JP2005106703A - 放射線検査装置 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】 被検体Hを載せるベッド14と、ベッド14の長手方向に沿って配置された第1,第2の撮像装置1,4とを備え、第1の撮像装置1は、被検体Hから放出されるγ線を検出する複数の半導体放射線検出器21を、ベッド14を取り囲んで配置し、第2の撮像装置4は、被検体HにX線を照射するX線源45と、被検体Hを透過した、X線源45からのX線を検出する放射線検出器40とを有し、ベッド14は第1撮像装置1及び第2撮像装置4で共用される。
【選択図】 図2
Description
これらの技術はいずれも、検査対称の物理量を放射線飛翔方向の積分値として計測し、その積分値を逆投影することにより被検体内の各ボクセルの物理量を計算し画像化する技術である。これらの技術は膨大なデータを処理する必要があり、近年のコンピュータの技術の急速な発達に伴い、高速・高詳細画像を提供できるようになってきた。
体内に取り込まれた放射線核種が崩壊しポジトロン(β+)を放出する。放出したポジトロンは電子と結合し消滅する際に、511keVのエネルギーを有する一対の消滅γ線を放出する。この消滅γ線対はほぼ反対方向(180°±0.6°)に放射されるので、被検体の周りを取り囲むように配置した検出素子で消滅γ線対を同時検出し、その放射方向データを蓄積し投影データを得ることができる。投影データを逆投影(前記フィルタードバックプロジェクション法等を使用)することにより放射位置(放射線核種の集積位置)を同定し画像化することが可能となる。
また、PET検査においてより高精度な画像を得るために、吸収補正を実施する必要がある。体表に比較して体深部からのγ線は体内で吸収される確率が高く、このγ線の体内吸収量を補正すること(吸収補正)により高画質、高定量性化することが出来る。1ガントリ式のPET装置では、吸収補正を実施するために線源を保持し、この線源をシンチレータの内側で回転しながら計測する必要がある。
従ってシンチレータ方式のPET装置では、ホトマル、セプタ、吸収補正用線源によりガントリーが大型化し、さらに、従来のX線CTとPET、SPECT等の配置が直列配置された放射線検査装置では、装置全体がさらに大型化しやすく、被検者に威圧感を与えるという難点があった。従って、かかる課題を解決する必要がある。
本発明は、エネルギー分解能を向上させることができ、高精度の診断を行なうことができる放射線検査装置を提供することを目的とする。
また、第2の撮像装置(X線CT撮像装置)を用いて吸収補正を行うことができるので、第1の撮像装置に吸収補正用の線源(γ線等)を設ける必要がなくよりいっそうの装置の小型化が図れる。
図1、図2に示すように、本実施形態の放射線検査装置は、寝台装置であるベッド14と、第1の撮像装置であるPET撮像装置1及び第2の撮像装置であるX線CT撮像装置4とを備えてなる、2つの独立したガントリーを有しており、図1に示すように、データ処理装置12、表示装置13等を含んで構成されている。被検体(被検者)Hは、被検者Hの体軸方向(X1,X2方向)に進退動可能に構成されたベッド14に載せられて、PET撮像装置1及びX線CT撮像装置4で撮影されるようになっている。
PET撮像装置1は、多数の半導体放射線検出器21(図4、図8、図11参照)を内蔵しており、被検体Hの体内から放出されるγ線を半導体放射線検出器(以下、単に検出器という)21で検出する。PET撮像装置1は、そのγ線の波高値、検出時刻を計測するための集積回路(ASIC)を設置しており、検出した放射線(γ線)の波高値や検出時刻を測定するようになっている。
ちなみに、被検体Hは、放射性薬剤、例えば、半減期が110分の18Fを含んだフルオロデオキシグルコース(FDG)を投与される。被検体Hの体内からは、FDGから放出された陽電子の消滅時にγ線(消滅γ線)が放出される。
このようなPET撮像装置1は、図1に示すように、筐体の形状が後記するX線CT撮像装置4の筐体の形状よりも小さく形成されているとともに、被検体Hの体軸方向(図1中矢印X1,X2方向)において、X線CT撮像装置4よりも手前側に配置されている構成としてある。
次に、PET撮像装置1における細部の説明を行う。
まず、本実施形態に適用される検出器21を説明する。図4に示すように、検出器21は、板状の半導体材料Sからなる半導体放射線検出素子(以下、検出素子という)211の両面を薄板状(膜状)の電極(アノードA、カソードC)で覆った構成をしている(最小構成)。このうち、半導体材料Sは、CdTe(テルル化カドミウム)、TlBr(臭化タリウム)、GaAs(ガリウム砒素)等のいずれかの単結晶で構成されている。また、電極(アノードA、カソードC)は、Pt(白金)、Au(金)、In(インジウム)等のいずれかの材料が用いられる。なお、以下の説明では、半導体材料SがCdTeの単結晶をスライスしたものであるとする。また、検出する放射線は、PET撮像装置1で用いる511KeVのγ線であるとする。
なお、同様の趣旨から、半導体材料Sの厚さtは、0.5mm〜1.5mmであることがより好ましく、この厚さtであれば、より確実にγ線を検出することができると共に、波高値の測定等もより正しく行うことができる。
このような積層構造の検出器21を用いることにより、より良好な波高値の上昇速度(立ち上がり)とより正確な波高値が得られると共に、半導体材料Sと相互作用を及ぼすγ線の数(カウント数)を増やすこと(感度を上昇させること)が可能となる。
なお、検出器21は、必ずしもこのような積層構造とする必要はなく、単層としても良いし、また、適宜の層構造となるように2層〜4層構造としてもよい。
また、電極面積sの下限値は、PET撮像装置1の位置分解能から決定される。PET撮像装置1の位置分解能は検出器21の大きさ(配列ピッチ)の他に陽電子の飛程等により決まるが、18Fの陽電子の飛程が2mmであることから、検出器21の大きさを2mm以下としても意味がない。電極面積が最も小さくなる実装方法は、電極面をPET撮像装置1の半径方向に垂直に置く場合であり、前記の考察より電極の一辺の下限値は2mmであり、電極面積sの下限値は4平方mmとなる。
検出器ユニット2(図11)内に設置される結合基板(ユニット基板)20の詳細構造を、図8各図を用いて説明する。結合基板20は、複数の検出器21が設置された検出器基板(第1の基板)20A、及びコンデンサ22、抵抗23、アナログASIC24、アナログ/デジタル変換器(AD変換器、以下、ADCという)25及びデジタルASIC26が設置されたASIC基板(第2の基板)20Bを有する。
図8各図を参照して、検出器21を設置した検出器基板20Aを説明する。図8(a)に示されるように、検出器基板20Aは、基板本体20aの片面上に、複数の検出器21を格子状に配列して設置(実装)している(一列16個の検出器21が4列=横16個×縦4個の合計64個)。PET撮像装置1の半径方向において、検出器21は基板本体20aに4列配置される。なお、前記した横16個の検出器21は、PET撮像装置1の軸方向、即ちベッド14の長手方向(進退動方向)に配置される。また、図8(b)に示されるように、検出器基板20Aの両面に検出器21が設置されているので、1つの検出器基板20Aには、合計128個の検出器21が設置されていることになる。ここで、設置する検出器21の数が多くなるほどγ線を検出し易くなり、かつγ線検出の際の位置精度を高めることできる。このため、検出器21は、極力密に検出器基板20A上に設置される。ちなみに、ベッド14上の被検体H(図3参照)から放出されたγ線が、図8(a)の紙面上において下方から上方(矢印32の方向、即ち、PET撮像装置1の半径方向)に進行する場合、検出器基板20Aにおける左右方向の検出器21の配置を密にした方が、素通りするγ線の数(検出器21同士の隙間を通過するγ線の数)を減らすことができるので好ましい。これは、γ線の検出効率を高めることになり、得られる画像の空間分解能を高めることができる。
なお、本実施形態の検出器基板20Aは、図8(b)に示されるように、検出器21を基板本体20aの両面に設置しているので、片面にしか設置しない場合よりも、基板本体20aを両面搭載により共有化できる。このため、基板本体20aの数を半減することができ、周方向により密に検出器21を配置することができる。併せて、前記のように、検出器基板20A(結合基板20)の枚数を半分に減らせるので、結合基板20を後記する筐体30(図11参照)に装着する作業等の手間が省けるというメリットもある。
前記説明では、横16個の検出器21は、カメラ11の軸方向に配置される構造としたが、それに限定されない。例えば、横16個の検出器21を、カメラ11の周方向に配置する構造としても良い。
次に、ASICを搭載したASIC基板20Bを説明する。図8(a)に示すように、ASIC基板20Bは、基板本体20bの片面に、2個のアナログASIC24と1個のデジタルASIC26を設置している。また、図8(b)に示すように、アナログASIC24が基板本体20bの両面に設置されているので、1つのASIC基板20Bは合計4個のアナログASIC24を有する。また、ASIC基板20Bは、基板本体20bの片面で8個(=4個×2)、その両面で16個設置されたADC25を有する。また、1つの基板本体20bの両面には、コンデンサ22及び抵抗23が検出器21の数に対応した数だけ設置されている。また、これらの、コンデンサ22、抵抗23、アナログASIC24、ADC25、デジタルASIC26を電気的に接続するため、ASIC基板20B(基板本体20b)内には、前記した検出器基板20Aと同様に図示しない基板内配線が設けられている。この基板内配線も積層構造をしている。
これらの各素子22,23,24,25,26の配列(基板内配線)は、検出器基板20Aから供給された信号が、コンデンサ22、抵抗23、アナログASIC24、ADC25、デジタルASIC26の順に供給されるようになっている。
なお、ASIC基板20Bは、各コンデンサ22に接続される基板内配線にそれぞれ接続されて検出器基板20Aとの電気的接続を行うコネクタ(スパイラルコンタクト)C1と、データ処理装置側(後記するユニット統合FPGA側)との電気的接続を行う基板コネクタC2とを有している。ちなみに、前記した検出器基板20Aも各検出器21にそれぞれ接続される基板内配線と接続しているコネクタC1を有している。なお、アナログASICは、アナログ信号を処理する、特定用途向けICであるASIC(Application Specific Integrated Circuit)を意味し、LSIの一種である。
検出器基板20AとASIC基板20Bとの接続構造を説明する。
検出器基板20AとASIC基板20Bとは、その端面(端部)同士を突き合わせて接続するのではなく、図8(b)に示すように、端部近傍に重なり合うオーバラップ部分を設けてこれらのオーバラップ部分に存在するコネクタC1同士を接続する。この接続は、締結用のネジ等により着脱自在(分離・接続自在)に行われる。このような接続を行うのは次の理由による。即ち、検出器基板20AとASIC基板20Bとが接続(結合)された結合基板20を、水平方向に片端支持(片持ち支持)や両端支持すると、結合基板20の中央部(接続部分)には、該結合基板20を下方に撓ませたり曲げたりする力が作用する。ここで、接続部分が端面同士を突き合わせたものである場合は、接続部分が撓み易かったり折れ曲がり易かったりするので好ましくない。
このような、検出器基板20AとASIC基板20Bとの電気的な接続構造を用いることで、信号を検出器基板20AからASIC基板20Bへと、低損失で伝送することができる。ちなみに、損失が少なくなると、例えば、検出器21としてのエネルギー分解能が向上する。
次に、結合基板20における検出器21やASIC24,26等の素子の配置レイアウトを、図8(a)及び図9を参照して説明する。
なお、アナログASIC24で信号が増幅される等の処理が行われているので、アナログASIC24以降の配線の長さが長くともノイズの影響は受けにくい。つまり、ノイズの点を考慮すれば、アナログASIC24以降の配線の長さが長くなろうとも支障はない。ただし、配線の長さが長くなると信号伝達が遅延するので、前記した通り検出時間の正確性は損なわれる可能性はある。
本実施形態では、検出器21のみならずアナログASIC24及びデジタルASIC26が1つの結合基板20に含まれているため、検出器21、アナログASIC24及びデジタルASIC26を、ベッド14の長手方向、即ち、検査を受ける被検体Hの体軸と直交する方向に配置できるため、PET撮像装置1のベッド14の長手方向における長さを必要以上に長くしなくても済む。アナログASIC24及びデジタルASIC26を環状に配置された検出器群の、半径方向の外側でベッド14の長手方向に配置することも考えられるが、PET撮像装置1のベッド14の長手方向における長さが必要以上に長くなる。また、検出器21として半導体放射線検出器を用い、信号処理装置としてアナログASIC24及びデジタルASIC26を用いているため、結合基板20の長手方向の長さが短縮され、シンチレータを用いた場合に比べてPET撮像装置1の前記直交方向における長さを著しく小さくできる。更には、結合基板20は、その長手方向に検出器21、アナログASIC24及びデジタルASIC26を順次配置しているため、これらを接続する配線の長さを短くでき、基板における配線が単純化される。したがって、小型化に寄与するPET撮像装置1が得られる。
なお、コンデンサ22及び抵抗23をアナログASIC24の内部に設けることもできるが、適切なコンデンサ容量や適切な抵抗値を得るため、及び、アナログASIC24の大きさを小さくする等の理由から、本実施形態では、コンデンサ22及び抵抗23はアナログASIC24の外に配置されている。ちなみに、コンデンサ22及び抵抗23は、外部に設けた方が、個々のコンデンサ容量や抵抗値のバラツキが少ないとされている。
ADC制御回路36は、時刻決定回路35から、γ線を検出したタイミング信号を受けその検出器IDを特定する。即ち、ADC制御回路36は、ADC制御回路36に接続される各時刻決定回路35に対する検出器IDを記憶しており、ある時刻決定回路35から時刻情報を入力したとき、その時刻決定回路35に対応する検出器IDを特定できる。これは、時刻決定回路35が検出器21ごとに設けられているために可能となる。さらに、ADC制御回路36は、時刻情報を入力した後、検出器ID情報を含むADC制御信号をADC25に出力する。ADC25は、その検出器IDに対応するアナログ信号処理回路33のピークホールド回路24eから出力された波高値情報を、デジタル信号に変換して出力する。この波高値情報は、ADC制御回路36に入力される。ADC制御回路36は、時刻情報及び検出器IDに波高値情報を付加してパケットデータを生成する。各パケットデータ生成装置34のADC制御回路36から出力されたパケットデータ(検出器ID、時刻情報及び波高値情報を含む)は、データ転送回路37に入力される。
データ転送回路37は、各パケットデータ生成装置34のADC制御回路36から出力されたデジタル情報であるパケットデータを、例えば定期的に、12枚の結合基板20を収めている検出器ユニット2(図11、図12)の筐体30に1個設けられているユニット統合用の集積回路(ユニット統合FPGA(Field Programmable Gate array)31)に送信する。ユニット統合FPGA(以下、FPGAという)31は、それらのデジタル情報をコネクタ38に接続された情報伝送用配線に出力する。
さらに、結合基板20を、3基板(検出器基板20A、アナログASIC基板、デジタルASIC基板)をそれぞれコネクタを介して着脱自在に連結した構成としてもよい。検出器基板20Aは検出器21を有し、アナログASIC基板は、コンデンサ22、抵抗23、アナログASIC24を有し、デジタルASIC基板は、ADC25、デジタルASIC26を有している。本構成では、アナログ回路を搭載する基板とデジタル回路を搭載する基板とを分離することにより、デジタル回路側のノイズがアナログ回路に入りこむことを防止している。また本構成では、アナログASICとデジタルASICの搭載基板を分離し、それを着脱自在なコネクタにより接続しているので、例えばデジタルASICのみが故障した場合でも、デジタルASIC基板のみを交換すれば良い。従って、本構成ではよりいっそう無駄の排除が可能となる。
次に、前記した結合基板20の筐体30への収納によるユニット化を説明する。本実施形態では、12枚の結合基板20を筐体(枠体)30内に収納して検出器ユニット(12基板ユニット)2を構成している。ちなみに、PET撮像装置1は、この検出器ユニット2が周方向に60〜70個着脱自在に配置された構成をしており(図13(b)参照)、保守点検が容易なようにされている。
図11に示すように、検出器ユニット2は、12枚の前記した結合基板20、この12枚の結合基板20に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置PS、前記したFPGA31、外部との信号の授受を行う信号用のコネクタ、外部から電源の供給を受けるための電源用のコネクタ等を収納したり保持したりする筐体30等を備える。
次に、電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置PSについて説明をする。図11に示すように、検出器ユニット2は、FPGA31の裏面側で筺体30内に形成される空間に、各検出器21に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置PSを設置している。この高圧電源装置PSは、低圧の電源を供給され、図示しないDC−DCコンバータ(電圧を昇圧する手段)により電圧を300Vに昇圧して各検出器21に供給するようになっている。ちなみに、検出器21は、結合基板20(=検出器基板20A)1枚について、片面で64個、両面で128個備えられている。そして、この結合基板20が1つの筐体30(つまり1つの検出器ユニット2)には12枚収納される。よって、高圧電源装置PSからは、128×12=1536個の検出器21に電圧が供給される。
また、保守点検を容易にするため、例えば本実施形態のような検出器ユニット2に電源コネクタ(不図示)を備えて、この電源コネクタの部分で精密電源装置から伸びる高圧電源ラインを取り外しできるようにすることが考えられる。即ち、本実施形態でいえば、検出器ユニット2に、該ユニット2の外部から高圧電源を、電源コネクタを介して供給することも考えられる。しかし、300Vの高電圧の場合、前記絶縁の問題に加えて電源コネクタが大掛かりになる等の問題があった。
また、高圧電源装置PSを用いて電源を供給することで、筐体(GND)との絶縁が不要になる。
B.(X線CT撮像装置)
X線CT撮像装置4は、図1に示すように、前記PET撮像装置1の後方に配置されており、図14に示すように、放射線検出器40、X線源周方向移動装置41、駆動装置制御装置42、X線源制御装置43及びケーシング40a(図15参照)を有する。また、X線源周方向移動装置41は、円盤型保持部44、X線源45及びX線源装置保持部45aを備える。X線源装置保持部45aは、円盤型保持部44の一端部で円盤型保持部44の外面に取り付けられる。X線源45はX線源装置保持部45aの他端部に取り付けられる。
前記ではX線をパルス照射する方法を説明したが、それに限定されない。X線は連続照射していて、計測側で電荷蓄積時間を制御し計測しても良い。
データ処理装置12は、図16に示すように、PET撮像装置1からのデータを処理するPETデータ処理部12a、X線CT撮像装置4からのデータを処理するX線CTデータ処理部12bを有し、PET/CT制御部12cを含んで構成されている。
PETデータ処理部12aは、記憶装置(不図示)、同時計測装置12A及び断層像情報作成装置12Bを有する。PETデータ処理部12aは、検出したγ線の波高値、検出時刻のデータ及び検出器(チャンネル)IDを含むパケットデータを取り込む。同時計測装置12Aは、本パケットデータ、特に検出時刻のデータ及び検出器IDに基づいて同時計測を行い、511KeVのγ線の検出位置を特定し記憶装置に記憶する。断層像情報作成装置12Bは、この特定した位置に基づいて機能画像を作成し、これを出力する。ここで、PET画像再構成法としては、2次元の場合、例えば前記フィルタードバックプロジェクション法を用いればよい。3次元撮像を行った場合は、例えば1997年のアイトリプルイー・トランザクションズ・オン・メディカル・イメージング(IEEE Transactions on Medical Imaging)第16巻、145頁に論じられているフーリエリビニング法を用いて画像再構成を行う。これによりPET像を得る。PET像は、ガンマ線対の発生密度情報が得られる。
次に、以上の構成を有する放射線検査装置の動作を説明する。
放射線検査を行う前に、まず被検体Hに予め注射等の方法によりPET用の放射性薬剤をその体内投与放射能が370MBqになるように投与する。放射性薬剤は、検査目的(癌の場所を把握、または心臓の動脈瘤の検査等)に応じて選ばれる。被検体Hは、放射性薬剤が撮像可能な状態に集まるまでの間、待機する。その所定時間の経過によって放射性薬剤は被検体Hの患部に集まる。その所定時間が経過した後、被検体Hをベッド14に寝かせる(図2参照)。なお、検査の種類によっては、放射性薬剤をベッド14に寝かせられた被検体Hに投与することもある。
(2)X線源45の周回、体軸方向の移動、照射量(管電流、管電圧)
(3)PETデータ処理部12a及びX線CTデータ処理部12bの作動及び停止
(4)γ線撮像データ、X線撮像データ送信の許可及び禁止
(5)ベッド14の移動制御
以下では、本実施形態における効果を説明する。
(1)本実施形態では、半導体放射線検出器を使用することによりエネルギー分解能が向上し、散乱線が除去できる。特に、3D撮像時において、散乱線の増加が抑えられPET画像の高画質化が図れると共に定量性のある検査が可能となる。図22に3D撮像時を模擬したシミュレーション結果を示す。図22はエネルギー閾値(Energy Threshold)と散乱率(Scatter Fraction)の関係をプロットしたものである。半導体放射線検出器のエネルギー分解能は数%でありエネルギー閾値を475KeV程度まで上げることが出来る。図22から、エネルギー閾値を475KeVとすれば、散乱率を2D撮像時並みの20%以下に抑えられ、定量性の高い検査が可能となる。
(2)本実施形態では、半導体放射線検出器を使用することにより位置分解能が向上する。シンチレータにおいては、数十個のシンチレータの信号を1つのホトマルで増幅し、重心計算等を用いて検出したシンチレータ位置を算出しているために、位置分解能が劣化している。また、ホトマルを使用しているのでシンチレータ微細化には限界がある。一方、本実施形態の半導体放射線検出器を用いたPET撮像装置では、半導体放射線検出器毎に増幅回路が形成され、位置分解能が劣化しない。さらに、ASIC等を使用し信号処理回路を形成しているので、半導体放射線検出器の微細化が容易であり、位置分解能の更なる向上が可能である。
(3)本実施形態では、前記効果(1)により、3D撮像においても定量性の高い検査が可能となるので、2D撮像が不要となり、3D専用PET装置が可能となる。従って、検出器の内側にセプタを入れる必要が無くなり、装置の小型化が図れる。
(4)本実施形態では、半導体放射線検出器を使用しその信号処理にASICを使用しているために、シンチレータで使用しているホトマルに比べて半導体放射線検出器周りの小型化が実現される。また、半導体放射線検出器と信号処理回路を統合基板上に順序良く配置しているので、更なる小型化を実現している。
(5)本実施形態では、X線CT撮像装置とPET撮像装置とを直列配置しCT値を用いて吸収補正を実施しているので、吸収補正用の線源が不要であり、線源を検出器の内側で回す必要が無くなり、装置の小型化が図れる。
(6)本実施形態では、前記効果(1)から(5)によりX線CT撮像装置とPET撮像装置とを直列に配置しながら、装置全体を小型化し、被検者に威圧感を与えない構成となっていると共に、定量性の高い高分解能な画像を提供し、高精度な検査を可能としている。
他の実施形態である放射線検査装置を説明する。本実施形態の放射線検査装置は、図18に示すように、X線CT撮像装置4における放射線検出器として半導体放射線検出器21を用いている点が実施形態1と異なる。具体的には、図19に示すような結合基板60が検出器保持部46を介してスライス方向に複数個(本実施形態では、4スライス)設けられており、X線源周方向移動装置41と連動して被検体Hの周囲を回転するように構成されている。結合基板60の構成は、実施形態1における結合基板20と同様に、検出器21、抵抗23、アナログASIC24A、ADC25、デジタルASIC26Aを有しており、検出器21、アナログASIC24、ADC25の数が少なく構成されている点を除いて同じである。即ち、検出器21は、1列16個、両面で32個設けられており、これにともなって、アナログASIC24およびADC25が1組設けられている。
(7)本実施形態では、X線CT撮像装置の検出器として半導体放射線検出器を使用し、信号処理回路にASIC等を使用して、統合基板上に順序良く配置することにより、X線CT撮像装置を小型化している。従って、X線CT撮像装置とPET撮像装置とを直列に配置しながら、装置全体を更に小型化し、被検者に威圧感を与えない構成となっている。
4 X線CT撮像装置(第2の撮像装置)
12 データ処理装置
13 表示装置
14 ベッド
2 検出器ユニット
20 結合基板
20A 検出器基板(第1の基板)
20a 基板本体
20B ASIC基板(第2の基板)
20b 基板本体
21 検出器(半導体放射線検出器)
24 アナログASIC(アナログの集積回路)
26 デジタルASIC(デジタルの集積回路)
30 筐体
PS 高圧電源装置
これらの技術はいずれも、検査対象の物理量を放射線飛翔方向の積分値として計測し、その積分値を逆投影することにより被検体内の各ボクセルの物理量を計算し画像化する技術である。これらの技術は膨大なデータを処理する必要があり、近年のコンピュータの技術の急速な発達に伴い、高速・高詳細画像を提供できるようになってきた。
また、PET検査においてより高精度な画像を得るために、吸収補正を実施する必要がある。体表に比較して体深部からのγ線は体内で吸収される確率が高く、このγ線の体内吸収量を補正すること(吸収補正)により高画質、高定量性化することが出来る。1ガントリ式のPET装置では、吸収補正を実施するために線源を保持し、この線源をシンチレータの内側で回転しながら計測する必要がある。
従ってシンチレータ方式のPET装置では、ホトマル、セプタ、吸収補正用線源によりガントリーが大型化し、さらに、従来のX線CTとPET、SPECT等の配置が直列配置された放射線検査装置では、装置全体がさらに大型化しやすく、被検者に威圧感を与えるという難点があった。
本発明は、第1の撮像装置の、ベッドの長手方向における長さを短くできる放射線検査装置を提供することを目的とする。
複数の半導体放射線検出器、及び前記複数の半導体放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する集積回路を含むユニット基板を備えるため、半導体放射線検出器及び集積回路をベッドの長手方向と直交する方向に配置できる。このため、撮像装置の、ベッドの長手方向における長さを短くできる。
また、第1の撮像装置(PET撮像装置)に対して半導体放射線検出器を用いることで検出精度を上げることとした。この構成においては、半導体放射線検出器を用いてダイレクトに放射線を検出するようにしたので、位置分解能及びエネルギー分解能を向上させることができる。また、エネルギー分解能を向上させることができるので、体内散乱が除去(ノイズが低減)されるようになる。従って、3D撮像時における定量性の向上が図れ2D撮像用のセプタが不要となり装置の小型化が図れる。また、検出素子の小型化を図ることができるようになり、装置全体の小型化に寄与する放射線検査装置が得られる。
また、第2の撮像装置(X線CT撮像装置)を用いて吸収補正を行うことができるので、第1の撮像装置に吸収補正用の線源(γ線等)を設ける必要がなくよりいっそうの装置の小型化が図れる。
このような、検出器基板20AとASIC基板20Bとの電気的な接続構造を用いることで、信号を検出器基板20AからASIC基板20Bへと、低損失で伝送することができる。ちなみに、損失が少なくなると、例えば、検出器21としてのエネルギー分解能が向上する。
他の実施形態である放射線検査装置を説明する。本実施形態の放射線検査装置は、図18に示すように、X線CT撮像装置4における放射線検出器として半導体放射線検出器21を用いている点が実施形態1と異なる。具体的には、図19に示すような結合基板60が検出器保持部46を介してスライス方向に複数個(本実施形態では、4スライス)設けられており、X線源周方向移動装置41と連動して被検体Hの周囲を回転するように構成されている。結合基板60の構成は、実施形態1における結合基板20と同様に、検出器21、抵抗23、アナログASIC24A、ADC25、デジタルASIC26Aを有しており、検出器21、アナログASIC24A、ADC25の数が少なく構成されている点を除いて同じである。即ち、検出器21は、1列16個、両面で32個設けられており、これにともなって、アナログASIC24AおよびADC25が1組設けられている。
複数の半導体放射線検出器、及び前記複数の半導体放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する集積回路を含むユニット基板を備えるため、半導体放射線検出器及び集積回路をベッドの長手方向と直交する方向に配置できる。このため、撮像装置の、ベッドの長手方向における長さを短くできる。
また、第1の撮像装置(PET撮像装置)に対して半導体放射線検出器を用いることで検出精度を上げることとした。この構成においては、半導体放射線検出器を用いてダイレクトに放射線を検出するようにしたので、位置分解能及びエネルギー分解能を向上させることができる。また、エネルギー分解能を向上させることができるので、体内散乱が除去(ノイズが低減)されるようになる。従って、3D撮像時における定量性の向上が図れ2D撮像用のセプタが不要となり装置の小型化が図れる。また、検出素子の小型化を図ることができるようになり、装置全体の小型化に寄与する放射線検査装置が得られる。
また、第2の撮像装置(X線CT撮像装置)を用いて吸収補正を行うことができるので、第1の撮像装置に吸収補正用の線源(γ線等)を設ける必要がなくよりいっそうの装置の小型化が図れる。
Claims (24)
- 被検体を載せるベッドと、前記ベッドの長手方向に沿って配置された第1,第2の撮像装置とを備え、
前記第1の撮像装置は、前記被検体から放出されるγ線を検出する複数の半導体放射線検出器を、前記ベッドを取り囲んで配置し、
前記第2の撮像装置は、前記被検体にX線を照射するX線源と、前記被検体を透過した、前記X線源からのX線を検出する放射線検出器とを有し、
前記ベッドは前記第1撮像装置及び前記第2撮像装置で共用されることを特徴とした放射線検査装置。 - 前記第2の撮像装置における前記放射線検出器は、半導体放射線検出器であることを特徴とする請求項1に記載の放射線検査装置。
- 前記第1の撮像装置は、前記第2の撮像装置よりも形状が小さく形成されているとともに、前記ベッドの長手方向において前記第2の撮像装置よりも手前側に配置されていることを特徴とする請求項1または請求項2に記載の放射線検査装置。
- 前記第2の撮像装置は、前記半導体放射線検出器が前記ベッドの長手方向に複数配置されていることを特徴とする請求項2または請求項3に記載の放射線検査装置。
- 前記複数の半導体放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する集積回路と、前記集積回路から出力された第1情報を基に得られた第2情報を用いて断層像情報を作成する断層像情報作成装置とを備え、
前記第1の撮像装置が、前記複数の半導体放射線検出器、及び前記集積回路を含む複数のユニット基板を有することを特徴とする請求項1乃至請求項4のいずれか1項に記載の放射線検査装置。 - 前記集積回路が、前記半導体放射線検出器が出力する信号を処理するアナログ集積回路、前記アナログ集積回路の出力であるアナログ信号をデジタル信号に変換するAD変換器、AD変換された信号を処理するデジタル集積回路を備えている請求項5に記載の放射線検査装置。
- 前記半導体放射線検出器、前記アナログ集積回路、前記AD変換器及び前記デジタル集積回路が、前記ユニット基板の長手方向において、前記ユニット基板の一端部からその他端部に向けてその順序で配置されている請求項6に記載の放射線検査装置。
- 前記ユニット基板は、第1の基板と第2の基板とを含み、
前記第1の基板は少なくとも前記半導体放射線検出器を有し、
前記第2の基板は、少なくとも前記集積回路を有することを特徴とする請求項5乃至請求項7のいずれか1項に記載の放射線検査装置。 - 前記第1の撮像装置は、陽電子放出型CT装置であることを特徴とする請求項1乃至請求項8のいずれか1項に記載の放射線検査装置。
- 前記第1の撮像装置は、2D撮像用のセプタ及び吸収補正用の線源を保持しない3D専用陽電子放出型CT装置であることを特徴とする請求項9に記載の放射線検査装置。
- 前記半導体放射線検出器は、放射線と相互作用を及ぼして電荷を生成する半導体領域を有し、この半導体領域を挟んで、アノード電極とカソード電極とが対峙しており、前記アノード電極とカソード電極との電極間距離、或いは前記アノード電極とカソード電極の間に挟まれる前記半導体領域の厚さが0.2〜2mmであることを特徴とする請求項1に記載の放射線検査装置。
- 前記電極間距離、或いは前記半導体領域の厚さが0.5〜1.5mmであること、を特徴とする請求項1に記載の放射線検査装置。
- 前記第1の基板と前記第2の基板とが、互いに着脱自在に結合されていることを特徴とする請求項8に記載の放射線検査装置。
- 前記第1の基板と前記第2の基板がそれぞれの端部同士を重ねて結合されていること、
を特徴とする請求項13に記載の放射線検査装置。 - 前記半導体放射線検出器が、前記ユニット基板の両面に配置されたことを特徴とする請求項5乃至請求項8、及び請求項12乃至請求項14のいずれか1項に記載の放射線検査装置。
- 前記第1の撮像装置が、回転体と、被検体を載せるベッドとを有し、
前記複数のユニット基板が前記回転体に設けられた支持部材に取り付けられて前記ベッドの周囲を旋回するように構成され、
前記ユニット基板の前記半導体放射線検出器が前記ベッド側に配置され、
前記半導体放射線検出器に対向する複数の放射線通路を有し前記半導体放射線検出器よりも前記ベッド側に配置されるコリメータが、前記支持部材に設置されることを特徴とする請求項1または請求項5に記載の放射線検査装置。 - 前記アナログ集積回路は信号の増幅を行う機能を備え、前記デジタル集積回路は前記時刻情報を生成する機能を備えることを特徴とする請求項6に記載の放射線検査装置。
- 前記アナログ集積回路が、前記半導体放射線検出器ごとにそれぞれ設けられ、前記半導体放射線検出器が出力する前記放射線検出信号を入力する増幅器を含んで前記放射線検出信号を処理する複数の信号処理装置を有しており、前記デジタル集積回路が前記信号処理装置の出力に基づいて前記時刻情報及び前記識別情報を出力し、
前記時刻情報に基づいて同時計測を行う同時計測装置と、前記識別情報及び前記同時計測装置で得られた情報を用いて前記断層像情報を作成する前記断層像情報作成装置とを備えたことを特徴とする請求項6乃至請求項8のいずれか1項に記載の放射線検査装置。 - 前記アナログ集積回路が、前記増幅器及びこの増幅器の出力を入力し前記放射線検出信号の波高値を出力する波高値出力装置を含むスロー系と、前記増幅器よりも上流側から前記放射線検出信号を入力し放射線検出タイミング信号を出力するタイミング検出装置を含むファースト系とを有し、前記デジタル集積回路が、前記半導体放射線検出器ごとに設けられ、前記放射線検出信号に基づいて時刻情報を生成する時刻情報生成装置を含んでおり、
前記時刻情報に基づいて同時計測を行う同時計測装置と、前記識別情報及び前記同時計測装置で得られた情報を用いて前記断層像情報を作成する前記断層像情報作成装置とを備えたことを特徴とする請求項6乃至請求項8のいずれか1項に記載の放射線検査装置。 - 前記デジタル集積回路が、更に、前記時刻情報生成装置から入力したとき、前記時刻情報生成装置につながっている前記半導体放射線検出器の前記位置情報及び前記識別情報のうちの一方の情報を特定するAD変換制御装置と、前記一方の情報、前記時刻情報及び波高値情報を統合する情報統合装置とを含み、
前記AD変換器は、前記アナログ集積回路に含まれる複数の信号処理装置の前記波高値出力装置のうち、前記AD変換制御装置で特定された前記一方の情報により定まる前記波高値出力装置からの波高値をデジタル情報である波高値情報に変換し、前記情報統合装置に出力することを特徴とする請求項19に記載の放射線検査装置。 - 前記第1の撮像装置が、支持部材に着脱自在に取り付けられた複数の枠体と、
前記複数の半導体放射線検出器、及び前記集積回路を含む複数のユニット基板と備え、
複数のユニット基板が前記枠体内に着脱自在に収納されたことを特徴とする請求項1に記載の放射線検査装置。 - 前記枠体は、内部に前記ユニット基板をガイドする複数のガイド部材を設けていることを特徴とする請求項21に記載の放射線検査装置。
- 前記枠体内に、電圧を昇圧する電圧昇圧装置を備えた電源装置と、
この電源装置から前記ユニット基板の前記半導体放射線検出器のそれぞれに電圧を供給する電圧供給用の配線とを備えたことを特徴とする請求項21または22に記載の放射線検査装置。 - 前記枠体が、遮光性を有する構成を備えていることを特徴とする請求項21乃至請求項23のいずれか1項に記載の放射線検査装置。
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