JP2005140783A - 検出器モジュール - Google Patents

Abstract

【課題】簡単に構成できＣＴ測定およびＰＥＴ測定に共通に適する検出器モジュールを提供する。
【解決手段】複数の測定チャネルを備え、各測定チャネルが、入射する測定放射をアナログ電気信号に直接変換する直接変換器１と、直接変換器１に接続され受信した電気信号に依存して計数パルスを発生するパルス発生器２と、受信した計数パルスを事前設定可能な時間に亘って計数しその計数結果を出力する計数装置４とを含んでいる、ＣＴ検査、ＰＥＴ検およびＳＰＥＣＴ検査のうちの少なくとも１つの検査のための検出器モジュールにおいて、計数装置４とパルス発生器２との間に、計数装置４と事象検出装置５との間を切換え可能である外部から駆動可能な切換えユニット３が配置され、事象検出装置５が受信した各計数パルスについて時間および所属の測定チャネルまたはこの測定チャネルに割当てられた位置情報を記録し出力する。
【選択図】 図２

Description

本発明は、複数の測定チャネルを備え、各測定チャネルが、入射する測定放射をアナログ電気信号に直接変換する直接変換器と、この直接変換器に接続され受信した電気信号に依存して計数パルスを発生するパルス発生器と、受信した計数パルスを事前設定可能な時間に亘って計数しその計数結果を出力する計数装置とを含んでいる、ＣＴ検査、ＰＥＴ検査およびＳＰＥＣＴ検査のうちの少なくとも１つの検査のための検出器モジュールに関する。

なお、ＣＴは「Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（コンピュータ断層撮影法）」、ＰＥＴは「Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（陽電子放射断層撮影法またはポジトロン断層撮影法）」、ＳＰＥＣＴは「Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（単一光子放射コンピュータ断層撮影法）」の略である。

医療の多種多様な問題を形成する際、検査がコンピュータ断層撮影装置を用いて実施される。コンピュータ断層撮影装置はＸ線源とこのＸ線源に対向位置する検出器モジュールとを含んでいる。検出器モジュールは個々の検出器要素によって形成されている複数の測定チャネルを有する。検出器要素はＸ線を位置分解して検出するために大抵は１行または複数行で並んで配置されている。Ｘ線源と検出器モジュールとの間に存在する被検体を透過するＸ線の減弱の位置分解された測定から、被検体内の材料の分布に関する知識を得ることができる。

Ｘ線の検出のために、一方ではシンチレータ材料とこの後に接続された光検出器とから構成されている間接変換器を備えた検出器は知られている。シンチレータによって、入射するＸ線が光に変換され、この光が引続いて光検出器によって検出される。Ｘ線量子当たりに発生された光子の個数は一般にその量子エネルギーにほぼ比例する。この技術の場合、事前設定された時間に亘って、光検出器によって得られた電気信号が積分される。受信されたＸ線の強度は、検出器によって積分された値を、Ｘ線量子当たりに推計により求められる平均量子エネルギーによって割算することにより生じる。

さらに、Ｘ線を検出するために、入射するＸ線が直接に電荷担体を発生する特定の半導体材料が同様に知られている。この直接変換器内にＸ線量子当たりに発生された電荷担体の数は一般にその量子エネルギーにほぼ比例している。

変換器によって得られたアナログ電気信号の積分の代わりに、コンピュータ断層撮影装置については計数法も知られている。すなわち、コンピュータ断層撮影装置用として、直接変換器に基づいてＸ線を検出する複数の検出器すなわち測定チャネルを有する検出器モジュールが知られている（例えば、特許文献１参照）。各検出器は受信した電気信号に依存して計数パルスを発生するパルス発生器に接続されている。このパルス発生器はパルスを計数装置に供給し、計数装置は受信した計数パルスを事前設定可能な時間に亘って計数しその計数結果を出力する。この構成の場合、検出器の電子回路は従来の検出器の電子回路よりも著しく僅かなアナログ部分しか有していない。電子回路はそれゆえ小形に、コスト的に手頃にかつフェイルセーフに構成することができる。さらに、特許文献１に示された検出器モジュールはパルス発生器の一部分として複数の並列接続された比較器からなる閾値ロジックを含んでいる。各比較器には計数装置内のカウンタが付設され、これにより互いに独立して異なるエネルギーのＸ線量子を計数することができる。このようにして、入射するＸ線の検出が強度に関してならびに個々のＸ線量子の量子エネルギーに関して可能になる。

コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）の他に、近年、陽電子放射断層撮影法（ＰＥＴ）が医療診断においてますます普及し始めている。コンピュータ断層撮影法は解剖学的画像形成技術であるのに対して、ＰＥＴは例えば生体内での物質代謝の活性の可視化および量化を可能にする。陽電子放射断層撮影法は、器官または細胞範囲の機能を定量的に求めるために、陽電子を放射する物質（トレーサ）と陽電子消滅との特別な性質を利用する。患者には検査前にトレーサが投与される。トレーサが崩壊すると、陽子が陽電子、中性子およびニュートリノに変換される。陽電子はその到達距離がほんの数ｍｍであるので何れにしても直接には検出されない。患者の組織内において陽電子は隣接する原子の殻での散乱プロセスによって減速させられ、殻外電子によって捕捉される。陽電子の消滅によって、互いに逆方向に飛行する２つのガンマ量子が生成する。２つのガンマ量子のエネルギーはエネルギーおよびパルス保存定理に基づいてそれぞれ５１１ｋｅＶである。２つのガンマ量子が２つの対向位置する検出器要素によって決められた時間内で測定されると、これらの２つの検出器要素を結ぶ接続線上での陽電子の消滅位置が求められる。これがＰＥＴでの画像作成に利用される。

ＣＴおよびＰＥＴを用いて得られる異なる情報に基づいて、多くのケースにおいては２つの技術を統合した測定が行なわれると望ましい。すなわち、単一の検査において短時間に相補的なＰＥＴ画像およびＣＴ画像を取得することのできる統合形ＰＥＴ−ＣＴ断層撮影装置が知られている（例えば、非特許文献１参照）。コンピュータ断層撮影用の検出器モジュールと、陽電子放射断層撮影用の検出器モジュールとは同一の設備内に据付けられ、それゆえ２つの技術を用いて取得された画像の問題のない正確な記録が可能になる。さらに、被検体のＣＴ撮影およびＰＥＴ撮影を連続して直ぐに行なう統合形ＰＥＴ−ＣＴ断層撮影装置が知られている（例えば、特許文献２参照）。２つの検出器モジュールすなわちＣＴ用の検出器モジュールとＰＥＴ用の検出器モジュールとはガントリ内の共通の支持体に取付けられている。

上述した非特許文献１および特許文献２は、従来、ＣＴ検出器とＰＥＴ検出器とが異なる技術で実現されていることを示している。ＣＴシステム用の検出器モジュールは一般に例えばＧｄＯＳまたはＣｄＷＯシンチレータを備えた積分形検出器に基づいている。それに対して、ＰＥＴはＢＧＯおよびＬＳＯをベースにした計数形シンチレータ検出器で動作する。

最初の一目でシステム間の測定要求は大きく異なっている。コンピュータ断層撮影法は非常に大きな量子流を処理しなければならず、その際の時間分解能は２００μｓ〜６００μｓの範囲にある。それに対して、ＰＥＴはコインシデンス測定を利用する。このために高い時間分解能が必要であり、例えばＢＧＯを使用する際には約３００ｎｓであり、ＬＳＯを使用する際には約３０〜５０ｎｓである。一方、量子流はコンピュータ断層撮影法の場合よりも相当小さい。陽電子放射断層撮影装置は、Ｘ線管の代わりに、患者の身体内においてトレーサとして、機能的に鍵になるグループ（例えば腫瘍細胞）において崩壊する放射性核種を利用する。既に述べたように、核種が崩壊する際、２つのガンマ量子が２つの逆方向に放出される。その検出のために、ＰＥＴの検出器モジュールは一般にガントリのアーム長さの大部分を覆う。検出器モジュールは数ｍｍの長さの検出器要素に分割される。本件出願において「測定チャネル」とも呼ばれる各検出器要素は、１つのガンマ量子を検出すると、時間および検出位置すなわち対応する検出器要素を示す１つのエネルギー図を発生する。この情報は高速ロジックに伝達され比較される。時間的に最大間隔における２つの事象が一致すると、２つの所属する検出器要素を結ぶ接続線上のガンマ崩壊プロセスから出発する。ＰＥＴ画像の再構成はＣＴの場合と同様に断層撮影アルゴリズムすなわちいわゆる逆投影を用いて行なわれる。

統合形ＰＥＴ−ＣＴ装置のガントリ内部において支持体に取付けられた統合形ＰＥＴ−ＣＴ装置用検出器モジュールが知られている（例えば、特許文献３参照）。検出器モジュールの個々の検出器要素はそれぞれシンチレータ結晶とその後に接続された光検出器とを含んでいる。シンチレータ材料として、陽電子放射断層撮影装置から知られているようなＬＳＯが使用されている。光検出器は、一方では全ての受信事象を記録する事象検出装置に接続され、他方では受信した信号を積分する積分ユニットに接続されている。検出器モジュールは３つの作動モードで動作する。ＰＥＴ用検出器としての第１の作動モードにおいて、検出器モジュールは事象検出装置を介して時間と検出事象の位置とに関する情報を出力する。第２の作動モードにおいて、検出器モジュールは光検出器から得られた信号を積分ユニットを用いて積分する標準検出器として動作する。ＣＴ作動としての第３の作動モードにおいて、個別事象が計数され、それからＣＴ画像が得られる。この第３の作動モードは間接変換器（シンチレータ結晶および光検出器）のデッドタイムのためにＸ線の非常に僅かな量子流の場合にのみ使用され、それゆえ通常の量子流のＣＴの場合には大抵第２の作動モードの積分ユニットに切換えられなければならない。しかしながら、この種の検出器モジュールの実現は常に費用がかかる。というのは、事象検出装置の他に、ＣＴ測定用の積分ユニットが必要とされるからである。

独国特許出願公開第１０２１２６３８号明細書 米国特許出願公開第２００３／０００４４０５号明細書 米国特許第６４４９３３１号明細書 雑誌「エレクトロメディア（ｅｌｅｃｔｒｏｍｅｄｉａ）７０（２００２年発行）」の第１６７頁〜第１７２頁に掲載されたＴ．ベイヤ等の論文「臨床腫瘍学における超高速画像形成のための新規なＰＥＴ検出器材料を用いたＰＥＴ／ＣＴ断層撮影法」

本発明の課題は、この従来技術から出発して、簡単に構成できＣＴ測定およびＰＥＴ測定に共通に適する検出器モジュールを提供することにある。

この課題は請求項１による検出器モジュールによって解決される。検出器モジュールの有利な構成は従属請求項または以下において説明する実施例に関する記述から明らかになる。

ＣＴ検査、ＰＥＴ検査およびＳＰＥＣＴ検査のうちの少なくとも１つの検査のための本発明による検出器モジュールは、公知のように、検出器要素の形の複数の測定チャネルを備え、各測定チャネルが、入射する測定放射をアナログ電気信号に直接変換する直接変換器と、この直接変換器に接続され受信した電気信号に依存して計数パルスを発生するパルス発生器と、受信した計数パルスを事前設定可能な時間に亘って計数しその計数結果を出力する計数装置とを含んでいる。さらに、本発明によれば、計数装置とパルス発生器との間に、計数装置と事象検出装置との間を切換え可能である外部から駆動可能な切換えユニットが配置され、事象検出装置が受信した各計数パルスについて時間および所属の測定チャネルまたはこの測定チャネルに割当てられた位置情報を記録し出力する。

直接変換器はこの場合特に半導体変換器として形成される。操作者によって駆動可能または構成可能な切換えユニットによって、本発明による検出器モジュールは、ＣＴ測定データを得るために計数パルスを加算する作動モードと、ＰＥＴデータを得るために個別事象の位置および時間を記録し出力する作動モードとの間で切換えられる。それにより、検出器モジュールはＣＴ測定用としても又ＰＥＴ測定用としても使用可能となるように準備される。それゆえ、特にこの検出器モジュールは統合形ＣＴ−ＰＥＴ装置において使用することができる。勿論、この検出器モジュールはＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）にも適している。従って、本発明による検出器モジュールは冒頭で述べた従来技術の部分に対して、統合形ＣＴ−ＰＥＴ測定のために１つの検出器モジュールだけを使用すればよいという利点を奏する。特許文献３の検出器モジュールに対して、本発明による検出器モジュールは、ＣＴ測定のための追加的な積分ユニットを省略できるので、構成が簡単になる利点を奏する。

本発明による検出器モジュールはＣＴ検出のために直接変換器、特に計数形半導体検出器をベースとする計数形検出の利用を基礎にしている。この種の検出器モジュールは本発明によって、計数事象がＣＴ画像のピクセルに相当する測定チャネルの電子回路においてカウンタの計数を生じるのではなく、その代わりに時間および位置指定に関する情報が発生されるようにした追加的なモードを備えている。このモードは検出器モジュールに、この検出器モジュールが使用されている装置の例えばグラフィックユーザインタフェースを介して入力される構成値によって通知される。

本発明による検出器モジュールにおいて、パルス発生器は、受信した電気信号が設定された閾値を超える場合に直ちにかつそのたびごとに１つの計数パルスを発生する閾値ロジックを含んでいると好ましい。本発明の優れた実施態様において、この閾値ロジックは複数の並列接続された比較器を含み、各比較器は異なる閾値を有しかつ各比較器には計数装置内の独立のカウンタが付設されている。このようにして、それぞれのカウンタは、受信された測定放射の１つの放射量子の量子エネルギーがそれぞれの比較器の閾値を越える場合にのみ１単位だけ高められる。この構成によって、ＣＴ測定の作動モードにおいて強度の他に個々のＸ線量子の量子エネルギーの分布に関する情報が得られる。この構成は特許文献１に開示された検出器モジュールの構成に相当し、その開示内容は明確に本件出願に含まれている。

コスト−有効性−効率の観点の下に直接変換器の理想的な厚みはＣＴ用およびＰＥＴ用としては３０〜１４ｋｅＶもしくは５１１ｋｅＶの異なる量子エネルギーのために大きく相違しているので、本発明による検出器モジュールの設計においては妥協が図られる。特にこの場合、ＣＴ測定に適した直接変換器の寸法が使用されるが、この寸法は例えばＣｄＺｎＴｅを使用する際にはＸ線の例えば９５％以上の吸収率を達成するためにほんの数ｍｍの厚みである。この場合、ＰＥＴの場合の量子効率要求はＣＴの場合の高さにはほど遠く、それゆえこの種の薄い直接変換器の使用によってもＰＥＴのために十分な測定結果が得られる。勿論、ＰＥＴのために高い量子効率を得るために、同様に厚い直接変換器を使用することも可能である。

本発明による検出器モジュールを以下において図面に示された実施例に基づいて詳細に説明する。
図１は多数の検出器要素から成る本発明による検出器モジュールを示し、
図２は本発明による検出器モジュールの一実施例における主要な要素を概略的に示し、
図３は本発明による検出器モジュールの優れた実施例におけるパルス発生器ならびに計数装置の個々の要素を概略的に示す。

図１は多数の検出器要素９から成る本発明による検出器モジュール１０の一実施例を示す。この実施例において、検出器モジュール１０の測定チャネルを形成する個々の検出器要素９は平面図で示されている。この実施例において検出器要素９の数は概略を理解するという理由から制限されているが、通常は図に示されている数の何倍もの数を有している。検出器要素９は公知のように網目状に並んで配置されている。各検出器要素９は測定放射側に測定放射の受信面１１を有し、この受信面１１はこの実施例では直接変換器の材料すなわち半導体材料によって形成されている。この半導体材料としてこの場合には特にＣｄＺｎＴｅ（テルル化カドミウム亜鉛）、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）またはＨｇＩ₂（ヨー化水銀）もしくはＴｌＢｒ（臭化タリウム）が使用される。これらの材料は受信されたＸ線量子の結果として直接に、すなわち光を介する回り道をせずに、電気信号を発生することができる。この信号の大きさは受信された放射量子の量子エネルギーにほぼ比例する。

図２は本発明の一実施例による検出器モジュールの主要な要素を概略的に示す。この図２は検出器モジュールの個々の測定チャネルに関係している。

検出器モジュールの各検出器要素は、直接変換器１として形成され入射する放射量子を電流パルスに変換するＸ線変換器から構成されている。電流パルスは図２の右側部分に示されているように電気信号として出力される。この電気信号はこの実施例では閾値ロジックを含むパルス発生器２によって受信される。パルス発生器２は受信した電気信号に依存して、すなわち１つの放射量子に起因する１つの信号の受信時に、図２の右側部分に示されているように１つの計数パルスを発生する。通常、直接変換器１とパルス発生器２との間には付加的に信号増幅器が設けられている。計数パルスは切換えユニット３を介して計数装置４または事象検出装置５に到達する。切換えユニット３は外部入力によって、検出器モジュールの２つの作動モードに相当する２つのスイッチング状態の間を切換えることができる。第１のモードにおいて、パルス発生器２の計数パルスは計数装置４に到達し、第２のモードにおいて事象検出装置５に到達する。

検出器モジュールのＣＴ作動の際、計数パルスは計数装置４内に設けられている１つまたは複数のカウンタによって事前設定可能な時間すなわち測定インターバルに亘って計数される。すなわち、カウンタは各計数パルスで１単位だけ増分される。当該時間の終了後、そのようにして得られた値はインタフェース７を介して出力される。次の図３に関連して説明されるように、測定チャネル毎に複数の比較器ならびに複数のカウンタを備えた検出器モジュールが使用される場合、出力された結果は複数の計数値の組合わせ、例えば５−３−２−８−５−１である。各値は複数のカウンタの内の１つのカウンタから出力され、計数された量子の特定のエネルギー範囲に割当てることができる。

この検出器モジュールをＰＥＴ測定用として作動させる場合、パルス発生器２からの計数パルスは事象検出装置５に転送される。事象検出装置５は各計数パルスについて時間と発生位置とに関する情報を発生する。時間はこの場合にはシステム時間つまり基準時点に対する時間間隔であってよい。位置情報は、計数パルスが得られた測定チャネルに関する情報、または計数パルスから導出されガンマ量子が検出された検出器モジュール内部の位置に関する情報を含むことができる。すなわち、事象検出装置５は例えば各計数パルスが受信された際所属の測定チャネルの番号ならびに時間情報（例えば＃１３７４８、１７３ｎｓ）を提供する。このデータは同様に共通のインタフェース７を介して出力される。

図３は、図２に関連して説明されたように、本発明による検出器モジュールの有利な構成によるパルス発生器２ならびに計数装置４の主要な構成要素を示す。この構成において、パルス発生器２は３つの並列接続された比較器６．１，６．２，６．３を有する閾値ロジック６を含んでいる。直接変換器１から得られた信号はパルス発生器２にこの場合には増幅器８を介して供給される。並列接続された各比較器６．１，６．２，６．３は異なる任意に設定可能な閾値を割当てられている。例えば、比較器６．１には閾値として一番小さい値が割当てられ、比較器６．３には閾値として一番大きい値が割当てられている。比較器は、増幅器８から得られた電気信号をそのそれぞれの閾値と比較し、増幅器８によって受信された信号がそれぞれの閾値より大きい場合に１つの正の信号を出力するように構成されている。比較器にはそれぞれ１つのパルスロジック１２が接続されており、このパルスロジック１２はそれぞれの比較器から１つの正の信号を得ると１つの計数パルスを発生する。

この実施例において、各比較器６．１，６．２，６．３には計数装置４内にある専用のカウンタ４．１，４．２，４．３が付設されている。対応する検出器要素によって、比較器６．２の閾値よりも大きく従って比較器６．１の閾値よりも大きいが比較器６．３の閾値より小さい量子エネルギーを有する１つのＸ線量子が受信されると、比較器６．１および比較器６．２が１つの正の出力信号を出力する。その結果、カウンタ４．１，４．２が値１だけ高められる。それに対して、カウンタ４．３は変えられない。これによって、量子エネルギーがそれぞれの閾値範囲に相当する受信されたＸ線量子の数を、個々のカウンタのカウンタ内容と比較器に隣接する閾値との差によって算出することができる。それゆえ、図３に例として示された構成に関して、Ｘ線量子は４つの量子エネルギー範囲に区分することができる。

この種の構成を用いて、従って１つの検出器モジュールのみを用いて、ＣＴ撮影のみならず同様にＰＥＴ撮影またはＳＰＥＣＴ撮影を実施することができる。寧ろ、ＣＴ測定の際に検出されたＸ線量子に関するスペクトル情報も取得可能である。

多数の検出器要素から成る本発明による検出器モジュールを示す概略図 本発明による検出器モジュールの一実施例における主要な要素を示す概略図 本発明による検出器モジュールの優れた実施例におけるパルス発生器ならびに計数装置の個々の要素を示す概略図

符号の説明

１ 直接変換器
２ パルス発生器
３ 切換えユニット
４ 計数装置
４．１〜４．３ 比較器
５ 事象検出装置
６．１〜６．３ 比較器
７ インタフェース
８ 増幅器
９ 検出器要素
１０ 検出器モジュール
１１ 受信面
１２ パルスロジック

Claims (5)

1. 複数の測定チャネルを備え、各測定チャネルが、入射する測定放射をアナログ電気信号に直接変換する直接変換器（１）と、直接変換器（１）に接続され受信した電気信号に依存して計数パルスを発生するパルス発生器（２）と、受信した計数パルスを事前設定可能な時間に亘って計数しその計数結果を出力する計数装置（４）とを含んでいる、ＣＴ検査、ＰＥＴ検査およびＳＰＥＣＴ検査のうちの少なくとも１つの検査のための検出器モジュールにおいて、
   計数装置（４）とパルス発生器（２）との間に、計数装置（４）と事象検出装置（５）との間を切換え可能である外部から駆動可能な切換えユニット（３）が配置され、事象検出装置（５）が受信した各計数パルスについて時間および所属の測定チャネルまたはこの測定チャネルに割当てられた位置情報を記録し出力する
   ことを特徴とする検出器モジュール。
2. 直接変換器（１）は半導体検出器であることを特徴とする請求項１記載の検出器モジュール。
3. 半導体検出器はＨｇＩ₂，ＣｄＺｎＴｅ，ＣｄＴｅまたはＴｌＢｒから形成されていることを特徴とする請求項２記載の検出器モジュール。
4. パルス発生器（２）は閾値ロジック（６）を含んでいることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の検出器モジュール。
5. 閾値ロジック（６）は、それぞれ１つの閾値を有する複数の並列接続された比較器（６．１，６．２，６．３）から構成され、各比較器（６．１，６．２，６．３）には計数装置（４）のカウンタ（４．１，４．２，４．３）が付設され、受信された測定放射の放射量子の量子エネルギーがそれぞれの比較器（６．１，６．２，６．３）の閾値を越える場合にのみ当該比較器（６．１，６．２，６．３）にそれぞれ付設されたカウンタ（４．１，４．２，４．３）が１単位だけ高められることを特徴とする請求項４記載の検出器モジュール。

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