JP6635673B2 - 電子検出器モジュール、医用イメージングシステム及びその制御方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、電子検出器モジュール、医用イメージングシステム及びその制御方法に関する。

陽電子放出断層撮影（Positron Emission Tomography：ＰＥＴ）を含む医用イメージングシステム等の複雑なシステムは、同時に電力供給されるとシステム電源に大きな突入電流を生じさせ得る、複数のサブシステムまたはモジュールを含んでいることがある。なお、突入電流とは、電気機器に電源を投入したときに、一時的に流れる大電流の事である。医用イメージングシステムにおいて、このような突入電流が生じる順序を制御しなければ、電力変動を引き起こし、ひいては一部のモジュールのリセットにつながる。

大きな突入電流を回避するために、システムモジュールへの電力を順番に供給することができる。例えば、システムモジュールは、システムバックプレーン（「バックプレーン」とも言う）の適切なスロットを指定することにより、システムモジュールの物理的位置に従って、電力が順番に供給される。しかし、このような指定は、バックプレーンがなく、限られた数のコネクタのみで構成されるシステムでは必ずしも可能ではない。また、システムバックプレーンを設置する場合、コストが増加する。

米国特許第４３０２７９１号明細書 米国特許第７３３７３３３号明細書 米国特許第６３９６１６９号明細書 米国特許第８２７９６４６号明細書

本発明が解決しようとする課題は、電源投入時に電力を安全に供給することができる電子検出器モジュール、医用イメージングシステム及びその制御方法を提供することである。

実施形態の電子検出器モジュールは、検出器と、電源シーケンス回路とを備える。検出器は、電磁放射線を検出する。電源シーケンス回路は、加速度計と、前記加速度計によって検出された電子検出器モジュールの位置に基づいて前記検出器への電力の供給のタイミングを制御する制御回路とを有する。

図１は、本開示の例示的実施形態に係るＰＥＴシステムの構成図である。 図２は、本開示の例示的実施形態に係る電子検出器モジュールの平面図である。 図３は、本開示の例示的実施形態に係る電子検出器モジュールの構成図である。 図４は、本開示の例示的実施形態に係る電源シーケンス回路の構成図である。 図５は、本開示の例示的実施形態に係る電源シーケンス方法のアルゴリズムフローチャートである。

（実施形態）
以下、図面を参照して、実施形態に係る電子検出器モジュール、医用イメージングシステム及びその制御方法を説明する。本発明が添付図面とともに検討され、以下の詳細な説明を参照してより良く理解されれば、本発明およびその付随する利点をより完全に理解することが容易になるであろう。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用される。

特定の例示的実施形態では、各電子検出器モジュールの位置に基づいて電子検出器モジュールの電源シーケンスを決定するために、加速度計を含む電源シーケンス回路がＰＥＴイメージングシステム等の医用イメージングシステムの電子検出器モジュールに取り付けられる。

本開示の例示的実施形態によると、電子検出器モジュールは、電磁放射線を検出する検出器を含む。また、電子検出器モジュールは、加速度計と、加速度計によって検出された位置に基づいて検出器への電力の供給を制御する制御回路とを有する電源シーケンス回路をさらに含む。

別の例示的実施形態では、電源シーケンス回路の加速度計は、位置として、地球の重力の重力ベクトルに対する電子検出器モジュールの位置を検出する。

別の例示的実施形態では、電源シーケンス回路の制御回路は、加速度計により検出された位置に基づいて電子検出器モジュールの位置情報を決定する。

別の例示的実施形態では、電源シーケンス回路の制御回路は、一意の位置情報を、重力ベクトルと、重力ベクトルに直交する軸とに対する２次元座標として決定する。

別の例示的実施形態では、電源シーケンス回路の制御回路は、一意の位置情報を、重力ベクトルに対する角度として決定する。

別の実施形態では、電源シーケンス回路は、電子検出器モジュールの位置情報と電源供給のタイミングとを関連づけるテーブルを格納する電子メモリをさらに備え、制御回路は、テーブルを参照して、検出器に電力を供給するか否かを決定する。

別の例示的実施形態では、電源シーケンス回路は、制御回路の制御下で、検出器と電源との接続のオンとオフとを切り替えるスイッチをさらに含む。

さらなる例示的実施形態では、医用イメージングシステムは、複数の電子検出器モジュールと、電源シーケンス回路と、計算装置とを備える。複数の電子検出器モジュールは、電磁放射線を検出して検出信号を出力する。電源シーケンス回路は、電子検出器モジュールのそれぞれに設けられる電源シーケンス回路であって、電子検出器モジュールの位置を検出する加速度計と、位置に基づいて電子検出器モジュールへの電力の供給を制御する制御回路とを有する。計算装置は、複数の電子検出器モジュールにより出力された検出信号を処理して医用画像を生成する。

別の例示的実施形態では、医用イメージングシステムの各電源シーケンス回路において、加速度計は、地球の重力の重力ベクトルに対する位置を検出する。

別の例示的実施形態では、各電源シーケンス回路において、制御回路は、加速度計により検出された位置に基づいて、対応する電子検出器モジュールの一意の位置情報を決定する。

別の例示的実施形態では、各電源シーケンス回路において、制御回路は、一意の位置情報を重力ベクトルと、重力ベクトルに直交する軸とに対する２次元座標として決定する。

別の例示的実施形態では、各電源シーケンス回路において、制御回路は、一意の位置情報を重力ベクトルに対する角度として決定する。

別の例示的実施形態では、各電源シーケンス回路において、制御回路は、電子検出器モジュールの位置情報と電源供給のタイミングとを関連づけるテーブルを格納する電子メモリをさらに含み、制御回路は、テーブルを参照して、対応する電子検出器モジュールに電力を供給するか否かを決定する。

別の例示的実施形態では、医用イメージングシステムにおける各電源シーケンス回路はそれぞれ、制御回路の制御下で、対応する電子検出器モジュールと医用イメージングシステムの電源との接続のオンとオフとを切り替えるスイッチをさらに含む。

別の例示的実施形態では、各電源シーケンス回路において、制御回路は、対応する電子検出器モジュールへ電力を供給するか否かを、計算装置から独立して決定する。

別の例示的実施形態では、医用イメージングシステムの電子検出器モジュールは、接続スロットを指定可能なバックプレーンなしで電源シーケンス回路に接続される。

別の例示的実施形態では、医用イメージングシステムの各電子検出器モジュールは、電磁放射線に応じて光を生成して放出する結晶アレイと、結晶アレイにより放出された光に応じて検出信号を生成する複数の光電子増倍管をさらに含む。

別の例示的実施形態では、医用イメージングシステムは陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）システムであり、電磁放射線はガンマ線を含む。

別の例示的実施形態では、電子検出器モジュールの部分集合に対応する電源シーケンス回路のそれぞれにおいて、制御回路は、電子検出器モジュールへ電力を実質的に同時に供給する。

別の例示的実施形態では、医用イメージングシステムの制御方法である。医用イメージングシステムは、電磁放射線を検出する複数の電子検出器モジュールと、加速度計及び制御回路を有し、電子検出器モジュールのそれぞれに設けられる電源シーケンス回路と、複数の電子検出器モジュールにより出力された検出信号を処理して医用画像を生成する計算装置とを備える。そして、加速度計が、重力ベクトルに対する、電子検出器モジュールの位置を決定し、制御回路が、加速度計によって検出された位置に基づいて、電子検出器モジュールに電力を供給する。

ここで図を参照するが、複数の図面を通して同一または対応する部分は同一の参照番号で示している。実施形態に係る医用イメージングシステムは陽電子放出断層撮影（Positron Emission Tomography：ＰＥＴ）システムである。図１は、本開示の例示的実施形態に係るＰＥＴシステム等の医用イメージングシステムの構成図である。図１のＰＥＴシステムは、複数の電子検出器モジュール１０９〜１１３を含み、各電子検出器モジュールは対応する処理回路１０４〜１０８を介して計算装置１０１に接続される。例えば、電子検出器モジュール１０９は処理回路１０４に接続され、処理回路１０４は計算装置１０１に接続される。なお図１は、単純化のためにＰＥＴシステムを５つの電子検出器モジュールを有するものとして示すが、ＰＥＴシステムはより多く、例えば４０個の電子検出器モジュールを有してもよい。したがって、図１は単なる例示であり、本開示を限定するものではない。

各電子検出器モジュール１０９〜１１３は、ガンマ線等の電磁放射線の検出に基づいて検出信号を生成する。検出器モジュール１０９について言えば、検出信号が処理回路１０４に提供され、そこで信号対雑音比（Signal-to-Noise Ratio：ＳＮＲ）を改善するために、検出信号がフィルタリングされる。フィルタリングは、アナログ領域またはデジタル領域のいずれかにおいて、ローパスフィルタリング、ハイパスフィルタリングまたはバンドパスフィルタリングを用いて実施されてもよい。また、フィルタリングは、単一のフィルタによって、または複数のフィルタをカスケーディングすることによって実施されてもよい。フィルタリングは、ＳＮＲの改善に加えて、後続のアナログ−デジタル変換の際に潜在的なエイリアシングを除去することにも役立つ。

フィルタリング後、処理回路１０４は、検出信号をデジタル信号へと変換し、その結果を計算装置１０１に提供してもよい。例えば、処理回路１０４は、未加工サンプルを計算装置１０１に提供する自走アナログ−デジタル変換器を含んでもよく、その後、計算装置１０１は、サンプルを積分して検出信号に対する信号レベルにて生成できる。あるいは、処理回路１０４は、計算装置１０１に信号レベルを直接提供するために、アナログ−デジタル変換器の出力を積分するインテグレータを含んでもよい。

ガンマ線が検査中の被検体から曝射されると、これらのガンマ線は反対方向に進む。したがって、ガンマ線対は、検査中の被検体に対して互いに反対側に配置された２つの電子検出器モジュールに衝突する。飛行時間が異なり得るため、処理回路１０４は、サムアンプ、弁別器、および各ガンマ線の飛行時間を求めるための飛行時間検出器等の回路を含んでもよい。この情報も、処理回路１０４により計算装置１０１へと提供される。

単純化のために上記の説明では処理回路１０４に焦点をあてたが、理解され得るように、この説明は他の処理回路１０５〜１０８にも適用できる。処理回路１０４〜１０８は個々のコンポーネントであってもよく、または特定用途向けＩＣ（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）等の集積回路（Integrated Circuit：ＩＣ）として実装されてもよい。また、個々の処理回路１０４〜１０８が、すべて単一のＡＳＩＣに実装されてもよい。あるいは、各処理回路が別々のＩＣまたはＡＳＩＣに実装されてもよい。したがって、処理回路１０４〜１０８の特定の実施態様は本開示を限定するものではない。

計算装置１０１は、処理回路１０４〜１０８から受信したデータをさらに処理して、医用画像を生成する。この画像は、インターフェース回路１０３を介して別のシステムへと送信されさらに処理されてもよく、ユーザインターフェースへと送信され表示されてもよい。この目的を達成するために、インターフェース回路１０３は、ユニバーサルシリアルバス（Universal Serial Bus：ＵＳＢ）インターフェースやＥｔｈｅｒｎｅｔ（登録商標）インターフェース等の有線インターフェースであっても、ＷｉＦｉ（Wireless Fidelity）、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、セルラーインターフェース等の無線インターフェースであってもよい。インターフェース回路１０３によりＰＥＴシステムをインターネットならびにキーボード、ディスプレイおよびマウス等のポインティングデバイスと連動させてもよい。計算装置１０１は、生成した医用画像をストレージ回路１０２に格納してもよい。ストレージ回路１０２としてはＣＤ（Compact Disc）−ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）−ＲＯＭ、ハードディスクドライブ、または例えばサーバ内での遠隔地保管を挙げることができる。

計算装置１０１は、個々のロジックデバイスで形成されてもよく、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、複合プログラマブルロジックデバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）またはフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）等のプログラマブルロジックデバイス（Programmable Logic Device：ＰＬＤ）に実装されてもよい。あるいは、計算装置１０１は、例えば、ＣＰＵ（central preprocess unit）、ＧＰＵ(Graphics Processing Unit)などのマイクロプロセッサ、または、例えばマイクロプロセッサおよびデジタル信号プロセッサを含む複数のプロセッサのシステムであってもよい。したがって、計算装置１０１の特定の実施態様は本開示を限定するものではない。

図１に示すように、電子検出器モジュール１０９〜１１３は、処理回路１０４〜１０８を介して計算装置１０１に接続される。ここで、図１に示すＰＥＴシステムでは、各電子検出器モジュール１０９〜１１３に対応する指定可能なスロットを有するバックプレーンは使用しない。この関連で、計算装置１０１および電子検出器モジュール１０９〜１１３は、電源シーケンスに関して互いに通信しない。その代わりに、以下で詳述するように、各電子検出器モジュール１０９〜１１３は、各電子検出器モジュールに電力をいつ供給するべきかを、電子検出器モジュールの位置に基づいて決定する電源シーケンス回路を含む。

図２は、本開示の例示的実施形態に係るＰＥＴシステムにおける電子検出器モジュール１〜３６の例示的配置である。図２では、３６個の電子検出器モジュール１〜３６を図示する。図２では、電子検出器モジュール１〜３６すべてが、リングの中心にある検査中の被検体（図示せず）を向くように、電子検出器モジュール１〜３６が所定半径を有するリング状に配置されている。各電子検出器モジュール１〜３６は、電子検出器モジュール１〜３６に電力をいつ供給するかを電子検出器モジュール１〜３６の位置に基づいて決定する電源シーケンス回路３０８を含む。電源シーケンス回路３０８は、地球の重力に対応する重力ベクトルＺに関して電子検出器モジュール１〜３６の位置を決定する。電源シーケンス回路３０８はさらに、関連する電子検出器モジュール１〜３６の位置を特定するために、２次元位置（Ｘ、Ｚ）もしくは（Ｙ、Ｚ）、または３次元位置（Ｘ、Ｙ、Ｚ）を決定してもよい。例えば、電源シーケンス回路３０８は、電子検出器モジュール１〜３６の位置として電子検出器モジュール１〜３６の（Ｘ、Ｚ）、（Ｙ、Ｚ）または（Ｘ、Ｙ、Ｚ）座標を直接使用してもよい。あるいは、電源シーケンス回路３０８は、（Ｘ、Ｚ）、（Ｙ、Ｚ）または（Ｘ、Ｙ、Ｚ）座標を使用して、位置情報として重力ベクトルＺに関する大きさおよび角度を有するベクトルを計算してもよい。電子検出器モジュール１〜３６はすべてリングの中心から等距離で配置されているため、位置ベクトルの大きさは電子検出器モジュール１〜３６すべてについて同一であり、これは除いてもよい。電源シーケンス回路３０８は、次に、角度および大きさの符号（正または負）を使用して、位置情報として０°〜３６０°の角度を計算してもよい。電子検出器モジュール１〜３６各々についての位置情報を決定する他の方法も、本開示の範囲を逸脱することなく可能である。

図３は、本開示の例示的実施形態に係る電子検出器モジュール２００の構成図である。なお、図１に示した電子検出器モジュール１０９〜１１３の構成及び図２に示した電子検出器モジュール１〜３６の構成は、図３で説明する電子検出器モジュール２００の構成と同様である。図３に示すように、電子検出器モジュール２００は、電源シーケンス回路３０８と、検出器４０５とを有する。検出器４０５は、光電子増倍管３０１〜３０５と、ライトガイド３０６と、結晶アレイ３０７とを有し、電磁放射線を検出する。光電子増倍管３０１〜３０５は、ライトガイド３０６に配置される。ライトガイド３０６は結晶アレイ３０７に配置される。光電子増倍管３０１〜３０５は、結晶アレイ３０７からのシンチレーション光を検出する。例えば、光電子増倍管３０１〜３０５は、結晶アレイ３０７により放出された光に応じて検出信号を生成する。図３に示す例では、５つの光電子増倍管３０１〜３０５を図示しているが、より多くのまたはより少ない光電子増倍管が本発展の範囲を逸脱することなく可能である。光電子増倍管３０１〜３０５は異なるサイズであってもよい。

結晶アレイ３０７は、ガンマ線衝突に応じて光を放出する複数のシンチレーション結晶を含む。すなわち、結晶アレイ３０７は、電磁放射線に応じて光を生成して放出する。ライトガイド３０６は結晶アレイ３０７からの光を光電子増倍管３０１〜３０５へと誘導し、光電子増倍管３０１〜３０５は前述したように検出信号を生成する。すなわち、検出器４０５は、間接変換型の検出器である。

図３では、電源シーケンス回路３０８がさらに電子検出器モジュール２００内に配置される。電源シーケンス回路３０８は光電子増倍管３０１〜３０５の上にあるものとして示されているが、他の位置も本開示の範囲を逸脱することなく可能である。電源シーケンス回路３０８は、電子検出器モジュールへの電力を制御できるように、ＰＥＴシステムの配電システムに接続される。上述のように、電源シーケンス回路３０８は、地球の重力ベクトルに対する電子検出器モジュールの位置を検出し、この情報を使用して電子検出器モジュールにいつ電力を供給するべきかを決定する。図２の電子検出器モジュール１〜３６のすべてが電源シーケンス回路３０８を含むため、電子検出器モジュール１〜３６の部分集合は、ＰＥＴシステムの電源における突入電流量を制限するために、任意の時点で電力供給され得る。

図４は、本開示の例示的実施形態に係る電源シーケンス回路３０８の構成図である。電源シーケンス回路３０８は、加速度計４０２および電子メモリ４０３に接続された制御回路４０１を含む。制御回路４０１は、医用イメージングシステムへの電源投入時に、加速度計４０２によって検出された位置に基づいて検出器４０５への電力の供給を制御する。ここで、制御回路４０１は、さらにスイッチ４０４に接続され、スイッチ４０４はシステム電源４０６から検出器４０５への電力の流れを制御する。例えば、制御回路４０１は、検出器４０５とシステム電源４０６との接続のオンとオフとを切り替えるスイッチ４０４を制御することで、医用イメージングシステムへの電源投入時における検出器４０５への電力の供給を制御する。

加速度計４０２は地球の重力ベクトルに対する電子検出器モジュール２００の位置データを生成する。加速度計４０２が２次元加速度計であれば、２次元データ（Ｘ、Ｚ）または（Ｙ、Ｚ）が生成される。加速度計４０２が３次元加速度計であれば、３次元データ（Ｘ、Ｙ、Ｚ）が生成される。理解され得るように、加速度計４０２は容量型、圧電型、ばね質量型、微小電気機械システム（Microelectromechanical System：ＭＥＭＳ）等であってよい。

加速度計４０２のデータはその後、制御回路４０１により処理され、電子検出器モジュール２００の位置情報が生成される。すなわち、制御回路４０１は、加速度計４０２により検出された位置に基づいて電子検出器モジュール２００の位置情報を決定する。上で論じたように、制御回路４０１は、位置情報を、重力ベクトルと、重力ベクトルに直交する軸とに対する２次元座標として決定する。或いは、制御回路４０１は、位置情報を、重力ベクトルに対する角度として決定する。すなわち、位置情報は、座標（Ｘ、Ｚ）、（Ｙ、Ｚ）もしくは（Ｘ、Ｙ、Ｚ）、角度および大きさ、または角度のみ等であってよい。このようにして、制御回路４０１は、電子検出器モジュール２００の位置を特定可能な識別情報を生成する。さらに上述のように、位置情報の特定の形態は本開示を限定するものではない。

電子メモリ４０３は、制御回路４０１によって生成された電子検出器モジュール２００の位置情報と電源状態とを関連づけるルックアップテーブル（Look Up Table：ＬＵＴ）を格納できる。ＬＵＴは電子検出器モジュール２００の位置情報を電源オン時点と関連づけてもよい。例えば、第１電子検出器モジュールが任意の時点Ｔで電力供給される場合、後続の電子検出器モジュールはそれらの位置情報に基づいて、時点Ｔ＋ｎ、Ｔ＋２ｎ、Ｔ＋３ｎ．．．Ｔ＋（ｍ−１）ｎにて電力供給されてよい。ここで、ｎは時間の固定単位（例えば１００ｍｓ）であり、ｍは電子検出器モジュールの総数である。すなわち、ＬＵＴは、電子検出器モジュールの位置情報と、医用イメージングシステムへの電源投入に対するこの電子検出器モジュールへの電力供給の遅延時間とを対応付けた情報を記憶する。言い換えると、ＬＵＴは、電子検出器モジュールの位置情報と、この電子検出器モジュールへの電力供給のタイミングとを関連付けた情報を記憶する。そして、制御回路４０１は、ＬＵＴを参照して、検出器４０５に電力を供給するか否かを決定する。

また、例えば、図２のように電子検出器モジュールがリング状に配置される場合、制御回路４０１は、１つの四分円内の電子検出器モジュールすべてが同時または実質的に同時に電力供給されるように、リングは四分円ごとに電力供給してもよい。すなわち、電子検出器モジュールの部分集合に対応する電源シーケンス回路のそれぞれにおいて、制御回路４０１は、電子検出器モジュールへ電力を実質的に同時に供給する。図２の例では、制御回路４０１は、電子検出器モジュール１〜９へ電力を実質的に同時に供給し、次いで、電子検出器モジュール１０〜１８へ電力を実質的に同時に供給する。そして、制御回路４０１は、電子検出器モジュール１９〜２７へ電力を実質的に同時に供給し、次いで、電子検出器モジュール２８〜３６へ電力を実質的に同時に供給する。なお、他のシーケンス案も本開示の範囲を逸脱することなく可能である。

制御回路４０１は、検出器４０５の電源オン時点にいつ到達するかを決定するために、リアルタイムクロック等のタイマを有してもよい。理解され得るように、電子メモリ４０３は、読み出し専用メモリ（Read Only Memory：ＲＯＭ）、電子的に消去可能な読み出し専用メモリ（Electronically Erasable Read Only Memory：ＥＥＰＲＯＭ）、ランダムアクセスメモリ（Random Access Memory：ＲＡＭ）、スタティックランダムアクセスメモリ（Static Random Access Memory：ＳＲＡＭ）またはフラッシュメモリであってもよい。他の電子メモリも本開示の範囲を逸脱することなく可能である。

制御回路４０１は、ＬＵＴおよび位置に基づいて検出器４０５に電力供給すべきであると決定した場合、制御回路４０１はスイッチ４０４を閉位置にし、システム電源４０６と検出器４０５とを接続する。スイッチ４０４はリレー等の機械的スイッチ、または接合形電界効果トランジスタ（Junction Field Effect Transistor：ＪＦＥＴ）、金属酸化膜半導体電界効果トランジスタ（Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor：ＭＯＳＦＥＴ）等の固体スイッチであることができる。制御回路４０１が検出器４０５に電力供給すべきではないと決定した場合、制御回路４０１はスイッチ４０４を開位置にする（または維持する）。このように、電源シーケンス回路３０８のそれぞれにおいて、制御回路４０１は、対応する電子検出器モジュールへ電力を供給するか否かを、計算装置１０１から独立して決定する。なお、医用イメージングシステムへの電源投入後、一旦スイッチ４０４が閉じた場合は、医用イメージングシステムへの電源を落とすまでスイッチ４０４は開かない。

理解され得るように、制御回路４０１は個々の論理ゲート、ＰＬＤ、ＣＰＬＤもしくはＦＰＧＡとして実装されてもよく、またはマイクロコントローラＩＣであってもよい。制御回路４０１はさらに、電源シーケンス回路専用であっても、検出器４０５と共有であってもよい。一例示的実施形態では、電子検出器モジュールの制御回路は上記のような制御回路４０１のタスクも実行する。したがって、制御回路４０１の複数の実施態様が本開示の範囲を逸脱することなく可能である。

次に、本開示の例示的実施形態に係る電子検出器モジュールの電源シーケンスのアルゴリズムプロセスを、図５を参照しながら説明する。図５において、このプロセスはステップ５００で開始される。ステップ５０１で、加速度計４０２のデータが制御回路４０１により取得される。ステップ５０２で、制御回路４０１が位置情報を計算する。上述したように、位置情報は２または３次元座標、角度等であってよい。ステップ５０３で、制御回路４０１は検出器４０５の電源状態を決定するために、ステップ５０２で計算した位置情報と、ＬＵＴに格納されている位置情報とを比較する。ステップ５０４で、制御回路４０１は、ＬＵＴの比較結果に基づいて、検出器４０５に電力を適用するか、または検出器４０５に電力を適用しない。その後プロセスはステップ５０５にて終了する。

理解され得るように、一式のコンピュータ可読命令が電子メモリ４０３等のコンピュータ可読媒体に格納されてよい。これらの命令はコンピュータまたは制御回路４０１等のプロセッサによって実行され、コンピュータまたはプロセッサに図５に関連して記述されるアルゴリズム方法を実行させてもよい。

上述したように、実施形態に係るＰＥＴシステム等の医用イメージングシステムは、加速度計によって検出された位置に基づいて検出器への電力の供給を制御する。これにより、電源投入時に電力を安全に供給することができる。

また、実施形態に係るＰＥＴシステム等の医用イメージングシステムは、電子検出器モジュールの位置情報を有する。これにより、実施形態に係るＰＥＴシステム等の医用イメージングシステムでは、電子検出器モジュールから出力される検出信号に、位置情報を提供することが可能となる。これにより、実施形態に係るＰＥＴシステム等の医用イメージングシステムは、検出信号に、位置の情報とエネルギーの情報と時間の情報とを提供できる。この結果、実施形態に係るＰＥＴシステム等の医用イメージングシステムは、精度の高い医用画像を生成することが可能となる。

単純化および理解の容易さのために、本明細書における説明はＰＥＴシステムに関してなされる。しかし、本開示はＰＥＴシステムに限定されず、手荷物スキャナ、貨物スキャナ等の他のイメージングシステムにも適用可能である。そのため、ＰＥＴシステムに関する説明は、本開示を限定するものではなく、単に例示的なものである。

（その他の実施形態）
実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。

なお、上述した実施形態では、検出器４０５は、間接変換型の検出器である場合について説明したが実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、検出器４０５は、直接変換型の検出器であってもよい。より具体的には、直接変換型の検出器は、検出素子としてテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）等の半導体素子を備える。

また、電源シーケンス回路３０８が電子検出器モジュール内に設けられる場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、電源シーケンス回路３０８は、図１に示す処理回路１０４〜１０８内に設けられてもよい。かかる場合、各処理回路に設けられた電源シーケンス回路は、加速度計により検出された位置に基づいて、処理回路と接続された電子検出器モジュールの位置情報を決定し、電力を供給するか否かを決定する。

また、電源シーケンス回路３０８は、加速度計により検出された位置に基づいて、電子検出器モジュールの位置情報を決定するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、電源シーケンス回路３０８は、加速度計を有さなくてもよい。かかる場合、電子検出器モジュールごとにＩＤを割り当てる。例えば、電子検出器モジュールごとにハード的に構成を変える。より具体的には、電子検出器モジュールに６ビットのディップスイッチが備わる場合、それぞれに固有のＩＤを割り当てる。そして、電源シーケンス回路は、電子検出器モジュールに割り当てられたＩＤと関連づけられた電源状態を参照して、電子検出器モジュールに電力を供給するか否かを決定する。

上記の実施形態の説明において、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。

また、上記の実施形態で説明した制御方法は、予め用意された制御プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この制御プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この制御プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、電源投入時に電力を安全に供給することができる。

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同様に、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。

２００ 電子検出器モジュール
３０８ 電源シーケンス回路
４０１ 制御回路
４０２ 加速度計
４０３ 電子メモリ
４０４ スイッチ
４０５ 検出器
４０６ システム電源

Claims (18)

1. 電子検出器モジュールにおいて、
   電磁放射線を検出する検出器と、
   加速度計と、前記加速度計によって検出された前記電子検出器モジュールの位置に基づいて前記検出器への電力の供給のタイミングを制御する制御回路とを有する電源シーケンス回路と
   を備える、電子検出器モジュール。
2. 前記制御回路は、前記電子検出器モジュールの位置を特定可能な識別情報である位置情報を、前記加速度計により検出された前記位置に基づいて決定する、請求項１に記載の電子検出器モジュール。
3. 前記制御回路は、前記位置情報を、重力ベクトルと、前記重力ベクトルに直交する軸とに対する２次元座標として決定する、請求項２に記載の電子検出器モジュール。
4. 前記制御回路は、前記位置情報を、重力ベクトルに対する前記電子検出器モジュールの角度として決定する、請求項２に記載の電子検出器モジュール。
5. 前記電源シーケンス回路は、前記電子検出器モジュールの前記位置情報と電源供給のタイミングとを関連づけるテーブルを格納する電子メモリをさらに備え、
   前記制御回路は、前記テーブルを参照して、前記検出器に電力を供給するか否かを決定する、請求項２に記載の電子検出器モジュール。
6. 前記電源シーケンス回路は、前記検出器と電源との接続のオンとオフとを切り替えるスイッチをさらに含み、
   前記制御回路は、前記スイッチを制御することで、前記検出器への電力の供給のタイミングを制御する、請求項１に記載の電子検出器モジュール。
7. 電磁放射線を検出して検出信号を出力する複数の電子検出器モジュールと、
   前記電子検出器モジュールのそれぞれに設けられる電源シーケンス回路であって、前記電子検出器モジュールの位置を検出する加速度計と、前記位置に基づいて前記電子検出器モジュールへの電力の供給のタイミングを制御する制御回路とを有する電源シーケンス回路と、
   前記複数の電子検出器モジュールにより出力された検出信号を処理して医用画像を生成する計算装置と
   を備える、医用イメージングシステム。
8. 前記電源シーケンス回路のそれぞれにおいて、前記制御回路は、前記電子検出器モジュールそれぞれの位置を特定可能な識別情報である位置情報を、前記加速度計により検出された前記位置に基づいて決定する、請求項７に記載の医用イメージングシステム。
9. 前記電源シーケンス回路のそれぞれにおいて、前記制御回路は、前記位置情報を、重力ベクトルと、前記重力ベクトルに直交する軸とに対する２次元座標として決定する、請求項８に記載の医用イメージングシステム。
10. 前記電源シーケンス回路のそれぞれにおいて、前記制御回路は、前記位置情報を、重力ベクトルに対する前記電子検出器モジュールの角度として決定する、請求項８に記載の医用イメージングシステム。
11. 前記電源シーケンス回路のそれぞれにおいて、前記制御回路は、前記電子検出器モジュールの前記位置情報と電源供給のタイミングとを関連づけるテーブルを格納する電子メモリをさらに備え、
    前記制御回路は、前記テーブルを参照して、対応する前記電子検出器モジュールに電力を供給するか否かを決定する、請求項８に記載の医用イメージングシステム。
12. 前記電源シーケンス回路はそれぞれ、対応する前記電子検出器モジュールと前記医用イメージングシステムの電源との接続のオンとオフとを切り替えるスイッチをさらに含み、
    前記制御回路は、前記スイッチを制御することで、前記電子検出器モジュールへの電力の供給のタイミングを制御する、請求項７に記載の医用イメージングシステム。
13. 前記電源シーケンス回路のそれぞれにおいて、前記制御回路は、対応する前記電子検出器モジュールへ電力を供給するか否かを、前記計算装置から独立して決定する、請求項７に記載の医用イメージングシステム。
14. 前記電子検出器モジュールは、接続スロットを指定可能なバックプレーンなしで前記電源シーケンス回路に接続される、請求項１３に記載の医用イメージングシステム。
15. 前記電子検出器モジュールのそれぞれは、
    前記電磁放射線に応じて光を生成して放出する結晶アレイと、
    前記結晶アレイにより放出された前記光に応じて検出信号を生成する複数の光電子増倍管と
    をさらに含む、請求項７に記載の医用イメージングシステム。
16. 前記医用イメージングシステムは陽電子放出断層撮影（Positron Emission Tomography：ＰＥＴ）システムであり、前記電磁放射線はガンマ線を含む、請求項１５に記載の医用イメージングシステム。
17. 前記電子検出器モジュールの部分集合に対応する前記電源シーケンス回路のそれぞれにおいて、前記制御回路は、前記電子検出器モジュールへ電力を実質的に同時に供給する、請求項７に記載の医用イメージングシステム。
18. 医用イメージングシステムの制御方法であって、
    前記医用イメージングシステムは、電磁放射線を検出する複数の電子検出器モジュールと、前記電子検出器モジュールのそれぞれに設けられた、加速度計及び制御回路を有する電源シーケンス回路と、前記複数の電子検出器モジュールにより出力された検出信号を処理して医用画像を生成する計算装置とを備え、
    前記加速度計が、前記電子検出器モジュールの位置を決定し、
    前記制御回路が、前記加速度計によって検出された位置に基づいて、前記電子検出器モジュールへの電力の供給のタイミングを制御する
    ことを含む、医用イメージングシステムの制御方法。

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