭＴの信号は、図２に示すような電子回路図に基づく回路で同時計測した。すなわち、４個の個々のGSO検出器の信号を光電子増倍管により電気信号に変換する。電気信号はAMPのよって増幅し、Disciriminatorによって信号を弁別し511keVのγ線による信号を取り出す。４個検出器からの信号の中から２個の組合せを４組取りだし、同時に511keVのγ線を検出した組合せをCoinsidence回路によって識別する。Coinsidence回路で識別された信号の回数をscalar回路によって計数する。
シンチレータ全体は外界からのγ線の影響から遮蔽するために、適当な遮蔽材で覆われている。実際には、２cm厚の鉛材で遮蔽した。この測定装置に対して、放射活性物質を測定すべき血液は、流路に対して矢印方向に供給される。
【００４６】
この装置の測定エリアに、 ¹¹Cフルマゼニル(FMZ)の入ったチューブ（カニューレ）を配置してγ線の同時測定を行った結果を図５に示した。この図は、４つのシンチレータ１−４の全ての組み合せ（すなわち、１−２、３−４、１−４、および２−３）について、同時計測の結果をまとめたものである。測定エリアに対する各シンチレータの配置と、光学的な連結の組み合せを図中に示した。図中の４つの四角形（１−４）に挟まれた矢印が測定エリアに相当する。この測定エリアに対して、両矢印で示した４方向に配置されたシンチレータで同時計測が行われる。いずれのシンチレータ間の計測結果も、ほぼ同じ形で推移している。この結果から、本発明の装置によって、複数組のシンチレータによる同時計測を、遅延無く計数できることが明らかである。
【００４７】
〔実施例２〕
実施例１に示した本発明の装置を用いて、実際にラットの血中の放射活性物質濃度を測定した。次の成分を投与したラットの血中の各核種の濃度を測定した。
ラットに次のトレーサーを投与し、持続動脈採血をモニターした。
[¹⁸F]フルオロデオキシグルコース(Fluoro-2-deoxy-glucose;FDF)
[¹¹C]フルマゼニル(Flumazenil;FMZ)
[¹⁵O]H₂O
[^99mTc]エイチエムパオ(hexamethyl propyleneamine oxime;HMPAO)
【００４８】
各トレーサーを０．５−１．０mLの生理食塩水で希釈し、ペントバルビタール麻酔下のラット（雄性SDラット８週令）の尾静脈に投与した。投与したトレーサー量は、次のとおりである。
[¹⁸F]FDG 0.5mCi
[¹¹C]FMZ 1.0mCi
[¹⁵O]H₂O 0.5mCi
[^99mTc]HMPAO 0.18mCi
【００４９】
各トレーサーを投与したラットの大腿動脈にカニューレを挿入して採血した。採取血液をヘパリン処理し、実施例１の持続モニター装置の検出部にカニューレを配置し、γ線を計測した。シリンジポンプで一定速度で吸引することにより、経時的に動脈採血し、γ線を連続測定した。なおこれらのトレーサーのうち、[^99mTc]HMPAOはポジトロン核種ではないので、同時計測ではなく、各シンチレータの計数結果の総計である。
測定結果を図６−図９に示した。いずれの核種についても、十分な統計量が計測でき、矛盾のない形の入力関数が得られていることがわかる。
【００５０】
〔実施例３〕
シンチレータのサイズの至適条件を明らかにするために、モンテカルロシミュレーションにより、シンチレータの幾何学的構造について検討した。シンチレータ結晶の体積（８cm³）を一定とした時の、長さおよび奥行きと計数率の関係をシミュレーションした。シンチレータの高さは次の式によって決まる。
高さ＝体積÷長さ÷奥行き
シンチレータ結晶の長さ４cm、４．５cm、および５cmに、また奥行きを５mm〜１５mmに変化させて計数率の変化を予測した。測定エリアには内径１mmの血液チューブを用い、測定エリア中には５００kBq/mLの放射線量を有する試料が存在すると想定した。２つのシンチレータの間隔は２mmとし、シンチレータの間に測定エリアを配置した。シンチレータと測定エリアの配置と、高さ、長さ、および奥行きがシンチレータのどの部分のサイズに相当するのかを図１０に示した。シミュレーションの結果は図１０のとおりである。
シンチレータの幾何学的構造は、高さ20 mm×奥行き8 mm×長さ50 mmの形状のシンチレータ結晶を向い合せに2 mmの間隔で配置すると絶対検出効率が最も良いことが確かめられた。このようにして、シンチレータの幾何学的構造を設計することができる。
【００５１】
【発明の効果】
本発明により、高感度にγ線の測定が可能な装置が提供される。本発明の装置は、小型化が可能である。本発明の測定装置は、特にポジトロン核種の測定に有用である。本発明の測定装置は、小さい測定エリアに対して、複数組のシンチレータのペアを配置することができる。その結果、遅延の少ない測定結果を得ることができる。更に複数組のシンチレータの利用によって、微量の試料であっても高感度な測定が可能である。
【００５２】
また本発明の測定装置は、測定エリアに対して複数のシンチレータを配置した構造を有している。その結果、本発明の装置をポジトロン核種以外の核種から放出されるγ線の計測に用いた場合には、より高感度な測定が可能となる。たとえば、SPECTに用いられる、低エネルギー核種も、本発明の装置を用いれば、高感度に測定することができる。
【００５３】
本発明の測定装置は、流体中の放射活性物質の測定に有用である。たとえば、PETによる生体の検査においては、入力関数のモニタリングが必須である。公知の測定方法では、測定核種が制限される、測定感度を高めにくい、モニタリング装置の配置が制限されるなどの問題点を有していた。これに対して本発明の測定装置は、小型化と高感度化が同時に達成される。その結果、装置の配置が制限されない。たとえば被検者の近くに本発明の測定装置を配置することもできる。被検者の近くで入力関数のモニタリングを行うことにより、より短時間で、測定試料の採取から実際の測定までを完了できる。この特徴は、入力関数を正しく把握する上で、大きな利点である。
【００５４】
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の放射線測定装置の一部断面斜視図を示す。ＡＢＣＤが４つのGSOシンチレータを、PMTは光電子倍増管を示す。矢印は、試料である血液の導入方向を示す。
【図２】本発明の放射線測定装置に装備された、複数組のシンチレータのペアでγ線を同時測定するための電子回路の回路図。[PM-AMP]は光電子倍増管とその信号を増幅する増幅器、[CFD]はdiscriminator、[COIN]は各シンチレータのシグナルから同時に検出されたシグナルを識別する装置、[SCALAR]は、[COIN]で識別されたシグナルを計数する装置である。
【図３】ＧＳＯシンチレータの、５１１keVのγ線に対するエネルギースペクトルを示す図。出力信号をオシロスコープにより観測し、デジタルカメラでディスプレーを画像化した。縦軸は発光強度、横軸はγ線の放射エネルギー強度を示す。
【図４】ＧＳＯシンチレータの、１４０keVのγ線に対するエネルギースペクトルを示す図。出力信号をオシロスコープにより観測し、デジタルカメラでディスプレーを画像化した。縦軸は発光強度、横軸はγ線の放射エネルギー強度を示す。
【図５】¹¹Cフルマゼニル(FMZ)を、４つのシンチレータを有する本発明の測定装置によって測定した結果を示す図。縦軸は計数値(count/秒)、横軸は時間（秒）を示す。
【図６】トレーサーとして[¹⁸F]FDGを投与したラットの動脈入力関数を測定した結果を示す図。縦軸は計数値(MBq/cc)、横軸は計測時間（秒）を示す。図中に示したグラフは、横軸を拡大した図である。
【図７】トレーサーとして[¹¹C]FMZを投与したラットの動脈入力関数を測定した結果を示す図。縦軸は計数値(MBq/cc)、横軸は計測時間（秒）を示す。図中に示したグラフは、横軸を拡大した図である。
【図８】トレーサーとして[¹⁵O]H₂Oを投与したラットの動脈入力関数を測定した結果を示す図。縦軸は計数値(MBq/cc)、横軸は計測時間（秒）を示す。
【図９】トレーサーとして[^99mTc]HMPAOを投与したラットの動脈入力関数を測定した結果を示す図。縦軸は計数値(MBq/cc)、横軸は計測時間（秒）を示す。
【図１０】シンチレータのサイズと計数率の関係を示す図。図中、縦軸は計数率(cps)を、横軸はシンチレータの奥行き(cm)を示す。グラフの上に示した図は、シンチレータの奥行き、高さ、および長さが、それぞれ測定エリアに対してどの方向のサイズに相当するのかを示している。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an apparatus and a method for measuring fluid radioactivity.
[0002]
[Prior art]
Radiation detectors are used in various fields. Particularly, a radiation detector using a fluid such as gas or liquid as a sample is important. For example, as an accessory of a positron CT device and a single photon CT device, a device that continuously monitors radioactivity in blood at the time of examination is used. This device is called a blood radioactivity continuous monitoring device.
A positron (positron) is an antiparticle having a charge opposite to that of an electron. Due to collisions with electrons, positrons emit γ rays and disappear (β ⁺ Collapse). An element having a positron as a nucleus is called a positron nuclide. Positron nuclides can be obtained by irradiating a light element with a proton beam or deuteron beam to produce an element having a relatively large number of protons relative to the number of neutrons. For positron nuclides, ¹¹ C, ¹³ N, ¹⁵ O, ¹⁸ The existence of F and the like is known. For example, it is usually an element ¹⁶ O has 8 neutrons, whereas it is a positron nuclide ¹⁵ O has 7 neutrons and less than 8 protons. for that reason ¹⁵ O emits a positron, the number of protons is reduced to 7, and it becomes a stable nitrogen element.
[0003]
The half-life of positron nuclide is ¹¹ Even C, about 20 minutes, ¹⁵ In O, it is very short, 118-130 seconds. Because radioactivity decreases rapidly, time-constrained labeling of tracers and kinetic measurements are accompanied by time constraints. On the other hand, it has the following advantages and is applied to the diagnosis of living bodies in the nuclear medicine field. A diagnostic method using positron nuclides is called positron emission tomography (PET).
(1) These positron nuclides are isotopes of elements constituting molecules originally present in the living body. Therefore, the metabolic state of the living body can be observed as a tracer without modifying the molecules present in the living body.
(2) Since the half-life is short, the exposure of the living body is low (repeated tests and load tests are possible).
(3) Since the half-life is short, the specific activity is high, and diagnosis is possible with a very small amount of nuclide.
[0004]
PET images the position of a tracer in a living body in a three-dimensional space based on the following principle. As mentioned earlier, positrons collide with electrons and emit gamma rays. The energy of γ rays is 511 keV, and two electromagnetic waves (γ rays) are emitted in the direction of 180 °. If the emitted gamma rays are measured with a radiation detector placed on a straight line and counted with a coincidence circuit, it can be seen that nuclear decay has occurred on that line. Furthermore, if this detector is installed in a 360 ° direction, the distribution of positron nuclides can be imaged on a tomographic image on the basis of almost the same principle as X-ray CT. Moreover, the detected amount of radiation can be grasped quantitatively.
[0005]
Since PET accumulates the concentration of positron nuclides in the body as a tomographic image, if a region of interest (ROI) is set in an arbitrary part, the concentration of the positron nuclide in that part can be known. Furthermore, if the metabolic pathway of the used tracer is known and an analysis model of pharmacokinetics is established, the behavior of the tracer in the body can be grasped quantitatively. Using such characteristics of PET, the metabolic state of various organs can be observed non-invasively from outside the body. As a diagnostic method using PET, for example, the following diagnosis has been put into practical use.
Tracer diagnostic purpose
¹⁵ O gas Brain local oxygen metabolism
[ ¹⁵ O] CO gas Local blood volume in the brain
[ ¹⁵ O] CO ₂ Gas Regional blood flow in the brain
¹⁵ O-H ₂ O Brain regional blood flow
¹⁸ F-DG Glucose metabolism
¹⁸ F-DOPA Dopamine neurotransmission function
[0006]
In the PET examination, it is necessary to know the blood concentration of the tracer administered to the living body. In particular, when the behavior (physiological action) of the tracer in the body is quantitatively determined, it is essential to determine the blood concentration of the tracer. In a test method for introducing a radionuclide into a living body like PET, the arterial blood concentration of the administered radionuclide is called an arterial input function.
[0007]
The input function varies depending on the amount of tracer administered to the living body. However, the input function cannot be accurately predicted based on the dose of the tracer. This is because the tracer concentration in the living body varies depending on the metabolic function, physical constitution, or blood volume of the subject. Therefore, in order to correctly grasp the tracer concentration in the living body, it is necessary to measure the concentration of the tracer in the body of the actual subject. Especially for PET, which has a short half-life of radionuclide, continuous measurement of the input function when measuring radiation is important information. An apparatus for continuously measuring radioactivity in blood is called a blood radioactivity continuous monitoring apparatus.
[0008]
The conventional blood radioactivity continuous monitoring device is most commonly a scintillation detector in which a plastic scintillator is optically coupled to a photomultiplier tube. In this method, a tube through which blood drawn from the blood vessel of the subject passes is placed on the surface of the plastic scintillator, and β rays (positron) emitted from the blood in the tube are detected. Although this method is simple, γ rays from the subject may be detected by the plastic scintillator. In order to avoid this phenomenon, the positron to be measured has the highest energy ¹⁵ Limited to O. In addition, since the threshold is set to a voltage higher than the emission pulse by γ-rays, there is a problem that the sensitivity is lowered.
[0009]
As another type of device, there is a device that uses two BGO scintillation detectors and measures the radioactivity concentration in the blood by simultaneously counting the annihilation γ rays generated when the positron in the tube disappears. This method has the advantage that it can be measured regardless of the β-ray energy. However, the BGO crystal has a low count rate characteristic due to a relatively long decay time after light emission in addition to a small amount of light emission. Therefore, this method requires a shield with a high absorption coefficient for shielding gamma rays from the subject. Actually, it is necessary to cope with such as increasing the thickness of lead as a shield. As a result, the entire detector becomes large and heavy, which hinders measurement in the vicinity of the subject.
[0010]
Placing a monitoring device near the subject is an important condition for measuring the arterial blood radioactivity concentration in real time. In order to perform measurement with a monitoring device located away from the subject, the residence time (delay time) in the blood tube becomes longer according to the distance from the catheter insertion portion to the monitoring device. Therefore, the delay time must be corrected. Also, the longer the delay time, the more the shape is rounded, making this correction more difficult. Based on previous studies, it has been pointed out that there is a risk that the delay time causes a significant error in the quantification of functional images such as cerebral blood flow.
[0011]
[Reference 1]
GD Hutchins, RD Hichwa, and RA Koeppe, CONTINUOUS FLOW INPUT FUNCTION DETECTOR FOR H215O BLOOD FLOW STUDIES IN POSITRON EMISSION TOMOGRAPHY, IEEE Transaction on Nuclear Science, Vol. 33: pp546 -547, 1986.
[Reference 2]
H. Iida, I. Kanno, A. Inugami, S. Miura, M. Murakami, K. Takahashi, K. Kamimura, Continuous-monitoring Detector -system of Arterial H215O Concentration for Positron-emission Tomography: Construction of the System and Correction for the Dispersion and the time shift Nuclear Medicine 24, pp. 1587 -1594, 1987.
[Reference 3]
L. Eriksson, S. Holte, Chr. Bohm, M. Kesselberg, and B. Hovander, AUTOMATED BLOOD SAMPLING SYSTEM FOR POSITRON EMISSION TOMOGRAPHY, IEEE Transaction on Nuclear Science, Vol. 35: pp703-707, 1988.
[Reference 4]
L. Eriksson and I. Kanno, Blood sampling devices and measurements, Med.Prog.through Tech.17: pp. 249 -257, 1991.
[Reference 5]
Votaw JR, Shulman SD.Performance evaluation of the Pico-Count flow-through detector for use in cerebral blood flow PET studies, J. Nucl. Med. 39: pp. 509-515, 1998.
[Reference 6]
Yamamoto S, Tarutani K, Suga M, Minato K, Watabe H, Iida H. Development of a Phoswich Detector for a Continuous Blood-Sampling System.IEEE Trans Med Image; 48: 1408-1411, 2001.
[0012]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide a small-sized and highly sensitive radioactivity measuring device in a fluid and a measuring method using this device. More specifically, an object of the present invention is to provide a radioactivity measurement apparatus that can measure the radioactivity concentration in a fluid with high sensitivity and high count rate characteristics without being limited by the radionuclide used.
Furthermore, this invention makes it a subject to provide the radioactivity measuring apparatus which can be utilized as a radioactivity continuous monitoring apparatus.
[0013]
[Means for Solving the Problems]
As a result of various studies to solve this problem, the present inventors have found that radiation can be measured with high efficiency by arranging a specific scintillator or using a specific scintillator. And based on such a structure, it was clarified that the radiation measuring apparatus which can be reduced in size was realizable, and completed this invention. That is, the present invention relates to the following radiation measuring apparatus and measuring method.
[1] A fluid radiation measuring apparatus comprising the following elements.
a) a measurement area containing the fluid whose radiation is to be measured,
b) two optically coupled scintillator pairs arranged for measuring gamma rays in the measurement area; and
c) Electronic circuit for simultaneous measurement of gamma rays by an optically coupled scintillator
[2] The apparatus according to [1], having four pairs of two optically connected scintillators.
[3] The apparatus according to [2], wherein four scintillators are arranged in parallel with each other across the measurement area, and the scintillators on the diagonal line and the parallel line passing through the measurement area are optically coupled to each other. .
[4] The apparatus according to [1], wherein the scintillator decay time is 150 nsec or less.
[5] The apparatus according to [1], wherein the measurement area is a part of a fluid flow path that passes through the apparatus.
[6] The apparatus according to [1], further including an electronic circuit for independently measuring a signal of each scintillator.
[7] A method for measuring a radioactive substance in a fluid, including the following steps.
1) a step of introducing a fluid to be measured into a measurement area using a fluid radiation measuring device including the following elements; and
a) a measurement area containing the fluid whose radiation is to be measured,
b) two optically coupled scintillator pairs arranged for measuring gamma rays in the measurement area; and
c) Electronic circuit for simultaneous measurement of gamma rays by an optically coupled scintillator
2) The step of associating the simultaneously measured γ-ray intensity with the concentration of radioactive substance in the fluid
[8] The method according to [7], wherein the fluid is blood collected from a positron CT subject.
[9] The method according to [8], wherein the input function of the positron CT is continuously monitored by continuously introducing blood into the measurement area.
[10] As an apparatus for measuring radiation, an apparatus having an electronic circuit for independently measuring the signal of each scintillator is used, and the fluid is blood collected from a SPECT subject [7] ] The method of description.
[0014]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
The present invention relates to a fluid radiation measuring apparatus including the following elements.
a) a measurement area containing the fluid whose radiation is to be measured,
b) two optically coupled scintillator pairs arranged for measuring gamma rays in the measurement area; and
c) Electronic circuit for simultaneous measurement of gamma rays by an optically coupled scintillator
[0015]
In the present invention, the optical connection of scintillators means the coincidence of light emission in two independent scintillators. Two scintillators that are optically connected are referred to as a pair in the present invention. One scintillator in the present invention can form a pair with a plurality of other scintillators. In the present invention, at least one pair is used. Multiple refers to at least two pairs. The number of desirable pairs in the present invention is 3 or more, or 4 or more.
[0016]
In this invention, each scintillator is arrange | positioned so that the gamma ray can be measured in the measurement area which accommodates the fluid which should measure a radiation. In order to measure γ rays in the measurement area with two optically connected scintillators, the two scintillators are arranged on a straight line across the measurement area. Furthermore, in the present invention, when a plurality of pairs are used, γ rays in the measurement area are simultaneously measured by the plurality of pairs.
[0017]
A positron collides with an electron and emits two gamma rays. The two γ rays emitted at this time are emitted in the direction of 180 °. Therefore, if γ rays are simultaneously measured by a scintillator arranged on a straight line across the flow path, it can be seen that γ rays are emitted from one positron between the two scintillators.
The plurality of scintillator pairs in the measurement apparatus of the present invention measure γ-rays in the measurement area at mutually different positions or angles. As a result, high sensitivity is achieved by reliable capture of gamma rays in the measurement area.
[0018]
In the measurement apparatus of the present invention, for example, four scintillators are arranged in parallel with each other across the measurement area to be measured, and the scintillators on the diagonal line and the parallel line passing through the measurement area are optically coupled to each other. Arrangement is used. FIG. 5 shows such a scintillator arrangement. With such an arrangement, four pairs of 1/2, 2/3, 3/4, and 4/1 can be arranged with respect to the measurement area.
In such an arrangement, one scintillator can form a pair with a plurality of scintillators. That is, it can be said that it is a rational arrangement for arranging a larger number of pairs with a small number of scintillators.
In addition, two or more sets of simultaneous measurement can be performed by arranging a pair of scintillators so as to sandwich the measurement area along the measurement area.
[0019]
The apparatus of the present invention includes the case of having one scintillator pair. Even with one set of scintillators, the use of a scintillator having a decay time of 150 nsec or less, preferably 80 nsec or less and having a high emission intensity, realizes downsizing of the apparatus and highly sensitive measurement. Can do.
[0020]
The measurement area in the present invention refers to a space for holding a fluid to be measured, which is disposed at a position sandwiched between the scintillators. The measurement area only needs to have a shape for temporarily holding fluid. For example, an arbitrary position of a flow path for introducing a fluid to be measured can be set as a measurement area in the apparatus of the present invention.
The measurement area is preferably as small as possible in order to reduce the delay. Delay refers to a time lag in the detection of radiation. More specifically, when there is a time lag in the simultaneous measurement of other pairs with respect to the simultaneous measurement of γ rays by a pair constituting a plurality of pairs in the present invention, this deviation is called a delay. . For example, radionuclides used in PET decay in a very short time. Therefore, the radiation intensity of the sample varies greatly with time.
[0021]
When the fluid is moving in the apparatus, the size of the measurement area causes a delay. When a plurality of pairs are simultaneously measured with a time lag with respect to the measurement area, the obtained measurement value means an average value of the radiation intensity that has decreased during the delay time. Therefore, reducing the measurement area is an important condition for reducing the delay.
[0022]
The length of the measurement area allowed in the present invention is generally 10 cm or less, for example, 5 cm or less. With such a size, even with PET that handles unstable radionuclides, the present invention enables measurement with a small delay time. The inner diameter of the measurement area is generally 0.5mm-1.5mm. By making the volume of the measurement area as small as possible without causing problems in measurement sensitivity and sample handling, measurement with a very small amount of sample becomes possible. In particular, when the blood of a subject such as PET is used as a sample, the ability to reduce the sample is an important condition for reducing the burden on the subject. When blood is used as a sample and blood is continuously supplied to a channel connected to a measurement area, the inner diameter of the channel can be determined in consideration of the amount of blood collected, the suction speed, and the number of measurements per unit time. The relationship between these factors can be expressed by the following equation, for example.
Blood collection volume / test time / (inner diameter x inner diameter x 3.14) = suction speed
ID x ID x 3.14 x measurement area length x blood concentration x detection efficiency = number of measurements
As an example, when the apparatus as shown in FIG. 1 is used, the numerical values of the respective elements are as follows.
Measurement area length = 4cm
Detection efficiency = 10%
Further, under these conditions, if the amount of blood collected is 10 cc, the test time is 5 minutes, and the blood concentration is 10 μCi / cc, the inner diameter of the flow path and the measurement area is 0 if the number of measurements is 1000 counts / sec or more and the suction speed is 1 cm / sec or more. The condition is 5 mm to 1 mm.
[0023]
The measurement area varies depending on the passage speed of the fluid sample passing through the apparatus of the present invention and the decay speed of the radionuclide to be detected. For example, when a high-passage and relatively stable nuclide is to be measured, a large delay does not occur even in a larger measurement area.
[0024]
In the present invention, a more efficient and sensitive measurement can be expected by using a scintillator having a large emission intensity and a short decay time. The scintillator refers to a compound having an action of converting radiation into an optical signal. The γ-ray energy of the positron nuclide is 511 keV, whereas the γ-ray energy of the radionuclide used in SPECT is as small as 70 to 140 keV. In order to detect γ-rays with low energy with sufficient sensitivity, the magnitude of the emission intensity is an important condition. In addition, the scintillator decay time is also an important condition for detecting γ-rays with low energy. Even if the emission intensity is sufficient, a highly sensitive measurement cannot be expected with a scintillator with a long decay time.
[0025]
In the present invention, a desirable scintillator has a decay time of, for example, 150 nsec or less. More specifically, a scintillator having a decay time of 100 nsec or less, preferably 80 nsec or less, and more preferably 70 nsec or less can be shown. A scintillator having such a decay time is known. Specifically, a scintillator called GSO can be shown as a desirable scintillator in the present invention. GSO is a commercially available scintillator (manufactured by Hitachi Chemical Co., Ltd.) made of Cerium-doped gadorinium orthosilicate Gd2SiO5: Ce compound. Although the decay time of GSO is variable depending on the compound synthesis ratio, it can be set to 60 ns or less, and is a desirable scintillator in the present invention.
In addition, LSO can also be shown as a scintillator with a short decay time. LSO is useful for measuring positron nuclides because it has a shorter decay time than GSO. However, since the crystal itself generates a small amount of radiation, it is not suitable for measuring SPECT with low energy.
[0026]
In the present invention, when a desirable scintillator is used, the apparatus of the present invention can measure not only PET but also the radionuclide used for SPECT. As already mentioned, the γ-ray energy of the radionuclide used in SPECT is small. For example, the energy of γ rays of typical radionuclides used in SPECT is as follows.
^99m Tc: 140keV
²⁰¹ Ti: 70keV
^{one two Three} I: 159keV
[0027]
Gamma rays with such low energy cannot be measured with sufficient sensitivity with the devices that have been used to monitor the PET input function. Therefore, another radiation measurement device was used for PET and SPECT measurements. On the other hand, the radiation measuring apparatus according to the present invention enables highly sensitive measurement of radionuclides used in SPECT as well as PET by using a desirable scintillator. For example, GSO, which is a scintillator having the energy spectrum shown in FIG. 4, can measure 140 keV, 70 keV, or 159 keV γ-rays.
[0028]
Recent SPECT devices are realizing the same accuracy as PET. With high accuracy, quantification of functional images is being studied in the same way as PET. In order to quantify functional images, a continuous blood radioactivity monitoring device such as that used in PET examinations is desired. However, the radiation concentration in blood in SPECT has been conventionally obtained by frequently collecting blood with a syringe. The plastic scintillator used in SPECT cannot achieve continuous blood collection. In addition, a known plastic scintillator cannot use a simultaneous measurement circuit. In addition, BGO crystals used in plastic scintillators are not suitable for detecting radiation signals of general SPECT drugs because of their low light emission.
[0029]
The monitoring device using GSO as a scintillator according to the present invention can detect the radioactivity concentration even with SPECT drugs because of its high light emission amount. In addition, extremely high sensitivity can be realized by the geometric design surrounding the tube. Further, by using a scintillator with a short decay time, a high count rate characteristic can be realized. Therefore, when the apparatus of the present invention is applied to SPECT, sufficient measurement sensitivity can be achieved even with only two scintillators. That is, the radiation for SPECT can be measured using two scintillators that constitute a pair of scintillators in the measurement apparatus of the present invention.
[0030]
Further, since these desirable scintillators have high count rate characteristics, shielding with lead or the like can be minimized. Since the decay time is short, the background noise can be kept small, so that it is not easily affected by external radiation. Therefore, by using these scintillators, the size of the measuring device of the present invention can be made the same size as, for example, a conventional plastic scintillation detector type device. The size and weight can be greatly reduced as compared with a device that simultaneously counts annihilation gamma rays.
[0031]
The ability to measure different radionuclides with a common instrument configuration is economically advantageous. For example, a scintillator constituting a radiation measuring apparatus deteriorates with time. The fact that two radiation measuring devices can be shared by one device means that the cost of the scintillator can be halved.
[0032]
In the present invention, for example, an electronic circuit based on the electronic circuit diagram shown in FIG. 2 can be used as an electronic circuit for simultaneously measuring γ rays by an optically connected scintillator. The electronic circuit comprising the circuit diagram shown in FIG. 2 converts the signals of four individual GSO detectors into electrical signals by means of a photomultiplier tube (PMT). The electric signal is amplified by an amplifying circuit (AMP), and then the signal is discriminated by a discriminating circuit (Discriminator) to extract a signal by 511 keV γ rays. Four sets of two combinations are extracted from the signals from the four scintillators, and a combination in which 511 keV γ rays are detected at the same time is identified by a coincidence detection circuit. The number of signals identified by the Coinsidence circuit is counted by a counting circuit.
The portion that allows simultaneous counting refers to the portion that outputs and counts the signal when two discriminated signals are generated simultaneously. In the present invention, “simultaneous” means that signals are simultaneously measured within a range of, for example, 20 nsec or less, more preferably about 10 nsec.
[0033]
In the measurement apparatus of the present invention, a fluid flow path from the outside of the apparatus to the inside of the apparatus can be used to continuously supply the sample to the measurement area. In the present invention, when a flow path is provided, a specific area of the flow path is usually used as a measurement area. The measurement area of the present invention is made of a material that transmits gamma rays to be measured and is inert to the fluid to be measured. For example, when blood is a fluid to be measured, a polyethylene or silicon tube is used.
The size of the tube used for the flow path is generally used in clinical examinations, and an outer diameter of 4 mm or less can be used. The material is made of ordinary polyethylene, but the material is not limited. Even if the material constituting the flow path is a material inferior in γ-ray permeability, there is no problem as long as the region corresponding to the measurement area can be made a γ-ray permeable material.
[0034]
Moreover, this invention relates to the measuring method of the radioactive substance of fluid including the following processes.
1) a step of introducing a fluid to be tested into a flow path using a fluid radiation measuring device comprising the following elements; and
a) a measurement area containing the fluid whose radiation is to be measured,
b) multiple sets of two optically coupled scintillator pairs arranged to measure gamma rays in the measurement area; and
c) Electronic circuit for simultaneous measurement of gamma rays by an optically coupled scintillator
2) The step of associating the simultaneously measured γ-ray intensity with the concentration of radioactive substance in the fluid
[0035]
In the present invention, the fluid radiation measuring apparatus having the elements a) to c) can be specifically configured as described above. In order to measure the radiation of a fluid sample according to the present invention using this apparatus, first a fluid is introduced into the measurement area. The fluid can be introduced continuously or in batches. If the sample is continuously introduced, continuous measurement of radiation is possible. In order to continuously introduce the sample, it is advantageous to use a flow path for introducing the fluid sample into the apparatus.
[0036]
In the present invention, the step of associating the γ-ray intensity simultaneously measured in step 1) with the radioactive substance concentration in the fluid is based on the volume of the fluid occupying the measurement area and the measured γ-ray intensity. This is done by determining the substance concentration. The volume of fluid occupying the measurement area is known in advance. In addition, since the nuclides contained in the fluid are usually known, the amount of radioactive substance can also be known based on the quantification result of the γ-ray intensity. Therefore, the radioactive substance concentration can be determined from the intensity of γ rays in the measurement area.
[0037]
According to the present invention, for example, γ-rays of blood collected from a positron CT subject as a fluid sample can be measured. According to the measurement method of the present invention, measurement with a small delay is possible. For nuclides with a short half-life, the effect of delay on measurement accuracy is particularly large. Therefore, the measurement method of the present invention is useful for accurate measurement of radioactive substance concentration in the blood of PET subjects using nuclides with a short half-life.
[0038]
Furthermore, in the method of the present invention, the radioactive substance concentration can be traced over time by continuously supplying a sample to the measurement area. In PET, it is desired that radioactive substances in blood that constantly change can be monitored. Therefore, the measurement method of the present invention is useful as a method for continuously monitoring the input function of the positron CT by continuously introducing blood into the apparatus.
[0039]
The measurement apparatus of the present invention can obtain high sensitivity in a small measurement area by using a plurality of sets of scintillators. This means that sufficient sensitivity can be obtained with a very small amount of sample. That is, according to the present invention, highly sensitive measurement is possible with a small amount of blood collected from a PET subject. If the blood sample required for the measurement is small, the burden on the subject is also reduced.
[0040]
The measurement method of the present invention can also be applied to the measurement of radioactive substance concentration in blood collected from a subject of SPECT as well as PET. As already mentioned, the energy of γ-rays of nuclides used in SPECT is smaller than that of PET. However, by using the measurement apparatus of the present invention in which a plurality of scintillators are arranged for the measurement area, γ rays can be detected with high sensitivity even for a very small amount of blood sample. Therefore, the method for measuring the concentration of radioactive substance of the present invention is also useful for measurement using blood collected from a subject of SPECT as a sample.
[0041]
Radionuclides that need to be measured in SPECT emit gamma rays only in one direction, so there is no need for simultaneous measurements like radionuclides in PET. When the γ-rays of radionuclides used in SPECT are measured with a scintillator constituting a radioactivity measurement apparatus, the signal of each scintillator may be measured independently.
As an actual equipment configuration, for example, in the electronic circuit diagram of FIG. 2, the CFD output is directly input to the scaler, bypassing the coincidence circuit, and the count rate of each detector is monitored. Can do. Alternatively, the nuclide for SPECT can be measured by performing OR processing instead of AND on the signal in the coincidence circuit. Specifically, the counting rate of 1/2 scintillator and 3/4 scintillator can be monitored by signal or processing.
In the measurement apparatus of the present invention, when measuring radiation emitted from the nuclide for SPECT, any scintillator among a plurality of scintillators provided in the apparatus of the present invention can be used as a detector. Therefore, for example, even a device including four scintillators can be measured using only some of the scintillators.
[0042]
The method for measuring a radioactive substance of the present invention is used in actual PET as follows, for example. The examination of cerebral local oxygen metabolism is a typical biological function examination by PET. The test for local cerebral oxygen metabolism was aspirated by the subject, synthesized as a tracer ¹⁵ Transition of O gas from blood to brain tissue and further from brain to blood is observed. At this time, in the blood ¹⁵ The O concentration is essential information for evaluating the oxygen transfer level in each tissue. In the examination of regional cerebral oxygen metabolism by PET, ¹⁵ The O concentration corresponds to the blood input function.
EXAMPLES The present invention will be described in more detail with reference to the following examples, but the contents of the present invention are not limited to the examples.
[0043]
【Example】
[Example 1]
An apparatus having the structure shown in FIG. 1 was prepared as the radiation measuring apparatus of the present invention. This device has four scintillators ABC and D. The four scintillators are arranged in two rows of AB and CD. On the other hand, the flow path in the apparatus was arranged so as to pass between AB and between CDs with respect to the four scintillators. With such an arrangement, the area from the scintillators AB to the CD becomes the measurement area. Furthermore, in addition to scintillators AB and CD sandwiching the flow path, the scintillators BC and DA located diagonally are also optically connected, so that simultaneous measurement by four scintillator pairs is possible. It is possible.
[0044]
As the scintillator, GSO (Cerium-doped gadorinium orthosilicate Gd2SiO5: Ce compound, manufactured by Hitachi Chemical Co., Ltd.) was used. GSO shows an energy spectrum as shown in FIG. 3 (511 keV photons) and FIG. 4 (140 keV photons). That is, GSO has an energy resolution of 12% for 511 keV γ rays and an energy resolution of 21% for 140 keV γ rays. 511keV gamma rays are used as PET tracers, 140keV as SPECT tracers ( ^99m Corresponds to Tc).
[0045]
Further, a photomultiplier tube (PMT) was arranged for each scintillator. Each PMT signal was simultaneously measured by a circuit based on an electronic circuit diagram as shown in FIG. That is, the signals of four individual GSO detectors are converted into electrical signals by a photomultiplier tube. The electric signal is amplified by AMP, discriminated by a discriminator, and a signal by 511 keV gamma rays is taken out. Four combinations of two out of the signals from the four detectors are taken out, and a combination in which 511 keV gamma rays are detected at the same time is identified by a Coinsidence circuit. The number of signals identified by the Coinsidence circuit is counted by the scalar circuit.
The entire scintillator is covered with a suitable shielding material in order to shield it from the influence of gamma rays from the outside. Actually, it was shielded with a lead material having a thickness of 2 cm. For this measuring device, the blood whose radioactive substance is to be measured is supplied in the direction of the arrow with respect to the flow path.
[0046]
In the measurement area of this device, ¹¹ FIG. 5 shows the result of simultaneous measurement of γ rays by placing a tube (cannula) containing C flumazenil (FMZ). This figure summarizes the results of simultaneous measurement for all combinations of four scintillators 1-4 (ie, 1-2, 3-4, 1-4, and 2-3). The arrangement of scintillators with respect to the measurement area and the combination of optical connections are shown in the figure. An arrow between four squares (1-4) in the figure corresponds to a measurement area. Simultaneous measurement is performed on this measurement area with scintillators arranged in four directions indicated by double arrows. The measurement results between all scintillators have changed in almost the same way. From this result, it is clear that simultaneous measurement by a plurality of sets of scintillators can be counted without delay by the apparatus of the present invention.
[0047]
[Example 2]
Using the apparatus of the present invention shown in Example 1, the concentration of radioactive substance in the blood of rats was actually measured. The concentration of each nuclide in the blood of rats administered with the following components was measured.
Rats received the following tracer and monitored continuous arterial blood sampling.
[ ¹⁸ F] Fluoro-2-deoxy-glucose (FDF)
[ ¹¹ C] Flumazenil (FMZ)
[ ¹⁵ O] H ₂ O
[ ^99m Tc] Hexamethyl propyleneamine oxime (HMPAO)
[0048]
Each tracer was diluted with 0.5-1.0 mL of physiological saline and administered to the tail vein of a rat under pentobarbital anesthesia (male SD rat 8 weeks old). The amount of tracer administered is as follows.
[ ¹⁸ F] FDG 0.5mCi
[ ¹¹ C] FMZ 1.0mCi
[ ¹⁵ O] H ₂ O 0.5mCi
[ ^99m Tc] HMPAO 0.18mCi
[0049]
Blood was collected by inserting a cannula into the femoral artery of a rat administered with each tracer. The collected blood was heparinized, a cannula was placed in the detection part of the continuous monitoring device of Example 1, and γ rays were measured. By suctioning with a syringe pump at a constant speed, arterial blood was collected over time, and γ rays were continuously measured. Of these tracers, [ ^99m Since Tc] HMPAO is not a positron nuclide, it is not the simultaneous measurement, but the total count result of each scintillator.
The measurement results are shown in FIGS. It can be seen that for any nuclide, sufficient statistics can be measured, and consistent input functions are obtained.
[0050]
Example 3
In order to clarify the optimum condition of the scintillator size, the geometric structure of the scintillator was examined by Monte Carlo simulation. Volume of scintillator crystal (8cm ^Three ), The relationship between the length and depth and the counting rate was simulated. The height of the scintillator is determined by the following formula.
Height = volume ÷ length ÷ depth
The scintillator crystal length was changed to 4 cm, 4.5 cm, and 5 cm, and the depth was changed from 5 mm to 15 mm to predict the change in the counting rate. A blood tube having an inner diameter of 1 mm was used for the measurement area, and it was assumed that a sample having a radiation dose of 500 kBq / mL was present in the measurement area. The interval between the two scintillators was 2 mm, and a measurement area was arranged between the scintillators. FIG. 10 shows the arrangement of the scintillator and the measurement area, and the height, length, and depth corresponding to the size of the scintillator. The result of the simulation is as shown in FIG.
It was confirmed that the scintillator geometrical structure had the best absolute detection efficiency when scintillator crystals with a shape of 20 mm height x 8 mm depth x 50 mm length were placed facing each other at intervals of 2 mm. In this way, the scintillator geometry can be designed.
[0051]
【The invention's effect】
The present invention provides an apparatus capable of measuring gamma rays with high sensitivity. The apparatus of the present invention can be miniaturized. The measuring apparatus of the present invention is particularly useful for measuring positron nuclides. The measuring apparatus of the present invention can arrange a plurality of scintillator pairs for a small measurement area. As a result, a measurement result with little delay can be obtained. Furthermore, by using a plurality of sets of scintillators, it is possible to perform highly sensitive measurement even for a very small amount of sample.
[0052]
The measuring apparatus of the present invention has a structure in which a plurality of scintillators are arranged with respect to a measurement area. As a result, when the apparatus of the present invention is used to measure γ rays emitted from nuclides other than positron nuclides, it becomes possible to perform measurement with higher sensitivity. For example, low-energy nuclides used for SPECT can be measured with high sensitivity by using the apparatus of the present invention.
[0053]
The measuring apparatus of the present invention is useful for measuring radioactive substances in fluids. For example, in the inspection of a living body by PET, monitoring of an input function is essential. The known measurement methods have problems such as measurement nuclides being limited, measurement sensitivity being difficult to increase, and arrangement of monitoring devices being limited. On the other hand, the measuring apparatus of the present invention can achieve miniaturization and high sensitivity at the same time. As a result, the arrangement of the devices is not limited. For example, the measuring device of the present invention can be arranged near the subject. By monitoring the input function near the subject, it is possible to complete from the measurement sample collection to the actual measurement in a shorter time. This feature is a great advantage in correctly grasping the input function.
[0054]
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 shows a partial cross-sectional perspective view of a radiation measuring apparatus of the present invention. ABCD indicates four GSO scintillators, and PMT indicates a photomultiplier tube. The arrow indicates the direction of introduction of blood as a sample.
FIG. 2 is a circuit diagram of an electronic circuit for simultaneous measurement of γ rays with a plurality of scintillator pairs equipped in the radiation measuring apparatus of the present invention. [PM-AMP] is a photomultiplier tube and an amplifier that amplifies the signal, [CFD] is a discriminator, [COIN] is a device that simultaneously detects the signal detected from each scintillator signal, and [SCALAR] is [COIN] This is a device that counts the signals identified by.
FIG. 3 is a diagram showing an energy spectrum of a GSO scintillator with respect to 511 keV γ rays. The output signal was observed with an oscilloscope and the display was imaged with a digital camera. The vertical axis represents emission intensity, and the horizontal axis represents γ-ray radiant energy intensity.
FIG. 4 is a diagram showing an energy spectrum of a GSO scintillator with respect to 140 keV γ rays. The output signal was observed with an oscilloscope and the display was imaged with a digital camera. The vertical axis represents emission intensity, and the horizontal axis represents γ-ray radiant energy intensity.
[Figure 5] ¹¹ The figure which shows the result of having measured C flumazenil (FMZ) with the measuring apparatus of this invention which has four scintillators. The vertical axis represents the count value (count / second), and the horizontal axis represents the time (second).
[Fig. 6] As a tracer [ ¹⁸ The figure which shows the result of having measured the arterial input function of the rat which administered F] FDG. The vertical axis represents the count value (MBq / cc), and the horizontal axis represents the measurement time (seconds). The graph shown in the figure is an enlarged view of the horizontal axis.
[Figure 7] As a tracer [ ¹¹ The figure which shows the result of having measured the arterial input function of the rat which administered C] FMZ. The vertical axis represents the count value (MBq / cc), and the horizontal axis represents the measurement time (seconds). The graph shown in the figure is an enlarged view of the horizontal axis.
[Figure 8] As a tracer [ ¹⁵ O] H ₂ The figure which shows the result of having measured the arterial input function of the rat which administered O. The vertical axis represents the count value (MBq / cc), and the horizontal axis represents the measurement time (seconds).
[Figure 9] As a tracer [ ^99m The figure which shows the result of having measured the arterial input function of the rat which administered Tc] HMPAO. The vertical axis represents the count value (MBq / cc), and the horizontal axis represents the measurement time (seconds).
FIG. 10 is a diagram showing the relationship between scintillator size and counting rate. In the figure, the vertical axis represents the counting rate (cps), and the horizontal axis represents the scintillator depth (cm). The figure shown above the graph shows in which direction the depth, height, and length of the scintillator correspond to the size of the measurement area.

Claims

The following elements :
a) a measurement area containing the fluid whose radiation is to be measured,
b) a pair of two optically coupled scintillators arranged to measure γ-rays in the measurement area, and c) an electronic circuit for simultaneously measuring γ-rays with an optically coupled scintillator
A fluid radiation measuring apparatus comprising:
Having four pairs of two optically coupled scintillators,
Four scintillators are arranged in parallel with each other across the measurement area, and the diagonal and parallel scintillators passing through the measurement area are optically coupled to each other, and
A measuring device in which the scintillator decay time is 150 nsec or less.

The scintillator geometry allows the crystal volume to be 8 cm. ^３3 In this case, the apparatus is designed to have a structure in which scintillators each having a shape of 20 mm in height, 8 mm in depth, and 50 mm in length are arranged to face each other at an interval of 2 mm.

The apparatus of claim 1, wherein the measurement area is part of a fluid flow path that passes through the apparatus.

The apparatus of claim 1 additionally comprising an electronic circuit for independently measuring the signal of each scintillator.

A method for measuring a radioactive substance in a fluid, comprising the following steps.
1) The following elements :
a) a measurement area containing the fluid whose radiation is to be measured,
b) a pair of two optically coupled scintillators arranged to measure γ-rays in the measurement area, and c) an electronic circuit for simultaneously measuring γ-rays with an optically coupled scintillator
A fluid radiation measuring apparatus comprising:
Having four pairs of two optically coupled scintillators,
Four scintillators are arranged in parallel with each other across the measurement area, and the diagonal and parallel scintillators passing through the measurement area are optically coupled to each other, and
A step of introducing a fluid to be measured into the measurement area using a measuring device having a decay time of the scintillator of 150 ns or less; and 2) a step of associating the simultaneously measured gamma ray intensity with the concentration of radioactive substance in the fluid.

The geometry of the scintillator of the measuring device makes the crystal volume 8cm ^３3 The method according to claim 5, wherein a scintillator having a shape of height 20 mm × depth 8 mm × length 50 mm is designed to have a structure in which two scintillators are arranged facing each other at an interval of 2 mm.

6. The method according to claim 5 , wherein the fluid is blood collected from a positron CT subject.

6. The apparatus according to claim 5 , wherein a device having an electronic circuit for independently measuring a signal of each scintillator is additionally used as a radiation measurement device, and the fluid is blood collected from a SPECT subject. the method of.