JP4909847B2 - 核医学診断装置 - Google Patents
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Description
次に、本発明の好適な一実施の形態である核医学診断装置について、適宜図面を参照しながら説明する。
まず、最初に、本実施の形態の核医学診断装置を説明する。
まず、本実施の形態に適用される検出器21を図4,図5を参照しながら説明する。図4は、検出器21の積層構造を概念的に示した図であり、図5の(a)は検出器の構成部品である検出素子と電極を模式的に示した斜視図であり、図5の(b)はそれを積層して一体化した後の斜視図である。
るため、電極の面積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7参照)の前置増幅器24a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の面積を120mm2、厚さを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、電極の面積は、120mm2以下が好ましい。
次に、検出器ユニット2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6を用いて説明する。図6の(a)は結合基板を示した正面図であり、(b)は同(a)の側面図である。
図6の(a)に示すように、検出器基板20Aには、基板本体20aの片面上に、被検体Pの体軸方向に対応する図6の(a)における横方向一列に、例えば、16個の検出器21が配列され、さらに、被検体Pの体軸に対して径方向に対応する図6の(a)における縦方向に4列配列され、つまり、横16個×縦4個の合計64個の検出器21が格子状に配設されている。また、図6の(b)に示すように、検出器基板20Aの他の面にも同様に検出器21が設置され、1つの検出器基板20Aには、両面合計で128個の検出器21が配設されている。
次に、図6を参照しながらASICを搭載したASIC基板20Bを説明する。図6の(a)に示すように、ASIC基板20Bは、基板本体20bの両面に2個ずつアナログASIC24が設置され、片面に1個のデジタルASIC26が設置されている。つまり、1つのASIC基板20Bは合計4個のアナログASIC24と1個のデジタルASIC26を有する。
検出器基板20AとASIC基板20Bとは、図6の(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互いのコネクタ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。
(アナログASIC)
図8はアナログASICの機能構成を模式的に示したブロック図である。
次に、図7,図9を参照しながらデジタルASIC26について説明する。
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。
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10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、導体金属材料で構成された隔壁30cによって形成される空間に、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、図示しない電圧を昇圧するDC−DCコンバータにより電圧を500V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、検出器基板20A1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、図12から図16を参照しながら本発明の特徴である検出器出力信号に対する処理について説明する。
(アナログASICの動作説明)
図12の(a)は検出器21を簡単な単層でモデル化し、検出器21からの出力電流パルスIAからコンパレータ24bが電圧信号であるタイミング信号VTを出力する部分を示す図である。
前記したように検出器21においてγ線を検出した場合の前置増幅器24aから出力される電圧信号VBは、カソードCとアノードAの位置に依存するが、γ線検出信号特有の時間変化分布を持つ。そのため、時定数1000nsecの波形整形回路24eと時定数50nsecの波形整形回路24gから出力される出力信号のそれぞれの波高値VE1と波高値VE2との間には、検出エネルギ、検出器21内での吸収されるアノードAとカソードC間の位置に応じて図15中の領域81〜83の1点に対応する相関関係がある。
また、ノイズカウント部36fは、8チャンネル分の検出器21に対するノイズ信号と判定された回数を記憶する不揮発メモリ機能を有している。ノイズ判定部36eからノイズカウント信号を入力されたとき、入力される検出器IDにもとづき、当該の検出器IDのノイズカウント数を1回分加算して記憶する。そして、ノイズカウント部36fは、1回分加算ごとに所定の基準値を超えているかどうかチェックし、あらかじめ設定された所定の基準値を超えている場合は、異常判定をして(不良と判定して)検出器IDと異常判定を制御部36gに出力する。異常判定をした検出器IDにたいするノイズカウント値を0にリセットし、新しく計数を始める。
制御部36gは、不揮発メモリ機能を備え、異常判定を受信した場合、システムクロックにもとづく異常判定時刻と検出器IDを記憶するとともに、アドレス演算部36aに当該の検出器IDを入力し、記憶させる。
次に、2つのスロー系24B,24Cを有することにより、検出器21でγ線を検出した時刻情報を補正する方法を説明する。
こうして、デジタルASIC26から出力された、(1)検出エネルギ値情報、(2)検出時刻情報、および(3)検出器IDを含むパケットデータは、FPGA31や情報伝送用配線を介して後段のデータ処理装置12(図2参照)に送信される。データ処理装置12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もとに、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線であるか否かを判定して、γ線対だけを画像生成用のデータとして残す処理)を行って、同時計測処理したその一対の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。
図12を用いて説明した検出器21内でのγ線のエネルギを吸収する位置と電子寄与率が変化したときに、検出時刻に遅れが生じる現象は、γ線検出エネルギと電子寄与率とが決定すれば一意に決まるものである。このことは、図13を用いて説明した放射線の散乱が起こった場合でも同様である。
次に、本発明に係る他の実施の形態である核医学診断装置を図17から図20を参照しながら説明する。本実施の形態の核医学診断装置は、SPECT装置である。
この波高値VE1,VE2は、ノイズ判定部36eに入力される。
ノイズカウント部36fと制御部36gは、第1の実施の形態と同じ機能を有し、同様に動作する。
路からの出力信号の波高値の比較に限定されるものではない。例えば、公開文献“ASTRON
OMY & ASTROPHYSICS SUPPLEMENT SERIES”(122、357−369(1997))のF
ig.5に示されているように、γ線検出器からの出力信号の波高値と波形選別(例えば、波形の立ち上がり特性)との相関から判別するようにしても良い。
2,102 検出器ユニット
2A ユニット支持部材(支持部材)
11 カメラ(撮像装置)
11a 蓋
11b 開口部
12 データ処理装置
12A 同時計測装置
12B 断層像情報作成装置
13 操作コンソール
13a 表示装置
13b 入力操作部(入力手段)
14 ベッド
20,120 結合基板(ユニット基板)
20A,120A 検出器基板
20a,20b 基板本体
20B,120B ASIC基板
21 半導体放射線検出器
22 コンデンサ
23 抵抗
24,124 アナログASIC(集積回路,信号処理装置)
24A ファースト系
24B,24C スロー系
24a 前置増幅器
24b コンパレータ
24c 閾値制御回路
24d,24f 波形整形回路(波形処理回路)
24e,24g ピークホールド回路(波形処理回路)
25,25A,25B アナログ/デジタル変換器(信号処理装置)
26,126 デジタルASIC(集積回路,信号処理装置)
27 高圧電源
30 筐体(収納部材)
30a 天板
30b 底板
30c 隔壁
31 ユニット統合FPGA
33,133 アナログ信号処理回路
34,134 検出信号処理部
35 タイミング検出部
36,136 検出器制御部
36a アドレス演算部
36b 検出時刻補正部
36c 検出エネルギ補正部
36d パケットデータ生成部
36e ノイズ判定部(判定手段)
36f ノイズカウント部(計数手段)
36g 検出器出力信号処理制御部(制御手段)
37 データ転送部
38,42,43 コネクタ
51 SPECT装置(核医学診断装置)
211 検出素子
C1,C3 コネクタ
C2 基板コネクタ
PS 高圧電源装置
Claims (5)
- 被検体からまたは被検体を透過した放射線を検出する複数の放射線検出器と、それぞれの前記放射線検出器と接続され、前記放射線検出器からの出力信号を処理する信号処理装置と、を有する撮像装置を備え、該撮像装置の信号処理装置から出力される検出放射線情報にもとづいて画像生成する核医学診断装置において、
前記信号処理装置は、
前記放射線検出器からの出力信号を本来の放射線検出信号かノイズかを判定する判定手段と、
前記ノイズと判定された回数を前記放射線検出器ごとに計数する計数手段と、
前記ノイズと判定された回数にもとづいてその放射線検出器を不良と判定し、前記不良と判定された放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御する制御手段とを有し、
前記信号処理装置は、前記放射線検出器からの出力信号を波形処理する異なる時定数の2つの波形処理回路を有し、
前記判定手段は、前記2つの波形処理回路からの出力信号にもとづいて判定することを特徴とする核医学診断装置。 - 被検体からまたは被検体を透過した放射線を検出する複数の放射線検出器と、それぞれの前記放射線検出器と接続され、前記放射線検出器からの出力信号を処理する信号処理装置と、を有する撮像装置を備え、該撮像装置の信号処理装置から出力される検出放射線情報にもとづいて画像生成する核医学診断装置において、
前記信号処理装置は、
前記放射線検出器からの出力信号を本来の放射線検出信号かノイズかを判定する判定手段と、
前記ノイズと判定された回数を前記放射線検出器ごとに計数する計数手段と、
前記ノイズと判定された回数にもとづいてその放射線検出器を不良と判定し、前記不良と判定された放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御する制御手段とを有し、
前記制御手段は、前記不良と判定された放射線検出器へ供給する電源を遮断することで当該の放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御することを特徴とする核医学診断装置。 - 被検体からまたは被検体を透過した放射線を検出する複数の放射線検出器と、それぞれの前記放射線検出器と接続され、前記放射線検出器からの出力信号を処理する信号処理装置と、を有する撮像装置を備え、該撮像装置の信号処理装置から出力される検出放射線情報にもとづいて画像生成する核医学診断装置において、
前記信号処理装置は、
前記放射線検出器からの出力信号を本来の放射線検出信号かノイズかを判定する判定手段と、
前記ノイズと判定された回数を前記放射線検出器ごとに計数する計数手段と、
前記ノイズと判定された回数にもとづいてその放射線検出器を不良と判定し、前記不良と判定された放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御する制御手段とを有し、
前記制御手段は、前記不良と判定された放射線検出器に対しては、前記検出放射線情報に不良信号であることを示す識別情報を付加し、
前記画像生成のときに識別可能とすることで当該の放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御させることを特徴とする核医学診断装置。 - 前記判定手段における前記本来の前記放射線検出信号かノイズかを判定するときの判定条件および前記不良と判定する条件の、少なくとも一方は、外部からの入力手段により設定可能であることを特徴とする請求項1から請求項3のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
- 前記不良と判定された放射線検出器についての、不良情報を操作者に提示可能に出力できることを特徴とする請求項1から請求項3のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
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