JP5218270B2

JP5218270B2 - Radiation tomography system for breast examination

Info

Publication number: JP5218270B2
Application number: JP2009116653A
Authority: JP
Inventors: 寛道戸波
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 2009-05-13
Filing date: 2009-05-13
Publication date: 2013-06-26
Anticipated expiration: 2029-05-13
Also published as: JP2010266281A

Description

本発明は、被検体から放射される消滅放射線対を検出して、被検体内の放射線薬剤の分布のイメージングを行う乳房検診用放射線断層撮影装置に関し、特に、放射線検出器がＣ型、円環状（Ｏ型）に配列した検出器リングを有する乳房検診用放射線断層撮影装置に関する。 The present invention relates to a radiation tomography apparatus for breast examination that detects an annihilation radiation pair emitted from a subject and images a distribution of a radiopharmaceutical in the subject. The present invention relates to a radiation tomography apparatus for breast examination having detector rings arranged in (O-type).

医療装置には、放射線薬剤の分布をイメージングする放射線断層撮影装置が配備されている。この様な放射線断層撮影装置の具体的な構成について説明する。従来の放射線断層撮影装置は、図９（ａ）に示すように、放射線を検出する放射線検出器５１（特許文献１参照）が円環状に並んで構成される検出器リング６２が備えられている。この検出器リング６２は、被検体内の放射性薬剤から照射される互いが反対方向となっている一対の放射線（消滅放射線対）を検出する。 The medical apparatus is provided with a radiation tomography apparatus that images the distribution of the radiopharmaceutical. A specific configuration of such a radiation tomography apparatus will be described. As shown in FIG. 9A, the conventional radiation tomography apparatus includes a detector ring 62 in which radiation detectors 51 (see Patent Document 1) for detecting radiation are arranged in an annular shape. . The detector ring 62 detects a pair of radiations (an annihilation radiation pair) that are irradiated from the radiopharmaceutical in the subject and have opposite directions.

検出器リング６２の構成について説明する。検出器リング６２は、図９（ａ）に示すように、ｚ方向に放射線検出器５１の３個分の厚みを有している。検出器リング６２は、全て同一の放射線検出器５１から構成される。 The configuration of the detector ring 62 will be described. As shown in FIG. 9A, the detector ring 62 has a thickness corresponding to three radiation detectors 51 in the z direction. The detector rings 62 are all composed of the same radiation detector 51.

放射線断層撮影装置を用いた検査方法について説明する。放射性薬剤が注射投与された被検体は、検出器リング６２の内部に導入される。放射線断層撮影装置は、検出器リング６２の内側に導入された被検体の部分について、放射性薬剤の分布をイメージングするのである。このように検出器リング６２の内部の空間が、放射線断層撮影装置の撮影視野となっている。 An inspection method using a radiation tomography apparatus will be described. A subject to which a radiopharmaceutical is injected is introduced into the detector ring 62. The radiation tomography apparatus images the distribution of the radiopharmaceutical with respect to the portion of the subject introduced inside the detector ring 62. In this way, the space inside the detector ring 62 is an imaging field of view of the radiation tomography apparatus.

ところで、放射線断層撮影装置には、被検体の乳房を検診することができるマンモグラフィー装置がある。この様なマンモグラフィー装置においては、検出器リング６２の内部に被検体の乳房を導入することで、被検体の乳房を放射線断層撮影装置の撮影視野の範囲内に納めて、放射性薬剤分布のイメージングを行う。 By the way, the radiation tomography apparatus includes a mammography apparatus that can examine a breast of a subject. In such a mammography apparatus, the breast of the subject is introduced into the detector ring 62 so that the breast of the subject is within the field of view of the radiation tomography apparatus, and radiopharmaceutical distribution imaging is performed. Do.

特開２００４−２７９０５７号公報JP 2004-279057 A

しかしながら、従来の放射線断層撮影装置によれば、次の様な問題点がある。
従来の放射線断層撮影装置は、検出器リング６２の部分によって、消滅放射線対の検出感度にムラが生じている。従来の放射線断層撮影装置は、この様なムラを無視して構成されており、放射線断層撮影装置の検出感度の悪化を招いている。 However, the conventional radiation tomography apparatus has the following problems.
In the conventional radiation tomography apparatus, the detection sensitivity of the annihilation radiation pair is uneven due to the detector ring 62 portion. The conventional radiation tomography apparatus is configured ignoring such unevenness, and the detection sensitivity of the radiation tomography apparatus is deteriorated.

この様な問題点について具体的に説明する。図９は、検出器リング６２に被検体Ｍが実際に導入された状態を示している。図９（ａ）のように検出器リング６２のｚ方向の中央部付近Ｐ１で発生した消滅放射線対は、検出器リング６２にとって検出しやすい。消滅放射線対を検出するには、消滅放射線対を構成する２つの放射線のいずれも検出器リング６２で検出する必要がある。中央部付近Ｐ１で発生した消滅放射線対は、その進行方向が検出器リング６２に対してｚ方向に傾いていても、検出器リング６２に入射する可能性が高く、図９（ａ）の矢印で示すような消滅放射線対も検出することができる。 Such problems will be specifically described. FIG. 9 shows a state in which the subject M is actually introduced into the detector ring 62. As shown in FIG. 9A, the annihilation radiation pair generated near the central portion P <b> 1 in the z direction of the detector ring 62 is easy to detect for the detector ring 62. In order to detect the annihilation radiation pair, it is necessary to detect both of the two radiations constituting the annihilation radiation pair by the detector ring 62. The annihilation radiation pair generated near the central portion P1 is highly likely to be incident on the detector ring 62 even if its traveling direction is inclined in the z direction with respect to the detector ring 62, and the arrow in FIG. It is also possible to detect annihilation radiation pairs as shown in FIG.

しかし、図９（ｂ）のように、被検体Ｍの乳頭部付近Ｐ２で発生した消滅放射線対は、検出器リング６２にとって検出し難い。図９（ｂ）のように乳頭部付近Ｐ２で発生した消滅放射線対の一方は、検出器リング６２に入射しているものの、もう一方は、検出器リング６２に入射することなく、検出器リング６２の外部へ飛び去ってしまっている。このような消滅放射線対は、検出器リング６２で検出することができない。実は、図９（ａ）と図９（ｂ）とに示した消滅放射線対は、同一の角度で検出器リング６２に入射しようとするものである。にもかかわらず、図９（ａ）の場合は、検出が可能であり、図９（ｂ）の場合は、検出は不可能となっている。 However, as shown in FIG. 9B, the annihilation radiation pair generated near the nipple portion P <b> 2 of the subject M is difficult for the detector ring 62 to detect. As shown in FIG. 9B, one of the annihilation radiation pairs generated near the teat P2 is incident on the detector ring 62, while the other is not incident on the detector ring 62, and the detector ring 62 It has jumped out of 62. Such an annihilation radiation pair cannot be detected by the detector ring 62. Actually, the annihilation radiation pairs shown in FIGS. 9A and 9B are intended to enter the detector ring 62 at the same angle. Nevertheless, in the case of FIG. 9A, detection is possible, and in the case of FIG. 9B, detection is impossible.

つまり、検出器リング６２は、その部位によって消滅放射線対の検出感度が異なっているのである。図１０（ａ）は、検出器リング６２において検出感度が最も高い部位Ｐａにおける消滅放射線対の検出について説明するものである。検出器リング６２の端部から部位Ｐａまでのｚ方向における幅Ｗ１，Ｗ２は、十分に幅広となっている。したがって、検出器リング６２が検出することができる消滅放射線対の進行方向は、図１０（ａ）の矢印が示すように、様々な方向が考えられる。 That is, the detection sensitivity of the annihilation radiation pair varies depending on the part of the detector ring 62. FIG. 10A illustrates detection of an annihilation radiation pair at a part Pa having the highest detection sensitivity in the detector ring 62. FIG. The widths W1 and W2 in the z direction from the end of the detector ring 62 to the part Pa are sufficiently wide. Therefore, the traveling direction of the annihilation radiation pair that can be detected by the detector ring 62 may be various as indicated by the arrows in FIG.

図１０（ｂ）は、検出器リング６２において検出感度が最低に近い部位Ｐｂにおける消滅放射線対の検出について説明するものである。検出器リング６２の一方の端部から部位Ｐｂまでのｚ方向における幅Ｗ３は、十分に幅広となっている。しかし、検出器リング６２のもう一方の端部から部位Ｐｂまでのｚ方向における幅Ｗ４は、幅狭となっている。検出器リング６２が検出できる消滅放射線対の進行方向は、幅狭となっている方の幅Ｗ４に依存するので、検出器リング６２が検出できる消滅放射線対の進行方向は、図１０（ｂ）のように限られたものとなる。このような検出器リング６２の検出感度の特性を総合して説明すると、検出器リング６２のｚ方向における中央部が最も検出感度が高く、そこからｚ方向に沿って離れるにつれ、検出感度は低くなるということである。 FIG. 10B illustrates detection of an annihilation radiation pair at a portion Pb where the detection sensitivity is close to the lowest in the detector ring 62. A width W3 in the z direction from one end of the detector ring 62 to the site Pb is sufficiently wide. However, the width W4 in the z direction from the other end of the detector ring 62 to the site Pb is narrow. Since the traveling direction of the annihilation radiation pair that can be detected by the detector ring 62 depends on the narrower width W4, the traveling direction of the annihilation radiation pair that can be detected by the detector ring 62 is shown in FIG. It will be limited like this. The characteristics of the detection sensitivity of the detector ring 62 will be described generally. The detection sensitivity at the center of the detector ring 62 in the z direction is the highest, and the detection sensitivity decreases as the distance from the center in the z direction increases. That is.

実際の検査において、検出器リング６２の中央部が最も検出感度が高い必要は特にはない。にもかかわらず、従来構成によれば、検出器リング６２の中央部が特に放射線の検出感度が高いのである。断層撮影を行いたい部分（関心部位）がこの検出器リング６２の中央部に位置していれば、都合が良いのであるが、関心部位が検出器リング６２の中央部から外れている場合、検出器リング６２における放射線検出の感度が低い部分によって断層画像を生成しなければならない。 In actual inspection, the center of the detector ring 62 need not have the highest detection sensitivity. Nevertheless, according to the conventional configuration, the central portion of the detector ring 62 has particularly high radiation detection sensitivity. It is convenient if the portion (region of interest) for which tomography is to be performed is located in the central portion of the detector ring 62. However, if the region of interest is off the central portion of the detector ring 62, detection is performed. A tomographic image must be generated by the portion of the instrument ring 62 where the sensitivity of radiation detection is low.

本発明は、この様な事情に鑑みてなされたものであって、その目的は検査の目的に合わせて高感度の放射線検出を行うことができる乳房検診用放射線断層撮影装置を提供することにある。 The present invention has been made in view of such circumstances, and an object thereof is to provide a radiation tomography apparatus for breast examination capable of performing highly sensitive radiation detection in accordance with the purpose of examination. .

本発明は上述の課題を解決するために、次の様な構成をとる。
すなわち、請求項１に係る乳房検診用放射線断層撮影装置は、放射線を光に変換するシンチレータと光を検出する光検出器とを備えた放射線検出器が弧状に配列され被検体の乳房を導入させる検出器リングと、検出器リングを収めるガントリの内部で検出器リングを、検出器リングの中心軸方向に移動させることにより、検出器リングを被検体の乳房に対して移動させる移動手段と、移動手段を制御する移動制御手段とを備えることを特徴とするものである。

The present invention has the following configuration in order to solve the above-described problems.
That is, the radiation tomography apparatus for breast examination according to claim 1 introduces a breast of a subject by arranging a radiation detector including a scintillator for converting radiation into light and a photodetector for detecting light in an arc shape. A detector ring and moving means for moving the detector ring relative to the subject's breast by moving the detector ring in the direction of the central axis of the detector ring inside the gantry that houses the detector ring ; And a movement control means for controlling the means.

［作用・効果］本発明によれば、検出器リングを被検体の乳房に対して中心軸方向に移動させることができる。検出器リングの中心軸方向における中央部は、消滅放射線対を最も高感度に検出できる部分である。本発明によれば、この検出器リングにおける高感度部を被検体の乳房に対して移動させることができるのである。断層画像の生成を行いたい断層位置は、検査の目的によって変化する。本発明によれば、被検体の関心部位を検出器リングの高感度部に位置させることができるので、より診断に好適な断層画像が生成できる乳房検診用放射線断層撮影装置が取得できる。 [Operation and Effect] According to the present invention, the detector ring can be moved in the direction of the central axis with respect to the breast of the subject. The central portion of the detector ring in the central axis direction is a portion where the annihilation radiation pair can be detected with the highest sensitivity. According to the present invention, the high sensitivity portion in the detector ring can be moved relative to the breast of the subject. The position of the tomographic image where the tomographic image is to be generated varies depending on the purpose of the inspection. According to the present invention, since the region of interest of the subject can be positioned in the high-sensitivity part of the detector ring, it is possible to acquire a radiation tomography apparatus for breast examination that can generate a tomographic image more suitable for diagnosis.

また、請求項２に係る発明は、請求項１に記載の乳房検診用放射線断層撮影装置において、術者の指示を入力させる入力手段を更に備え、移動制御手段は、術者の指示に従い、検出器リングの中心軸方向における中央部を被検体における撮影の関心部位まで移動させることを特徴とするものである。 Further, the invention according to claim 2 is the radiation tomography apparatus for breast examination according to claim 1, further comprising input means for inputting an operator's instruction, wherein the movement control means is detected according to the operator's instruction. The central portion of the instrument ring in the central axis direction is moved to the region of interest of the subject to be imaged.

［作用・効果］上述の構成によれば、術者の指示を入力させる入力手段を備えている。これにより、術者は、確実に被検体の関心部位を検出器リングの中心軸における中央部（高感度部）に位置させることができる。 [Operation / Effect] According to the above-described configuration, the input means for inputting the operator's instruction is provided. Thereby, the surgeon can surely position the region of interest of the subject at the central portion (high sensitivity portion) in the central axis of the detector ring.

また、請求項３に係る発明は、請求項１または請求項２に記載の乳房検診用放射線断層撮影装置において、検出器リングにおける被検体の乳房を導入する側の一端を覆うように設けられた放射線を遮断する遮蔽体を更に備え、移動手段は、検出器リングと、遮蔽体とを一体に移動させることを特徴とするものである。 Further, the invention according to claim 3 is provided in the radiation tomography apparatus for breast examination according to claim 1 or claim 2 so as to cover one end of the detector ring on the side where the subject's breast is introduced. It further includes a shielding body for blocking radiation, and the moving means moves the detector ring and the shielding body together.

［作用・効果］上述の構成によれば、断層画像を生成する際に、被検体の乳房以外の部分で生じ、検出器リングに向かう放射線を遮蔽する遮蔽体を備えている。この遮蔽体は、検出器リングの移動に追従して中心軸方向に移動する構成となっている。したがって、検出器リングの中心軸方向における位置に関係なく、遮蔽体は、常に検出器リングの一辺を覆っているので、確実に無駄な放射線を遮断することができる。 [Operation / Effect] According to the above-described configuration, there is provided a shielding body that shields radiation generated in a portion other than the breast of the subject toward the detector ring when generating a tomographic image. The shield is configured to move in the central axis direction following the movement of the detector ring. Therefore, regardless of the position of the detector ring in the central axis direction, the shield always covers one side of the detector ring, so that useless radiation can be reliably blocked.

また、請求項４に係る発明は、請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の乳房検診用放射線断層撮影装置において、検出器リングは、Ｃ型となっていることを特徴とするものである。 According to a fourth aspect of the present invention, in the radiation tomography apparatus for breast examination according to any one of the first to third aspects, the detector ring is C-shaped. is there.

［作用・効果］上述の構成によれば、被検体の乳房を検出器リングの奥まで導入することができる乳房検診用放射線断層撮影装置が提供できる。アレイの各々がＣ型となっていると、検出器リングの欠損部に被検体の腕を通すことができるからである。 [Operation / Effect] According to the above-described configuration, it is possible to provide a radiation tomography apparatus for breast examination capable of introducing the breast of the subject to the back of the detector ring. This is because if each of the arrays is C-shaped, the arm of the subject can be passed through the defect portion of the detector ring.

また、請求項５に係る発明は、請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の乳房検診用放射線断層撮影装置において、検出器リングは、Ｏ型となっていることを特徴とするものである。 The invention according to claim 5 is the radiation tomography apparatus for breast examination according to any one of claims 1 to 3, wherein the detector ring is O-shaped. is there.

［作用・効果］上述の構成によれば、検出感度の高い乳房検診用放射線断層撮影装置が提供できる。被検体の関心部位が検出器リングに死角なく囲まれれば、それだけ、検出が可能な消滅放射線が多くなる。したがって、より鮮明な断層画像が取得できる乳房検診用放射線断層撮影装置が提供できる。 [Operation / Effect] According to the above-described configuration, a radiation tomography apparatus for breast examination with high detection sensitivity can be provided. If the region of interest of the subject is surrounded by the detector ring without blind spots, the amount of annihilation radiation that can be detected increases. Therefore, it is possible to provide a radiation tomography apparatus for breast examination that can acquire a clearer tomographic image.

実施例１に係る乳房検診用放射線断層撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。It is a functional block diagram explaining the structure of the radiation tomography apparatus for breast examination which concerns on Example 1. FIG. 実施例１に係る放射線検出器の構成を説明する斜視図である。1 is a perspective view illustrating a configuration of a radiation detector according to Embodiment 1. FIG. 実施例１に係る検出器リングの構成を説明する平面図である。FIG. 3 is a plan view illustrating a configuration of a detector ring according to the first embodiment. 実施例１に係る移動機構の構成を説明する断面図である。3 is a cross-sectional view illustrating a configuration of a moving mechanism according to Embodiment 1. FIG. 実施例１に係る移動機構の構成を説明する断面図である。3 is a cross-sectional view illustrating a configuration of a moving mechanism according to Embodiment 1. FIG. 実施例１に係る検出器リングの移動の効果を説明する断面図である。FIG. 6 is a cross-sectional view illustrating the effect of movement of the detector ring according to the first embodiment. 実施例１に係る検出器リングの移動の効果を説明する断面図である。FIG. 6 is a cross-sectional view illustrating the effect of movement of the detector ring according to the first embodiment. 本発明の１変形例に係る構成を説明する平面図である。It is a top view explaining the structure which concerns on 1 modification of this invention. 従来の乳房検診用放射線断層撮影装置の構成を説明する断面図である。It is sectional drawing explaining the structure of the conventional radiation tomography apparatus for breast examination. 従来の乳房検診用放射線断層撮影装置の構成を説明する断面図である。It is sectional drawing explaining the structure of the conventional radiation tomography apparatus for breast examination.

＜放射線断層撮影装置の構成＞
以下、本発明に係る乳房検診用放射線断層撮影装置の実施例を図面を参照しながら説明する。実施例１におけるγ線は本発明の放射線の一例である。なお、実施例１の構成は、乳房検診用のマンモグラフィー装置となっており、これを適宜、放射線断層撮影装置と表現して説明を行う。図１は、実施例１に係る放射線断層撮影装置の具体的構成を説明する機能ブロック図である。実施例１に係る放射線断層撮影装置９は、被検体の乳房をｚ方向から導入させるガントリ１１と、ガントリ１１の内部に設けられた被検体の乳房をｚ方向から導入させるリング状の検出器リング１２とを備えている。検出器リング１２に設けられた内穴は、ｚ方向に伸びた円筒形（正確には、正８角柱）となっている。したがって、検出器リング１２自身もｚ方向に伸びている。なお、検出器リング１２の内穴の領域が、放射線断層撮影装置９の断層画像が生成できる撮影視野となっている。なお、実施例１におけるガントリ１１は特徴的な形状をしているが、これについては後述のものとする。 <Configuration of radiation tomography system>
Embodiments of a radiation tomography apparatus for breast examination according to the present invention will be described below with reference to the drawings. The gamma rays in Example 1 are an example of the radiation of the present invention. The configuration of the first embodiment is a mammography apparatus for breast examination, and this will be described by appropriately expressing it as a radiation tomography apparatus. FIG. 1 is a functional block diagram illustrating a specific configuration of the radiation tomography apparatus according to the first embodiment. The radiation tomography apparatus 9 according to the first embodiment includes a gantry 11 that introduces a subject's breast from the z direction, and a ring-shaped detector ring that introduces the subject's breast provided inside the gantry 11 from the z direction. 12. The inner hole provided in the detector ring 12 has a cylindrical shape (exactly an octagonal prism) extending in the z direction. Therefore, the detector ring 12 itself extends in the z direction. Note that the area of the inner hole of the detector ring 12 is a field of view in which a tomographic image of the radiation tomography apparatus 9 can be generated. The gantry 11 in the first embodiment has a characteristic shape, which will be described later.

遮蔽プレート１３は、タングステン等で構成される。放射性薬剤は、被検体の乳房Ｂ以外の部分にも存在するので、そこからも消滅γ線対が発生している。しかし、この様な関心部位以外から発生する消滅γ線対が検出器リング１２に入射すると、断層画像撮影の邪魔となる。そこで、検出器リング１２のｚ方向における被検体Ｍに近い側の一端を覆うようにリング状の遮蔽プレート１３が設けられているのである。遮蔽プレート１３は、検出器リング１２に付設されている。 The shielding plate 13 is made of tungsten or the like. Since the radiopharmaceutical is also present in parts other than the breast B of the subject, annihilation γ-ray pairs are also generated from there. However, when an annihilation gamma ray pair generated from a region other than such a region of interest enters the detector ring 12, it interferes with tomographic imaging. Therefore, a ring-shaped shielding plate 13 is provided so as to cover one end of the detector ring 12 on the side close to the subject M in the z direction. The shielding plate 13 is attached to the detector ring 12.

移動機構１５は、検出器リング１２をガントリ１１に対してｚ方向に移動させるものである。これにより検出器リング１２は、被検体の乳房Ｂに対してｚ方向に移動するようになっている。検出器リング１２と遮蔽プレート１３とは移動機構１５により一体的にｚ方向に移動する。移動制御部１６は、移動機構１５を制御するものである。 The moving mechanism 15 moves the detector ring 12 with respect to the gantry 11 in the z direction. As a result, the detector ring 12 moves in the z direction with respect to the breast B of the subject. The detector ring 12 and the shielding plate 13 are integrally moved in the z direction by the moving mechanism 15. The movement control unit 16 controls the movement mechanism 15.

クロック１９は、検出器リング１２にシリアルナンバーとなっている時刻情報を送出する。検出器リング１２から出力される検出データには、γ線をどの時点で検出したかという時刻情報が付与され、後述のフィルタ部２０に入力される。 The clock 19 sends time information as a serial number to the detector ring 12. The detection data output from the detector ring 12 is given time information indicating when the γ-ray is detected, and is input to the filter unit 20 described later.

検出器リング１２の構成について説明する。検出器リング１２は、３個の放射線検出器１がｚ方向に３個配列されて検出器リング１２が構成される（図１参照）。 The configuration of the detector ring 12 will be described. In the detector ring 12, three radiation detectors 1 are arranged in the z direction to constitute the detector ring 12 (see FIG. 1).

放射線検出器１の構成について簡単に説明する。図２は、実施例１に係る放射線検出器の構成を説明する斜視図である。放射線検出器１は、図２に示すように放射線を光に変換するシンチレータ２と、光を検出する光検出器３とを備えている。そして、シンチレータ２と光検出器３との介在する位置には、光を授受するライトガイド４が備えられている。 The configuration of the radiation detector 1 will be briefly described. FIG. 2 is a perspective view illustrating the configuration of the radiation detector according to the first embodiment. As shown in FIG. 2, the radiation detector 1 includes a scintillator 2 that converts radiation into light, and a photodetector 3 that detects light. A light guide 4 for transmitting and receiving light is provided at a position where the scintillator 2 and the photodetector 3 are interposed.

シンチレータ２は、シンチレータ結晶が３次元的に配列されて構成されている。シンチレータ結晶は、Ｃｅが拡散したＬｕ_{２（１−Ｘ）}Ｙ_２ＸＳｉＯ_５（以下、ＬＹＳＯとよぶ）によって構成されている。そして、光検出器３は、どのシンチレータ結晶が光を発したかという光の発生位置を特定することができるようになっているとともに、光の強度や、光の発生した時刻をも特定することができる。また、実施例１の構成のシンチレータ２は、採用しうる態様の例示にすぎない。したがって、本発明の構成は、これに限られるものではない。 The scintillator 2 is configured by scintillator crystals arranged three-dimensionally. The scintillator crystal is composed of Lu _{2 (1-X)} Y _2X SiO ₅ (hereinafter referred to as LYSO ₎ in which Ce is diffused. The light detector 3 can specify the light generation position of which scintillator crystal emits light, and also specifies the light intensity and the time when the light is generated. Can do. The scintillator 2 having the configuration of the first embodiment is merely an example of an aspect that can be adopted. Therefore, the configuration of the present invention is not limited to this.

検出器リング１２の構成について、更に詳細に説明する。図３は、検出器リング１２をｚ方向から見たときの平面図である。検出器リング１２は、８つの放射線検出器１が円環状に配列されて構成されている。検出器リング１２の内穴は、正８角柱となっている。しかも、検出器リング１２の内壁は、全てシンチレータ２で覆われている。検出器リング１２のｚ方向に沿った中心軸（検出器リング１２の内壁の回転対称軸）をＡとすると、中心軸Ａは、検出器リング１２の内穴の中心点に位置する。この中心軸Ａから各放射線検出器１を見たとき、放射線検出器１のシンチレータ２は、全て中心軸Ａに向いている。そして、放射線検出器１は、中心軸Ａから見てシンチレータ２の裏側に、ライトガイド４と光検出器３とを備えている。 The configuration of the detector ring 12 will be described in more detail. FIG. 3 is a plan view of the detector ring 12 as viewed from the z direction. The detector ring 12 is configured by arranging eight radiation detectors 1 in an annular shape. The inner hole of the detector ring 12 is a regular octagonal prism. Moreover, the inner wall of the detector ring 12 is all covered with the scintillator 2. Assuming that the center axis along the z direction of the detector ring 12 (the axis of rotational symmetry of the inner wall of the detector ring 12) is A, the center axis A is located at the center point of the inner hole of the detector ring 12. When each radiation detector 1 is viewed from the central axis A, all the scintillators 2 of the radiation detector 1 are directed to the central axis A. The radiation detector 1 includes a light guide 4 and a photodetector 3 on the back side of the scintillator 2 when viewed from the central axis A.

移動機構１５の具体的な構成について説明する。移動機構１５は、図４に示すように、ガントリ１１の内部に設けられた機構である。実施例１のガントリ１１は、検出器リング１２を収める開口を有する形状をしているが、ガントリ１１の被検体を導入する内空は、ｚ方向に伸びるもののガントリ１１を貫通せず、途中で閉塞する。したがって、ガントリ１１は、被検体Ｍを導入する凹部を有する構成となっている。この凹部が有する閉塞端１１ａ以外の壁面を覆うように検出器リング１２が設けられているのである。 A specific configuration of the moving mechanism 15 will be described. The moving mechanism 15 is a mechanism provided inside the gantry 11 as shown in FIG. The gantry 11 according to the first embodiment has a shape having an opening that accommodates the detector ring 12, but the inner space into which the subject of the gantry 11 is introduced extends in the z direction, but does not penetrate the gantry 11 and is in the middle. Block. Therefore, the gantry 11 is configured to have a recess for introducing the subject M. The detector ring 12 is provided so as to cover the wall surface other than the closed end 11a of the recess.

検出器リング１２の遮蔽プレート１３に覆われている面と反対側の面には、リング状の支持プレート１５ａが設けられている。支持プレート１５ａは、検出器リング１２に付設されている。支持プレート１５ａには、検出器リング１２からｚ方向に遠ざかる方向に伸びたラック１５ｂを有している。 A ring-shaped support plate 15 a is provided on the surface of the detector ring 12 opposite to the surface covered with the shielding plate 13. The support plate 15 a is attached to the detector ring 12. The support plate 15a has a rack 15b extending in a direction away from the detector ring 12 in the z direction.

ガントリ１１の内部には、支持基体１５ｄが設けられている。支持基体１５ｄは、ガントリ１１に結合されており、ガントリ１１の被検体Ｍを導入する開口が設けられた側の反対側の面から、ガントリ１１の凹部の閉塞端１１ａに向けてｚ方向に伸びるように設けられている。支持基体１５ｄには、ｚ方向に伸びるともに、ｚ方向に平行な基軸を中心に回転自在となっているウォームギア１５ｃが設けられている。正確には、ウォームギア１５ｃは、支持基体１５ｄから伸びる２つの受け軸によって回転自在に支持される。 A support base 15 d is provided inside the gantry 11. The support base 15d is coupled to the gantry 11 and extends in the z direction from the surface on the opposite side of the gantry 11 from the side where the opening for introducing the subject M is provided toward the closed end 11a of the recess of the gantry 11. It is provided as follows. The support base 15d is provided with a worm gear 15c that extends in the z direction and is rotatable about a base axis parallel to the z direction. Precisely, the worm gear 15c is rotatably supported by two receiving shafts extending from the support base 15d.

ウォームギア１５ｃとラック１５ｂとは互いにかみ合っている。ウォームギア１５ｃが回転すると、ラック１５ｂがｚ方向に移動する。これに伴って、支持プレート１５ａ，検出器リング１２，および遮蔽プレート１３とが一体にｚ方向に移動するのである。ウォームギア１５ｃを回転させるのは、回転モータ１５ｅである。この回転モータ１５ｅが移動制御部１６の制御対象となっている。 The worm gear 15c and the rack 15b mesh with each other. When the worm gear 15c rotates, the rack 15b moves in the z direction. Accordingly, the support plate 15a, the detector ring 12, and the shielding plate 13 are integrally moved in the z direction. The rotation motor 15e rotates the worm gear 15c. The rotation motor 15e is a control target of the movement control unit 16.

図４の状態からウォームギア１５ｃを回転させると、図５のように、ガントリ１１に対する検出器リング１２の位置をｚ方向に変更することができる。こうして、検出器リング１２は、被検体の乳房に対して移動可能となっているのである。 When the worm gear 15c is rotated from the state of FIG. 4, the position of the detector ring 12 with respect to the gantry 11 can be changed in the z direction as shown in FIG. Thus, the detector ring 12 can move with respect to the subject's breast.

同時計数部２１（図１参照）には、フィルタ部２０を経由して検出器リング１２から出力された検出データが送られてきている。検出器リング１２に同時に入射した２つのγ線は、被検体内の放射性薬剤に起因する消滅γ線対である。同時計数部２１は、検出器リング１２を構成するシンチレータ結晶のうちの２つの組み合わせ毎に消滅γ線対が検出された回数をカウントし、この結果を断層画像生成部２３に送出する。同時計数におけるシンチレータ結晶の位置関係は、消滅γ線対が検出器リング１２に入射した位置と入射した方向を示すものであり、放射性薬剤のマッピングに用いられる。シンチレータ結晶の組合せ毎に記憶される消滅γ線対検出の回数および消滅放射線のエネルギー強度は、被検体内における消滅γ線対の発生のバラツキを示すものであり、これも放射性薬剤のマッピングに用いられる。なお、同時計数部２１による検出データの同時性の判断は、クロック１９によって検出データに付与された時刻情報が用いられる。 Detection data output from the detector ring 12 is sent to the coincidence counting unit 21 (see FIG. 1) via the filter unit 20. The two gamma rays simultaneously incident on the detector ring 12 are annihilation gamma ray pairs caused by the radiopharmaceutical in the subject. The coincidence counting unit 21 counts the number of times the annihilation γ-ray pair is detected for every two combinations of the scintillator crystals constituting the detector ring 12, and sends the result to the tomographic image generating unit 23. The positional relationship of the scintillator crystals in coincidence indicates the position and direction in which the annihilation γ-ray pair enters the detector ring 12, and is used for mapping of the radiopharmaceutical. The number of detected annihilation γ-ray pairs and the energy intensity of annihilation radiation memorized for each combination of scintillator crystals indicate the variation in the generation of annihilation γ-ray pairs in the subject, which is also used for mapping radiopharmaceuticals. It is done. The coincidence of the detected data by the coincidence counting unit 21 uses time information given to the detected data by the clock 19.

フィルタ部２０（図１参照）は、検出器リング１２における無用なデータを同時計数部２１に送出させない目的で設けられている。同時計数部２１は、膨大なデータを扱わなければならないので、負荷がかかりやすい。フィルタ部２０は、同時計数部２１の負荷を軽減するように検出データを間引くことができる。例えば、被検体Ｍが検出器リング１２の内部に挿入されていないときの検出データは、全てフィルタ部２０が破棄して、同時計数部２１に入力されない。 The filter unit 20 (see FIG. 1) is provided for the purpose of preventing unnecessary data in the detector ring 12 from being sent to the coincidence counting unit 21. Since the coincidence counting unit 21 has to handle a large amount of data, it is likely to be loaded. The filter unit 20 can thin out the detection data so as to reduce the load on the coincidence counting unit 21. For example, all the detection data when the subject M is not inserted into the detector ring 12 is discarded by the filter unit 20 and is not input to the coincidence counting unit 21.

ところで、検出器リング１２は、被検体Ｍの乳房に対してｚ方向に移動するので、検査中、被検体Ｍと検出器リング１２との位置関係がズレてしまう。このズレを補正するのが位置情報補正部２２（図１参照）である。位置情報補正部２２には、移動制御部１６から検出器リング１２の移動状況を示す信号が送られてきている。位置情報補正部２２は、この信号を基に、同時計数部２１から送出された同時計数データの位置情報成分を補正する。具体的には、位置情報補正部２２は、検出器リング１２のｚ方向の移動に追従するように同時計数データの位置情報成分をｚ方向にシフトさせる。 By the way, since the detector ring 12 moves in the z direction with respect to the breast of the subject M, the positional relationship between the subject M and the detector ring 12 is shifted during the examination. The position information correction unit 22 (see FIG. 1) corrects this deviation. A signal indicating the movement status of the detector ring 12 is sent from the movement control unit 16 to the position information correction unit 22. The position information correction unit 22 corrects the position information component of the coincidence count data sent from the coincidence unit 21 based on this signal. Specifically, the position information correction unit 22 shifts the position information component of the coincidence data in the z direction so as to follow the movement of the detector ring 12 in the z direction.

断層画像生成部２３は、同時計数部２１が出力する消滅γ線対の発生位置と放射線強度に関するデータを受け取って、消滅放射線の発生位置が空間的にマッピングされた断層画像を生成する。このときの断層画像は、例えば、被検体の乳房Ｂを輪切りにするようなアキシャル画像となっている。 The tomographic image generation unit 23 receives the data regarding the generation position and radiation intensity of the annihilation γ-ray pair output from the coincidence counting unit 21, and generates a tomographic image in which the generation position of the annihilation radiation is spatially mapped. The tomographic image at this time is, for example, an axial image in which the subject's breast B is cut into circles.

表示部３６は、断層画像生成部２３が生成した断層画像を表示させるものであり、操作卓３５は、術者が放射線断層撮影装置９に対して行う諸操作を入力させるものである。記憶部３７は、検出器リング１２が出力する検出データ、同時計数部２１が生成する同時計数データ、位置情報補正部２２が出力する補正データ、断層画像等、各部の動作によって生じるデータ、および各部の動作に際して参照されるパラメータの一切を記憶するものである。 The display unit 36 displays the tomographic image generated by the tomographic image generation unit 23, and the console 35 allows the operator to input various operations performed on the radiation tomography apparatus 9. The storage unit 37 includes detection data output from the detector ring 12, coincidence counting data generated by the coincidence counting unit 21, correction data output from the position information correction unit 22, data generated by the operation of each unit, and each unit. All of the parameters that are referred to during the operation are stored.

なお、放射線断層撮影装置９は、各部を統括的に制御する主制御部４１と、放射線断層画像を表示する表示部３６とを備えている。この主制御部４１は、ＣＰＵによって構成され、各種のプログラムを実行することにより、各部１６，１９，２０，２１，２２，２３を実現している。なお、上述の各部はそれらを担当する制御装置に分割されて実現されてもよい。 The radiation tomography apparatus 9 includes a main control unit 41 that controls each unit in an integrated manner, and a display unit 36 that displays a radiation tomographic image. The main control unit 41 is constituted by a CPU, and realizes the units 16, 19, 20, 21, 22, and 23 by executing various programs. In addition, each above-mentioned part may be divided | segmented and implement | achieved by the control apparatus which takes charge of them.

＜放射線断層撮影装置の動作＞
次に、実施例１に係る放射線断層撮影装置の動作について説明する。まず、被検体Ｍに放射性薬剤が注射される。この時点から所定の時間が経過した時点で、被検体の乳房Ｂが検出器リング１２の内部に挿入される。術者が操作卓３５を通じて、消滅γ線対の検出を指示すると、検出器リング１２は、フィルタ部２０に検出データの送出を開始する。このとき送出される検出データは、放射線の検出器リング１２における入射位置と、エネルギーと、入射時間とが連関したデータセットとなっている。 <Operation of radiation tomography system>
Next, the operation of the radiation tomography apparatus according to Embodiment 1 will be described. First, a radiopharmaceutical is injected into the subject M. When a predetermined time has elapsed from this point, the subject's breast B is inserted into the detector ring 12. When the surgeon instructs the detection of the annihilation gamma ray pair through the console 35, the detector ring 12 starts sending detection data to the filter unit 20. The detection data transmitted at this time is a data set in which the incident position, energy, and incident time of the radiation detector ring 12 are linked.

同時計数部２１は、検出データに同時計数を行い、この結果を断層画像生成部２３に送出する。断層画像生成部２３は、被検体の乳房Ｂを輪切りにするような断層画像を生成し、これが表示部３６に表示される。 The coincidence unit 21 performs coincidence on the detected data and sends the result to the tomographic image generation unit 23. The tomographic image generation unit 23 generates a tomographic image such that the breast B of the subject is cut into circles, and this is displayed on the display unit 36.

このとき、術者が被検体の乳頭部付近についてより詳細な断層画像を取得しようとしたとする。術者は、操作卓３５を通じて、検出器リング１２の移動を指示し、それに伴って、検出器リング１２の移動が開始される。そして、被検体の乳頭部付近が検出器リング１２のｚ方向における中央部に位置する。 At this time, it is assumed that the operator tries to acquire a more detailed tomographic image about the vicinity of the nipple of the subject. The surgeon instructs the movement of the detector ring 12 through the console 35, and accordingly, the movement of the detector ring 12 is started. The vicinity of the nipple portion of the subject is located at the center of the detector ring 12 in the z direction.

検出器リング１２は、被検体の乳頭部付近から照射される消滅γ線対を高い検出感度で検出する。これを基に生成された断層画像は、先ほど取得された被検体の乳頭付近の断層画像と比べて、より鮮明に放射性薬剤の分布を表したものとなっている。この様にして、実施例１に係る放射線断層撮影装置９の動作は終了となる。 The detector ring 12 detects annihilation gamma ray pairs irradiated from the vicinity of the nipple of the subject with high detection sensitivity. The tomographic image generated based on this represents the radiopharmaceutical distribution more clearly than the tomographic image near the nipple of the subject acquired earlier. In this way, the operation of the radiation tomography apparatus 9 according to the first embodiment is completed.

最後に、検出器リング１２を被検体に対して移動させる効果について説明する。図６は、検出器リング１２の模式図である。消滅点Ｐから発生した消滅γ線対は、検出器リング１２の異なる２箇所に入射する。検出器リング１２が長ければ長いほど、消滅γ線対が検出器リング１２に入射しやすくなるので、検出器リング１２の消滅γ線対の検出感度は高いものとなる。ところで、検出器リング１２のｚ方向の両端部のうち、消滅点Ｐに近い側を第１端部１２ｐとし、遠い側を第２端部１２ｑとする。消滅点Ｐから第１端部１２ｐまでの距離を第１距離Ｒ１とし、消滅点Ｐから第２端部１２ｑまでの距離を第２距離Ｒ２とする。 Finally, the effect of moving the detector ring 12 relative to the subject will be described. FIG. 6 is a schematic diagram of the detector ring 12. The annihilation gamma ray pair generated from the annihilation point P is incident on two different places of the detector ring 12. The longer the detector ring 12 is, the easier it is for the annihilation γ-ray pair to enter the detector ring 12, and the detection sensitivity of the annihilation γ-ray pair of the detector ring 12 becomes higher. By the way, among the both ends of the detector ring 12 in the z direction, the side close to the vanishing point P is defined as a first end 12p, and the far side is defined as a second end 12q. A distance from the vanishing point P to the first end portion 12p is a first distance R1, and a distance from the vanishing point P to the second end portion 12q is a second distance R2.

消滅点Ｐから発生した消滅γ線対の一方は、第１端部１２ｐに向かい、もう一方は、第２端部１２ｑに向かう。消滅γ線対のいずれもが検出器リング１２で検出されないと、同時計数が行えないのであるから、第１端部１２ｐに向かったγ線と、第２端部１２ｑに向かったγ線のいずれも、検出器リング１２で検出される必要がある。第２端部１２ｑに向かった方のγ線は、Ｒ２が長いものとなっているので、γ線の検出は容易である。しかし、第１端部１２ｐに向かった方のγ線は、Ｒ１の長さしかない検出器リング１２の１部分で検出される必要があるので、検出は難しい。したがって、検出器リング１２は、消滅γ線対の発生位置がｚ方向の端部に近いほど、検出し難いという特性を有している。 One of the annihilation γ-ray pairs generated from the annihilation point P is directed to the first end 12p, and the other is directed to the second end 12q. If none of the annihilation γ-ray pairs is detected by the detector ring 12, simultaneous counting cannot be performed. Therefore, either of the γ-rays toward the first end 12p and the γ-rays toward the second end 12q. Also needs to be detected by the detector ring 12. Since the γ ray toward the second end 12q has a long R2, detection of the γ ray is easy. However, since the γ-ray directed toward the first end portion 12p needs to be detected by a part of the detector ring 12 having a length of R1, it is difficult to detect. Therefore, the detector ring 12 has a characteristic that the closer the generation position of the annihilation γ-ray pair is to the end in the z direction, the harder it is to detect.

ある消滅点Ｐから発生する消滅γ線対を検出できる検出器リング１２の範囲は、第１距離Ｒ１で決定される。この範囲は、具体的には、検出器リング１２の第１距離Ｒ１の二倍の長さを有する範囲Ｒ３である。範囲Ｒ３のｚ方向の中心は、消滅点Ｐのｚ方向の位置と一致している。範囲Ｒ３が狭いほど、消滅γ線対の検出は難しい。 The range of the detector ring 12 that can detect an annihilation gamma ray pair generated from a certain annihilation point P is determined by the first distance R1. Specifically, this range is a range R3 having a length twice as long as the first distance R1 of the detector ring 12. The center of the range R3 in the z direction coincides with the position of the vanishing point P in the z direction. The narrower the range R3, the more difficult it is to detect annihilation gamma ray pairs.

図６は、消滅点Ｐが検出器リング１２のｚ方向における被検体の乳房Ｂの乳頭部の近傍に位置しているときの模式図である。検出器リング１２において、消滅点Ｐから発せられる消滅γ線対を検出できる範囲Ｒ３は、狭いものとなっている。したがって、この様な消滅γ線対の検出は本来ならば困難である。しかし、実施例１の構成によれば、検出器リング１２を被検体の乳房Ｂに対して移動させることにより、図７に示すように、消滅点Ｐを検出器リング１２のｚ方向における中央部に位置させることができる。これにより、消滅点Ｐは、両端１２ｐ，１２ｑのどちらにとってもｚ方向に離れた位置となっているので、消滅点Ｐから照射された消滅γ線対は、検出器リング１２の全域で検出されることができ、消滅γ線対の検出感度は高いものとなる。 FIG. 6 is a schematic diagram when the vanishing point P is located in the vicinity of the nipple of the subject's breast B in the z direction of the detector ring 12. In the detector ring 12, the range R3 in which the annihilation gamma ray pair emitted from the annihilation point P can be detected is narrow. Therefore, it is difficult to detect such annihilation γ-ray pairs. However, according to the configuration of the first embodiment, by moving the detector ring 12 with respect to the subject's breast B, the vanishing point P is located at the center of the detector ring 12 in the z direction as shown in FIG. Can be located. As a result, the annihilation point P is located in the z direction away from both ends 12p and 12q, so the annihilation γ-ray pair irradiated from the annihilation point P is detected throughout the detector ring 12. The detection sensitivity of annihilation γ-ray pairs is high.

以上のように、実施例１の構成によれば、検出器リング１２を被検体の乳房Ｂに対してｚ方向に移動させることができる。検出器リング１２のｚ方向における中央部は、消滅γ線対を最も高感度に検出できる部分である。実施例１の構成によれば、この検出器リング１２における高感度部を被検体の乳房Ｂに対して移動させることができるのである。断層画像の生成を行いたい断層位置は、検査の目的によって変化する。実施例１の構成によれば、被検体の関心部位を検出器リング１２の高感度部に位置させることができるので、より診断に好適な断層画像が生成できる放射線断層撮影装置９が取得できる。 As described above, according to the configuration of the first embodiment, the detector ring 12 can be moved in the z direction with respect to the breast B of the subject. The central portion in the z direction of the detector ring 12 is a portion that can detect the annihilation gamma ray pair with the highest sensitivity. According to the configuration of the first embodiment, the high sensitivity portion in the detector ring 12 can be moved with respect to the breast B of the subject. The position of the tomographic image where the tomographic image is to be generated varies depending on the purpose of the inspection. According to the configuration of the first embodiment, the region of interest of the subject can be positioned in the high-sensitivity portion of the detector ring 12, so that the radiation tomography apparatus 9 that can generate a tomographic image more suitable for diagnosis can be acquired.

また、実施例１の構成によれば、術者の指示を入力させる操作卓３５を備えている。これにより、術者は、確実に被検体の関心部位を検出器リング１２の中心軸Ａにおける中央部（高感度部）に位置させることができる。 Moreover, according to the structure of Example 1, the console 35 which inputs an operator's instruction | indication is provided. Thereby, the surgeon can surely position the region of interest of the subject at the center portion (high sensitivity portion) of the center axis A of the detector ring 12.

そして、実施例１の構成によれば、断層画像を生成する際に、被検体の乳房Ｂ以外の部分で生じ、検出器リング１２に向かうγ線を遮蔽する遮蔽プレート１３を備えている。この遮蔽プレート１３は、検出器リング１２の移動に追従してｚ方向に移動する構成となっている。したがって、検出器リング１２のｚ方向における位置に関係なく、遮蔽プレート１３は、常に検出器リング１２の一辺を覆っているので、確実に無駄な放射線を遮断することができる。 According to the configuration of the first embodiment, the shielding plate 13 that shields the γ-rays that are generated in a portion other than the breast B of the subject and directed toward the detector ring 12 when the tomographic image is generated is provided. The shielding plate 13 is configured to move in the z direction following the movement of the detector ring 12. Therefore, since the shielding plate 13 always covers one side of the detector ring 12 regardless of the position of the detector ring 12 in the z direction, it is possible to reliably block useless radiation.

また、上述の構成によれば、検出感度の高い放射線断層撮影装置９が提供できる。すなわち、検出器リング１２が円筒形となっているのである。被検体の関心部位が検出器リング１２に死角なく囲まれれば、それだけ、検出が可能な消滅放射線が多くなる。したがって、より鮮明な断層画像が取得できる放射線断層撮影装置９が提供できる。 Moreover, according to the above-mentioned structure, the radiation tomography apparatus 9 with high detection sensitivity can be provided. That is, the detector ring 12 is cylindrical. If the region of interest of the subject is surrounded by the detector ring 12 without a blind spot, more annihilation radiation can be detected. Therefore, the radiation tomography apparatus 9 which can acquire a clearer tomographic image can be provided.

本発明は、上述の構成に限られず、下記のように変形実施することができる。 The present invention is not limited to the above-described configuration and can be modified as follows.

（１）実施例１の構成によれば、検出器リング１２は、リング状であったが、これに代えて、図８に示すように、欠損部を有するＣ型の検出器リング１２としてもよい。ガントリ１１，および遮蔽プレート１３も検出器リング１２の形状に合わせてＣ型となっている。この様に構成することにより、被検体の乳房Ｂを検出器リング１２の奥まで導入することができる放射線断層撮影装置９が提供できる。検出器リング１２の欠損部に被検体の腕を通すことができるからである。 (1) According to the configuration of the first embodiment, the detector ring 12 has a ring shape, but instead of this, as shown in FIG. 8, a C-shaped detector ring 12 having a defective portion may be used. Good. The gantry 11 and the shielding plate 13 are also C-shaped in accordance with the shape of the detector ring 12. By configuring in this way, it is possible to provide the radiation tomography apparatus 9 that can introduce the subject's breast B to the back of the detector ring 12. This is because the arm of the subject can be passed through the defect portion of the detector ring 12.

（２）上述した実施例のいうシンチレータ結晶は、ＬＹＳＯで構成されていたが、本発明においては、その代わりに、ＧＳＯ（Ｇｄ_２ＳｉＯ_５）などのほかの材料でシンチレータ結晶を構成してもよい。本変形例によれば、より安価な放射線検出器が提供できる放射線検出器の製造方法が提供できる。 (2) The scintillator crystal referred to in the above-described embodiments is composed of LYSO. However, in the present invention, the scintillator crystal may be composed of other materials such as GSO (Gd ₂ SiO ₅ ) instead. Good. According to this modification, it is possible to provide a method of manufacturing a radiation detector that can provide a cheaper radiation detector.

（３）上述した実施例において、光検出器は、光電子増倍管で構成されていたが、本発明はこれに限らない。光電子増倍管に代わって、フォトダイオードやアバランシェフォトダイオードや半導体検出器などを用いていもよい。 (3) In the embodiment described above, the photodetector is composed of a photomultiplier tube, but the present invention is not limited to this. Instead of the photomultiplier tube, a photodiode, an avalanche photodiode, a semiconductor detector, or the like may be used.

Ａ中心軸
１放射線検出器
２シンチレータ
３光検出器
９放射線断層撮影装置（乳房検診用放射線断層撮影装置）
１２検出器リング
１３遮蔽プレート（遮蔽体）
１５移動機構（移動手段）
１６移動制御部（移動制御手段）
３５操作卓（入力手段） A central axis 1 radiation detector 2 scintillator 3 photodetector 9 radiation tomography device (radiation tomography device for breast examination)
12 Detector ring 13 Shielding plate (shielding body)
15 Moving mechanism (moving means)
16 Movement control part (movement control means)
35 Console (input means)

Claims

A detector ring having a scintillator that converts radiation into light and a photodetector that detects light is arranged in an arc shape to introduce the breast of the subject, and the inside of the gantry that houses the detector ring Moving means for moving the detector ring relative to the breast of the subject by moving the detector ring in the direction of the central axis of the detector ring, and movement control means for controlling the moving means A radiation tomography device for breast screening, characterized by

The radiation tomography apparatus for breast examination according to claim 1,
It further comprises an input means for inputting an instruction of the surgeon,
The radiation control tomography apparatus for breast examination, wherein the movement control means moves the central portion of the detector ring in the central axis direction to a region of interest for imaging in a subject according to an instruction from an operator.

The radiation tomography apparatus for breast examination according to claim 1 or 2,
A shield that blocks radiation provided to cover one end of the detector ring on the side where the subject's breast is introduced;
The radiation tomography apparatus for breast examination, wherein the moving means moves the detector ring and the shield together.

The radiation tomography apparatus for breast examination according to any one of claims 1 to 3,
A radiation tomography apparatus for breast examination, wherein the detector ring is C-shaped.

The radiation tomography apparatus for breast examination according to any one of claims 1 to 3,
Radiation tomography apparatus for breast examination, wherein the detector ring is O-shaped.