JP2009243966A - 放射線検出ユニットおよびそれを備えるｐｅｔ／ｍｒｉ一体型装置 - Google Patents

Abstract

【課題】小型に構成できかつ放射線を高精度に検出できる放射線検出ユニット、およびそれを備えるＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置を提供する。
【解決手段】ＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置は放射線検出ユニット４０を含む。放射線検出ユニット４０は、シンチレータブロック４６、光ガイド４８およびＰＳＰＭＴ５０を含む。シンチレータブロック４６は、出射面５２ａを有する複数のシンチレータ５２を含む。光ガイド４８は、複数の第１ガイド５８を含む第１ガイドブロック５４と、複数の第２ガイド６０を含む第２ガイドブロック５６とを接続することによって構成される。シンチレータ５２の出射面５２ａからの光は、第１ガイド５８によって第２ガイド６０に向けて矢印Ｃ１方向に導かれ、第２ガイド６０に入射することによって略９０°屈曲された後に、第２ガイド６０によってＰＳＰＭＴ５０に向けて矢印Ａ方向に導かれる。
【選択図】図４

Description

この発明は、放射線検出ユニットおよびそれを備えるＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置に関し、より特定的には、放射線を光に変換して検出する放射線検出ユニットおよびそれを備えるＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置に関する。

一般に、陽電子放出核種で標識した薬剤が投与された生体からの放射線を放射線検出ユニットで検出することによって、生体内における薬剤の濃度分布を表す断層画像（ＰＥＴ画像）を撮像するＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置が知られている。ＰＥＴ装置に用いられる放射線検出ユニットは、放射線を受けて発光するシンチレータからの光を光センサに与えることで放射線を電気信号として検出する。

たとえば特許文献１には、複数のシンチレータを環状に配置し、さらにその軸方向にも複数のシンチレータを配置した放射線検出ユニットが開示されている。特許文献１の放射線検出ユニットでは、環状に配置される複数のシンチレータがそれぞれ外周側の出射面から光を出射するように構成され、各シンチレータの出射面に光センサが直接的に接続される。このような放射線検出ユニットを用いることによって、ＰＥＴ装置において複数のＰＥＴ画像を同時に撮像できる。

また、近年、ＰＥＴ装置と、水素原子核の核磁気共鳴現象を利用して断層画像（ＭＲＩ画像）を撮像するＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置とを一体的に設け、生体の同一部位のＰＥＴ画像とＭＲＩ画像とを同時に撮像するＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置が提案されている。ＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置に用いられる放射線検出ユニットでは、磁界中に配置されるシンチレータに光電子増倍管等の光センサを直接的に接続すると磁界の影響によって光センサの出力が低下するので、光センサをシンチレータから離れた位置に設けることが望ましい。シンチレータと光センサとを離れた位置に設ける場合、たとえば特許文献２に開示されているように光センサとシンチレータとを光ファイバーによって接続することが考えられる。

たとえば特許文献３に開示されているＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置では、複数のシンチレータがそれぞれ水平方向の一方端の出射面から光を出射するように構成され、水平方向に離れた位置のシンチレータと光センサとが光ファイバーによって接続される。しかし、水平方向の一方端に出射面を有するシンチレータでは、多数のＰＥＴ画像を撮像するために水平方向の寸法を大きくするとその内部における発光位置の特定が困難になる。その結果、ＰＥＴ画像の品質が低下してしまう。

このような理由から、ＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置において多数のＰＥＴ画像を同時に撮像するためには、外周側に出射面を有する複数のシンチレータを水平方向に配置し、水平方向に離れた位置のシンチレータと光センサとを接続することが望ましい。このような構成では、光ファイバーを湾曲させてシンチレータと光センサとを接続することが考えられる。
特開平１１−１４２５２３号公報 特開２００５−４３１５６号公報 特許第３９５０９６４号公報

しかし、光ファイバーは小さな曲率半径で曲げることが困難であるために、放射線検出ユニットが大きくなってしまうという問題があった。また、光ファイバーひいてはシンチレータから光センサまでの光路が長くなるために、光の損失が大きくなり、放射線の検出精度が低下してしまうという問題があった。

それゆえに、この発明の主たる目的は、小型に構成できかつ放射線を高精度に検出できる放射線検出ユニット、およびそれを備えるＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置を提供することである。

上述の目的を達成するために、請求項１に記載の放射線検出ユニットは、それぞれ入射した放射線に応じた光を出射面から出射する複数のシンチレータを含むシンチレータブロック、前記シンチレータブロックからの光を検出する光センサ、ならびに前記シンチレータブロックに接続される第１ガイドブロック、および前記第１ガイドブロックと前記光センサとを接続する第２ガイドブロックを有する光ガイドを備え、前記第１ガイドブロックは、それぞれ前記シンチレータよりも大きな径を有しかつ前記出射面から光が入射するように前記シンチレータブロックに接続される複数の第１ガイドを含み、前記第２ガイドブロックは、それぞれ前記第１ガイドと同じ大きさの径を有しかつ前記第１ガイドと前記光センサとを接続する複数の第２ガイドを含み、前記各第１ガイドは前記シンチレータブロックからの光を対応する前記第２ガイドに導き、前記各第２ガイドは前記第１ガイドからの光を屈曲させて前記光センサに導く。

請求項２に記載の放射線検出ユニットは、請求項１に記載の放射線検出ユニットにおいて、前記光ガイドは、前記シンチレータブロックからの光を略９０°屈曲させて前記光センサに導くことを特徴とする。

請求項３に記載の放射線検出ユニットは、請求項１または２に記載の放射線検出ユニットにおいて、前記第１ガイドおよび前記第２ガイドは合成樹脂からなることを特徴とする。

請求項４に記載のＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置は、空隙を介して対向配置される一対の板状継鉄、互いに対向するように一方の前記板状継鉄の対向面に一方が設けられ他方の前記板状継鉄の対向面に他方が設けられる一対の磁石、前記一対の板状継鉄を磁気的に結合する支持継鉄、および請求項１から３のいずれかに記載の放射線検出ユニットを備え、前記シンチレータブロックは前記一対の磁石間に配置される。

請求項５に記載のＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置は、請求項４に記載のＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置において、前記支持継鉄は前記空隙側の一方主面から前記空隙とは反対側の他方主面に貫通する貫通孔を有し、前記光センサは前記支持継鉄の前記他方主面側に配置され、前記光ガイドは前記支持継鉄の前記貫通孔に挿通されることを特徴とする。

請求項１に記載の放射線検出ユニットでは、第１ガイドによって当該第１ガイドに対応する（接続される）第２ガイドに導かれたシンチレータの出射面からの光が、第２ガイドで屈曲された後に光センサに導かれる。なお、光は第１ガイドで屈曲されてもよい。このように第１ガイドブロックの第１ガイドと第２ガイドブロックの第２ガイドとを用いて光を屈曲させることによって、光ファイバー自体を湾曲させる場合に比べて、光ガイドひいてはユニットを小型に構成できる。また、光ファイバー自体を湾曲させる場合に比べて、シンチレータから光センサまでの光路を短くでき、光の損失を小さくできる。さらに、第１ガイドの径と第２ガイドの径とをシンチレータの径よりも大きくすることによって、シンチレータの出射面からの光の減衰を抑えることができ、光センサに光を効率よく導くことができる。これらの結果、放射線を高精度に検出できる。また、複数の第１ガイドをまとめた（束ねた）第１ガイドブロックと、複数の第２ガイドをまとめた第２ガイドブロックとによって光ガイドを構成することによって、光ガイドを高強度にでき、ユニットの耐久性を向上できる。

請求項２に記載の放射線検出ユニットでは、シンチレータの出射面からの光を光ガイドの第１ガイドおよび当該第１ガイドに接続される第２ガイドによって全体として略９０°屈曲させる。これによって、光センサに光をより効率よく導くことができるとともに光路を短くでき、放射線を高精度に検出できる。

請求項３に記載の放射線検出ユニットでは、合成樹脂からなる第１および第２ガイドを用いることによって、たとえばガラスからなるものを用いる場合に比べて光ガイドひいてはユニットを軽量にできる。また、合成樹脂はガラス等に比べて切断や接着等の加工が容易であることから、合成樹脂からなる第１および第２ガイドを用いることによって光ガイドひいてはユニットの製造に要するコストを抑えることができる。

ＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置では、光センサと磁界中のシンチレータブロックとを離れた位置に設けることが望ましいが、このような構成では、放射線検出ユニットが大きくなりやすく、その検出精度も低下しやすい。この発明によれば、シンチレータブロックと光センサとを離れた位置に設ける場合であっても放射線検出ユニットを小型に構成できかつ放射線を高精度に検出できる。したがって、請求項４に記載するように、この発明はＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置に好適に用いられる。

請求項５に記載のＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置では、一対の磁石間に配置されるシンチレータブロックと支持継鉄の他方主面側に配置される光センサとを、支持継鉄の貫通孔を挿通する光ガイドによって接続する。これによって、光センサが磁界の影響を受けにくくなり、光センサの出力低下を抑えることができ、高品質なＰＥＴ画像を得ることができる。このようなＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置に、小型に構成できかつ放射線を高精度に検出できるこの発明の放射線検出ユニットを用いることによって、装置全体を小型に構成できるとともにより高品質なＰＥＴ画像を得ることができる。

この発明によれば、放射線を高精度に検出できる小型の放射線検出ユニット、およびそれを備えるＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置が得られる。

以下、図面を参照して、この発明の実施の形態について説明する。
ここでは、この発明の放射線検出ユニットをＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置に用いた場合について説明する。
図１を参照して、この発明の一実施形態のＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置１０は、それぞれ断層画像を撮像するためのＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置とＭＲＩ（Magnetic Resonance Imaging）装置とを一体的に設けた撮像装置であり、たとえば人間の頭部や小動物等の生体の断層画像を撮像するために用いられる。

ＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置１０は、ＭＲＩユニット１２、ＰＥＴユニット１４および制御ユニット１６を備える。
ＭＲＩユニット１２は、空隙Ｇを介して対向配置される一対の板状継鉄１８ａ，１８ｂ、互いに対向するように板状継鉄１８ａ，１８ｂに設けられる一対の永久磁石２０ａ，２０ｂ、および板状継鉄１８ａと１８ｂとを磁気的に結合する支持継鉄２２を含む。

永久磁石２０ａ，２０ｂはそれぞれ、たとえばＮＥＯＭＡＸ−４７（日立金属株式会社製）等のＲ−Ｆｅ−Ｂ系磁石からなる複数の磁石単体を組み立てることによって得られる。永久磁石２０ａは、板状継鉄１８ａの空隙Ｇ側の面（板状継鉄１８ｂとの対向面）に取り付けられる。同様に、永久磁石２０ｂは、板状継鉄１８ｂの空隙Ｇ側の面（板状継鉄１８ａとの対向面）に取り付けられる。永久磁石２０ａ，２０ｂは、互いの磁化方向が同方向になるように板状継鉄１８ａ，１８ｂに取り付けられ、互いの空隙Ｇ側の面（互いの対向面）に異極を有する。具体的には、たとえば、永久磁石２０ａが空隙Ｇ側の面にＮ極を有しかつ空隙Ｇとは反対側の面（板状継鉄１８ａ側の面）にＳ極を有する場合、永久磁石２０ｂは空隙Ｇ側の面にＳ極を有しかつ空隙Ｇとは反対側の面にＮ極を有する。

また、永久磁石２０ａの空隙Ｇ側の面には、磁極片２４ａが取り付けられ、永久磁石２０ｂの空隙Ｇ側の面には、磁極片２４ｂが取り付けられる。磁極片２４ａは、永久磁石２０ａに固定される円板状のベースプレート２６、ベースプレート２６の周縁部に設けられる環状突起２８、およびベースプレート２６上であって環状突起２８の内周側に設けられる珪素鋼板（図示せず）を含む。磁極片２４ｂについても同様である。磁極片２４ａ，２４ｂそれぞれの珪素鋼板上には、傾斜磁界コイルおよび高周波コイル（いずれも図示せず）が配置される。

板状継鉄１８ａと１８ｂとは、１枚の板状の支持継鉄２２によって連結されることで磁気的に結合される。詳しくは、板状継鉄１８ａの空隙Ｇ側の面の一端縁に支持継鉄２２の一方端面（ここでは下面）が、板状継鉄１８ｂの空隙Ｇ側の面の一端縁に支持継鉄２２の他方端面（ここでは上面）が位置するように、板状継鉄１８ａ，１８ｂと支持継鉄２２とが接続される。板状継鉄１８ａと支持継鉄２２との接続部、および板状継鉄１８ｂと支持継鉄２２との接続部はそれぞれ略９０°の角度を有し、板状継鉄１８ａ，１８ｂと支持継鉄２２とは全体として側面視コ字状を呈する。したがって、板状継鉄１８ａ，１８ｂ、永久磁石２０ａ，２０ｂおよび支持継鉄２２を含む磁界発生装置、ひいてはＭＲＩユニット１２は、三方に開放するオープンタイプに構成される。

また、支持継鉄２２には、空隙Ｇ側の一方主面２２ａから空隙Ｇとは反対側の他方主面２２ｂに貫通する貫通孔３０が設けられる。貫通孔３０は、一方主面２２ａおよび他方主面２２ｂに直交する矢印Ａ方向（ここでは水平方向）に延びて、一方主面２２ａおよび他方主面２２ｂの中央に円形の開口部を有する。

図２および図３をも参照して、ＰＥＴユニット１４は、永久磁石２０ａと２０ｂとの中間（空隙Ｇの中央）に配置されるケース３２、ケース３２にそれぞれ接続される外筒３４および内筒３６、支持継鉄２２に取り付けられるシールドケース３８、ならびにケース３２、外筒３４、内筒３６およびシールドケース３８に収容される複数の放射線検出ユニット４０を含む。

図２に示すように、ケース３２は、その中央に矢印Ａ方向に延びる貫通孔４２を有しかつその内部に環状の収容空間Ｓ１を有する円環状に形成される。貫通孔４２には、断層画像を撮像すべき生体（たとえば人間の頭部）が挿入される。このようなケース３２は、たとえば合成樹脂（プラスチック）であるアクリルや塩化ビニール等の非金属材料からなる。

外筒３４、および外筒３４内に配置される内筒３６はそれぞれ、矢印Ａ方向に延びる両端開口の円筒状に形成される。外筒３４および内筒３６の一方端はそれぞれ、外筒３４および内筒３６がケース３２と同心になるようにケース３２に接続され、外筒３４と内筒３６との間には、ケース３２内の収容空間Ｓ１に連通される環状の収容空間Ｓ２が形成される。また、外筒３４は、その他方端が支持継鉄２２の他方主面２２ｂと面一になるように支持継鉄２２の貫通孔３０に嵌入される。内筒３６は、その他方端が貫通孔３０から他方主面２２ｂ側に突出するように貫通孔３０に挿入される。このような外筒３４および内筒３６はそれぞれ、たとえばアクリルや塩化ビニール等の非金属材料からなる。

シールドケース３８は、その内部に収容空間Ｓ３を有する直方体の箱状に形成され、支持継鉄２２の他方主面２２ｂに取り付けられる。シールドケース３８の支持継鉄２２側の壁３８ａには、内筒３６および光ガイド４８（後述）が挿通される貫通孔４４が設けられる。このようなシールドケース３８は、たとえば鉄、珪素鋼、鉄ニッケル系合金（パーマロイ）等の磁性体からなる。

ケース３２内の収容空間Ｓ１、外筒３４と内筒３６との間の収容空間Ｓ２、およびシールドケース３８内の収容空間Ｓ３には、複数（ここでは１６個：図３参照）の放射線検出ユニット４０が環状に配置される。

図２に示すように、複数の放射線検出ユニット４０はそれぞれ、収容空間Ｓ１に配置されるシンチレータブロック４６、収容空間Ｓ１およびＳ２を矢印Ａ方向に延びる光ガイド４８、および収容空間Ｓ３に配置される位置有感型光電子増倍管（ＰＳＰＭＴ：Position Sensitive Photomultiplier）５０を含む。

図２〜図４に示すように、環状に配置される複数のシンチレータブロック４６はそれぞれ、四角柱状（直方体状）に形成される複数のシンチレータ５２をまとめる（束ねる）ことによって得られる。詳しくは、矢印Ａ方向に９個、矢印Ｂ方向（ケース３２の周方向：図３参照）に１１個のシンチレータ５２を並べ、合計９×１１＝９９個のシンチレータ５２をまとめることによって直方体状のシンチレータブロック４６が得られる。

シンチレータブロック４６を構成する複数のシンチレータ５２はそれぞれ、生体から放出された放射線が入射することによって発光し、入射した放射線に応じた光を出射面５２ａ（図３および図４参照）から出射する。このようなシンチレータ５２は、たとえばＬｕ₂ＳｉＯ₅単結晶等からなる。複数のシンチレータ５２は、シンチレータブロック４６の外周側（貫通孔４２とは反対側）の面を出射面５２ａによって構成するように配置される（図３および図４参照）。

なお、図２および図４には、シンチレータブロック４６のシンチレータ５２、ならびに光ガイド４８の第１ガイド５８および第２ガイド６０（いずれも後述）が実際よりも大きく示されており、その数も実際のものとは異なる。図３に示されているシンチレータブロック４６および光ガイド４８についても同様である。

また、図３では、図面を簡略化するために、環状に配置される複数の放射線検出ユニット４０のうち、上下に対向配置される２つの放射線検出ユニット４０についてのみ符号が付されている。

図２および図３に示すように、光ガイド４８は、シンチレータブロック４６の外周側に位置するように内筒３６の外周面に接着剤等を用いて取り付けられる。光ガイド４８は、収容空間Ｓ１およびＳ２を通ってシンチレータブロック４６と位置有感型光電子増倍管（以下、ＰＳＰＭＴという）５０とを接続する。光ガイド４８は、第１ガイドブロック５４と第２ガイドブロック５６とを含み、それらを接着剤等を用いて接続することによって、矢印Ａ方向に延びる四角柱状（直方体状）に形成される。

図２〜図４に示すように、第１ガイドブロック５４は、複数（ここでは４９本）の第１ガイド５８をまとめる（束ねる）ことによって構成され、シンチレータブロック４６の外周側の面（複数のシンチレータ５２の出射面５２ａによって構成される面）にずれなく接続される。第１ガイドブロック５４は、直角三角形状の両端面を有する三角柱状に形成され、ＰＳＰＭＴ５０側に斜面を有する。このような第１ガイドブロック５４は、たとえば、シンチレータ５２の径（出射面５２ａの径）よりも大きな径を有する四角柱状（直方体状）の複数の第１ガイド５８によって直方体状のブロックを形成し、当該ブロックを対角線に沿って２つに切断（分割）することによって得られる。

図４に示すように、第１ガイドブロック５４を構成する第１ガイド５８は、シンチレータ５２の出射面５２ａから光が入射するようにシンチレータブロック４６に接続され、出射面５２ａに対して垂直な方向（矢印Ｃ１方向）に直線的に延びる。第１ガイド５８は、ＰＳＰＭＴ５０側に傾き第１ガイドブロック５４の斜面を構成する斜面５９を有する。第１ガイド５８は、合成樹脂からなるコアの外周面を合成樹脂からなるクラッドで被覆することによって構成される。具体的に、第１ガイド５８は、屈折率の大きい材料からなるコアの外周面を屈折率の小さい材料からなるクラッドで被覆することによって構成される。

第２ガイドブロック５６は、複数（ここでは４９本）の第２ガイド６０をまとめる（束ねる）ことによって構成され、第１ガイドブロック５４の斜面に対応する斜面を有する四角柱状に形成される。第２ガイドブロック５６は、その一方端の斜面が第１ガイドブロック５４の斜面にずれなく接するように第１ガイドブロック５４に接続される。このような第２ガイドブロック５６は、たとえば、第１ガイド５８と同じ大きさの径を有する四角柱状（直方体状）の複数の第２ガイド６０によって四角柱状（直方体状）のブロックを形成し、当該ブロックの角部を切り欠くことによって得られる。

第２ガイドブロック５６を構成する第２ガイド６０は、出射面５２ａ側に傾き第２ガイドブロック５６の斜面を構成する斜面６１を有し、矢印Ｃ１方向に直交する矢印Ａ方向（出射面５２ａに対して平行な方向）に直線的に延びる。第２ガイド６０は、第１ガイドブロック５４の第１ガイド５８と一対一の対応関係を有し、その斜面６１が第１ガイド５８の斜面５９にずれなく接するように第１ガイド５８に接続される。第２ガイド６０は、第１ガイド５８と同様に構成され、合成樹脂からなる。

このような光ガイド４８において、出射面５２ａからの光は、第１ガイド５８によって当該第１ガイド５８に対応する第２ガイド６０に向けて矢印Ｃ１方向に導かれ、斜面５９，６１を介して第２ガイド６０に与えられる。そして、第１ガイド５８からの光は、第２ガイド６０に入射することによって略９０°（図４の角度Ｄ１参照）屈曲された後に、第２ガイド６０によってＰＳＰＭＴ５０に向けて矢印Ａ方向に導かれ、ＰＳＰＭＴ５０に与えられる。つまり、出射面５２ａに対して垂直な矢印Ｃ１方向（第１方向）に延びる第１ガイド５８と、出射面５２ａに対して平行な矢印Ａ方向（第２方向）に延びる第２ガイド６０とを接続することによって、光路が図４に角度Ｄ１で示すように略９０°屈曲される。

図２に示すように、光センサの一例であるＰＳＰＭＴ５０は、シールドケース３８内の収容空間Ｓ３に配置され、貫通孔４４の開口部に沿って壁３８ａに取り付けられる。ＰＳＰＭＴ５０は、壁３８ａに取り付けられ貫通孔４４側に開口部を有するケース６２、およびケース６２に収容される受光部６４を含む。受光部６４には、貫通孔４４側から光ガイド４８の複数の第２ガイド６０が接続される。ＰＳＰＭＴ５０は、受光部６４に光が入射することによって、光の強弱に応じた電気信号とともに受光部６４における光の入射位置に関する情報を出力する。シンチレータブロック４６の各シンチレータ５２からの光は光ガイド４８を介して受光部６４の所定位置に入射するので、受光部６４における光の入射位置に関する情報に基づいてシンチレータブロック４６において発光したシンチレータ５２を特定できる。

ＰＳＰＭＴ５０の出力は磁界の影響によって低下することが知られているが、ＭＲＩユニット１２から外側に漏れる磁界（漏洩磁界）の強度が小さい支持継鉄２２の他方主面２２ｂ側にＰＳＰＭＴ５０を配置することによってＰＳＰＭＴ５０の出力低下を抑えることができる。特にシールドケース３８内の収容空間Ｓ３にはシールドケース３８の壁の内部を漏洩磁束が通ることから漏洩磁界の影響が及びにくく、収容空間Ｓ３にＰＳＰＭＴ５０を配置することによってＰＳＰＭＴ５０の出力低下をより効果的に抑えることができる。

制御ユニット１６は、傾斜磁界コイルや高周波コイル（ＲＦコイル）に電力を供給するための送信系、高周波コイルやＰＳＰＭＴ５０からの信号を受信するための受信系、ならびに送信系および受信系を制御するとともに高周波コイルやＰＳＰＭＴ５０からの信号に基づいて生体の断層画像を生成する中央処理装置（ＣＰＵ）等を含む。

このように構成されるＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置１０では、ＭＲＩユニット１２を用いてケース３２の貫通孔４２に挿入された生体の断層画像を撮像すると同時に、ＰＥＴユニット１４を用いて当該生体の断層画像を撮像し、これらの合成画像を生成する。

詳しくは、ＭＲＩユニット１２では、永久磁石２０ａ，２０ｂによって空隙Ｇにたとえば０．３Ｔ以上の磁界を発生させつつ、磁極片２４ａ，２４ｂの傾斜磁界コイルによって生体に傾斜磁界を印加する。また、磁極片２４ａ，２４ｂの一方の高周波コイルから生体に高周波パルス信号を与え、生体からの応答信号（核磁気共鳴信号）を他方の高周波コイルに受信させる。制御ユニット１６は、高周波コイルからの核磁気共鳴（ＮＭＲ：Nuclear Magnetic Resonance）信号に基づいて生体の内部器官の形状を表す断層画像（ＭＲＩ画像）を生成する。つまり、ＭＲＩユニット１２を用いて制御ユニット１６でＭＲＩ画像が撮像される。生体のスライス面は、傾斜磁界コイルによる磁界の印加方向によって設定される。

一方、ＰＥＴユニット１４では、陽電子放出核種で標識したＦＤＧ（2Fluoro 2Deoxy D-Glucose）等の薬剤が投与された生体からの放射線を受けることによって、シンチレータブロック４６のシンチレータ５２が発光する。シンチレータ５２の出射面５２ａから出射された光は、光ガイド４８に入射し、第１ガイド５８によって矢印Ｃ１方向の第２ガイド６０側に案内された後に第２ガイド６０によって矢印Ａ方向のＰＳＰＭＴ５０側に案内される。そして、シンチレータからの光がＰＳＰＭＴ５０に与えられる。ＰＳＰＭＴ５０は、シンチレータ５２からの光を光電子に変換した後にこれを増幅し、シンチレータ５２からの光の強弱に応じた電気信号を制御ユニット１６に入力する。これとともにＰＳＰＭＴ５０は、受光部６４における光の入射位置に関する情報を制御ユニット１６に入力する。制御ユニット１６は、ＰＳＰＭＴ５０からの電気信号の大小と光の入射位置に関する情報とに基づいて、発光したシンチレータ５２を特定するとともにシンチレータ５２の内部における発光位置を特定し、生体内における薬剤の濃度分布を表す断層画像（ＰＥＴ画像）を生成する。つまり、ＰＥＴユニット１４を用いて制御ユニット１６でＰＥＴ画像が撮像される。

その後、制御ユニット１６は、生体の同一部位について同時に撮像したＰＥＴ画像とＭＲＩ画像とを合成し（重ね合わせ）、合成画像を生成する。このように生成された合成画像は、制御ユニット１６の指示に従って、たとえば図示しない表示部に表示される。

このようなＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置１０の放射線検出ユニット４０によれば、第１ガイド５８によって当該第１ガイド５８に対応する（接続される）第２ガイド６０に導かれた出射面５２ａからの光が、第２ガイド６０で略９０°屈曲された後にＰＳＰＭＴ５０に導かれる。これによって、光ファイバー自体を湾曲させる場合に比べて、光ガイド４８ひいてはユニットを小型に構成できる。また、光ファイバー自体を湾曲させる場合に比べて、シンチレータ５２からＰＳＰＭＴ５０までの光路を短くでき、光の損失を小さくできる。さらに、第１ガイド５８の径と第２ガイド６０の径とをシンチレータ５２の径よりも大きくすることによって、シンチレータ５２からの光の減衰を抑えることができ、ＰＳＰＭＴ５０に光を効率よく導くことができる。これらの結果、放射線を高精度に検出できる。また、複数の第１ガイド５８をまとめた第１ガイドブロック５４と、複数の第２ガイド６０をまとめた第２ガイドブロック５６とによって光ガイド４８を構成することによって、光ガイド４８を高強度にでき、放射線検出ユニット４０の耐久性を向上できる。

出射面５２ａからの光を光ガイド４８の第１ガイド５８および当該第１ガイド５８に接続される第２ガイド６０によって全体として略９０°屈曲させることによって、ＰＳＰＭＴ５０に光をより効率よく導くことができるとともに光路を短くでき、放射線を高精度に検出できる。

合成樹脂からなる第１ガイド５８および第２ガイド６０を用いることによって、たとえばガラスからなるものを用いる場合に比べて光ガイド４８ひいては放射線検出ユニット４０を軽量にできる。また、合成樹脂はガラス等に比べて切断や接着等の加工が容易であることから、合成樹脂からなる第１ガイド５８および第２ガイド６０を用いることによって光ガイド４８ひいては放射線検出ユニット４０の製造に要するコストを抑えることができる。

小型に構成できかつ放射線を高精度に検出できる放射線検出ユニット４０は、シンチレータブロック４６とＰＳＰＭＴ５０とを離れた位置に設けることが望まれるＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置１０に好適に用いられる。

ＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置１０によれば、ＰＳＰＭＴ５０を支持継鉄２２の他方主面２２ｂ側に配置することによって、ＰＳＰＭＴ５０が磁界の影響を受けにくくなる。これによってＰＳＰＭＴ５０の出力低下を抑えることができ、高品質なＰＥＴ画像ひいては高品質な合成画像を得ることができる。このようなＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置１０に、小型に構成できかつ放射線を高精度に検出できる放射線検出ユニット４０を用いることによって、装置全体を小型に構成できるとともにより高品質な合成画像を得ることができる。

なお、放射線検出ユニット４０では、第１ガイド５８が出射面５２ａに対して垂直な矢印Ｃ１方向に延びる場合について説明したが、第１ガイド５８が延びる方向は矢印Ｃ１方向に対してわずかに傾いていてもよい。第２ガイド６０が延びる方向についても同様であり、矢印Ａ方向に対してわずかに傾いていてもよい。

ついで、図５を参照して、この発明の放射線検出ユニットの他の例である放射線検出ユニット４０ａについて説明する。
放射線検出ユニット４０ａには、上述の光ガイド４８に代えて光ガイド４８ａが用いられる。それ以外については放射線検出ユニット４０と４０ａとは同様に構成されるので、同様に構成される部分については同一の符号を付して重複する説明は省略する。

光ガイド４８と同様に、光ガイド４８ａは、第１ガイドブロック５４ａと第２ガイドブロック５６ａとを接続することによって構成される。光ガイド４８ａは、矢印Ａ方向に延びてＰＳＰＭＴ５０とは反対側に斜面を有する四角柱状に形成される。

第１ガイドブロック５４ａは、複数の第１ガイド５８ａをまとめることによって構成され、シンチレータブロック４６の外周側の面にずれなく接続される。第１ガイドブロック５４ａは、二等辺三角形状（図５では略正三角形状）の両端面を有する三角柱状に形成され、ＰＳＰＭＴ５０側およびその反対側に斜面を有する。

第１ガイドブロック５４ａを構成する第１ガイド５８ａは、シンチレータ５２の出射面５２ａから光が入射するようにシンチレータブロック４６に接続され、出射面５２ａに対してＰＳＰＭＴ５０側に６０°程度傾く方向（矢印Ｃ２方向）に直線的に延びる。第１ガイド５８ａは、ＰＳＰＭＴ５０側に傾き第１ガイドブロック５４ａの斜面を構成する斜面５９ａを有する。第１ガイド５８ａは、矢印Ｃ２方向に直交する方向の断面が四角形状でありかつ当該断面の径がシンチレータ５２の径（出射面５２ａの径）よりも大きくなるように形成される。第１ガイド５８ａは、第１ガイド５８および第２ガイド６０と同様に構成され、合成樹脂からなる。

第２ガイドブロック５６ａは、複数の第２ガイド６０ａをまとめることによって構成され、第１ガイドブロック５４ａの斜面に対応する斜面を有する四角柱状に形成される。第２ガイドブロック５６ａは、その一方端の斜面が第１ガイドブロック５４ａの斜面にずれなく接するように第１ガイドブロック５４ａに接続される。

第２ガイドブロック５６ａを構成する第２ガイド６０ａは、出射面５２ａ側に傾き第２ガイドブロック５６ａの斜面を構成する斜面６１ａを有し、矢印Ａ方向に直線的に延びる。第２ガイド６０ａは、その矢印Ａ方向に直交する方向の断面が、第１ガイド５８ａの矢印Ｃ２方向に直交する方向の断面と同形状かつ同寸法になるように形成される。したがって、第２ガイド６０ａは、第１ガイド５８ａと同じ大きさの径を有する。第２ガイド６０ａは、第１ガイドブロック５４ａの第１ガイド５８ａと一対一の対応関係を有し、その斜面６１ａが第１ガイド５８ａの斜面５９ａにずれなく接するように第１ガイド５８ａに接続される。第２ガイド６０ａは、第１ガイド５８，５８ａおよび第２ガイド６０と同様に構成され、合成樹脂からなる。

このような光ガイド４８ａにおいて、出射面５２ａからの光は、第１ガイド５８ａに入射することによって３０°程度（図５の角度Ｄ２参照）屈曲された後に、第１ガイド５８ａによって当該第１ガイド５８ａに対応する第２ガイド６０ａに向けて矢印Ｃ２方向に導かれ、斜面５９ａ，６１ａを介して第２ガイド６０ａに与えられる。そして、第１ガイド５８ａからの光は、第２ガイド６０ａに入射することによって６０°程度（図５の角度Ｄ３参照）屈曲された後に、第２ガイド６０ａによってＰＳＰＭＴ５０に向けて矢印Ａ方向に導かれ、ＰＳＰＭＴ５０に与えられる。つまり、出射面５２ａに対してＰＳＰＭＴ５０側に傾く矢印Ｃ２方向（第１方向）に延びる第１ガイド５８ａと、出射面５２ａに対して平行な矢印Ａ方向（第２方向）に延びる第２ガイド６０ａとを接続することによって、光路が角度Ｄ２＋角度Ｄ３（略９０°）屈曲される。

このように、シンチレータ５２の出射面５２ａからの光を第１ガイド５８ａによって角度Ｄ２で屈曲させることによって、より一層、シンチレータ５２からＰＳＰＭＴ５０までの光路を短くでき、放射線の検出精度を向上させることができる。

なお、第１ガイドおよび第２ガイドでそれぞれ光を複数回屈曲させるようにしてもよい。この場合、たとえば、延びる向きがそれぞれ異なる複数のガイド片を組み合わせることによって第１ガイドを構成し、第２ガイドも第１ガイドと同様に構成すればよい。第１ガイドおよび第２ガイドのいずれか一方のみで光を複数回屈曲させるようにしてもよいことはいうまでもない。

また、上述の実施形態では、合成樹脂からなる第１ガイド５８（５８ａ）と第２ガイド６０（６０ａ）とを用いる場合について説明したが、この発明はこれに限定されず、たとえば主としてガラスからなる光ファイバーを第１ガイドおよび第２ガイドとして用いてもよい。

さらに、上述の実施形態では、光センサとしてＰＳＰＭＴ５０を用いる場合について説明したが、光センサはこれに限定されない。たとえば光センサとしてフラットパネルＰＭＴを用いてもよいしフォトダイオード等の半導体センサを用いてもよい。

この発明の放射線検出ユニットが用いられるＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置によって断層画像を撮像すべき生体は、人間に限定されない。この発明の放射線検出ユニットが用いられるＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置によって、任意の生体の断層画像を撮像できる。

この発明の放射線検出ユニットが用いられる装置はＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置に限定されず、たとえば、この発明の放射線検出ユニットをＰＥＴ装置に用いるようにしてもよい。

この発明の一実施形態を示す斜視図である。 ＰＥＴユニットと支持継鉄との位置関係を示す端面図解図である。 ＰＥＴユニットの要部を示す正面図解図である。 この発明の放射線検出ユニットの一例を示す側面図解図である。 この発明の放射線検出ユニットの他の例を示す側面図解図である。

符号の説明

１０ ＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置
１２ ＭＲＩユニット
１４ ＰＥＴユニット
１８ａ，１８ｂ 板状継鉄
２０ａ，２０ｂ 永久磁石
２２ 支持継鉄
２２ａ 一方主面
２２ｂ 他方主面
３０，４２，４４ 貫通孔
４０，４０ａ 放射線検出ユニット
４６ シンチレータブロック
４８，４８ａ 光ガイド
５０ ＰＳＰＭＴ（位置有感型光電子増倍管）
５２ シンチレータ
５２ａ 出射面
５４，５４ａ 第１ガイドブロック
５６，５６ａ 第２ガイドブロック
５８，５８ａ 第１ガイド
６０，６０ａ 第２ガイド
Ｇ 空隙

Claims (5)

1. それぞれ入射した放射線に応じた光を出射面から出射する複数のシンチレータを含むシンチレータブロック、
   前記シンチレータブロックからの光を検出する光センサ、ならびに
   前記シンチレータブロックに接続される第１ガイドブロック、および前記第１ガイドブロックと前記光センサとを接続する第２ガイドブロックを有する光ガイドを備え、
   前記第１ガイドブロックは、それぞれ前記シンチレータよりも大きな径を有しかつ前記出射面から光が入射するように前記シンチレータブロックに接続される複数の第１ガイドを含み、前記第２ガイドブロックは、それぞれ前記第１ガイドと同じ大きさの径を有しかつ前記第１ガイドと前記光センサとを接続する複数の第２ガイドを含み、
   前記各第１ガイドは前記シンチレータブロックからの光を対応する前記第２ガイドに導き、前記各第２ガイドは前記第１ガイドからの光を屈曲させて前記光センサに導く、放射線検出ユニット。
2. 前記光ガイドは、前記シンチレータブロックからの光を略９０°屈曲させて前記光センサに導く、請求項１に記載の放射線検出ユニット。
3. 前記第１ガイドおよび前記第２ガイドは合成樹脂からなる、請求項１または２に記載の放射線検出ユニット。
4. 空隙を介して対向配置される一対の板状継鉄、
   互いに対向するように一方の前記板状継鉄の対向面に一方が設けられ他方の前記板状継鉄の対向面に他方が設けられる一対の磁石、
   前記一対の板状継鉄を磁気的に結合する支持継鉄、および
   請求項１から３のいずれかに記載の放射線検出ユニットを備え、
   前記シンチレータブロックは前記一対の磁石間に配置される、ＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置。
5. 前記支持継鉄は前記空隙側の一方主面から前記空隙とは反対側の他方主面に貫通する貫通孔を有し、前記光センサは前記支持継鉄の前記他方主面側に配置され、前記光ガイドは前記支持継鉄の前記貫通孔に挿通される、請求項４に記載のＰＥＴ／ＭＲＩ一体型装置。

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