JP2013104828A

JP2013104828A - 核医学診断装置

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Publication number: JP2013104828A
Application number: JP2011250161A
Authority: JP
Inventors: Satoshi Ota; 聡太田
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2011-11-15
Filing date: 2011-11-15
Publication date: 2013-05-30
Anticipated expiration: 2031-11-15
Also published as: JP5972554B2

Abstract

【課題】継続して動作させスループットを向上させる核医学診断装置を提供する。
【解決手段】医学診断装置を構成するデータ収集システムユニットには、ＩＣ基板の温度上昇に伴う故障防止のため複数の冷却ファンが備えられ、冷却ファンそれぞれの回転速度を第一閾値と比較し、上回っていれば放熱が十分と判断する。次に、第一閾値を下回っている冷却ファンの回転速度を第一閾値よりも小さい第二閾値と比較し、第二閾値を超えていた場合には警告信号を発生させる。また、少なくとも１つの冷却ファンの回転速度が第二閾値以下である場合、その冷却ファンの回転速度を上昇させる。
【選択図】図５

Description

本発明の実施形態は、核医学診断装置に関する。

核医学診断装置は、例えば、以下のようにＰＥＴ収集を行っている（例えば、特許文献１参照）。まず、陽電子(positron)を放出する放射性同位元素で標識された薬剤が被検体に投与される。核医学診断装置は、被検体の周囲にリング状に配置された複数の光検出器を利用して、被検体内から放出されるガンマ線を繰り返し検出する。そして、ガンマ線の検出時刻をタイムスタンプとして利用し、所定の時間枠内で検出された２本のガンマ線を同定する。同定された２本のガンマ線は、同一の対消滅点から発生されたものと推定される。核医学診断装置は、同時計測された一対の検出器を結ぶ線（LOR:line of resp onse）上に対消滅点があると推定する。このように、同一の対消滅点から発生された２本のガンマ線を同定することは、同時計測（コインシデンス）と呼ばれている。核医学診断装置は、ＬＯＲに関する光検出器からの出力信号に基づいてＰＥＴ画像のデータを発生している。

従来の核医学診断装置においては、データ収集システムに設けられるＩＣ基板が、温度により故障する可能性を検出した場合に、ＩＣ基板の故障を防止するために装置全体をＯＦＦする。

特開２００３−２７９６５２号公報

しかし、上記の方法では、ＩＣ基板が温度により故障する可能性をした場合に装置全体をＯＦＦするため、ユーザーは臨床の場において検査を継続することができない。

目的は、装置ができるだけ継続して動作することによりスループットを向上させることである。

本実施形態に係る核医学診断装置は、被検体に投与された放射線同意元素から放出されるガンマ線を検出する複数のガンマ線検出器と、前記複数のガンマ線検出器にそれぞれ隣接して設けられ、アナログーデジタル回路が形成された複数のデータ収集システムと、前記複数のデータ収集システムそれぞれに対して電力を供給する電力供給部と、前記複数のデータ収集システムそれぞれを冷却するための複数の冷却ファンを有する複数の冷却ファンユニットと、前記複数の冷却ファンそれぞれの回転速度を第一閾値と比較する第一比較部と、前記複数の冷却ファンのうち、前記第一閾値を超える冷却ファンの回転速度を第二閾値と比較する第二比較部と、前記複数の冷却ファンそれぞれの回転速度が前記第一閾値を超えた場合、前記複数のデータ収集システムそれぞれに対して電力供給を続けさせるために前記電力供給部を制御し、前記複数の冷却ファンそれぞれの回転速度が前記第一閾値以下であり、前記第二閾値を超えた場合、警告信号を発生させるための出力制御信号を発生するとともに、前記複数のデータ収集システムそれぞれに対して電力供給を続けさせるために前記電力供給部を制御し、前記複数の冷却ファンのうち少なくとも１つの冷却ファンの回転速度が前記第二閾値以下である場合、前記回転速度が前記第二閾値以外を示す冷却ファンの回転速度を上昇させるために前記冷却ファンユニットを制御する第一制御部と、を具備する。

本実施形態に係るＰＥＴ−ＣＴの構成を示すブロック図である。図１ＡにおけるＰＥＴ架台２の構成をより詳細に示したブロック図である。図１Ｂにおけるガンマ線検出器２１の詳細を示す図である。図１Ｂにおける、ＰＥＴ装置におけるデータ収集システムユニット２２とガンマ線検出器２１とシステム制御部１１と、ＩＣ基板７５及び電力供給部４０との関係をより詳細に示した図である。図３における、ＰＥＴ装置におけるデータ収集システムユニット２２の構造を詳細に示した図である。冷却ファン８４と、冷却ファンユニット８４１の構造を模式的に示した図である。本実施形態に係る、ＰＥＴ装置における同一のデータ収集システムユニット２２に存在する冷却ファン８４３それぞれについての冷却ファン回転速度検出から始まる縮退モードの流れを示した図である。本実施形態に係る、ＰＥＴ装置における同一のデータ収集システムユニット２２に存在する冷却ファン８４３毎の放熱温度検出から始まる縮退モードの流れを示した図である。本実施形態に係る、ＰＥＴ装置における同一のデータ収集システムユニット２２に存在するＩＣ基板７５の周囲温度検出から始まる縮退モードの流れを示した図である。図７に記載された画像補正の詳細を模式的に示した図である。

以下、図面を参照しながら本実施形態に係わる核医学診断装置について説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。なお本実施形態に係る核医学診断装置とは、ガンマカメラ、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴのいずれかである。以下の説明では、ＰＥＴを有するＰＥＴーＣＴ装置として説明する。

図１Ａは、本発明によるＰＥＴ−ＣＴ装置全体の構成を示すブロック図である。ＰＥＴ−ＣＴ装置１００は、Ｘ線により被検体Ｐの断層撮像を行う撮影部を有するＣＴ架台１と、被検体Ｐに放射線薬剤を投与し、被検体Ｐの体内から放出されるポジトロンを撮影することにより被検体Ｐの断層撮影を行う撮影部を有するＰＥＴ架台２と、被検体Ｐを戴置する天板５９と、天板５９を支持すると共に天板５９を移動させる寝台５と、ＣＴ架台１におけるＸ線照射に必要な高電圧を発生する高電圧発生部９２、及びＸ線制御部９１とを備えている。

また、ＰＥＴ−ＣＴ装置１００は、ＣＴ架台１のチルト、ＰＥＴ架台２の移動、寝台５の移動、或いは天板５９の移動を行う機構部４と、ＣＴ架台１及びＰＥＴ架台２の検出器において検出、収集されたデータの処理を行う画像発生部６と、画像発生部６で処理された画像データの表示を行う表示部９とを備えている。

更に、ＰＥＴ−ＣＴ装置１００は、ＣＴ架台１或いはＰＥＴ架台２による撮影で被検体Ｐを所望の撮影部位に設定する際、寝台５の位置決めを行うための寝台位置検出部７と、ＰＥＴ架台２の位置決めを行うためのＰＥＴ位置検出部８とを備えている。

そして、ＰＥＴ−ＣＴ装置１００は、被検体情報、撮影条件、表示条件など諸条件の選択や入力、種々のコマンドの入力を行う操作部１０と、ＰＥＴ−ＣＴ装置１００の上記各ユニットを統括して制御するシステム制御部１１とを備えている。

ＣＴ架台１は、中央に天板５９の被検体Ｐが送りこまれるほぼ円筒状のＣＴ開口部１４と、被検体Ｐに対しＸ線を照射するＸ線管１５と、被検体Ｐを介してＸ線管１５に対向して配置され、被検体Ｐを透過したＸ線を検出し電気信号に変換するＸ線検出器１２と、Ｘ線検出器１２から出力される電気信号を収集して処理するデータ収集システム１３と、ＣＴ架台１のＣＴ開口部１４の外周にＸ線管１５、Ｘ線検出器１４、及びデータ収集システム部１３を回転可能に支持する回転リング（図示しない）を備えている。そして、ＣＴ架台１は、図示しない保持部によってこの回転リングの中心を通り回転リング面に平行な水平軸を軸にしてチルト可能に保持されている。

一方、ＰＥＴ架台２は、中央に天板５９上の被検体Ｐが送り込まれるほぼ円筒状のＰＥＴ開口部２３と、ＰＥＴ開口部２３の外周にリング状に配列された、放射性同位元素を投与した被検体Ｐの体内から放出されるポジトロンを光信号に変換し、更に変換された光信号を電気信号に変換して出力するガンマ線検出器２１と、ガンマ線検出器２１から出力される電気信号を処理するデータ収集システム９４とを備えている。

機構部４は、ＣＴ架台１をチルトするＣＴ架台チルト機構４１と、天板５９を上下及び天板５９の長手方向に水平移動させる天板移動機構４２と、ＰＥＴ架台２を被検体Ｐの体軸方向に移動させるＰＥＴ架台移動機構４３と、ＣＴ架台１或いはＰＥＴ架台２による撮影のために寝台５をＣＴ架台１及びＰＥＴ架台２の開口部方向に移動させる寝台移動機構４４と、ＣＴ架台チルト機構４１、天板移動機構４２、ＰＥＴ架台移動機構４３、及び寝台移動機構４４、及び図１Ｂに示される電力供給部４０とを制御する架台・天板・寝台機構制御部４５とを備えている。

高電圧発生部９２には、Ｘ線管１５の陰極から発生する熱電子を加速するために、陽極と陰極との間に印加する高電圧を発生させる高電圧発生部９２と、システム制御部１１からの指示信号に従い、高電圧発生部９２における管電流、管電圧、照射時間等のＸ線照射条件の制御を行うＸ線制御部９１とを備えている。

画像発生部６は、ＣＴ架台１から送られてきたデータを処理してＣＴ画像データを発生するＣＴ画像処理部６１と、ＰＥＴ架台２から送られてきたデータを処理してＰＥＴ画像データを発生するＰＥＴ画像処理部６２と、ＣＴ画像処理部６１が発生したＣＴ画像データをＰＥＴ画像処理部６２が発生したＰＥＴ画像データに重ね合わせて合成処理を行いＰＥＴ−ＣＴ画像データを発生する画像処理部６３とを備えている。

寝台位置検出器７は、ＣＴ架台１による撮影を行う場合に、ＰＥＴ架台撮影位置からＣＴ撮影位置へ移動する寝台５を検出するためのＣＴ撮影用寝台位置検出器７１と、ＰＥＴ架台２による撮影を行う場合に、ＣＴ撮影位置からＰＥＴ架台撮影位置へ移動する寝台５を検出するためのＰＥＴ撮影用寝台位置検出器７２とを備えている。

ＰＥＴ位置検出器８は、ＰＥＴ架台２による撮影の場合にＰＥＴ架台２のＰＥＴ架台待機位置からＰＥＴ架台撮影位置へ移動するＰＥＴ架台２を検出するためのＰＥＴ架台撮影位置検出器８１と、ＣＴ架台１による撮影の場合にＰＥＴ架台撮影位置からＰＥＴ架台２のＰＥＴ架台待機位置へ移動するＰＥＴ架台２を検出するためのＰＥＴ架台待機位置検出器８２とを備えている。

そして、寝台位置検出部７及びＰＥＴ位置検出器８で検出された信号は、サーボアンプ等で構成された架台・天板・寝台機構制御部４５に送られ、架台・天板・寝台機構制御部４５はそれらの信号に基づき、寝台移動機構４４及びＰＥＴ架台移動機構４３の駆動モータを表示する液晶やＣＲＴ等のモニタを備えている。

表示部９は、再構成部５７により再構成されたＰＥＴ画像を表示デバイスに表示する。表示デバイスとしては、ＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。

操作部１０は、キーボード、トラックボールジョイスティック、マウス等の入力デバイスや表示パネル、更には、各種スイッチ等を備えたインターフェイスであり、年齢、性別、体格、検査部位、検査方法、過去の診断履歴等被検体の情報等の各種撮影条件の設定、各種コマンドの入力を行う。

システム制御部１１は、システム制御部１１は、ＰＥＴ−ＣＴ装置の中枢として機能する。システム制御部１１は、メモリやＣＰＵなどを有する。例えば、自身が有するメモリに専用プログラムを展開し、この専用プログラムに従って各部を制御することによりＰＥＴ収集やＰＥＴ画像の再構成処理を行う。操作部１０から供給されるコマンド信号、撮影条件等の情報を一旦記憶した後、これらの情報に基づいたＣＴ画像データ、ＰＥＴ画像データ、或いはＰＥＴ／ＣＴ画像データの発生と表示、移動機構に関する制御、及び図２に示される電力供給部４０への電力供給のオンとオフを制御する。

図１Ｂは、図１ＡにおけるＰＥＴ架台２とＰＥＴ画像処理部６２とシステム制御部１１との関係をより具体的に示したブロック図である。図１Ｂに示すようにＰＥＴは、ＰＥＴ架台２とＰＥＴ画像処理部６２とを有している。ＰＥＴ架台２は、筐体内部に検出器ブロック３０を有している。

ガンマ線検出器２１を備えている回転リングの開口部には、被検体Ｐを戴置可能な天板５９が挿入される。ガンマ線検出器２１を備えている回転リングは、天板の長軸周りに円周状に配列された複数の検出器ブロック３０を有している。典型的には、ガンマ検出器２１を備える回転リングは、天板の長軸に沿って複数配列される。

図２は、検出器ブロック３０の詳細な構造を示す図である。なお図２（図１も同様）には、簡単のため１つの検出器ブロック３０しか図示されていないが、実際の筐体内部にはより多くの検出器ブロック３０を搭載可能である。

各検出器ブロック３０は、図２に示すように、ガンマ線検出器２１とフロントエンド回路３５とを装備している。

ガンマ線検出器２１は、ガンマ線を検出し、検出されたガンマ線の強度に応じた電気信号を生成する。具体的には、ガンマ線検出器２１は、被検体内から放出されたガンマ線を検出し、検出されたガンマ線の強度に応じたアナログの電気信号を生成する。また、ガンマ線検出器２１は、レーザーパルス発生器（図示しない）から入射されたレーザーパルスを検出し、検出されたレーザーパルスの強度に応じたアナログの電気信号を発生する。

具体的には、各ガンマ線検出器２１は、図２に示されるように複数のシンチレータ（クリスタル）３３１、ライトガイド３３３、及び光電子増倍管３３５が接合されている。

各シンチレータ３３１は、直方体状に成形されたシンチレータ結晶からなる。シンチレータ結晶は、ガンマ線が入射されると蛍光を発生する物質である。シンチレータ結晶は、例えば、NaI(ヨウ化ナトリウム)やＢＧＯ（ビスマス酸ジャーマネイト）、ＬＳＯ（ケイ酸ルテチウムにセリウムを一定量添加したもの）等が用いられる。１つの検出器ブロック３０には、２次元状に配列された複数のシンチレータ３３１が搭載される。

図１Ｂにおけるエネルギー計算部３５１は、光電子増倍管３３５からの電気信号に基づいて、ガンマ線検出器２１に入射された光のエネルギー値に応じた強度を有する電気信号（エネルギー信号）を発生する。

光電子増倍管３３５は、光電面がライトガイド３３３側に向くようにライトガイド３３３に光学的に接合されている。光電子増倍管３３５の光電面の反対側の面には、フロントエンド回路３５が接合されている。光電子増倍管３３５は、ライトガイド３３３を介してシンチレーター３３１から蛍光を受光し、受光された蛍光を増幅し、増幅された蛍光の光量に応じたパルス状の電気信号を発生する。また、光電子増倍管３３５は、ライトガイド３３３に入射されたレーザーパルスを受光し、受光されたレーザーパルスを増幅し、増幅されたレーザーパルスの光量に応じたパルス状の電気信号を発生する。このように光電子増倍管３３５は、電気信号発生部として機能する。発生された電気パルスは、フロントエンド回路３５に供給される。なお、光電子増倍管３３５の代わりに、電気信号発生部として機能するフォトダイオ―ドを設けても良い。

フロントエンド回路３５は、図１Ｂに示すエネルギー計算部３５１、位置計算部３５３、及び検出時刻計測部３５５の機能を有する。

位置計算部３５３は、光電子増倍管３３５からの電気信号に基づいて、光が入射した位置座標に応じた強度を有する電気信号（位置信号）を生成する。典型的には、位置座標は、光が発生したシンチレーター３３１の位置座標である。ガンマ線は実際にシンチレータ３３１に入射する。従って、位置計算部３５３により計算されるガンマ線は実際にシンチレーター３３１に入射しない。従って、位置計算部３５３により計算されるレーザーパルスの位置座標は、架空の位置座標であるといえる。生成された位置信号は、ＰＥＴ画像処理部６２の検出時刻リスト記憶部５１に供給される。

ＰＥＴ画像処理部６２は、検出時刻リスト記憶部５１、出力値推定部５３、同時計測部５５、再構成部５７とを有する。

検出時刻リスト記憶部５１は、検出時刻リストのデータを記憶する。検出時刻リストは、少なくともイベントデータと検出時刻データとがイベント毎に関連付けられたリストである。検出時刻リスト上においては、ガンマ線イベントの検出時刻がタイムスタンプとして利用されている。検出時刻リストは、全ての光電子増倍管３３５について１つ発生されるとしても、検出器ブロック３０毎に発生されるとしてもよい。

出力値推定部５３は、故障したＩＣ基板７５が存在する場合に、故障したＩＣ基板７５以外の複数のＩＣ基板７５を用いて、前述した故障したＩＣ基板７５の出力値を推定する。出力値推定部５３における詳しい出力推定方法については後述する。

同時計測部５５は、相対時間を利用してガンマ線イベントの同時計測を行う。具体的には、同時計測部５５は、相対時間リストの中から予め定められた時間枠内に収まる２つのガンマ線イベントを繰り返し同定し、この２つのガンマ線イベントに関するイベントデータを繰り返し同定する。特定された２つのガンマ線イベントは、同一の対消滅点から発生された一対のガンマ線に由来すると推定される。一対のガンマ線を検出した一対のガンマ線検出器２１間を結ぶ線は、ＬＯＲ(line of interest)と呼ばれている。同時計測を繰り返し行うことにより、ＬＯＲに関するイベントデータが同定される。

再構成部５７は、被検体内の放射性同位元素の濃度分布を表すＰＥＴ画像のデータを再構成する。

図３は、図１Ａに示されるＰＥＴ装置におけるデータ収集システム９４の構造をより詳細に示した図である。データ収集システム９４は、複数のデータ収集システムユニット２２から構成されている。各データ収集システムユニット２２は、複数のＩＣ基板７５、及び複数のＩＣ基板７５の周辺に配置され、複数のＩＣ基板７５それぞれに対応した複数の温度センサーとを有する。データ収集システムユニット２２が円弧状に４個配置されているものとして図３に記載しているが、その数は４個に限定されるものではない。同様に、１つのデータ収集システムユニット２２に配置されるＩＣ基板７５の個数についても４個配置されるものとして記載されているが、その個数についても４個に限定されるものではない。電力供給部４０は、電力供給線９０を介して、データ収集システムユニット２２それぞれに対して電力を独立に供給する。電力供給部４０は、電力供給線９０に対して個別に電力供給を停止するのに必要な構成を備える。ＩＣ基板７５の周辺には、ＩＣ基板７５それぞれからの放熱温度を検出するための温度センサー９５が、ＩＣ基板７５毎に配置される。図３では、一例としてＩＣ基板７５の上部に温度センサー９５を配置するものとして図示している。ある条件（後述する）を満たすデータ収集システムユニット２２に対して電力供給を止めるように、システム制御部１１は、電力供給部４０を制御する。ＩＣ基板７５は、基板自体の温度上昇に伴い、故障する可能性があるため、故障防止のために、データ収集システムユニット２２内部の熱を放出するための冷却ファン８４３、回転速度比較部４６、及び温度比較部４７とが設けられる。

図４Ａは、図３における本実施形態に係るＰＥＴ装置におけるデータ収集システムユニット２２内の構造をより詳細に示した図である。データ収集システムユニット２２の内部から外部へ向かって放出される温度が閾値を超えているかどうかを比較する温度比較部４７、冷却ファン８４３の回転速度を閾値と比較する回転速度比較部４６、及び冷却ファン部８４が設けられている。

図４Ｂは、図４Ａにおける冷却ファン部８４をさらに詳細に示した図である。冷却ファン部８４は、冷却ファン８４３及び冷却ファンユニット８４１で構成されている。

以下図５から図７の流れを説明する。図５から図７各々における制御は、データ収集システムユニット２２内の状態の悪化程度に応じて、装置の動作状態を変化させるため縮退モードと呼ばれる。

図５は、本実施形態に係る同一のデータ収集システムユニット２２に存在する冷却ファン８４３それぞれについての冷却ファン回転速度検出から始まる縮退モードの流れを示した図である。つまり、図５は、ある１個のデータ収集システムユニット２２内に限っての制御を示したフローである。まず、回転速度比較部４６において、冷却ファン８４３の回転速度がある閾値（ここでは、第一閾値とする）より上回っているかどうかを比較する（Ｓ１１）。冷却ファン８４３の回転速度が第一閾値を上回っている場合においては、データ収集システムユニット２２から外部へ放出される熱が十分であるため、第一閾値を上回る回転速度を有する冷却ファン８４３を設けるデータ収集システムユニット２２それぞれに対して電力供給を続ける。冷却ファン８４３の回転速度が第一閾値以下である場合においては、再度、回転速度比較部４６において冷却ファン８４３の回転速度を、第一閾値よりも下回る数値である第二閾値と比較する（Ｓ１２）。冷却ファン８４３の回転速度が第二閾値を上回る場合には、システム制御部１１において、警告信号を発生させるための出力制御信号を発生するとともに、複数のデータ収集システムユニット２２それぞれに対して電力供給を続けるために電力供給部４０を制御する。冷却ファン８４３の回転速度が第二閾値以下である場合には、システム制御部１１において、同一のデータ収集システムユニット２２内に存在し、第二閾値以下である回転速度を有する冷却ファン８４３以外の少なくとも１つの冷却ファン８４３を対象として、回転速度を上げる（Ｓ１３）。次に、温度比較部４７において、同一のデータ収集システムユニット２２内に存在する冷却ファン８４３からの放熱温度が第三閾値より上回っているかどうかを比較する（Ｓ１４）。冷却ファン８４３からの放熱温度が第三閾値以下である場合、警告信号を発生させるための出力制御信号を発生するとともに、第三閾値以下の放熱温度を有する冷却ファン８４３を備えるデータ収集システムユニット２２に対して電力供給を続けさせるためにシステム制御部１１は、電力供給部４０を制御する。冷却ファン８４３からの放熱温度が第三閾値より上回る場合、警告信号を発生させるための出力制御信号を発生するとともに、第三閾値を上回る放熱温度を有する冷却ファン８４３を設けるデータ収集システムユニット２２に対して電力供給を止めるように電力供給線９０を介してシステム制御部１１が制御する（Ｓ１５）。電力供給が続いているデータ収集システムユニット２２を用いて装置の動作が継続される。

図６は、本実施形態に係るＰＥＴ装置における同一のデータ収集システムユニット２２に存在する冷却ファン８４３毎の放熱温度検出から始まる縮退モードの流れを示した図である。つまり、図６は、ある１個のデータ収集システムユニット２２内に限っての制御を示したフローである。さらに、図６は、ある１個のデータ収集システムユニット２２内に備えられるある特定の１個の冷却ファン８４３の温度検出に関するフローである。初めに、温度比較部４７において、冷却ファン８４３からの放熱温度を第一閾値と比較する（Ｓ２１）。冷却ファン８４３からの放熱温度が第一閾値以下である場合、システム制御部１１は、第一閾値以下である放熱温度を有するＩＣ基板７５を設けるデータ収集システムユニット２２それぞれに対して、電力供給部４０が電力を送るようシステム制御部１１は、電力供給部４０を制御する。冷却ファン８４３からの放熱温度が第一閾値を超えた場合、冷却ファン８４３の回転速度を上げる（Ｓ２２）。その後、同様にして、温度比較部４７において、冷却ファン８４３からの放熱温度を第一閾値と比較する（Ｓ２３）。冷却ファン８４３からの放熱温度が第一閾値以下である場合、システム制御部１１は、第一閾値以下である放熱温度を有するＩＣ基板７５を設けるデータ収集システムユニット２２それぞれに対して、電力を供給するよう電力供給部４０をシステム制御部１１が制御する。冷却ファン８４３からの放熱温度が第一閾値より上回る場合、放熱温度が第一閾値以上である冷却ファン８４３を有するデータ収集システムユニット２２それぞれに対して電力供給を止めるようにシステム制御部１１は、電力供給線９０を介して電力供給部４０を制御する（Ｓ２４）。電力供給を止めたデータ収集システムユニット２２以外の複数のデータ収集システムユニット２２を用いて装置の操作を継続させる。

図７は、本実施形態に係る同一のデータ収集システムユニット２２に存在するＩＣ基板７５の周囲温度検出から始まる縮退モードの流れを示した図である。すなわち、図７は、ある１個のデータ収集システムユニット２２内に限っての制御を示したフローである。また、図７のフローは、ある特定の１つのデータ収集システムユニット２２において設けられるＩＣ基板７５全てを対象としたフローである。まず、同一のデータ収集システムユニット２２における複数のＩＣ基板７５を対象として、温度比較部４７において、ＩＣ基板７５それぞれ周囲の温度を第一閾値と比較する（Ｓ３１）。放熱温度が第一閾値を超えるＩＣ基板７５が、同一のデータ収集システムユニット２２内に存在しない場合、システム制御部１１は、放熱温度が第一閾値を超えるＩＣ基板７５が存在しないデータ収集システムユニット２２それぞれに対して電力を供給し続けるように電力供給部４０を制御する。第一閾値を超える放熱温度を有するＩＣ基板７５が同一のデータ収集システムユニット２２において１個存在する場合、警告信号を発生させるための出力制御信号を発生するとともに、出力値推定部３２において後述する画像補正処理を行い、装置の動作を継続させる（Ｓ３２）。放熱温度が第一閾値を超えるＩＣ基板７５が、同一のデータ収集システムユニット２２内において２つ以上存在する場合、警告信号を発生するとともに、放熱温度が第一閾値を超えるＩＣ基板７５を２つ以上有するデータ収集システムユニット２２それぞれに対して電力供給を止める（Ｓ３３）。電力供給を止めたデータ収集システムユニット２２以外の複数のデータ収集システムユニット２２を用いて装置の操作を継続させる。

また、図５から図７それぞれに示されるようなフローチャート（縮退モード動作）を組み合わせて装置を動作させても良い。

図８は、放熱温度が第一閾値を超えるＩＣ基板７５が１つである場合の画像補正方法である。以下図８におけるガンマ線検出器２１（Ｄ_１）が使用不可の状態であるものとする。ガンマ線検出器２１（Ｄ_１）の両端に存在する２つのガンマ線検出器２１（Ｄ_３及びＤ_５）と、ガンマ検出器２１（Ｄ_１）の両端に存在する２つのガンマ線検出器２１（Ｄ_３及びＤ_５）と対向する位置に存在する２つのガンマ線検出器２１（Ｄ_４及びＤ_６）の出力値に基づいて、出力値推定部３２において、ガンマ線検出器２１（Ｄ_１）の出力値を推定する。被検体に投与された放射線同意元素から放出されるガンマ線は、消滅放射線発生点を挟んで対向するガンマ線検出器２１で検出される。エネルギー保存則により、対向するガンマ線検出器２１（例えば、Ｄ_３及びＤ_４）で検出される放射線エネルギーの総和は、一定である。また、ガンマ線検出器２１（Ｄ_１）に隣接する２つのガンマ線検出器２１（Ｄ_３及びＤ_５）と、対向する位置に存在する２つのガンマ線検出器２１（Ｄ_４及びＤ_６）で検出されるガンマ線の起点は同一であると推定される。さらに、ガンマ線検出器２１（Ｄ_１）に隣接している２つのガンマ線検出器２１のペア（（Ｄ_３及びＤ_４）と（Ｄ_５及びＤ_６））の出力は、ガンマ線検出器２１（Ｄ_１及びＤ_２）の出力の仕方と類似していると考えられるため、ガンマ線検出器２１（Ｄ_２）の出力がわかれば、ガンマ線検出器２１（Ｄ_１）の出力が推定できる。従って、推定されたガンマ線検出器２１（Ｄ_１）の出力値に基づいて画像補正が可能となる。

以上本発明によれば、ＰＥＴ装置におけるデータ収集システムユニット２２内の悪化状態に応じた制御を行うことで、ユーザーの負担を軽減した上で、スループットの向上を可能にする核医学診断装置の提供を実現することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

Ｐ…被検体、１…ＣＴ架台、２…ＰＥＴ架台、４…機構部、５…寝台、６…画像発生部、７…寝台位置検出器、８…ＰＥＴ位置検出器、９…表示部、１０…操作部、１１…システム制御部、１２…Ｘ線検出器、１３…ＣＴ装置におけるデータ収集システム、１４…ＣＴ開口部、１５…Ｘ線管、２１…ガンマ線検出器、２２…ＰＥＴ装置におけるデータ収集システムユニット、２３…ＰＥＴ開口部、３０…検出器ブロック、３２…出力値推定部、３３１…シンチレータ、３３３…ライトガイド、３３５…光電子増倍管、３５…フロントエンド回路、３５１…エネルギー計算部、３５３…位置計算部、３５５…検出時刻計測部、４０…電力供給部、４１…ＣＴ架台チルト機構、４２…天板移動機構、４３…ＰＥＴ架台移動機構、４４…寝台移動機構、４５…架台・天板・寝台機構制御部、４６…回転速度比較部、４７…温度比較部、５１…検出時刻リスト記憶部、５３…出力値推定部、５５…同時計測部、５７…再構成部、５９…天板、６１…ＣＴ画像処理部、６２…ＰＥＴ画像処理部、６３…画像処理部、７１…ＣＴ撮影用寝台位置検出器、７２…ＰＥＴ撮影用寝台位置検出器、７５…ＩＣ基板、８１…ＰＥＴ架台撮影位置検出器、８２…ＰＥＴ架台待機位置検出器、８４…冷却ファン部、８４１…冷却ファンユニット、８４３…冷却ファン、９０…電力供給線、９１…Ｘ線制御部、９２…高電圧発生部、９４…ＰＥＴ装置におけるデータ収集システム、９５…温度センサー、１００…ＰＥＴ−ＣＴ装置

Claims

被検体に投与された放射線同意元素から放出されるガンマ線を検出する複数のガンマ線検出器と、
前記複数のガンマ線検出器にそれぞれ隣接して設けられ、アナログーデジタル回路が形成された複数のデータ収集システムと、
前記複数のデータ収集システムそれぞれに対して電力を供給する電力供給部と、
前記複数のデータ収集システムそれぞれを冷却するための複数の冷却ファンを有する複数の冷却ファンユニットと、
前記複数の冷却ファンそれぞれの回転速度を第一閾値と比較する第一回転速度比較部と、
前記複数の冷却ファンのうち、前記第一閾値を超える冷却ファンの回転速度を第二閾値と比較する第二回転速度比較部と、
前記複数の冷却ファンそれぞれの回転速度が前記第一閾値を超えた場合、前記複数のデータ収集システムそれぞれに対して電力供給を続けさせるために前記電力供給部を制御し、
前記複数の冷却ファンそれぞれの回転速度が前記第一閾値以下であり、前記第二閾値を超えた場合、警告信号を発生させるための出力制御信号を発生するとともに、前記複数のデータ収集システムそれぞれに対して電力供給を続けさせるために前記電力供給部を制御し、
前記複数の冷却ファンのうち少なくとも１つの冷却ファンの回転速度が前記第二閾値以下である場合、前記回転速度が前記第二閾値以外を示す冷却ファンの回転速度を上昇させるために前記冷却ファンユニットを制御する制御部と、
を具備する核医学診断装置。
前記複数のデータ収集システムそれぞれに設けられ、前記複数の冷却ファンそれぞれからの放熱温度を検出する複数の放熱温度検出部と、
前記複数の冷却ファンそれぞれからの放熱温度を第三閾値と比較する温度比較部とを具備し、
前記制御部は、前記第三閾値を超える放熱温度を検出した前記放熱温度検出部が取り付けられたデータ収集システムに対して電力供給を止めるために前記電力供給部を制御し、
前記第三閾値以下の放熱温度を検出した前記放熱温度検出部が取り付けられたデータ収集システムに対して電力供給を続けるために前記電力供給部を制御するとともに、警告信号を発生させるための出力制御信号を発生することを特徴とする
請求項１記載の核医学診断装置。
被検体に投与された放射性同位元素から放出される複数のガンマ線を検出する複数のガンマ線検出器と、
前記複数のガンマ線検出器に隣接して設けられ、アナログーデジタル回路が形成された複数のデータ収集システムと、
前記複数のデータ収集システムそれぞれに対して電力を供給する電力供給部と、
前記複数のデータ収集システムそれぞれを冷却するための複数の冷却ファンを有する複数の冷却ファンユニットと、
前記複数のデータ収集システムそれぞれに複数設けられ、前記複数の冷却ファンそれぞれからの放熱温度を第一閾値と比較する第三比較部と、
前記放熱温度が前記第一閾値を上回る場合、前記複数の冷却ファンそれぞれの回転速度を上げるために前記複数の冷却ファンユニットそれぞれを制御する制御部と、
を具備する
核医学診断装置。
前記第一比較部は、前記制御部により冷却ファン回転速度を上昇させた後、前記放熱温度を前記第一閾値と比較し、
前記制御部は、前記放熱温度が前記第一閾値を超えたと判定した場合、警告信号を発生させるための出力制御信号を発生するとともに、前記複数のデータ収集システムのうち、前記第一閾値を超える放熱温度を放出するデータ収集システムに対して電力供給を止めるために前記電力供給部を制御する制御し、
前記放熱温度が前記第一閾値を下回ると判定した場合、前記複数のデータ収集回路それぞれに対して電力供給を続けるために前記電力供給部を制御することを特徴とする
請求項３記載の核医学診断装置。
被検体に投与された放射性同位元素から放出されるガンマ線を検出する複数のガンマ線検出器と、
前記複数のガンマ線検出器に隣接して設けられ、アナログーデジタル変換回路が形成された複数のデータ収集システムと、
前記複数のガンマ線検出器にそれぞれ対応し、前記複数のデータ収集システムそれぞれの中に設けられた複数のＩＣ基板と、
前記複数のデータ収集システムそれぞれに対して電力を供給する電力供給部と、
前記複数のデータ収集システム内に設置され、前記複数のＩＣ基板各々周辺の温度を検出する温度センサーと、
前記温度センサーの出力値に基づいて、前記複数のＩＣ基板各々からの放熱温度を第一閾値と比較する温度比較部と、
前記複数のＩＣ基板のうち、前記第一閾値を超えたＩＣ基板が二つ以上存在する場合、前記第一閾値を超えた二つ以上のＩＣ基板を有するデータ収集システムに対して電力供給を止めるために前記電力供給部を制御し、
前記複数のＩＣ基板のうち、前記第一閾値を超えたＩＣ基板が一つである場合、警告信号を発生させるための出力制御信号を発生するとともに、前記複数のデータ収集システムそれぞれに対して電力供給を続けるために前記電力供給部を制御し、
前記第一閾値を超えたＩＣ基板がない場合、前記複数のデータ収集システムそれぞれに対して電力供給を続けるために前記電力供給部を制御する制御部とを具備する
核医学診断装置。
被検体に投与された放射性同位元素から放出される複数のガンマ線を検出する複数のガンマ線検出器と、
前記複数のＩＣ基板のうち、前記第一閾値を超えたＩＣ基板が一つである場合、前記第一閾値を超えた一つのＩＣ基板に対応する第一検出器に隣接する二つの第二検出器と前記二つの第二検出器と消滅放射線発生点を挟んで位置する二つの第三検出器とを用いて前記第一の検出器の出力値を推定する方法を用いて前記第一検出器の出力を推定する出力値推定部とを具備する
請求項５記載の核医学診断装置。