JP2008164548A - 放射線撮像装置 - Google Patents

Abstract

【課題】放射線検出器の検出性能を良好に維持することができ、長期的に安定した稼動が可能で、かつ騒音の低減を図ることができる放射線撮像装置を提供する。
【解決手段】複数の放射線検出器および信号処理装置を有し、放射線を遮へいする遮へい体により外部から仕切られた検査室Ｒ１に設置され、被検体Ｈが挿入される計測空間部Ｋを備えた撮像装置と、検査室Ｒ１の外部に設置された送風機２０と、送風機２０と撮像装置とを連通させる給気ダクト３０と、を備え、送風機２０から給気ダクト３０を介して送られてくる空気で撮像装置を冷却することを特徴とする。
【選択図】図３

Description

本発明は、放射線を利用した放射線撮像装置に係り、特に陽電子放出型ＣＴ（Positron Emission Tomography（以下、ＰＥＴという））等の放射線検査を行うのに好適な放射線撮像装置に関するものである。

通常、シンチレータや半導体放射線検出器における時間分解能やエネルギー分解能といった特性は、高温の環境下において低下を来たすことが知られており、そのための手段として放射線撮像装置に冷却機構を備えたものが開示されている（例えば、特許文献１参照）。

特開平１０−１６０８４７号公報（全頁）

しかしながら、放射線撮像装置の高性能化に伴い、放射線検出器の増加および高密度化が進んでおり、また、放射線撮像装置の小型化に伴って内部に組み込まれる電子回路機器等の稠密化も進んでいる状況では、前記従来の冷却機構を適用しても、放射線検出器を含む電子回路機器から発生する熱を十分に冷却することができず、その結果として、時間分解能やエネルギー分解能の特性が低下するという問題を有していた。

ところで、冷却機構としては、ファンによる空冷方式や、冷却水による水冷方式が挙げられるが、空冷方式では、前記稠密化に対応してファンの台数を増加させると騒音が増大し、被検体が感じる不快感が増加する虞があった。また、水冷方式では、湿気によって放射線検出器の性能が劣化する虞れや、水漏れによる不具合発生の虞があるため実用化は難しい。特に、放射線検出器を用いた放射線撮像装置では、検出器の材料となる半導体素子に数１００Ｖの逆バイアス電圧を印加して使用するため、湿気に起因するリスクがシンチレータを用いた放射線撮像装置に比べて高く、性能劣化を生じやすい。

本発明は、放射線検出器の検出性能を良好に維持することができ、長期的に安定した稼動が可能で、かつ騒音の低減を図ることができる放射線撮像装置を提供することを課題とする。

前記した課題を解決するため、複数の放射線検出器および信号処理装置を有し、放射線を遮へいする遮へい体により外部から仕切られた検査室に設置され、被検体が挿入される計測空間部を備えた撮像装置と、前記検査室の外部に設置された送風機と、前記送風機と前記撮像装置とを連通させる給気ダクトと、を備え、前記送風機から前記給気ダクトを介して送られてくる空気で前記撮像装置を冷却することとした。

本発明によれば、放射線検出器の検出性能を良好に維持することができ、長期的に安定した稼動が可能で、かつ騒音の低減を図ることができる放射線撮像装置が得られる。

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、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。これらの技術では、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、処理の高速化が図られ、高詳細画像が提供され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フィルタードバックプロジェクション法（Filtered Back Projection Method）（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 Ｐ.２１）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、薬剤が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は、崩壊してポジトロン（β＋）を放出する。放出されたポジトロンは電子と結合して消滅する際に、それぞれ５１１ｋｅＶのエネルギーを有する一対の消滅γ線（消滅γ線対）を放出する。この消滅γ線対は、ほぼ反対方向（１８０度±０．６度）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することで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。
前記した従来のＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ等の放射線撮像装置では、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（フォトマル）により電気信号に変換し直すという処理を行っている。シンチレータは、可視光変換時のフォ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でき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。

そこで、近年、放射線撮像装置用の検出器として半導体放射線検出器を用いることが注目されている。半導体放射線検出器は、入射したγ線を直接電気信号に変換するものであり、生成される電子正孔対の数が多いために、エネルギー分解能が高いという特徴を有している。

ところで、ＰＥＴ検査では、前記消滅γ線対の検出を行うために、検出したイベントの同時性を判断（同時計測）する必要があるが、消滅γ線対の検出時刻には、放射線検出器を構成する検出素子やこの検出素子からの信号を処理する回路系のノイズ等によりゆらぎが存在するため、同時性を判断するために、許容できる特定の同時計測時間窓を設け、この同時計測時間窓内で検出した２個のイベントが同時のものであるとして判定している。
一方、放射線撮像装置において、画質の向上および画像情報の定量性の向上を図るためには、時間分解能、エネルギー分解能の特性を向上することが挙げられる。
時間分解能の特性が向上すると、前記同時計測時間窓を小さくすることが可能となる。そうすると、真の消滅γ線対ではない、被検体での体内散乱によるγ線を偶発的に捕らえてしまう確率が低減されることとなる。体内散乱によるγ線は、真の位置情報を保持していないので、このようなノイズ成分が排除されることにより、画質および画像情報の定量性が向上する。また、エネルギー分解能の特性が向上すると、前記のような体内散乱によるγ線を排除することができ、画質および画像情報の定量性が向上する。

本発明の放射線撮像装置では、放射線を遮へいする遮へい体により外部から仕切られた検査室に、撮像装置を設置し、検査室の外部に設置された送風機から給気ダクトを介して撮像装置を冷却するように構成したので、検査室の外部に騒音源となる送風機が位置し、送風機から発する騒音が、検査室までの距離減衰および検査室の仕切り壁等によって大幅に遮へいされることとなり、従来に比べて被検体の感じる不快感が低減される。また、送風機からの空気によって、撮像装置を好適に冷却することができ、放射線検出器の良好な性能が維持されて、撮像装置の長期的に安定した稼動が実現される。また、送風機に遮音材を設けることによって、送風機から発する騒音がより好適に遮へいされ、被検体の不快感がより低減されることとなる。
また、送風機から給気ダクトを介して撮像装置に至る経路中に防塵用フィルタを設けることで塵埃を捕集することができ、給気ダクトを通じて撮像装置へ送られる空気が清浄化されて、放射線検出器の検出性能が良好に維持される。
そして、撮像装置からの排気（信号処理装置によって温められている）を排気ダクトを介して検査室の外部に排気することで、検査室内の温度上昇を抑制し、さらに、送風機に空調機を設けて排気を冷却して循環することで、撮像装置の冷却が効率よく行われる。
さらに、放射線検出器として、半導体放射線検出器を用いた場合に、その性能は、温度・湿度・塵埃の付着等に対して敏感であるため、前記空調機とともに前記防塵用フィルタを用いて、清浄で乾燥した冷たい空気で撮像装置を冷却する構成とすることによって、半導体放射線検出器の性能の維持をより効果的に図ることができる。

次に、本発明の放射線撮像装置として好適な実施形態であるＰＥＴ装置を、適宜図面を参照して詳細に説明する。
本実施形態のＰＥＴ装置は、図１に示すように、建屋内の検査室Ｒ１に設置された撮像装置としてのＰＥＴ撮像装置１、被検体Ｈ（図３参照）を支持するベッドＢ、データ処理装置（コンピュータ等）１Ａおよび表示装置１Ｂを備え、さらに、検査室Ｒ１の外部に設置された送風機２０と、ＰＥＴ撮像装置１と送風機２０とを連通させる給気ダクト３０および排気ダクト４０とを備えて構成される。

このようなＰＥＴ装置において、被検体Ｈ（図３参照）は、長手方向に移動可能なベッドＢに載せられて、ＰＥＴ撮像装置１の中央部に設けられた計測空間部Ｋに挿入され、予め設定された所定の計測モード等で撮像される。

前記のように、ＰＥＴ撮像装置１は、建屋内の検査室Ｒ１に設置されており、この検査室Ｒ１は、周囲すべてが主としてγ線を遮蔽する材料からなる壁（床、天井も同様）Ｗで構成されている。つまり、ＰＥＴ撮像装置１は、これらの壁Ｗで仕切られる設置空間内に設けられている。なお、検査室Ｒ１には、図示しない出入り用の扉が設置されている。

ＰＥＴ撮像装置１は、図１に示すように、複数の半導体放射線検出器（以下、単に検出器という）２からなる放射線検出モジュール２Ａおよび放射線検出モジュール２Ａからの検出信号を入力する信号処理装置としての集積回路３を含む検出器ユニット４が、計測空間部Ｋの回りに複数配置されて構成されており、後部側に、給気ダクト３０および排気ダクト４０が接続されている。
ここで、給気ダクト３０を介して送られてくる空気は、隣接する検出器ユニット４間に設けられた導入部５に導入され、検出器ユニット４の少なくとも集積回路３を冷却した後に、これよりも径方向外側に設けられた排出空間部６に排出されて、排気ダクト４０に排気される。つまり、ＰＥＴ撮像装置１は、その内部に、給気ダクト３０から供給された空気を排気ダクト４０に導く冷却路を有しており、その冷却路の途中において、検出器ユニット４の集積回路３が冷却されるようになっている。なお、排気ダクト４０を通じて送風機２０に排気が戻されるようになっており、この戻された排気は、後記するように、送風機２０内で冷却された後に、給気ダクト３０を通じて再びＰＥＴ撮像装置１に供給されるという循環経路をたどるように構成されている。

排出空間部６は、連通孔６ａを通じてＰＥＴ撮像装置１の外部カバー７で覆われた空間部７ａに連通している、この空間部７ａには、後記する排気ダクト４０の分岐された先端部４０ａが接続されている。

検出器ユニット４は、図２に示すように、筐体４０１と、この筐体４０１内に収納される複数のプリント基板Ｐとを備えて構成される。筐体４０１は、奥行き方向（ベッドＢ（図１参照）の長手方向、被検体Ｈ（図３参照）の体軸方向）に細長く形成されており、その側部には、筐体４０１の内部と導入部５（図１参照）とを連通する複数の連通孔４０２が筐体４０１の奥行き方向に所定間隔を置いて設けられている。また、天部４０３には、筐体４０１の内部と排出空間部６（図１参照）とを連通する３つの排出孔４０４が設けられている。各排出孔４０４には、筐体４０１内の空気を排出空間部６（図１参照）に排出するための排出ファン４０５が設けられている。なお、排出ファン４０５は、必ずしも設置しなくてもよい。また、低速で回転する静音型の排出ファンを用いて、被検体Ｈ（図３参照）が計測空間部Ｋにおいて感じる騒音を低減するようにしてもよい。

プリント基板Ｐは、前記した放射線検出モジュール２Ａ、および集積回路３を有する。放射線検出モジュール２Ａは、プリント基板Ｐ上に稠密配置された複数の検出器２を備える。これによって、プリント基板Ｐ上における検出器２の高密度実装化を図っており、プリント基板Ｐにおけるγ線の検出効率が向上されたものとなっている。したがって、検査時間の短縮が可能となっている。
本実施形態では、プリント基板Ｐが筐体４０１の奥行き方向に所定の間隔を置いて複数枚配置され、奥行き方向にも検出器２が稠密配置された構成となっている。

ここで、検出器２は、図示しない複数枚の半導体検出素子と導電部材とが交互に積層されて構成される。半導体検出素子は、板状の半導体材料によって構成された半導体素子と、その両側面の全面にわたって蒸着法等により形成された薄い膜状の電極とからなる。一方の面に形成された電極がアノード電極であり、他方の面に形成された電極がカソード電極である。この半導体素子は、放射線と相互作用を及ぼして電荷を生成する領域であり、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、ＧａＡｓ等のいずれかの単結晶で形成されている。また、カソード電極、アノード電極は、Ｐｔ、Ａｕ、Ｉｎ等のいずれかの材料が用いられる。本実施形態では、検出素子は、例えば、半導体素子にＣｄＴｅ、カソード電極に主にＰｔ、アノード電極に主にＩｎを用い、ｐｎ接合ダイオードを形成している。
検出器２をこのような構造とすることにより、電荷の収集効率が高められるとともに、素通りしてしまうγ線の量を少なくして、半導体素子とγ線との相互作用（カウント数）を増やす（感度を上昇させる）ことができる。なお、検出器２は、必ずしもこのような積層構造とする必要はなく、単層としてもよいし、また、適宜の層構造としてもよい。

ここで、ＰＥＴ撮像装置１では、設置される検出器２の数が多くなればなるほどγ線が検出され易くなり、かつ、γ線検出の際の位置精度が高められる。このため、検出器２は、前記のように密に配置されることが好ましく、また、図１に示すように、検出器ユニット４が、ＰＥＴ撮像装置１内において計測空間部Ｋを囲んで周方向に近接して配置されることが好ましい。このような配置構造を採ることにより、得られる画像の位置分解能を高めることができる。また、検出器ユニット４を周方向に近接して配置することにより、隣接する検出器ユニット４同士の側壁を利用して、導入部５を簡単に形成することができる。

かかる構成により、各検出器２は、ＰＥＴ撮影で用いる５１１ｋｅＶのγ線（放射線）を検出して、そのγ線のエネルギー（半導体素子と相互作用を起こしたエネルギー）に対応したアナログ信号（γ線検出信号）を出力する。

次に、集積回路３は、検出されたγ線（放射線）の波高値、検出時刻を計測するための特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ３ａ，３ｂ）を有しており、検出したγ線の波高値や検出時刻を測定するようになっている。そして、この計測された波高値のエネルギーおよび検出時刻のデータに、予め設定されている検出器ＩＤを付加し、パケットデータ（デジタルデータ）として出力する。この出力されたパケットデータは、筐体４０１内の後方部に設けられた図示しない統合ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）に送られる。そして、統合ＦＰＧＡに送られたデータは前記したデータ処理装置１Ａ等に送られる。
このようなプリント基板Ｐには、放射線検出モジュール２Ａが設けられる領域と集積回路３が設けられる領域との間に、これらの領域を仕切る仕切り板４０６が立設されている。この仕切り板４０６は、放射線検出モジュール２Ａが配置された非発熱空間と集積回路３が配置された発熱空間とを分離し、これらの２つの空間の間における空気の流れを遮断するようになっている。

ここで、筐体４０１の前記した連通孔４０２は、集積回路３が設けられた空間に対応して開口形成されている。したがって、後記する給気ダクト３０を介して送風機２０から空気が送られてくると、筐体４０１の各連通孔４０２を通じて筐体４０１内に空気が（導入部５から）流れ込み、流れ込んだ空気は、集積回路３が配置された発熱空間を通過して排出ファン４０５により筐体４０１の外部（排出空間部６）に排出される。これにより、集積回路３が空気により良好に冷却され、集積回路３の熱によって検出器２が加熱されることが防止される。したがって、各検出器２が高温に曝されることがない。

本実施形態では、図１に示すように、これらの導入部５、排出空間部６、筐体４０１（図２参照）等から構成される、給気ダクト３０から排気ダクト４０に至る空気の通流路が、図示しないシール材でシールされている。シール材としては、熱伝導率が低く、隙間に対する充填性に優れた材料、例えば、ウレタンを用いることができる。好ましくは、電磁波を遮へいすることが可能な部材、例えば、金属材でウレタンを包むとよい。このような電磁波を遮へいすることが可能な部材を用いることにより、集積回路３から発生する電磁波から検出器２を防御することができる。これにより、検出器２の時間分解能およびエネルギー分解能を高めることができる。また、シール材は、弾性を有する部材、例えばゴム等の弾力性を備えた部材を用いることが好ましい。このような部材を用いることにより、隙間の目張りを行う作業がより簡便化し、さらに、検出器ユニット４を運ぶ際にプリント基板Ｐに振動が生じても、これを好適に抑制することができる。

なお、被検体Ｈ（図３参照、以下同じ）には、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）が投与される。この放射性薬剤は、例えば、がんの患部に集積する。このＦＤＧから放出された陽電子の消滅時に生じる一対のγ線（放射線）が、被検体Ｈの体内から同時に１８０度±０．６度の方向に放出される。これらのγ線は、１８０度反対方向に位置する２つの検出器２で検出される。そして、これらの検出器２から出力される検出信号に基づいて、被検体Ｈの体内におけるγ線の発生源（放射性薬剤の集積部）の位置がデータ処理装置１Ａにより特定される。そして、この特定された位置情報に基づいて被検体ＨにおけるＰＥＴ画像情報（断層像情報）が作成され、これが表示装置１Ｂに表示される。
具体的には、データ処理装置１Ａに設けられた同時計測装置によって、複数の検出データの検出時刻データが比較され、同時計測時間窓長、例えば、１０ｎｓ以内である２つのデータが有効データ対として判定される。そして、さらに、データ処理装置１Ａに設けられた画像情報作成装置によって、前記有効データ対の検出器２のＩＤからγ線対の飛翔方向データを集積し、そのデータから画像再構成を実施してＰＥＴ画像を作成する。そして、作成したＰＥＴ画像が表示装置１Ｂに出力される。

次に、図３を参照して、送風機２０について説明する。送風機２０は、検査室Ｒ１の壁Ｗを隔てて、検査室Ｒ１の外部となる送風機設置室Ｒ２に設置されている。
送風機２０は、そのケーシング２０ａ内に、ファン２１と、熱交換器２２と、防塵用フィルタ２３とを有する空調機２０Ａを備えている。ケーシング２０ａは、ある程度の厚み・密度を有する材料により形成されている。ファン２１には、設定された回転速度で回転するファンモータ２１ａが取り付けられている。熱交換器２２は、送風機２０の後方に配置されたチラー２２Ａに配管を介して接続されており、チラー２２Ａからの冷水の供給を受けて、ファン２１により吹き出されて通過する空気を所定温度に冷却するようになっている。防塵用フィルタ２３は、ファン２１と熱交換器２２との間に配置されており、ファン２１から吹き出された空気の塵や埃を除去して清浄するようになっている。
また、ケーシング２０ａの内側には、送風機２０（空調機２０Ａ）が発する音圧レベルを抑制するための遮音材２０ｂが設けられている。この遮音材２０ｂは、送風機２０が発する音圧レベルを抑制して、送風機２０から壁Ｗを介して検査室Ｒ１内に伝わる運転音を好適に低減する。また、この遮音材２０ｂによって、送風機２０から給気ダクト３０および排気ダクト４０を通じてＰＥＴ撮像装置１に伝わる運転音も好適に低減する。なお、遮音材２０ｂの材質や設置厚さを調整することによって、ＰＥＴ撮像装置１の計測空間部Ｋにおいて被検体Ｈが感じる騒音を好適に低減することができる。

そして、このような空調機２０Ａには、吹出側に給気ダクト３０が接続され、吸込側に排気ダクト４０が接続されており、空調機２０Ａによって冷却され清浄された空気が、給気ダクト３０を介してＰＥＴ撮像装置１へ送られるようになっている。そして、ＰＥＴ撮像装置１からの排気（集積回路３を冷却して温められた排気）が、排気ダクト４０を介して再び空調機２０Ａへ戻されて循環されるようになっている。本実施形態では、排気ダクト４０に、排気用ファン４１が設けられており、ＰＥＴ撮像装置１からの排気が送風機２０の空調機２０Ａにスムーズに戻されるように構成されている。

このような給気ダクト３０および排気ダクト４０は、送風機２０から壁Ｗを貫通し、先端がＰＥＴ撮像装置１の後部にそれぞれ分岐されて接続されている。ここで、給気ダクト３０の先端部分の接続位置を模式的に説明すると、図４に示すように、計測空間部Ｋの周部に配置される検出器ユニット４（図１参照）に対して均一に給気が行われるように、計測空間部Ｋの周りの周方向に等間隔に給気口３１が設けられており、これらの給気口３１に対して、図３に示すように、給気ダクト３０の分岐された先端部３０ａがそれぞれ接続されている。
また、排気ダクト４０の先端部分の接続位置を模式的に説明すると、図４に示すように、ＰＥＴ撮像装置１の外部カバー７で覆われた空間部７ａから均一に排気が行われるように、ＰＥＴ撮像装置１の後部周縁部に沿って略等間隔に排気孔４２が複数設けられており、これらの排気孔４２に対して、図３に示すように、排気ダクト４０の分岐された先端部４０ａがそれぞれ接続されている。

このような給気ダクト３０および排気ダクト４０は、図１，図３に示すように、検査室Ｒ１内においてクランク状に折曲形成されており、その部分にγ線を遮へいする遮へい部材３３，４３がそれぞれ巻き付けられている。これによって、給気ダクト３０および排気ダクト４０を通じて検査室Ｒ１の外部にγ線が漏洩するのを防止している。

以上のようなＰＥＴ装置において、ＰＥＴ撮像装置１を作動させると、送風機２０の空調機２０Ａおよびチラー２２Ａが作動し、ファン２１が回転を開始する。そうすると、ファン２１から吹き出された空気は、防塵用フィルタ２３を通過して塵埃が除去された後に、熱交換器２２を通過して所定の温度に冷却され、給気ダクト３０を通じてＰＥＴ撮像装置１に供給される。給気ダクト３０は、先端部３０ａが分岐されてＰＥＴ撮像装置１に接続されているので、供給された空気は、計測空間部Ｋを囲うようにして配置された各検出器ユニット４に向けて送られ、図１に示すように、検出器ユニット４間に設けられた導入部５に略均一に導入される。そして、各検出器ユニット４の集積回路３を好適に冷却する。

その後、集積回路３を冷却した空気は、温められて、径方向外側に設けられた排出空間部６に排出される。そして、排出空間部６に排出された空気は、連通孔６ａを通じて外部カバー７で覆われた空間部７ａに排気され、この空間部７ａから排気ダクト４０の各先端部４０ａを通じて、排気ダクト４０に排気される。つまり、給気ダクト３０を通じて供給された冷却乾燥空気は、ＰＥＴ撮像装置１内を通過する際に集積回路３を好適に冷却した後、ＰＥＴ撮像装置１の周囲から検査室Ｒ１内に排気されることなく、排気ダクト４０を通じて検査室Ｒ１の外部に排気され、排気ダクト４０を介して再び送風機２０に戻される。送風機２０に戻された排気は、空調機２０Ａの防塵用フィルタ２３を通過して塵埃が除去された後に、熱交換器２２を通過して所定の温度に冷却され、給気ダクト３０を通じてＰＥＴ撮像装置１に供給される。

このように、騒音源となる送風機２０が壁Ｗを隔てて検査室Ｒ１の外部に配置されているので、ＰＥＴ撮像装置１に伝わる騒音（送風機２０の運転音）が好適に遮へいされることとなり、被検体Ｈに対して不快感を与えることがない。

ここで、図５を参照して、検査時に被検体Ｈが感じる一般的な騒音について説明する。被検体Ｈが感じる騒音は次の３種に大別される。
（イ）検査室Ｒ１内のＰＥＴ撮像装置１以外の機器の騒音（既設空調機Ａや図示しない室内機器備え付けのファン等）。
（ロ）ＰＥＴ撮像装置１の内部から発する騒音（主として検出器ユニット４に備え付けの排出ファン４０５の騒音（図２参照））。
（ハ）送風機２０の騒音（送風機２０は、検査室Ｒ１の外部の送風機設置室Ｒ２に設置されているが、ＰＥＴ撮像装置１への騒音が完全に減衰することはない）。

前記（イ）について、
既設空調機Ａや図示しない室内機器備え付けのファン等は、基本的に建屋（病院）既設の機器であるため、これについては騒音を抑制するための方策を講じることは難しいが、その騒音は、（ロ）（ハ）に係る騒音に比べて無視してもよい程度であり、その騒音の影響は小さい。
前記（ロ）について、
ＰＥＴ撮像装置１の内壁（装置の外側からは見えない部分）への吸音材（遮音材）の貼り付けや、前記したシール材等を用いてＰＥＴ撮像装置１を密閉構造にすることによって、好適に遮音することが可能であり、騒音は著しく低減される。
前記（ハ）について、
（イ）（ロ）に係る騒音に比べて出力の大きいファン２１を使用することになるため、送風機２０自体の騒音は大きくなる傾向にあるが、送風機２０が検査室Ｒ１の外部に設置されているので、ＰＥＴ撮像装置１に伝わる騒音は減衰される。なお、従来のように、ＰＥＴ撮像装置１に直接に排気ファンを設けた場合には、騒音が増大する。

そこで、図５に示すように、（イ）の騒音をＮ_１［ｄＢ（Ａ）］、（ロ）の騒音をＮ_２［ｄＢ（Ａ）］、（ハ）の送風機２０の騒音をＮ_３［ｄＢ（Ａ）］および検査室Ｒ１の壁Ｗを透過した直後の騒音をＮ_３’［ｄＢ（Ａ）］として（イ）〜（ハ）の騒音の単純和を求めてみる。ここで、Ｎ_１〜Ｎ_３’の値は全て音源から１ｍ離れた距離での騒音値とする。また、検査室Ｒ１の壁厚：ｔ［ｍ］、壁材質密度：ρ［ｋｇ／ｍ^３］、壁・送風機間距離：ｒ［ｍ］、送風機が発する主たる周波数：ｆ［Ｈｚ］とする。
送風機２０から検査室Ｒ１の壁Ｗまでは有限空間のため、床ＧＬからの反射音も発生するが、送風機２０を点音源とすると、距離２倍で−６ｄＢ減衰する。したがって、検査室Ｒ１の壁Ｗの外表面では、距離減衰で（Ｎ_３−２０ｌｏｇ（ｒ））［ｄＢ（Ａ）］となり、さらに検査室Ｒ１の壁Ｗの透過損失で（Ｎ_３−２０ｌｏｇ（ｒ））−（１８ｌｏｇ（ρｔｆ）−４４）、すなわち、Ｎ_３’＝Ｎ_３−２０ｌｏｇ（ｒ）−１８ｌｏｇ（ρｔｆ）＋４４ ［ｄＢ（Ａ）］となる。
結果、（イ）〜（ハ）の騒音の単純和Ｎ［ｄＢ（Ａ）］は、
Ｎ＝１０ｌｏｇ（１０^{Ｎ１／１０}＋１０^{Ｎ２／１０}＋１０^{Ｎ３’／１０}）［ｄＢ（Ａ）］・・・（１）
で表される。
この式（１）で表される騒音Ｎ［ｄＢ（Ａ）］が、ＰＥＴ撮像装置１の計測空間部Ｋ内で小さければ、被検体Ｈへの不快感を抑えることができ、騒音による診断画像への影響（例えば聴覚による脳画像への影響）を防ぐことができる。
ここで、騒音Ｎ［ｄＢ（Ａ）］の指標としては、典型的なＰＥＴ検査時間（数十分）中、従来機とほぼ同等の６５［ｄＢ（Ａ）］以下、好ましくは、５０［ｄＢ（Ａ）］以下とされることが望ましい。
前記式（１）において、Ｎ≦６５を満足するには、送風機２０の発する騒音Ｎ_３を小さくすることが望ましく、前記したように、送風機２０そのものをある程度の厚み・密度を有するケーシング２０ａで形成して空調機２０Ａを覆う構成とすることが騒音の低減に効果的に作用する。この場合、本実施形態のようにケーシング２０ａ内に遮音材２０ｂを設けると、さらに効果的である。また、送風機２０が検査室Ｒ１の外部に設置されることで騒音が好適に減衰されることになるが、さらに病院間取りの許容内で、送風機２０自体を検査室Ｒ１から引き離す(rの値を大きくする)ことによって騒音を効果的に減衰することができる。

以下では、本実施形態において得られる効果を説明する。
（１）このＰＥＴ装置によれば、検査室Ｒ１の外部に設置された送風機２０から給気ダクト３０を介して送られてくる空気でＰＥＴ撮像装置１を冷却する構成としたので、検査室Ｒ１の外部に主な騒音源となる送風機２０が配置され、送風機２０から発する騒音は、検査室Ｒ１までの距離減衰および検査室Ｒ１の仕切り壁Ｗ等によって大幅に遮へいされる。したがって、従来に比べて被検体Ｈの感じる不快感が大幅に低減される。また、送風機２０から給気ダクト３０を介して送られてくる空気でＰＥＴ撮像装置１を好適に冷却することができ、検出器２の良好な性能が維持されて、ＰＥＴ撮像装置１を長期的に安定して稼動させることができる。
（２）送風機２０から給気ダクト３０を通じてＰＥＴ撮像装置１に至る経路中に防塵用フィルタ２３が配置されているので塵埃を捕集することができ、給気ダクト３０を通じてＰＥＴ撮像装置１へ送られる空気を清浄化することができる。なお、本実施形態では、防塵用フィルタ２３を送風機２０内に設けたが、これに限られることはなく、給気ダクト３０の途中に設けてもよいし、ＰＥＴ撮像装置１内に設けてもよい。
（３）ＰＥＴ撮像装置１からの排気（信号処理装置によって温められている）を排気ダクト４０を介して検査室Ｒ１の外部に排気するようになっているので、検査室Ｒ１内の温度上昇を抑制し、さらに、送風機２０に空調機２０Ａを設けることで、ＰＥＴ撮像装置１の冷却を効率よく行うことができる。
（４）空調機２０Ａとともに防塵用フィルタ２３を用いることで、清浄されて乾燥した空気によりＰＥＴ撮像装置１を冷却することができるので、温度・湿度・塵埃の付着等に対して敏感である検出器２の冷却に好適であり、ＰＥＴ撮像装置１の性能の維持をより効果的に図ることができる。
（５）送風機２０には、送風機２０が発する音圧レベルを抑制するための遮音材２０ｂが設けられているので、ＰＥＴ撮像装置１に伝わる騒音を好適に低減することができる。
（６）排気ダクト４０は、端部が送風機２０に連通されており、送風機２０は、排気ダクト４０を介して排出された排気を再び給気ダクト３０へ循環させるので、冷却空気の清浄度が保たれやすく、検出器２を好適に冷却することができる。
（７）排気ダクト４０には、排気用ファン４１が設けられているので、送風機２０に排気が良好に戻されるようになり、効率の良いＰＥＴ撮像装置１の冷却を実現することができる。
（８）ＰＥＴ撮像装置１は、給気ダクト３０から排気ダクト４０に至る空気の通流路が、シール材でシールされているので、外部から流入する空気による温度変化が少なく、ＰＥＴ撮像装置１の内部の温度状態が安定化されるとともに、ＰＥＴ撮像装置１の周りに温ためられた排気が排出されることもない。これにより、ＰＥＴ撮像装置１を長期的に安定して稼動させることができる。また、検査室Ｒ１内の温度変動も抑制されるので、検査技師等による、検査室Ｒ１の空調機の調節を行う手間が省ける。
（９）検出器２として半導体放射線検出器２を使用しているので、エネルギー分解能が向上し、体内散乱によるγ線を除去することができる。したがって、診断精度を向上させることができる。特に、３Ｄ撮像時において、体内散乱によるγ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。
（１０）検出器２の材質は、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅおよびＧａＡｓのいずれかにて構成されており、温度の影響をうけ易くなっているので、ＰＥＴ撮像装置１内で前記したような一方向的な冷却空気の流れを形成することにより、検出器２の温度を所定値以下に好適に維持して、検出器２の性能を最大限発揮したＰＥＴ撮像装置１が得られる。

次に、図６にＰＥＴ装置の変形例を示す。図６に示したＰＥＴ装置では、ＰＥＴ撮像装置１の計測空間部ＫにマイクＭが設置されており、このマイクＭで計測空間部Ｋの騒音を検出し、この検出に基づき、計測空間部Ｋの騒音が所定のものとなるように制御する制御回路を備えて構成されている。
具体的には、図７に示すように、計測空間部Ｋ（図６参照）の音圧レベルを取得する音圧レベル取得手段としてのマイクＭと、計測空間部Ｋの音圧レベルに対する騒音調整値を求める騒音調整値取得部５１と、求めた騒音調整値に基づき送風機２０（図６参照）に設けられたファンモータ２１ａの出力を調整する出力調整手段としてのインバータ制御部５２と、これらのマイクＭと、騒音調整値取得部５１と、インバータ制御部５２とを制御する制御部５０と、を備えて構成される。

マイクＭは、計測空間部Ｋ（図６参照）の内周壁に設けられており、本実施形態では、計測空間部Ｋに挿入された被検体Ｈの耳の位置に近づけて設置されている。つまり、被検体Ｈが感じる騒音をマイクＭによって好適に取得することができる。
騒音調整値取得部５１は、所定の音圧レベルを予め記憶した情報（記憶テーブル）を備えており、マイクＭで取得した音圧レベルと、記憶テーブルから取得した音圧レベルとの差分を求める。そして、その差分の値に対する騒音調整値としてのインバータ制御信号を制御部５０へ送出する。
制御部５０は、騒音調整値取得部５１から入力したインバータ制御信号に基づいて、インバータ制御部５２に制御信号を送出する。インバータ制御部５２は、制御部５０から入力した制御信号に基づき、ファンモータ２１ａの回転を制御する。ファンモータ２１ａの回転速度は、回転速度取得部５３によって常時検出され、検出された信号が、制御部５０にフィードバックされている。

例えば、マイクＭで取得された音圧レベルが７０［ｄＢ（Ａ）］であり、騒音調整値取得部５１の記憶テーブルから所定の音圧レベルとして６５［ｄＢ（Ａ）］の値が取得されるとすると、制御部５０に、その差分７０［ｄＢ（Ａ）］−６５［ｄＢ（Ａ）］の−５［ｄＢ（Ａ）］に対応するインバータ信号（騒音調整値）が送出される。制御部５０は、このインバータ信号を入力して、インバータ制御部５２に制御信号を送出し、インバータ制御部５２は、この入力した制御信号に基づいて、ファンモータ２１ａの回転速度を所定値減速させる制御を行う。これによって、ファンモータ２１ａの回転速度が減速される。

これによって、ファンモータ２１ａの運転による騒音が低減される。なお、ファンモータ２１ａの回転速度が減速された後に、再度マイクＭにより取得された音圧レベルが前記６５［ｄＢ（Ａ）］に達していない場合には、再度、ファンモータ２１ａの回転速度が減速される制御が行われる。

このようなＰＥＴ装置によれば、送風機２０が検査室Ｒ１の外部に設けられていることと相俟って、計測空間部Ｋにおける音圧レベルが好適に低減され、被検体Ｈの感じる不快感を低減することができる。

なお、図６に示すように、マイクＭ１をベッドＢの被検体Ｈの耳の位置に近づけて設置してもよい。マイクＭ１をこのように設置することによって、計測空間部Ｋ内で移動する被検体Ｈの耳の位置に対応する音圧レベルを好適に取得することができ、騒音を効果的に低減させることができる。

また、図８に示すように、給気ダクト３０および排気ダクト４０を床内を通じて設置してもよい。このように構成することによって、γ線を遮へいする遮へい部材３３，４３（図３参照）を用いずに済み、また、騒音の低減にも効果的である。

なお、以上の実施形態では、放射線撮像装置としてＰＥＴ装置（図１参照）を例に説明したが、ＰＥＴ装置に限らず、ＳＰＥＣＴ装置、γカメラおよびＸ線ＣＴ装置にも本発明の送風機、給気ダクトおよび排気ダクト等を適用することができる。ちなみに、ＰＥＴ装置およびＳＰＥＣＴ装置は、被検者の３次元の機能画像を撮影することで共通するが、ＳＰＥＣＴ装置は、測定原理が単光子を検出するものであることから同時計測を行うことができず、このため、γ線の入射位置（角度）を規制するコリメータを備える。また、γカメラは、得られる機能画像が２次元的なものであり、かつ、γ線の入射角度を規制するコリメータを備える。

本発明の好適な実施形態である放射線撮像装置としてのＰＥＴ撮像の構成を模式的に示した図である。 検出器ユニットを示す斜視図である（一部切断）。 同じくＰＥＴ装置の構成を模式的に示した断面図である。 ＰＥＴ撮像装置における給気ダクトおよび排気ダクトの接続位置を模式的に示した図である。 検査時に被検体が感じる一般的な騒音について説明した説明図である。 変形例のＰＥＴ装置の構成を模式的に示した図である。 変形例のＰＥＴ装置に適用される制御ブロック図である。 その他のＰＥＴ装置の構成を模式的に示した断面図である。

符号の説明

１ ＰＥＴ撮像装置
１Ａ データ処理装置
１Ｂ 表示装置
２ 半導体放射線検出器（検出器）
２Ａ 放射線検出モジュール
３ 集積回路
４ 検出器ユニット
２０ 送風機
２０Ａ 空調機
２０ａ ケーシング
２０ｂ 遮音材
２１ ファン
２１ａ ファンモータ
２２ 熱交換器
２３ 防塵用フィルタ
３０ 給気ダクト
４０ 排気ダクト
４１ 排気用ファン
５０ 制御部
５１ 騒音調整値取得部
５２ インバータ制御部
５３ 回転速度取得部
Ｂ ベッド
Ｈ 被検体
Ｋ 計測空間部
Ｍ マイク
Ｒ１ 検査室
Ｗ 壁

Claims (14)

1. 複数の放射線検出器および信号処理装置を有し、
   放射線を遮へいする遮へい体により外部から仕切られた検査室に設置され、被検体が挿入される計測空間部を備えた撮像装置と、
   前記検査室の外部に設置された送風機と、
   前記送風機と前記撮像装置とを連通させる給気ダクトと、を備え、
   前記送風機から前記給気ダクトを介して送られてくる空気で前記撮像装置を冷却することを特徴とする放射線撮像装置。
2. 複数の放射線検出器および信号処理装置を有し、
   放射線を遮へいする遮へい体により外部から仕切られた検査室に設置され、被検体が挿入される計測空間部を備えた撮像装置と、
   前記検査室の外部に設置された送風機と、
   前記送風機と前記撮像装置とを連通させる給気ダクトと、を備え、
   前記送風機から前記給気ダクトを介して送られてくる空気で前記撮像装置の少なくとも前記信号処理装置の設置される領域を冷却することを特徴とする放射線撮像装置。
3. 前記送風機から前記給気ダクトを通じて前記撮像装置に至る経路中に、防塵用フィルタが設けられていることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
4. 前記送風機、前記給気ダクトおよび前記撮像装置の少なくとも一部に、前記送風機が発する音圧レベルを抑制するための遮音材を設けたことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
5. 前記撮像装置には、当該撮像装置を冷却した後の排気を前記検査室の外部に導く排気ダクトが連通されていることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
6. 前記送風機は、冷熱コイルにより熱交換された空気を吐出する空調機を備えてなることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
7. 前記排気ダクトは、端部が前記送風機に連通されており、前記送風機は、前記排気ダクトを介して排出された排気を前記空調機を通じて前記給気ダクトへ循環させることを特徴とする請求項６に記載の放射線撮像装置。
8. 前記排気ダクトには、排気用ファンが設けられていることを特徴とする請求項５に記載の放射線撮像装置。
9. 前記撮像装置は、前記給気ダクトから前記排気ダクトに至る空気の通流路が、シール材でシールされていることを特徴とする請求項５に記載の放射線撮像装置。
10. 前記計測空間部の音圧レベルを取得する音圧レベル取得手段と、
    予め記憶した記憶テーブルを参照して前記計測空間部における所定の音圧レベルを取得し、この取得した音圧レベルと前記音圧レベル取得手段で取得した音圧レベルとの差分を求め、当該差分の値に対する騒音調整値を求める騒音調整値取得部と、
    前記求めた騒音調整値に基づき前記送風機に設けられたファンの出力を調整する出力調整手段と、
    前記音圧レベル取得手段と、前記騒音調整値取得手段と、前記出力調整手段とを制御する制御手段と、を備えたことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
11. 前記音圧レベル取得手段は、
    前記撮像装置の前記計測空間部を構成する内周壁に設けられていることを特徴とする請求項１０に記載の放射線撮像装置。
12. 前記音圧レベル取得手段は、
    前記被検体が搭載される搭載台の頭部載置部の周辺部に設けられていることを特徴とする請求項１０に記載の放射線撮像装置。
13. 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に記載の放射線撮像装置。
14. 前記放射線検出器の半導体領域が、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅおよびＧａＡｓのいずれかにて構成されていることを特徴とする請求項１３に記載の放射線撮像装置。

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