JP2005099027A - 特に小動物の生体検査用の放射線撮像による非侵入性分析装置及びその使用方法 - Google Patents

Abstract

【課題】小動物に用いる非侵入性放射線分析装置のコリメータ改良。
【解決手段】 共通ソース焦点を有するコリメーティング構造１２０と組合わされた複数のデテクタと、少なくとも軽度に角度的に相関する２つの一致放出される放射事象を検出するため前記デテクタの出力の「ＡＮＤ」型の組合わせ論理機能を実行する処理手段とを含む。コリメーティング構造１２０は、相互に平行な円筒形のパーフォレーション１２４を備える板１２２の堆積で構成される。板の厚さｄはコリメータの入り口内面側１２３におけるパーフォレーション１２４の直径より小とし、パーフォレーション１２４の間隔は板厚より大とする。パーフォレーション１２４の対向する焦点Ｏの立体角は、板１２２の相似中心を通る法線Ｎから離れるにつれて減少したものにする。
【選択図】 図３

Description

本発明は放射線撮像による非侵入性分析装置に関するものである。

放射能マーカを使用する種々の分析装置がすでに提案されている（コリメータに連結されたガイガー・カウンター、ガンマーカメラなど）。

トレーサの分布に関する定量的情報を得る事を可能にする放射性マーキングの固有特性を利用して、放射線撮像技術は臨床分野でも基礎研究分野でも重要なツールを成している。

現在、この分野で最も広く使用されている装置はコンピュータ支援放射線断層撮影に属する。

コンピュータ支援断層撮影は相異なる下記の２つのラインにそって開発されてきた。すなわち、崩壊によって単一の光子を放出する放射性同位元素、例えば
^99mＴｃ、を使用するＳＰＥＣＴ(Single Photon Emission Computed Tomography(単一光子放出コンピュータ支援断層撮影））および例えば¹⁸Ｆの崩壊によって 産生される陽電子の組織中での消滅中に２つのガンマー放射事象が同時に放出される放射性同位元素を使用するＰＥＴ（Positron Emission Tomography（陽電子放出断層撮影））。

多くのＳＰＥＣＴシステムは被検体の回りに回転させられる１つまたは複数のガンマーカメラの使用に基づいている。代表的なガンマーカメラは多チャンネル・コリメータ、大面積シンチレータ結晶、結晶と光電子倍増管セットとを光学的に連結するための光学ガイド、信号振幅の分析および位置符号化のためのアナログエレクトロニクスとから成る。カメラ視界の外部にあるソースから発生されるバックグラウンド・ノイズを最小限にするため、装置全体が鉛の遮蔽体の中に収容される。ガンマーカメラの動作原理は下記である。すなわち、ソース中の崩壊事象によって産生されコリメータを通過する光子はシンチレータと干渉して、局所的な等方性シンチレーションを生じる。上方に配置された光電子倍増管が電源からの距離に依存する光束を受ける。そこで核光電子倍増管から送られる電気信号に基づいて、重心技術によってシンチレーションの位置を再構築し、この位置を記録しおよび／またはディスプレー装置に送る。

陽電子放出技術（ＰＥＴ）は生理学的代謝パラメータの生体非侵入的局所測定を可能とする他の方法である。陽電子放出放射性元素は中性子の数よりも余分の陽子を有する同位元素である。陽電子はほとんど休止している時、電子との遭遇が消滅反応を生じ、この反応がほとんど反対方向に出る２つのガンマー光子の同時的放出を生じる。従ってＰＥＴシステムはリング状のデテクタ列を含み、これらのデテクタが２つの光子の一致を陽電子放出の証拠として検出する事ができる。この場合、消滅反応の部位は、問題の２つのデテクタの間に限定される体積中のどこかに存在する。

ＵＳ−Ａ−４，２８８，６９７は、相似的累進に対応するパーフォレーションを備え化学的加工によって製造される板の堆積から成るコリメータを記載している。

IEEE Transaction On Nuclear Science, Vol.41 No.4は集束コリメーティング構造を備えない通常のＰＥＴ構造を記載している。

ＥＰ−Ａ−０，２８９，７３７は１つの焦点を有する通常型スキャナーを記載している。

放射線薬学撮像技術は疾患および機能不全の診断、特徴付けおよび治療の重要なツールを成す。しかし新規薬剤を人体に使用する前に、一般にその生化学的効果、代謝効果および生理学的効果を特定するためにこれらの薬剤を動物モデルの中で特徴付ける必要がある。

もちろんこのような特徴付けは、生体外または生体中において、注入されるトレーサの空間濃度を評価するために高分解能撮像技術の存在を前提とする。

現在、通常の断層撮影装置の空間解像能はＰＥＴシステムの場合には５乃至７ｍｍ、ＳＰＥＣＴシステムの場合には８乃至１２ｍｍである。これらの値は小動物の研究のためには、例えば代表的には数ｍｍのサイズを有するラットの腫瘍または神経受容体の研究には不十分である。実際に、小動物の撮像用の断層撮影装置は少なくとも〜２ｍｍの空間分解能を生じる必要がある。

１９９０年以来、所望の性能を達成しようとして、ＰＥＴおよびＳＰＥＣＴシステムに基づく多くのアプローチが追求されてきた。

しかしこれらの改良の試みは検出効率を損なうだけで満足ではなかった。従って分解能に関する現行断層撮影装置の限界の故に、さらに詳細なテストを正確に実施する事のできるような小動物モデルにまで生体研究を拡張する事ができない。

本発明の目的はこのような状態を改良するにある。

従って本発明のこの目的は、共通ソース焦点を有するコリメーティング構造と組合わされた複数のデテクタと、少なくとも軽度に角度的に相関する２つの一致放出される放射事象を検出するため前記デテクタの出力において「ＡＮＤ」型の組合わせ論理機能を実行する処理手段とを含む事を特徴とする装置によって達成される。

本発明の有利な特徴によれば、相似形パーフォレーションを有する板の堆積によって形成され、これらの板の厚さはコリメータの入口内側面におけるパーフォレーションの直径より小であり、パーフォレーション間隔が板の厚さより大であるように成された多チャンネルコリメータが提供される。

本発明の他の特徴によれば、板中のパーフォレーションは化学的加工によって製造される。

また本発明は、
− 少なくとも軽度に角度的に相関する２つの一致放出される放射事象を発生する事のできるマーカを被検体の中に注入する段階と、
−前記の型の装置を使用してこれらの放射事象を検出する段階とを含む分析法に関するものである。

本発明による分析装置は本質的に、
−デテクタセット１００、
−被検体Ｃを支持し、この被検体とデテクタセット１００との間の制御相対運動を生じるように設計された手段２００、および
−処理手段を含む。

デテクタセット１００は共通ソース焦点Ｏに集束された複数のデテクタ１１０を含む。これらのデテクタ１１０は支持構造１５０によって担持されている。

デテクタ１１０は好ましくは焦点Ｏ回りの少なくとも２πステラジアンに等しい立体角をカバーする。

付図に図示された非制限的実施態様によれば、二十面体の１５隣接面に対応して配置された１５デテクタ１１０が備えられている。

各デテクタ１１０は好ましくは、
−コリメータ１２０
−シンチレータ１３０
−光学ガイド１３５、および
−光電子倍増管１４０を含む。

この型のデテクタ１１０はガンマー線および／またはＸ線のカウンターを成す。コリメータ１２０は検出される光子の方向を選択するために使用される。これらのコリメータ１２０は、大立体角をもって集束する複数のコリメーティング構造によって構成される。

集束されたコリメーションは焦点Ｏ回りの小空間領域から発生する放射線の優先的検出を可能とする。この型のコリメーティング構造は、円錐形放出方向孔を穿孔された複数の平面部分から成り高い光電吸収力を有する材料によって構成される複数セクタを有する球形キャップまたは多面体によって形成される。

前記の円錐形放射方向孔は好ましくは少なくとも実質的に同等の入口半径を有する。またこれらの放射方向孔は少なくとも実質的に同等の出口半径と同一の頂角とを有し、また軸方向対称の規則的配列状態に並置される。チャンネル軸線に対して斜方向の軌道を有する陽子の高割合を吸収する事ができるように、ソースから放出される放射線のエネルギーに対して調整された厚さを有する仕切によって各チャンネルが相互に分離される。このようにして、焦点にむかって放出された光子のみがシンチレータ１３０に到達する高い確率を有する。

本発明の主旨の範囲内において、第３図に概略図示したように、コリメータ１２０は好ましくは相似パーフォレーション１２４を有するパーフォレーション板１２２を堆積する事によって形成される。

板１２０は望ましくはタングステンから成る。

タングステンを選ぶ理由は１つにはその高い吸収力である。タングステンは１０−５００ｋｅＶの範囲内の鉛の吸収効率より３０％乃至４０％高い吸収効率を有する。さらに、その機械的特性はシステムの剛性と孔１２４の正確な形状とを保証する。

さらに、本発明の主旨の範囲内において、タングステン板１２２中に化学的加工によって相似パーフォレーション１２４が得られる。

長期の研究と実験の結果、この技術はレーザ穿孔またはワイヤ火花浸食などのその他の公知の穿孔技術より優れている事が発見された。

化学的エッチングによる加工は、製造される部品を表わすマスクを使用して、保存されるすべての部分の上に感光性樹脂を被着するにある。次にこの部品を浸食浴の中に浸漬し、この浴が非保護区域を化学的に浸食して所望の開口１２４を形成する。

第３図に図示のように、各板１２２中のこれらの孔１２４は円筒形であって、相互に平行であり板１２２の面に対して垂直である。その結果、孔１２４のアパチュアの対向する焦点Ｏの立体角は板１２２の相似中心を通る法線Ｎから離れるほど減少する。

孔１２４の入口面１２３における半径ｒ、板１２２の厚さｄおよび焦点距離ｆは、焦点Ｏに対して各孔１２４の妥当な対向立体角を保持するように決定される。 板１２２の厚さｄは好ましくはコリメータ１２０の入口面１２３中の孔１２４の直径より小であり、例えばこの直径の半分に等しく、またこの内側面１２３における孔１２４の中間部分（隔壁）の厚さは板１２２の厚さより大または同等である（すなわち、例えば、これらの孔の中心間隔は内側面１２３上の孔１２４の半径の３倍に等しい）。

デテクタ１１０が規則的二十面体型の多面体支持体１５０上に組立てられるなら、各コリメーションモデル１２０は切頭三角形ピラミッドの形をとる。

本発明の非制限的実施態様によれば、各コリメータ１２０は４８枚のタングステン板１２２を堆積し、各板が０．２ｍｍの厚さと孔列１２４を有し、各孔が７ｃｍのオーダの焦点距離ｆを有し、これらの孔１２４がコリメータの内側面において０．２ｍｍのオーダの半径と、０．５ｍｍのオーダの軸間距離を有する。

さらに詳しくは、各コリメータ１２０は２４対の同型の板対１２２を堆積する事によって形成される。この型の構造において、厚さｄの各板は２枚の厚さｄ／２の同形スクリーンを並置する事によって形成される。このようにして、３ｄ／２に等しい中心間隔を有しまたｄに等しい直径の孔１２４を形成する事は容易である。

さらに詳しくは、非制限的な非常に特殊な実施態様によれば、孔１２４の半径は第１板１２２において０．２０５ｍｍ、最後の板１２２において０．２３１ｍｍ、孔１２４の中心間隔は第１板１２２において０．６１４ｍｍ、最後の板１２２において０．６９３ｍｍ、第１板の縁の長さは８７．２ｍｍ、最後の板１２２の縁の長さは９８．３ｍｍ、また焦点距離は第１板１２２の場合７１．６ｍｍ、最後の板１２２の場合８０．８ｍｍである。

シンチレータ１３０は好ましくはタリウム活性化ヨウ化ナトリウム（ＮａＩ （Ｔｌ））の単結晶から成る。

二十面型の構造の場合、シンチレータ結晶はコリメータの全射出面をカバーするように三角形断面のプリズムの形をとる。

光学ガイド１３５は各シンチレータ１３０と対応の光電子倍増管１４０との間の光学結合を成す。

デテクタ１１０を支持する構造１５０はコリメータ１２０の各焦点を代表的には０．１ｍｍのオーダの十分な精度をもって配置しなければならない。この型の支持構造１５０については多数の他の実施態様が可能である。

第４図に図示の実施態様は、それぞれ末端において５セットを成して連接され二十面体の縁にそって配置された支持バー１５２から成るフレームを含む。コリメータ１２０の板１２２は、これらの板１２２の隅部に係合したロッド１５４を使用してこれらのバー１５２の上に固定する事ができる。

しかし、変形例として、構造１５０は、デテクタのコリメータ１２０ではなく光学ガイド１３５を支持する事ができる。

被検物体を支持し移動させる支持システム２００はセンサ１１０に対して被検物体Ｃの線形移動において３自由度を定義するように設計されている。これらの移動は第１図において１２０で概略図示された３本の被制御、被識別、被駆動軸を使用して生じ、これらの被駆動軸は相互に直交し、制御手段２２０に組合わされ、この制御手段は物体Ｃを配置するためにモータを間欠的に移動させまた捕捉のために必要な走査を自動的に実施するため分析区域と移動段階を定義する。

各軸を移動させるメカニズム２１０は各非駆動軸について下記のユニットから成る。
−キャリジを例えば１０ｃｍの行程にわたってネジ／ナットシステムによって運動させる並進テーブル、および
−各並進テーブルにおいて、例えば１０μｍの被制御増分を生じるステッパモータ。

捕捉から得られる画像は移動システム２１０の各位置において検出された光子の数に基づいて構築される。従って捕捉中には、画像中にアーティファクトを導入しないように、移動システム２１０に対する被検物体Ｃの運動を避ける必要がある。

従ってシステム２００／２１０は被検物体の特定配置システムを備える必要がある。

非制限例として、ラットの脳を撮像する場合、単にラットの頭部を固定すればよい。この場合に使用される配置システムはステレオタキシー装置において公知のシステムに対応する事ができる。この場合、ラット頭部は３点において固定される。すなわち、耳腔の入口において位置調整可能の２本のバーによって、また切歯の背後において上顎に当接支持する１本のバーによって固定される。

処理手段３００は、同一デテクタ中に生じた一致、または直径対向方向のデテクタ中に生じた一致を考慮する事なく、すべてののデテクタ１１０において生じた２つの一時的に一致した放射事象を検出するように設計されている。

このようにして、コリメーティング構造によって与えられる物理的一致と、崩壊によって生じる光子の一致検出によって与えられる電子的一致との組合わせによって、焦点から発生する１つの事象がより高い確率で検出される。

同等エネルギーの２つの光子が検出される場合、処理／捕捉エレクトロニクス３００は第５図に図示のように特に簡単である。

デテクタ１１０に組合わされた各検出ラインは増幅器３１０と、ホトピークの回りにウインドを画成する弁別器モジュール３１２とを含む。単一チャンネル分析器３１２の出力を使用して、時間／振幅変換器３１４において一致信号を発生する。下記の３信号をインタフェース・カード３１６に送る。すなわち、変換器３１４から出力された一致信号および単一チャンネル分析器３１２の２つの信号。後者の場合は各デテクタ１１０について単一光子画像を構成する目的である。また弁別器３１２から出る単一事象画像のゲート３１８における論理的組合わせによって発生された捕捉信号がインタフェース・カード３１６に加えられる。

しかし前述の第５図に図示の装置は、２つ以上のデテクタ１１０から相異なるエネルギーの２つの放射事象の一致検出をしようとする場合に大型になり実用不適になる。

このような問題点を解決するため、本発明の主旨の範囲内において、それぞれの検出された事象に対して、その事象の他の事象との時間一致をテストするためその事象のエネルギーと発生時間とを抽出する事のできる特殊の捕捉装置が提案された。

この型の装置は、例えばエネルギー／時間変換を実施し、また事象をそのエネルギーに比例した幅の信号の形で符号化する。またこの型のシステムは各事象の到着時間の固有符号化を可能とし、従って一致テストを可能とする。

エネルギー／時間変換器に基づく一致検出システムの基本原理は下記である。２つの事象をそれぞれデテクタｉとｊの上で検出する。各エネルギー／時間変換器は、そのデテクタに加えられたエネルギーに比例する幅Ｔを有する信号を発生する。幅ＴｉとＴｊがそれぞれ当該エネルギーに対応するのであれば、信号開始の差異、ｔ_di−ｔ_djが前記の固定一致ウインドτの幅より小である場合にこれらの事象は一致するとみなされる。

第７図はこの型のエネルギー／時間変換を実行する事のできる本発明による回路３２０の実施態様を示し、第８図はこの回路の種々の点からとられた信号の時間ダイヤグラムを示す。

第７図の回路は、
− 光電子倍増管１４０による信号出力を積分する事のできるコンデンサ３２１と、
− 光電子倍増管１４０の出力信号デテクタ３２２と、
− 前記デテクタ３２２によって初期化される遅延セル３２３と、
− コンデンサ３２２に対して並列に接続され遅延セル３２３の出力によって駆動される電流ソース３２４と、
− 一方の入力が接地され他方の入力がコンデンサ３２１に接続され、出力がエネルギー／時間変換装置の出力を成す比較器３２５と、
− 比較器３２５によって制御されまたコンデンサ３２１を放電させる事のできるスイッチ３２６とを含む。

この回路３２０は下記のように作動する。

ＮａＩ（Ｔｌ）結晶１３０中のＸまたはγ光子の相互作用によって発生されるシンチレーション光は、光電子倍増管１４０のアノードにおいて、代表的には非常に急速な上昇（絶対値）と、２３０ｎｓのオーダの時定数を有するこれに続く実際上指数関数的下降とを有する信号として表われる。この応答の積分が放射線によって結晶に加えられるエネルギーに比例するのであるから、エネルギー／時間変換器３２０の目的は方形波信号の幅を変調するためにこの積分を回復するにある。アノード信号の積分が特定時間にわたってコンデンサ３２１上で回復される。この時間は、光電子倍増管１４０の最後のダイノード（信号検出モジュール３２２および遅延セルモジュール３２３）から抽出される信号に加えられる遅延に基づいて得られる。積分時間の終了時に、コンデンサ３２１に対して並列に接続された電流発生器３２４がオンに成されてこのコンデンサの線形放電を生じる。電流発生器３２４が始動されると同時に、変換器３２０の出力信号を与えるフリップフロップ３２５の出力が論理状態「１」に変化する。そこでコンデンサ３２１の電圧がゼロを通過し、フリップフロップ３２５がその低状態に戻り、このようにして出力信号の高レベルを遮断して、電流発生器３２４が停止され、次にスイッチ３２６を操作する事によってコンデンサ３２１が完全に放電される。

第９図は本発明の実施態様による捕捉回路３３０の実施例である。

この回路３３０は、例えばデテクタあたり毎秒〜１０⁴ヒットの最大計数レー トにおいて〜１０ ｋｅＶ（¹²³Ｉおよび¹²⁵Ｉに対して２７ ｋｅＶ）乃至〜３００ｋｅＶ（¹¹¹Ｉｎに対して２４５ ｋｅＶ）の範囲内のエネルギーを符号化 するように設計されている。

システム３３０は例えば下記から成る。
− １セットのデテクタ（例えば１５デテクタ）（シンチレータ１３０＋光電子倍増管１４０）、
− 各デテクタ１１０に結合された１つのエネルギー／時間変換器３２０、
− 変換器３２０による信号出力のそれぞれ先端および後端の２つのデテクタ３３１、３３２、
− 信号の時間ベースのクロック３３３、
− クロック３３３によって駆動される２つのタイマー３３４、３３５、
− 両端デテクタ３３１、３３２によって駆動される２つのアドレスカウンター３３６、３３７、
− 周期的に一時的に情報を記憶し、次にこの情報をコンピュータ３４２のバス３４１に転送する２つのメモリ３３８、３３９。

各エネルギー／時間変換器３２０の出力において、デテクタ１１０に加えられるエネルギーに比例した幅を有する信号が得られる。この幅は例えば３ｋｅＶに対する〜１０ｎｓ乃至３００ｋｅＶに対する〜１μｓの範囲内にある。これは毎秒、１０⁵ヒットの計数レートを可能とする。信号の先端および後端の時間がタ イマー３３４、３３５およびクロック３３３を使用して計算され、別個のメモリ３３８、３３９の中に記憶される。１つのｖｏｘｅｌの中で捕捉が完了した時、メモリ３３８、３３９中のデータがコンピュータのバス３４１に転送されて固有ソフトウェアを使用して処理される。

もちろん撮像を目的とする本発明によるデータ捕捉法は、少なくとも少し角度的に関連した２つの一致放射事象を放出する事のできる放射性マーカを被分析物体Ｃの中に注入する初期段階を含む。

この型のマーカの多数の変更例が可能である。

角度的にわずかに関連した２つの一致光子の放出を生じる少なくとも３種の放射能脱励起メカニズムが存在する事を注意しよう。

第１脱励起メカニズム（原子核のアイソバリック脱励起）においては、親原子核の崩壊が励起核を産生し、この励起核がカスケードを通してその基底状態に変化し、このようにして２つの一致ガンマーを産生する。このメカニズムによって脱励起する放射性元素の一例は¹¹¹Ｉｎである。電子捕獲の後に、¹¹¹Ｉｎ（半減期：２．８日）は本質的に¹¹¹Ｃｄの４１７ｋｇＶ励起レベルに変化する。¹¹¹Ｃｄの基底状態は１７１ｋｅＶの１つのガンマーと、次の２４５ｋｅＶの他のガンマーとのカスケード放出によって到達される。２４５ｋｅＶレベルの半減期は８５ｎｓである。

他の２つのメカニズムは電子捕獲と共に崩壊の開始する放射性元素に関するものであり、これは一致対の第１光子を提供するのに役立つ。さらに詳しくは、電子捕獲に際して、電子内核の再配置から生じるＸ_k放出を利用して第１光子が提 供される。娘原子核の脱励起が第２光子を生じ、またそためには２つの方法が可能である。脱励起が放射性であれば、Ｘ_k光子と一致するγ光子が生じる。脱励 起が内部転換によって生じるのであれば、電子の再配列が生じ、電子捕獲の光子と一致するＸ_k光子の放出を生じる。ヨウ素（Ｚ＝５３）の下記の２つの同位体 がこれらの２つの一致メカニズムの例を成す。すなわち、¹²³Ｉ（半減期：１３ ｈ）および¹²⁵Ｉ（半減期：６０日）。いずれの場合にも、放出されるＸ_k放射線は約２７ｋｅＶのエネルギーを有し、Ｋ核中の電子を捕獲する確率は８０％、蛍光効率は８６％である。¹²³Ｉの場合、電子捕獲は¹²³Ｔｅの励起状態をもたらし、これは１５９ｋｅＶガンマーを放出する事によって基底状態に変化し、Ｘ_k−γ
一致ファクタは約７０％である。¹²⁵Ｉの場合、娘核の励起状態は３５ｋｅＶのエネルギーにあり、基底状態への変化はガンマーの放出によって（確率７％）、または内部転換によって生じる。Ｘ_k−γプラスＸ_k−Ｘ_kの一致ファクタは６０ ％である。

本発明は前記の放射性元素：¹²³Ｉ、¹²⁵Ｉおよび¹²⁵Ｉｎに限定されものでなく、少なくともわずかに角度的に相関する少なくとも２つの一時的に一致する放射事象、例えばγ−γ、ｇ−ＸまたはＸ−Ｘを放出する事のできるその他任意の放射性元素に延長される。

放射性トレーサが注入された後にまたはその前に、被検体Ｃがコリメーティング検出構造１００の中に配置される。

被検体Ｃによって放出されてコリメータ１２０を通過する放射事象はすべてのデテクタ（シンチレータ１３０＋光電子倍増管１４０）によって検出される。デテクタ１１０によって出力され手段３１０、３２０、３３０によって増幅され処理された信号はコンピュータ３４２に転送され、このコンピュータのタスクはこの信号を捕捉し記憶するにある。処理エレクトロニクス３１０、３２０、３３０は任意の２つのデテクタ１１０間の一致を表示する信号、または発生した一致を後で回収できるようにする信号セットを出す。

一致検出により、空間分解能を最適化しまた焦点外の点から発生する信号を破棄する事ができる。

捕捉中に関心区域の体積を通して走査する事によりコリメータ１２０の焦点を移動させて、被検オブジェクトＣの画像をｖｏｘｅｌごとに構築する事ができる。従って画像を再構築するためのアルゴリズムを使用する必要がなく、このようなアルゴリズムの使用はＳＰＥＣＴおよびＰＥＴの場合のように再構築画像の統計学的揺動を増幅する可能性がある。また本発明による画像は捕捉が進行するに従ってｖｏｘｅｌごとに表示する事ができる。

本発明は放射能でマーク付けされた化学的種の濃度の測定を必要とする多数の応用法を生じる。これらの応用法の非制限例は、例えば循環器傷害の検出、腫瘍学、腫瘍の検出とモニタ、神経受容体の分布の研究、脳機能の表示（パーキンソン病またはアルツハイマー病またはハンチングトン病などの神経退行性変化、あるいは精神分裂症などの精神病の場合）、遺伝子治療または、さらに一般的に神経保護剤の服用および神経移植に基づく治療の有効性を評価する神経生物学分野または神経薬学分野に関連する特に臨床的研究の範囲内の小動物の生体検査を含む。

本発明は前記の説明のみに限定されるものでなく、その主旨の範囲内において任意に変更実施できる。

前述の方法の装置の使用および方法の実施は医学分野での特殊の知識を必要とせず、任意の有資格者によって実行する事ができる。

以下、本発明を図面に示す実施例について詳細に説明するが本発明はこれに限定されない。

本発明による分析装置の全体概略図。 この装置の検出部の部分的断面を示す側面図。 コリメータを形成する板の堆積の概略断面図。 デテクタを支持する構造を示す斜視図。 本発明の第１実施態様による捕捉回路の処理手段の部分的ブロックダイヤグラム。 本発明の第２実施態様による検出信号のエネルギー／時間変換構造の概略ダイヤグラム。 第６図の変換器の回路のブロックダイヤグラム。 第７図の回路の信号の時間ダイヤグラム。 本発明の装置の捕捉回路の全体構造を示すブロックダイヤグラム。

符号の説明

１００ デテクタセット
１１０ デテクタ
１２０ コリメータ
１２２ パーフォレーション板
１２４ 相似パーフォレーション
１３０ シンチレータ
１３５ 光学ガイド
１４０ 光電子倍増管
１５０ 支持構造
３００ 捕捉エレクトロニクス
３１０ 増幅器
３１２ 弁別器モジュール
３１４ 時間／振幅変換器
３１６ インタフェース・カード
３２１ コンデンサ
３２２ 出力信号デテクタ
３２３ 遅延セル
３２４ 電流ソース
３２５ 比較器

Claims (5)

1. パーフォレーション（１２４）を備えた板（１２２）の堆積から成り、これらの板の厚さはコリメータの入口内側面におけるパーフォレーションの直径より小であり、パーフォレーション間隔が板の厚さより大であるように成された事を特徴とする放射線撮像分析装置のコリメータ。
2. 各板（１２２）中に備えられたパーフォレーション（１２４）は相似的累進を示す事を特徴とする請求項１に記載のコリメータ。
3. パーフォレーション（１２４）は化学的加工によって形成される事を特徴とする請求項１または２のいずれかに記載のコリメータ。
4. 板（１２２）はタングステンから成る事を特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載のコリメータ。
5. 少なくとも一部の板（１２２）は２つの同型のパーフォレーション・スクリーンの重ね合せによって形成される事を特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載のコリメータ。

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