JP2007003544A - Pet撮像装置及びx線ct撮像装置を備える放射線検査装置並びに検出器ユニット - Google Patents
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Abstract
【課題】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とともに、被検者に対する威圧感を減少させた放射線検査装置を提供する。
【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
【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
本発明は、放射線を利用した放射線検査装置に係り、特に、X線CT及び陽電子放出型CT(Positron Emission computed Tomography、以下、「PET」という)等の複数種の放射線検査を行うのに好適な放射線検査装置に関する。
放射線を利用した検査技術は、被検体内部を非破壊で検査することができる。特に、人体に対する放射線検査技術には、X線CT、PET、SPECT単光子放出型CT(Single Photon Emission computed Tomography、以下、「SPECT」という)等がある。
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。
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。
X線CT技術は、被検体を通過したX線強度を測定し、X線の体内通過率から被検体の形態情報を画像化する技術である。X線源からX線を被検体に照射し、体内を通過したX線強度を被検体の反対側に配置した検出素子により測定し、被検体の積分吸収係数の分布を測定する。この積分吸収係数からアイトリプルイー・トランザクションズ・オン・ニュークリア・サイエンス(IEEE Transactions on Nuclear Science)NS−21巻の21ページに記載されているフィルタードバックプロジェクション法(Filtered Back Projection Method)などを用いて各ボクセルの吸収係数を求め、その値をCT値に変換する。X線CTによく用いられる線源は約80keV前後である。
一方、PET及びSPECTは、X線CT等では検出できない分子生物学レベルでの機能や代謝の検出が可能な手法であり、身体の機能画像を提供することが可能である。PETは、18F,15O,11C,といったポジトロン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤には、フルオロデオキシグルコース(2-[F-18]fluoro-2-deoxy-D-glucose、18FDG)等があり、これは、糖代謝により腫瘍組織
に高集積することを利用し、腫瘍部位の特定に使用される。
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。
に高集積することを利用し、腫瘍部位の特定に使用される。
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。
SPECTは、シングルフォトン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤からは100keV程度のエネルギーをもった単一γ線が放出され、この単一γ線を検出素子で計測している。単一γ線の計測では、その飛翔方向を同定できないので、SPECTでは検出素子の前面にコリメータを挿入し、特定の方向からのγ線のみを検出することにより投影データを得る。PET同様、フィルタードバックプロジェクション法等を利用し投影データを逆投影して画像データを得る。PETと異なるところは、単一γ線の計測に起因して同時計測の必要がなく、検出素子の数が少なくて済むこと等であり、装置構成が簡単で比較的安価な装置である。その反面、SPECTはコリメータを使用しているため、γ線の検出率が低く一般的に画質が悪い。
前記のようにPET及びSPECTは、体内代謝を利用して機能画像を得るために、薬の集積した部位はコントラスト良く抽出可能であるが、周辺臓器との位置関係を把握できない問題がある。そこで、近年、X線CT等の形態画像とPET、SPECT等の機能画像とを融合し、より高度な診断を行う技術が注目されている(特許文献1参照)。
特開平7−20245号公報(段落番号0010、図1)
ところで、従来のX線CT等の形態画像とPET、SPECT等の機能画像とを融合した放射線検査装置では、PET、SPECT等の機能画像を得るために、γ線検出器としてシンチレータを使用している。シンチレータは、入射したγ線を一旦可視光に変換し、その後、光電子増倍管(ホトマル)により電気信号に変換し直すという処理が行われている。シンチレータは、可視光変換時のホトン発生数が少ない上に、前記のように2段階の変換過程を必要とするためにエネルギー分解能が低く、必ずしも高精度の診断を行なうことができないという問題を有していた。エネルギー分解能の低下は、特に、PETの3D撮像時に定量性評価が出来ない原因となっている。なぜなら、エネルギー分解能が低いためにγ線のエネルギー閾値を低くせざるを得なく、3D撮像時に増加するノイズである体内散乱を多く検出してしまうからである。従って、シンチレータ方式のPET装置では定量性の高い検査を行うために2D撮像機能を備えているのが一般的である。この2D撮像はシンチレータの内側にセプタを挿入し、2D領域以外からのγ線の入射を阻止している。
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ガントリー式の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、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ガントリー式の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。
前記課題を解決するため、第1発明では、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。
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。
第2発明は、第2の撮像装置(X線CT撮像装置)の放射線検出器として半導体放射線検出器を用いることとした。この構成においては、検出素子の小型化を図ることができ、これにより、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。
第3発明では、第1の撮像装置(PET撮像装置)が、第2の撮像装置(X線CT撮像装置)よりも形状が小さく形成されており、さらに第2の撮像装置よりも手前側に配置されることとしたので、被検者が受ける装置全体の印象を威圧感の少ないものとすることができる。
本発明によれば、エネルギー分解能を向上させることができ、高精度の診断を行うことができる。
次に、本発明の好適な一実施形態である放射線検査装置について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、以下において、本実施形態の放射線検査装置を構成する第1の撮像装置であるPET撮像装置、第2の撮像装置であるX線CT撮像装置の説明、及び半導体放射線検出器等の本実施形態に適用される要素等の説明を行う。
[実施形態1]
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。
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。
A.(PET撮像装置)
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。
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。
図3に示すように、PET撮像装置1の内部には、被検体Hから放出されるγ線を検出するため、検出器21を多数備えた結合基板20(詳細は図8(a)(b)参照)を複数収納した検出器ユニット2(詳細は図11参照)が、円周状に多数配置されている。被検体である被検者Hは、ベッド14の上に横になり、PET撮像装置1の中心部に位置される。このとき、各検出器21はベッド14の周囲を取り囲んでいる。検出器ユニット2からは、検出器21がγ線と相互作用を起こした際の検出信号に基づいて得られたγ線の波高値情報及びγ線検出の時刻情報、及び検出器21のアドレス情報(検出器ID)が、検出器ユニット2に含まれる各検出器21ごとに出力されるようになっている。検出器21、結合基板20及び検出器ユニット2の構成は、後に詳しく説明する。
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。
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。
(半導体放射線検出器)
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。
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。
検出器21によるγ線の検出原理の概略を、図4により説明する。検出器21にγ線が入射して、γ線と検出器21を構成する半導体材料Sとが相互作用を及ぼすと、図中に「+」と「−」で模式的に示している正孔(hole)及び電子(electron)は、対になってγ線が持つエネルギーに比例した量だけ生成される。ここで、検出器21のアノード(陽極)Aとカソード(陰極)Cの電極間には、電荷収集用の電圧がかけられている(例えば300V)。このため、正孔はカソードCに引き寄せられて移動し、電子はアノードAに引き寄せられて移動する。正孔と電子とを比較すると、移動し易さ(モビリティ)は電子の方が相対的に大きいことから、電子の方が相対的に短時間にアノードに到達する。一方、正孔は移動し易さが相対的に小さいことから、正孔の方が相対的に時間をかけてカソードに到達する。ちなみに、正孔は電極に到達する前に消滅することもある。
検出器21の半導体材料S(検出素子211)の厚さが厚い場合と薄い場合の「時間−波高値曲線」を比較した図5に示されるように、厚さtが薄い半導体材料Sの方が波高値の上昇(立ち上がり)は速く、波高値の最高値も高い。波高値の上昇する速さが速いことは、例えばPETにおける同時計測の精度を向上することに寄与する。また、波高値が高いことは、エネルギー分解能を高めることに寄与する。このように厚さtが薄い方が波高値が上昇する速度が速くなると共に、波高値が高くなるのは(電荷の収集効率がよくなるのは)、電子や正孔が電極(アノードA、カソードC)に到達する時間(電荷の収集時間)が短くなるからである。また、途中で消滅するおそれのあった正孔が、距離が短い分、消滅しないで電極(カソードC)に到達できるからである。ちなみに、厚さtは、対面(対峙)するアノードAとカソードCの電極間距離と表現することもできる。
なお、検出素子211の厚さ(電極間距離)tは、0.2mm〜2mmが好ましい。厚さtが2mm以上になると、波高値の上昇速度が遅くなると共に、波高値の最高値も低くなるからである。一方、厚さtが0.2mm以下になると電極(アノード、カソード)の厚み(体積)が相対的に増し、基板上に設置した場合、放射線と相互作用を起こす肝心の半導体材料Sの割合が少なくなってしまうからである。つまり、半導体材料Sの厚さtを薄くするとγ線と相互作用を起こさない電極の厚みが相対的に増し、その一方で、γ線と相互作用を起こす半導体材料Sの割合が相対的に減り、結果としてγ線を検出する感度が低くなる(γ線が素通りしてしまう)。また、厚さtが薄いと、リーク電流が多く生じるため、電荷収集用に高い電圧をかけられなくなるということもある。
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。
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。
ちなみに、PET撮像装置1の場合、同時計測を行うことから、γ線の検出時刻を正しく測定することが課題としてあげられる。例えば、図4において、γ線と半導体材料Sとが相互作用を及ぼす位置が、カソードC寄りの場合とアノードA寄りの場合とで、検出時刻に差が生じる。即ち、正孔の移動速度が遅いことから、相互作用がアノードA寄りで起こった場合の検出時刻は相対的に遅くなり、カソードC寄りで起こった場合の検出時刻は相対的に早くなる(真の時刻に近くなる)。つまり、同じ検出素子211内でγ線が半導体材料Sと相互作用を生じる場合でも、相互作用を生じる位置によって検出時刻が変わってしまうという問題が生じる。具体的には、厚さtが厚いと、相互作用を生じる位置による検出時刻の差が大きくなってしまう。このような事象は、他の分野では大きな問題にはならないが、nsec(ナノ秒)オーダで同時計測を行うPET撮像装置1の場合には大きな問題となる。従って、この意味からも、前記した厚さ範囲であれば、適切に検出時刻の決定を行うことができる。なお、PET撮像装置1における検出時刻の決定は、LET方式やCFD方式で行われる。
検出器21の半導体材料Sの厚さtと波高値(最高値)の関係を模式的に示した図6に示されるように、半導体材料Sの厚さtが増すと波高値の最高値は小さくなる。波高値が小さくなる理由としては、例えば電極へ到達する前に正孔が消滅することがあげられる。なお、厚さtが2mmになると、検出した放射線の波高値が511KeVのγ線であると弁別することのできる閾値を下回るので、前記したとおり、2mmよりも半導体材料Sの厚さtを増すのは好ましくない。
図7に示されるように、検出器21は、カソードCとアノードAに挟まれて5層に積層された半導体材料S(検出素子211)を有する。そして、半導体材料Sの1層1層がそれぞれ前記した厚さt(0.2〜2mm(より好ましくは0.5〜1.5mm))を有している単層の検出器21である。アノードA及びカソードCの厚みはそれぞれ約20ミクロンである。ちなみに、この図7で示される積層構造の検出器21は、アノードA同士、カソードC同士が共通で接続されていることから、各層それぞれが他の層とは独立に放射線を検出する構成ではない。換言すると、γ線と半導体材料Sとが相互作用を起こした場合、最上層で起こしたのか、最下層で起こしたのか等を判別しない構成である。もちろん、各層ごとに検出するような構成とすることもできる。ちなみに、このように5層構造としているのは、半導体材料Sの厚さtを薄くした方が、波高値の上昇速度も、波高値の最高値も高くできてよいが、厚さtが薄いと素通りをしてしまうγ線が多くなることから、電荷の収集効率を高めつつ、素通りをしてしまうγ線の量を少なくして、半導体材料Sとγ線との相互作用を増やすためである(カウント数を増やすためである)。
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。
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。
電極(アノードA、カソードC)の面積sは、4〜120平方mmが好ましい。面積sの増加は検出器21の容量(浮遊容量)を増加させ、この浮遊容量の増加により、ノイズが重畳しやすくなるので、電極面積sは極力小さいほうが良い。また、γ線検出時に発生した電荷は、浮遊容量に一部蓄積されるので、浮遊容量が増加するとアナログASIC24(図9参照)のチャージアンプ24bで蓄積される電荷量ひいては出力電圧(波高値)が減少する問題が発生する。検出器21としてCdTeを使用する場合、その比誘電率は11であり、検出器21の面積sを120平方mm、厚さtを1mmとするとその容量は12pFとなり回路のコネクタ等の浮遊容量が数pFであることを考えると無視できなくなる。従って、電極面積sは、120平方mm以下が好ましい。
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。
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。
なお、以上の説明では、γ線と相互作用を及ぼす半導体材料SをCdTeとしたが、半導体材料SがTlBrやGaAs等であっても良いのはいうまでもない。また、積層構造や上層・下層の語を用いたが、この語は、図7を基準にしてのものであり、見る方向を90度横にした場合は、積層構造は例えば並列構造、上下は例えば左右というように読み替えられるものである。また、γ線が入射する方向が、図7の上方・下方、左方・右方であってもよい。換言すれば、検出器21は、複数(例えば5つ)の半導体材料Sが相互間にカソードCとアノードAとを交互に挟んで並列に配置した構造を有する。
(結合基板)
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。
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。
(検出器基板)
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。
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。
図8(c)に示されるように、各検出器21は、前述した薄板状の半導体材料S(検出素子211)の単結晶を積層した積層構造をしている。この点の構成や作用は図7を参照して既に説明したとおりであるが、ここで補足的に説明する。検出器21は、前記したとおりアノードAとカソードCが設けられており、アノードAとカソードCの間には、電荷収集のために、例えば300Vの電位差(電圧)が設定されている。この電圧は、ASIC基板20B側からコネクタC1(図8(a))を介して検出器基板20A側へ供給される。また、各検出器21が検出した信号は、コネクタC1を介してASIC基板20B側へ供給される。このため、検出器基板20Aの基板本体20a内には、コネクタC1と各検出器21を接続する図示しない基板内配線(電荷収集用・信号授受用)が設けられている。なお、この基板内配線は多層構造をしている。本実施例では、検出器21の各検出素子211は基板本体20aに並行に配置される。しかし、各検出素子211が基板本体20aに対して垂直になるように検出器21を設けてもよい。
(ASIC基板)
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。
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。
(検出器基板とASIC基板の接続構造)
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。
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。
この点を踏まえて、本実施形態では、検出器基板20AとASIC基板20Bとを、端面同士を付き合せて接続するのではなく、前記したように端部近傍を重なり合うようしてオーバラップ部を設けて接続している。このため、端面同士を突き合わせて接続するのに比べて撓みや曲げに対するタフネスさが向上するので好ましい。なお、結合基板の、撓みや曲げに対するタフネスさが向上すると、例えば検出器21の位置ずれが抑制されてγ線の発生位置を特定する精度の低下が防止される。ちなみに、図3に示すように、PET撮像装置1には、図8(a)に示す結合基板20を備える検出器ユニット2(図11参照)がドーナツ状に多数配置されるため、図3を基準にした水平方向に相当する3時の方向や9時の方向に位置する結合基板20は撓んだり曲がったりし易くなる。このため、結合基板20の撓みや曲げに対するタフネスさが重要になる。
検出器基板20AとASIC基板20Bとは、前記したオーバラップ部分を利用して電気的に接続される。このため、図8(b)に示す検出器基板20A及びASIC基板20Bのそれぞれのオーバラップ部分には、両基板20A,20Bの基板内配線を電気的に接続する接続子(コネクタ)C1(図8(a))が設けられる。コネクタC1としては、電気的な接続を良好にするため、例えばスパイラルコンタクト(登録商標)が使用される。スパイラルコンタクト(登録商標)は、螺旋状の接触子にボール状の接続端子が広い面積で接触して良好な電気的な接続が図られるという特性を有する。なお、ボール状の接続端子がASIC基板20B側に設けられる場合は、螺旋状の接触子は検出器基板20A側に設けられ、ボール状の接続端子が検出器基板20A側に設けられる場合は、螺旋状の接触子はASIC基板20B側に設けられる。
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。
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。
また、前記したように、検出器基板20AとASIC基板20Bとの接続は、ネジ等による着脱自在な接続となっている。このため、例えば、検出器21やASIC24,26に不具合が生じた場合でも、不具合のある部分だけを取り替えれば済む。よって、一部に不具合があるために、結合基板20全体を取り替えるといったようなムダを無くすことができる。なお、検出器基板20AとASIC基板20Bとの電気的接続は、前記したスパイラルコンタクタ(登録商標)のようなコネクタC1によって行われることから、基板同士の接続・接続の解除(結合・結合の解除)は容易である。
前記の構成は、ASIC基板20Bに1つの検出器基板20Aを接続しているが、検出器基板を複数に分割しても良い。例えば、横方向に8個、縦方向に4個の検出器21を1つの基板実装とし、2枚の検出器基板をASIC基板に接続する構成でもよい。本構成では、1つの検出器21が故障した場合に2枚の内の故障した検出器を搭載している検出器基板だけを交換すればよく、保守時の無駄の低減(コストダウン)が図れる。
(素子の配置レイアウト)
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。
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。
図9に示すように、検出器21は、図示しない電気配線により、コネクタC1、コンデンサ22及び抵抗23を介してアナログASIC24と接続されており、検出器21で検出されたγ線の検出信号は、その電気配線を介して、コンデンサ22及び抵抗23を通り、アナログASIC24で処理されるようになっている。また、アナログASIC24で処理された信号は、ADC25及びデジタルASIC26で処理されるようになっている。
ここで、回路の長さや配線の長さ(距離)は、これが短い方が、途中でのノイズの影響や信号の減衰が少なくて好ましい。また、PET撮像装置1で同時計測処理を行う場合は、回路や配線の長さが短い方が時間の遅れが少なくて好ましい(検出時間の正確さが損なわれないので好ましい)。このため、本実施形態では、PET撮像装置1の半径方向において中心軸から外側に向かって、図8(a)に示すように、検出器21、コンデンサ22、抵抗23、アナログASIC24、ADC25、デジタルASIC26の順に各素子21,22,23,24,25,26を配置(レイアウト)している。この順序は、各素子
21,22,23,24,25,26による信号の処理順序と同じである(図9、図10参照)。つまり、カメラ11の中心軸から外側に向かって、「検出器、アナログの集積回路、AD変換器、デジタルの集積回路の順になるように基板上に配置され、かつこの順に配線」している。換言すると、検出器21からデジタルASIC24までの各素子21,22,23,24の配置順序と、各素子21,22,23,24による信号処理の処理順序とが一致している。このため、検出器21で検出された微弱な信号を、配線の長さ(距離)を短くしてアナログASIC24に伝送することができる。
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。
21,22,23,24,25,26による信号の処理順序と同じである(図9、図10参照)。つまり、カメラ11の中心軸から外側に向かって、「検出器、アナログの集積回路、AD変換器、デジタルの集積回路の順になるように基板上に配置され、かつこの順に配線」している。換言すると、検出器21からデジタルASIC24までの各素子21,22,23,24の配置順序と、各素子21,22,23,24による信号処理の処理順序とが一致している。このため、検出器21で検出された微弱な信号を、配線の長さ(距離)を短くしてアナログASIC24に伝送することができる。
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。
ここで、本実施形態では、1個のアナログASIC24は、それぞれ32個の検出器21と接続されており、検出器21から得られる信号を処理する。図9、図10に示すように、1個のアナログASIC24は、スロー系とファースト系とを有するアナログ信号処理回路(アナログ信号処理装置)33を32組備えている。アナログ信号処理回路33は検出器21ごとに設けられ、1つのアナログ信号処理回路33は1つの検出器21に接続される。ここで、ファースト系は、γ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号を出力するタイミングピックオフ回路24aを有している。また、スロー系は、検出したγ線の波高値を求めることを目的として、チャージアンプ(前置増幅器)24b、極性アンプ(線形増幅器)24c、バンドパスフィルタ(波形整形装置)24d、ピークホールド回路(波高値保持装置)24eがこの順序に接続されて設けられている。ちなみに、スロー系は、波高値を求めるためにはある程度の処理の時間を要することから「スロー」という名前が付いている。検出器21から出力されてコンデンサ22及び抵抗23を通過したγ線検出信号は、チャージアンプ24b、極性アンプ24cで増幅される。増幅されたγ線検出信号はバンドパスフィルタ24dを経てピークホールド回路24eに入力される。ピークホールド回路24eは、検出信号の最大値、つまり検出したγ線のエネルギーに比例したγ線検出信号の波高値を保持する。1個のアナログASIC24は32組のアナログ信号処理回路33をLSI化したものである。
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。
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。
図9に示すアナログASIC24について、本実施形態では、このアナログASIC24のスロー系の出力は、ADC(アナログ・デジタル変換器)25に供給されるようになっている。さらに、アナログASIC24のファースト系の出力は、デジタルASIC26に供給されるようになっている。
アナログASIC24と各ADC25は、8ch分のスロー系の信号を纏めて送信する1本の配線でそれぞれ接続されている。また、各アナログASIC24とデジタルASIC26は、32chのファースト系の信号を1つ1つ送信する32本の配線で接続されている。つまり、1個のデジタルASIC26は、4個のアナログASIC24と合計128本の配線で接続されている。
なお、アナログASIC24から出力されるスロー系の出力信号は、アナログの波高値(図5に示すグラフの最高値の値)である。また、アナログASIC24からデジタルASICに出力されるファースト系の出力信号は、検出時刻に対応したタイミングを示すタイミング信号である。このうちスロー系の出力である波高値は、アナログASIC24とADC25とを接続する配線(前記した8chを1本にした配線)によりADC25に入力され、ADC25によりデジタル信号に変換される。ADC25では、例えば波高値を8ビット(0〜255)のデジタルの波高値に変換する(ex.511KeV→255)。また、スロー系の出力であるタイミング信号は、前記したアナログASIC24とデジタルASIC26とを接続する配線によりデジタルASIC26に供給される。
ADC25は、デジタル化して8ビットの波高値情報をデジタルASIC26に送信する。このため、各ADC25とデジタルASIC26とは配線で接続されている。ちなみに、デジタルASIC26は、ADC25が両面で16個あることから、合計16本の配線でADC25と接続されている。1個のADC25は、8ch分の信号(検出素子8個分の信号)を処理する。なお、ADC25は、デジタルASIC26と、ADC制御信号伝送用の配線、及び波高値情報伝送用の配線で接続される。
デジタルASIC26は、図10に示すように、8個の時刻決定回路(時刻決定装置)35及び1個のADC制御回路(ADC制御装置)36を含む複数のパケットデータ生成装置34、及びデータ転送回路(データ送信装置)37を有しており、これらをLSI化したものである。PET撮像装置1に設けられた全てのデジタルASIC26は、図示されていない500MHzのクロック発生装置(水晶発振器)からのクロック信号を受け、同期して動作している。各デジタルASIC26に入力されたクロック信号は、全パケットデータ生成装置34内のそれぞれの時刻決定回路35に入力される。時刻決定回路35は、検出器21毎に設けられ、該当するアナログ信号処理回路33のタイミングピックオフ回路24aからタイミング信号を入力する。時刻決定回路35はタイミング信号を入力した時のクロック信号に基づいてγ線の検出時刻を決定する。タイミング信号は、アナログASIC24のファースト系の信号に基づくものであるので、真の検出時刻に近い時刻を検出時刻(時刻情報)とすることができる。
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。
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。
こうして、デジタルASIC26から出力された、(1)波高値情報、(2)決定した時刻情報、及び(3)検出器21の1個1個を一意に識別する検出器IDを含むパケットデータは、情報伝送用配線を介して後段のデータ処理装置12(図1参照)のPETデータ処理部12a(図16参照)に送信される。PETデータ処理部12aの同時計測装置12Aは、デジタルASIC26から送信されたパケットデータを基に、同時計測処理(設定時間の時間窓で所定エネルギのγ線を2個検出したときは、これらのγ線を、1つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線とみなす処理)を行って、同時計測したその一対のγ線を一個として計数し、その一対のγ線を検出した2つの検出器21の位置をそれらの検出器IDより特定する。PETデータ処理部12aは、前述の時間窓内で検出されたγ線検出信号が3つ以上ある(γ線を検出した検出器21が3つ以上ある)場合に、それらのγ線検出信号の波高値情報等を用いて3つ以上ある検出器21のうち最初にγ線が入射された2つの検出器21を特定する。特定された一対の検出器21が同時計測されて1つの計数値(第1情報)が生成される。また、PETデータ処理部12aの断層像情報作成装置12Bは、同時計測で得た計数値及び検出器21の位置情報(第2情報)を用いて、放射性薬剤の集積位置、即ち悪性腫瘍位置での被検体の断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置13に表示される。前記のデジタル情報、同時計測で得た計数値及び検出器21の位置情報、及び断層像情報等の情報は、データ処理装置12の記憶装置に記憶される。
なお、以上の説明では、検出器基板20Aは検出器21を有し、ASIC基板20Bは、コンデンサ22、抵抗23、アナログASIC24、ADC25、デジタルASIC26を有している。しかし、検出器基板(第1の基板)20Aが、検出器21、コンデンサ22、抵抗23、アナログASIC24等を有し、ASIC基板(第2の基板)20BがADC25、デジタルASIC26等を有するようにしてもよい。検出器基板20Aが検出器21とアナログASIC24とを有することで、検出器21とアナログASIC24との距離(配線の長さ)をさらに短くすることができる。このため、ノイズの影響をさらに低減することが可能になる。
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。
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。
ちなみに、前記した説明では、検出器21を設置する基板本体20a(検出器基板20A)と、ASIC24,26を設置する基板本体20b(ASIC基板20B)とが別の基板になっている。このため、例えば、両ASICをBGA(Ball Grid Array)を介して基板にリフローでハンダ付けする際に、ASIC基板だけをハンダ付け処理できるので、検出器21を高温に晒す必要がなく好ましい。もちろん、全ての素子21〜26を同一の基板上に配置することとして、コネクタC1を用いないようにすることもできる。
(結合基板の収納によるユニット化)
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。
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。
(筐体への収納)
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。
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。
図11及び図12に示すように、結合基板20は、奥行方向(ベッド14の長手方向)には重なり合わないように3列、間口方向(PET撮像装置1の周方向)には4列並んで筐体30内に収められている。つまり、1個の筐体30には、結合基板20が12枚収納されている。このように収納するため、奥行方向に伸びる1条のガイド溝(ガイドレール)G1を周方向に適宜離間して4列備えるガイド部材39が、筺体30内に配置され、筺体30の上端部に取り付けられている。ガイド部材39は、各ガイド溝G1の部分に,天板30aの各コネクタC3と対向する位置にそれぞれ開口40を有する。更に、奥行方向に伸びる1条のガイド溝(ガイドレール)G2を有する4つのガイド部材41が、周方向に適宜離間して筐体30の底板30bに設けられる(図12参照)。ガイド溝G1,G2は、結合基板20を3枚(3つ)収納する分の奥行を持っている。結合基板20のASIC基板20B側端部がガイド溝G1に、結合基板20の検出器基板20A側端部がガイド溝G2に、それぞれ収納される。3つの結合基板20がガイド溝G1,G2の奥行方向に3つの保持されるようになっている。ちなみに、結合基板20は、ASIC基板20B側端部と検出器基板20A側端部がガイド溝G1,G2で摺動するようになっているので、指等で結合基板20を、ガイド溝G1,G2内を滑らして所定の箇所に容易に位置させることができる。このとき、各基板コネクタC2はそれぞれ開口40の部分に位置している。所定枚数の結合基板20が筺体30内に配置された後、天板30aが筺体30の上端にネジ等で着脱自在に取り付けられる。天板30aに設けられた各コネクタC3は、該当する開口40内に挿入されて該当する基板コネクタC2に接続されている。なお、筐体30の上部・下部とは、筐体30をPET撮像装置1から取り出した場合のことであり、図13に示されるように、筐体30がPET撮像装置1に備えられた場合には、上下が反転したり、上下が90°回転して左右になったり、或いは斜めになったりする。
図12に示すように、筐体30の天板30aには、前記した4列のガイド溝G1が備えられるほかに、FPGA31及びコネクタ38が備えられる。コネクタ38はFPGA31に接続される。FPGA31は、現場でプログラムを組むことができる。この点、プログラムを組むことができないASICとは異なる。従って、本実施形態のように、FPGA31では、例えば収納する結合基板20の数や種類が変わった場合でも、現場でプログラミングすることで、枚数変更にも適切に対応することができる。
なお、本実施形態で用いているCdTeを半導体材料Sとする検出器21は、光に反応して電荷を発生することから、筐体30はアルミニウムやアルミニウム合金といった遮光性を有する材料から構成されると共に、光が侵入する隙間をなくすようにしてある。即ち、筐体30は遮光性を有する構成をしている。ちなみに、遮光性が他の手段により確保される場合は、筐体30はそれ自体が遮光性を有する必要はなく、検出器21を着脱自在に保持する枠(枠体)でよい(例えば遮光用の面材(パネル)等は不用である)。
図13(a)に示すように、検出器ユニット2は、ユニット支持部材2Aを介して装着される。また、この図13(b)に示すように、検出器ユニット2は、ユニット支持部材2Aに片端支持されてPET撮像装置1に装着されている。ユニット支持部材2Aは、中空の円盤状(ドーナッツ状)をしており、検出器ユニット2を装着する窓をPET撮像装置1の周方向に多数(装着する検出器ユニット2の数だけ)備えている。このように、検出器ユニット2を片端支持するため、検出器ユニット2の筐体30の体軸方向手前側には、ストッパとなるフランジ部分が設けてある。ちなみに、検出器ユニット2を周方向に極力密に並べようとすると、周方向内側のフランジ部分は邪魔になる。そこで、この邪魔になる部分のフランジ部分を筐体30からなくし、周方向外側のフランジ部分を残すようにしてもよい。また、ユニット支持部材2Aをもう1つ設置し、検出器ユニット2の両端部を両方のユニット支持部材2Aで保持してもよい。
なお、PET撮像装置1に検出器ユニット2を装着する場合は、蓋11aを取り外して、ユニット支持部材2Aを露出させ、そこから検出器ユニット2をフランジ部分が突き当たるまで差し込んで装着するようになっている。なお、差し込んで装着することにより、PET撮像装置1と検出器ユニット2のコネクタの接続が行われ、PET撮像装置1と検出器ユニット2との信号及び電源の接続がなされる。
(電源)
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。
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。
ちなみに、従来は、離れたところにある精密電源装置から変動の極めて少ない300Vの電圧の電源を供給していたが、(1)精密電源装置からの距離が遠くなると、その分高電圧配線に対する広範な絶縁構造が必要になること(絶縁距離が長くなってしまうこと)、(2)検出器21の温度変動により電圧が変動してしまうことから、精密電源装置から精度のよい電圧を供給しても、目的とする検出器21の部分では、思ったほど精度のよい電圧になってないこと等の問題があった。
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、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。
本実施形態では、検出器ユニット2に内蔵する高圧電源装置PSが、天板30aに設けられた電源用のコネクタ42及びコネクタ38を介して電源配線により外部の低電圧(5〜15V)の直流電源に接続されている。高圧電源装置PSの高電圧側端子は、天板30aに設けられたコネクタ43を介して天板30aに設けられた12個のコネクタC3にそれぞれ接続され、各結合基板20のコネクタC2、基板本体20b内の電源配線(不図示)、コネクタC1及び基板本体20a内の電源配線(不図示)を介して基板本体20aに設けられた各検出器21の電極Cにそれぞれ接続される。コネクタC1,C2は、検出器21の出力信号を伝えるコネクタ以外に、電源配線用のコネクタを含んでいる。高圧電源装置PSが直流電源から印加される低電圧をDC−DCコンバータで300Vに昇圧するため、高電圧部分を少なくすることができた。これにより、絶縁距離を短くすることができた。即ち、コネクタ42から直流電源までは高電圧配線にする必要がなくなった。また、保守等が容易になった。また、電圧の変動の問題に対しては、本実施形態では、精密電源装置ではなく、温度による電圧の変動分に応じた精度を有する高圧電源装置PSを備えることとした。これにより、高精度の電源を必要としなくなった。また、外部の電源から供給を受けるのは低電圧であるので、コネクタ38に設けられる電源コネクタに小型のものを用いることができた。そして、電源コネクタが小型のものを用いた分、レイアウトの自由度が増大した。また、FPGA31の裏面側で筺体30内に形成される空間に、高圧電源装置PSを配置しているため、高圧電源装置PSの筺体30内への配置によって検出器ユニット2が、大型化することがなくコンパクトになる。なお、天板30aを介してではなく、高圧電源装置PSを、直接、基板本体20aに設けた電源配線にコネクタを介して接続してもよい。また、電源用のコネクタは、検出器21の出力信号用のコネクタから分離して配置してもよい。これにより、電源系から信号用の配線にノイズが載ることを防止できる。
また、このように、検出器ユニット2への供給電源の低圧化により、例えば各ASIC24,26への電源の供給と同様に、高圧電源装置PSには低電圧で給電できるようになった。
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。
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。
ちなみに、高圧電源装置PSに供給された電圧は、高圧電源装置PS内の図示しないDC−DCコンバータにより300Vに昇圧され、昇圧後、筐体30の天板30a内を通って、結合基板20ごと、ASIC基板20B→検出器基板20A→各検出器21へと供給される。即ち、筐体30(天板30a)は、高圧電源装置PSから各結合基板20へ電圧を供給する図示しない電圧供給用の配線を備える。また、各結合基板20は、基板コネクタC2を介して高圧電源装置PSから供給された電圧を、各検出器21に供給する電圧供給用の配線を備える。
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。
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。
放射線検出器40は、X線源45から被検体Hを透過してきたX線を検出可能な位置に配置する。放射線検出器40は円盤型保持部44から検出器保持部46を介して複数個(約100個)並んでおり、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。また、放射線検出器40にはコリメータ47が取り付けられており、X線源45から発生したX線のみが放射線検出器40に入射するようになっている。本実施形態では放射線検出器40としてシンチレータ検出器を用いている。
X線源45は図示しない公知のX線管を有する。このX線管は、陽極,陰極,陰極の電流源、及び陽極と陰極との間に電圧を印加する電圧源を外筒内に備える。陰極はタングステン製のフィラメントである。電流源から陰極に電流を流すことによって陰極から電子が放出される。この電子は、電圧源から陰極と陽極との間に印加される電圧(140kV)によって加速され、ターゲットである陽極(W,Mo等)に衝突する。140keV以下のX線が、電子の陽極への衝突によって発生し、X線源45から放出される。
X線源制御装置43は、X線源45からのX線の放出時間を制御する。即ち、X線源制御装置43は、X線CT検査中において、X線発生信号を出力してX線源45におけるX線管の陽極(または陰極)と電源との間に設けられた開閉器(以下、X線源開閉器という、図示せず)を閉じ、第1設定時間を経過した時にX線停止信号を出力してX線源開閉器を開き、そして第2設定時間を経過した時にX線源開閉器を閉じる、という制御を繰り返す。陽極と陰極との間には、第1設定時間の間で電圧が印加され、第2設定時間の間で電圧が印加されない。この制御によって、X線管からX線がパルス状に放出される。
駆動装置制御装置42は、X線CT検査を開始するとき、駆動開始信号を出力して、電源とつながる不図示の開閉器(以下、第1モータ開閉器という)を閉じる。電流の供給により第1モータが回転し、その回転力が動力伝達機構を介してピニオンに伝えられ、ピニオンが回転する。ピニオンの回転によって、円盤型保持部44、つまりX線源45が被検体Hの周囲を予め設定された速度で移動する。X線CT検査終了時には、駆動装置制御装置42は駆動停止信号を出力して第1モータ開閉器を開く。これによって、X線源45の周方向への移動が停止される。放射線検出器40は、検出器保持部46を介して円盤型保持部34に固定されているため、X線源45と共に回転する。そのため、X線源45よりX線が照射されているときは、放射線検出器40で被検体Hを透過したX線を計測することが可能となる。
X線CT検査を開始する際に駆動装置制御装置42から出力された駆動開始信号はX線源制御装置43に入力される。X線源制御装置43は、駆動開始信号の入力に基づいてX線発生信号を出力する。その後、X線停止信号及びX線発生信号を繰り返して出力する。このように、X線停止信号及びX線発生信号が繰り返し出力されることによって、X線源45は、設定時間(例えば1μsec)の間にX線を放出し、その後X線の放出を停止する。このX線の放出及び停止がX線源45の周方向への移動期間中に繰り返されることになる。X線源45から放出されたそのX線は、ファンビーム状に、被検体Hに対して照射される。このX線は、被検体Hを透過した後、X線源45から180度反対方向の位置にあって、X線源と同時に回転している放射線検出器40によって検出される。これらの放射線検出器40は、そのX線の検出信号(以下、X線検出信号という)を出力する。
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。
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)
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。
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。
X線CTデータ処理部12bは、増幅回路12C、サンプルホールド回路12Dを含み、放射線検出器40からのX線検出信号を入力してそのX線検出信号の強度をデータ化するようになっている。X線源45から放出されるX線は、前記γ線に比べ圧倒的に入射レートが高くなっているので、X線CTデータ処理部12bは、一般に、いわゆる電流モード用(積分モード)計測回路で構成される。放射線検出器40からのX線検出信号(電流信号)は、積分型の増幅回路12Cによって蓄積されていき、サンプルホールド回路12Dによってその信号のサンプル値が保持される。以上の動作をリセット信号によって一定周期(最大数10ミリ秒程度)で繰り返されることで、一定時間毎のX線強度がサンプルホールド回路12Dでデータ化される。X線CTデータの画像再構成方法としては、例えば、前記と同様、アトリプルイー・トランザクションズ・オン・ニュークリア・サイエンス(IEEE Transactions on Nuclear Science) NS−21巻の21頁に記載されているフィルタードバックプロジェクション法(Filtered Back Projection Method)を用いて行う。得られる像は体内をx方向、y方向、およびz方向にそれぞれ等間隔で区切った直方体もしくは立方体ボクセルにおけるCT値である。
PET/CT制御部12cは、コンピュータもしくはワークステーション等で構成されており、その内部においてPET検査、CT検査におけるタイミングチャートを作成し、そのタイミングチャートに基づいてベッド14、PET撮像装置1、X線CT撮像装置4、PETデータ処理部12a、X線CTデータ処理部12bに所望の動作を命令するとともに、PETデータ処理部12aからのγ線撮像データを用いて断層像(PET像)と、X線CTデータ処理部12bからのX線撮像データとを元にX線CT像を再構成する。ここで、X線CT像を求めるにあたり、X線撮像データを元にX線の減衰率を用いて、X線源45と放射線検出器40との間における被検体H内での線減弱係数を求める。この線減弱係数を用いて、フィルタードバックプロジェクション法等の方法により各ボクセルの線源弱係数を求める。そして、各ボクセルの線減弱係数の値を用いて各ボクセルにおけるCT値を得る。これらのCT値を用いてX線CT像データが得られる。また、CT値から511keVのγ線での吸収量を算出し、これにより被検体Hにおける体内吸収が補正され、正確なPET断層像が再構成される。再構成された両断層像は、表示装置13によって表示される。したがって、前記PET撮像装置1側において、吸収補正用の線源を設ける必要がなくなる。
ここで、PET像とX線CT像との合成は、両方の像データにおける、孔部50(図2参照)の中心軸の位置を合わせることによって、簡単にかつ精度良く行うことができる。なお、サイノグラムデータ及び周波数空間で画像を合成するようにしても良い。表示装置13に表示される合成された断層像は、X線CT像を含んでいるので、PET像における患部の、被検体Hの体内における位置を容易に確認することができる。即ち、X線CT像は内臓及び骨の像を含んでいるので、患部(例えば、癌の患部)が存在している位置を、その内臓及び骨との位置関係で特定することができる。
なお、本実施形態では、PET撮像装置1とX線CT撮像装置4とをベッド14の長手方向に沿って(被検体Hの体軸方向に前後して)配置してあるので、PET撮像装置1により撮像されたPET像とX線CT撮像装置4により撮像されたX線CT像とを独立して撮影することができ、干渉等によって必要なデータが欠損するおそれがない。
(放射線検査装置の動作)
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。
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。
PET検査及びCT検査を実行する検査者(診療放射線技師や医師)は、検査の目的に応じて必要な情報(断層像を得たい領域(撮像領域或いは関心領域)、スライス数、スライス間隔、CTスキャンのタイミング、吸収線量等)を、PET/CT制御部12cに入力する。これは表示装置13に図17に示すような情報入力画面を表示させて、必要なデータを、キーボードやマウス等により入力する手法を採ることができる。図17に示すようにコンボボックスやラジオボタン等を画面に配置すれば、入力を簡単に行うことができる。PET/CT制御では、入力された情報に基づいてPET検査/CT検査シーケンス(適宜「検査シーケンス」と省略する)が作成される。ちなみに、図17の情報入力画面の「表示」ボタンをクリックすると、検査シーケンスがPET/CT制御部12c内部で作成されて表示装置13に表示され、「検査開始」ボタンをクリックすると検査が開始される。なお、PET/CT制御部12cでは、以下のパラメータが全て一連の検査シーケンスの中でプログラム化され、検査を開始するための基準時間に対するクロック数に基づいたタイミングで実行される。
(1)PET撮像装置1及びX線CT撮像装置4の作動及び停止
(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
(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
なお、PET撮像装置1とX線CT撮像装置4との撮影が切り替えられるようにシーケンス(ベッド14の移動制御を含む)されている。
また、X線は体軸方向に照射領域が拡がるので、放射線検出器40は、体軸方向に最大10個程度の検出器の集合体として切り替えがなされる。補足すると、1つの放射線検出器40が5mm角のサイズとすると、これを10個直列に並べると50mmになる。この50mmという値は、体軸方向に照射領域が拡がっているX線(体軸方向に5°の拡がりを持った扇状)の拡がりの程度にマッチしたものになっている。
まず、ベッド14に寝かされた被検体Hを所定の位置に移動するとともに、PET撮像装置1を作動させる。
PET/CT制御部12cからの指示によりPETデータ処理部12aが作動し、PET検査を開始する。被検体Hの体内から放射されたγ線は、検出器21によって検出され、γ線撮像データとしてPETデータ処理部12cに送信される。PETデータ処理部12aでは、既に説明したようにしてγ線撮像データを生成し、PET/CT制御部12cへ送信する。シーケンスに従い、この状態でしばらくPET検査を行い、所定の撮影が終了したら、PET撮像装置1を停止させる。
CT検査に先立ち、X線源45を駆動し、X線を発生させる。X線発生強度を所定の値
(管電流、管電圧)で安定化させ、スタンバイ状態にする。そしてベッド14をX線CT
撮像装置4の所定の位置に移動させる(図14参照)。
(管電流、管電圧)で安定化させ、スタンバイ状態にする。そしてベッド14をX線CT
撮像装置4の所定の位置に移動させる(図14参照)。
X線が照射される領域に含まれる放射線検出器40をX線CTデータ処理部12bに接続し、X線CTデータ処理部12bを作動させ、X線撮像データを取得する。ここでX線源45は体軸方向に約5°、周方向に約60°の拡がりを持ってX線を照射するため、体軸方向照射領域、周方向照射領域(いずれも不図示)に含まれる複数の放射線検出器40がX線CTデータ処理部12aに接続される(体軸方向の5°の拡がりを纏めて処理する)。X線源周方向移動装置41により、X線源45を周方向に回転させることによりX線源45を周回させ、CT検査を行う。
なお、X線源45の回転と各放射線検出器40群の切り替えのタイミングが同期するように検査シーケンスが組んであるので、切替命令は、X線源45の位置を検出することなく出される。つまり、各放射線検出器40の回路切り替えのタイミングは、X線源45の回転開始時間及び回転速度(角速度)が既知であるため、シーケンスプログラムの中で設定できる。
その後、X線源45による照射を停止し、X線CT撮像装置4を停止させ、ベッド14を初期の位置に移動させ、PET/CT検査を終了する。
PET/CT制御部12cでは、PETデータ処理部12aから受信したγ線撮像データを用いてPET画像を、X線CTデータ処理部12bから得られたX線撮像データを用いてX線CT像を再構成する。そして、再構成されたX線CT像が表示装置13に表示される。
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。
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。
[実施形態2]
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。
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。
このような検出器21を有したX線CT撮像装置4における撮影は、ベッド14が移動され、被検体HがX線源45と検出器21との間に移動されて行われる。その際、円盤型保持部44が回転されることによって、X線源45と検出器21とが被検体Hの周囲を旋回する。そして、X線源45から放射されたX線が所望の拡がりをもって対応する検出器21に入射され、検出器21はX線検出信号を出力する。このX線検出信号は、後記するアナログASIC24A及びデジタルASIC26Aで処理される。
ここで、結合基板(ユニット基板)60を構成するASIC基板60Bを、図20,21を用いて説明する。検出器基板60AにコネクタC1により接続されているASIC基板60Bは、検出器21ごとに設けられた抵抗23、1個のアナログASIC24A、及び1個のデジタルASIC26Aを有する。アナログASIC24Aは、アナログ信号処理回路(アナログ信号処理装置)33Aを32組備えている。アナログ信号処理回路33Aは、検出器21ごとに設けられる。ここで、チャージアンプ24b、極性アンプ24c、バンドパスフィルタ24d、及びピークホールド回路24eがこの順序に接続されて設けられている。1個のアナログASIC24Aは、32組のアナログ信号処理回路33AをLSI化したものである。検出器21から出力されて抵抗23を通過したX線検出信号は、チャージアンプ24b、極性アンプ24c、バンドパスフィルタ24dを経てピークホールド回路24eに入力される。ピークホールド回路24eは、X線検出信号の強度をサンプリング保持する。
デジタルASIC26Aは、パケットデータ生成装置34及びデータ転送回路37を有しており、これらをLSI化したものである。デジタルASIC26Aは、図示されていない64MHzのクロック発生装置(水晶発振器)からのクロック信号を受け、同期して動作している。駆動装置制御装置42から出力された駆動開始信号をユニット統合LSI31経由でADC制御回路36が受信し計測を開始する。ADC制御回路36では内部にカウンターを持っており計測時間を管理している。つまり、所定の時間間隔でADC25を動作させて各チャンネルを切り替えながら波高値情報を読み出している。また、同時にアナログASIC24Aを制御し波高値出力チャンネルを切り替えると共に、チャージアンプのリセットを行っている。ADC制御回路36は、時刻情報、検出器ID及び波高値情報を含むデジタル情報であるパケットデータを生成する。各ADC制御回路36から出力されたパケットデータは、データ転送回路37より定期的に検出器ユニット2Aのユニット統合FPGA31に送信される。ユニット統合FPGA31は、各結合基板53のデータ転送回路37から入力したパケットデータをまとめてコネクタ38に接続された情報伝送用配線に出力する。
ユニット統合FPGA31から出力された各パケットデータは、データ処理装置12Aに送信される。データ処理装置12Aは、検出器ID情報及び時刻情報を用いて、その検出器ID情報に対応する検出器21のX線検出時における位置座標を求める。この位置座標は、円盤型保持部44の旋回軌道に沿って旋回している検出器21の、X線を検出した時点での位置を表している。円盤型保持部44の旋回する角速度が一定であるため、時刻決定回路35が決定した時間を用いて、X線を検出した時点での検出器21の位置(位置座標)を求めることができる。データ処理装置12Aは、パケットデータを用いて求めた各検出器21の位置で検出したX線CTデータに基づいて、被検体Hの断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置13に表示される。前記のパケット情報、検出器21の位置情報、及び断層像情報等の情報は、データ処理装置12Aの記憶装置に記憶される。
本実施形態は、前記効果(1)から(6)に加えて以下に記す効果を有する。
(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。
(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。
なお、以上の各実施形態では、検出器ユニット2のPET撮像装置1、X線CT撮像装置4への装着(収納)は、前記したユニット支持部剤2Aによるものに限定されるものではなく、どのような装着・収納の手段・方法を用いてもよい。
1 PET撮像装置(第1の撮像装置)
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
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
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または請求項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。
Priority Applications (1)
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JP2006264059A JP2007003544A (ja) | 2006-09-28 | 2006-09-28 | Pet撮像装置及びx線ct撮像装置を備える放射線検査装置並びに検出器ユニット |
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JP2004199470A Division JP4313732B2 (ja) | 2004-07-06 | 2004-07-06 | Pet撮像装置及びx線ct撮像装置を備える放射線検査装置 |
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JP2007003544A true JP2007003544A (ja) | 2007-01-11 |
Family
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Family Applications (1)
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JP2006264059A Pending JP2007003544A (ja) | 2006-09-28 | 2006-09-28 | Pet撮像装置及びx線ct撮像装置を備える放射線検査装置並びに検出器ユニット |
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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KR101304993B1 (ko) | 2012-08-07 | 2013-09-06 | 서강대학교산학협력단 | Pet 영상 획득 장치 |
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-
2006
- 2006-09-28 JP JP2006264059A patent/JP2007003544A/ja active Pending
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