WO2014033785A1 - 放射線断層撮影装置 - Google Patents

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WO2014033785A1
WO2014033785A1 PCT/JP2012/005496 JP2012005496W WO2014033785A1 WO 2014033785 A1 WO2014033785 A1 WO 2014033785A1 JP 2012005496 W JP2012005496 W JP 2012005496W WO 2014033785 A1 WO2014033785 A1 WO 2014033785A1
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WO
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detector
radiation
coincidence
detectors
coincidence counting
Prior art date
Application number
PCT/JP2012/005496
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English (en)
French (fr)
Inventor
允信 佐藤
誠之 中澤
Original Assignee
株式会社島津製作所
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Publication date
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)

Definitions

  • the present invention relates to a radiation tomography apparatus that detects a pair of annihilation radiation irradiated from a subject and images a radiopharmaceutical distribution in the subject.
  • a conventional radiation tomography apparatus includes a detector ring in which radiation detectors that detect radiation are arranged in an annular shape. This detector ring detects a pair of radiations (pairs of annihilation radiation) that are emitted from radiopharmaceuticals in the subject and are in opposite directions (see, for example, Patent Document 1).
  • the subject is inserted into the detector ring during the examination.
  • the detector ring detects a pair of annihilation radiations emitted from the subject.
  • the pair of annihilation radiation is detected by different radiation detectors.
  • the detector ring identifies the source of a pair of annihilation radiation emitted from the subject, and a radiopharmaceutical distribution is generated based on this position information.
  • the load on the device when detecting this annihilation radiation pair is quite high. This is because it must be assumed that any two combinations of the radiation detectors constituting the detector ring each detect an annihilation radiation pair. According to this idea, it is necessary to determine whether annihilation radiation pairs have been detected for all combinations when two of the radiation detectors constituting the detector ring are selected.
  • one of the combinations of radiation detectors to be used for detecting the annihilation radiation pair is selected.
  • the two radiation detectors are connected by a straight line.
  • the straight line at this time does not pass through the central part (indicated by a broken-line circle in the upper part of FIG. 21) on which the subject is placed, measurement of a pair of annihilation radiation between the radiation detectors of such a combination Even if it does, it does not contribute to the image quality improvement of a tomographic image. This is because the pair of annihilation radiation measured by such a combination is generated from outside the body of the subject, or one that is not a pair of annihilation radiation in the first place is paired due to misidentification at the time of detection.
  • the conventional configuration has the following problems. That is, the conventional configuration reduces the degree of freedom of the device configuration.
  • the position of the radiation detector occupying the detector ring is constant. Therefore, the selection of a combination of radiation detectors that measure annihilation radiation pairs is premised on that the radiation detectors do not move.
  • the radiation detector 51 constitutes three detector heads in the vertical direction.
  • the detector head or a part of the detector can be moved in order to change the positional relationship between the detector heads in order to eliminate the detection blind spot. ing.
  • the load on the apparatus can be effectively reduced only by setting in advance a combination of radiation detectors that are not used for pair detection.
  • the positional relationship of the radiation detector changes when the radiation detector moves. Therefore, which combination of radiation detectors is used for detecting a pair of annihilation radiations depends on the position of the radiation detector.
  • the conventional configuration it is not possible to cope with such a type of apparatus in which the radiation detector moves. Therefore, according to the conventional configuration, it can be applied only to a configuration in which the radiation detector does not move.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide a pair of annihilation radiation in a radiation tomography apparatus in which a radiation detector constituting a detector ring is movable. Another object of the present invention is to provide a radiation tomography apparatus capable of reducing the load required for detection of the above.
  • the radiation tomography apparatus includes a plurality of detector groups in which a plurality of detectors that detect radiation are held together, and a certain detector or detector group with respect to another detector or detector group.
  • Detector moving means for relatively moving the detector, detector moving control means for controlling the detector moving means, input means for inputting an operator's instruction regarding the movement destination of the detector or the detector group, A storage means in which a table in which each combination is associated with a flag indicating whether or not to detect a pair of annihilation radiation is stored for each movement destination of the detector or the detector group, and a detector inputted through the input means And a coincidence counting unit that reads out a table corresponding to the movement destination of each and performs simultaneous counting of a pair of annihilation radiations using a combination of detectors defined by the table.
  • the configuration of the present invention can move each detector group constituting the apparatus or each detector group individually. In such an apparatus, how to reduce the burden on the coincidence means becomes a problem.
  • a plurality of tables each associated with a combination of detectors constituting a detector ring and a flag indicating whether or not to detect a pair of annihilation radiation are stored for each movement destination of the detector. Yes.
  • the coincidence counting unit reads out a table corresponding to the movement destination of the detector and performs coincidence counting of the pair of annihilation radiations using a combination of detectors defined by the table. As a result, the coincidence counting unit need not perform useless coincidence counting, and the burden on the coincidence counting unit is reduced.
  • the table stored in the storage means is a case where a straight line connecting two detectors belonging to the detector ring passes through a region of interest that is a region where the subject is located inside the detector ring. It is more desirable if the two detectors are flagged for detecting the annihilation radiation pair.
  • the above-mentioned radiation tomography apparatus has a plurality of modules each provided with a coincidence counting unit, and each of the modules is connected to a different detector and also to other modules, and the coincidence counting unit detects It is more desirable to operate by sharing the detection data by mutually transmitting and receiving the detection data sent from the device.
  • the module is provided in each detector.
  • the above-mentioned radiation tomography apparatus has a defect region where the detector ring is not specifically provided in the detector ring, and the detector moving means moves the detector relative to the detector ring.
  • the appearance position of the missing area may be changed.
  • the detector moving means can move a plurality of detectors independently of each other.
  • the present invention can be applied to various types of apparatuses.
  • the configuration of the present invention can move a part of the detector constituting the detector ring relative to the detector ring. In such an apparatus, how to reduce the burden on the coincidence means becomes a problem.
  • a plurality of tables each associated with a combination of detectors constituting a detector ring and a flag indicating whether or not to detect a pair of annihilation radiation are stored for each movement destination of the detector. Yes.
  • the coincidence counting unit reads out a table corresponding to the movement destination of the detector and performs coincidence counting of the pair of annihilation radiations using a combination of detectors defined by the table. As a result, the coincidence counting unit need not perform useless coincidence counting, and the burden on the coincidence counting unit is reduced.
  • FIG. 1 is a functional block diagram illustrating an overall configuration of a radiation tomography apparatus according to Embodiment 1.
  • FIG. 1 is a perspective view illustrating a radiation detector according to Embodiment 1.
  • FIG. 3 is a schematic diagram illustrating a configuration of a detector ring according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a schematic diagram for explaining the movement of the detector ring according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a schematic diagram for explaining the movement of the detector ring according to the first embodiment.
  • FIG. 6 is a schematic diagram for explaining the movement of the detector ring according to the first embodiment.
  • 3 is a schematic diagram illustrating a table according to Embodiment 1.
  • FIG. 6 is a schematic diagram illustrating a correspondence table according to Embodiment 1.
  • FIG. 5 is a schematic diagram illustrating a table creation method according to the first embodiment.
  • FIG. 5 is a schematic diagram illustrating a table creation method according to the first embodiment.
  • 6 is a schematic diagram for explaining the operation of the radiation tomography layer according to Embodiment 1.
  • FIG. 6 is a schematic diagram illustrating a positional relationship between a detector ring and a subject according to Example 1.
  • FIG. 6 is a schematic diagram illustrating a positional relationship between a detector ring and a subject according to Example 1.
  • FIG. 6 is a schematic diagram illustrating a configuration of a radiation tomography apparatus according to Embodiment 2.
  • FIG. It is a schematic diagram explaining the mode of the information transmission between the modules which concern on Example 2.
  • FIG. It is a schematic diagram explaining the mode of the information transmission between the modules which concern on Example 2.
  • FIG. It is a mimetic diagram explaining one modification concerning the present invention. It is a mimetic diagram explaining one modification concerning the present invention. It is a mimetic diagram explaining one modification concerning the present invention. It is a mimetic diagram explaining one modification concerning the present invention. It is a mimetic diagram explaining one modification concerning the present invention. It is a schematic diagram explaining the structure of the radiation tomography apparatus of a conventional structure.
  • FIG. 1 is a functional block diagram illustrating the configuration of the radiation tomography apparatus 9 according to the first embodiment.
  • the radiation tomography apparatus 9 according to the first embodiment is for whole body imaging, and has a top plate 10 on which the subject M is placed and a gantry having an opening for introducing the top plate 10 from the longitudinal direction (z direction). 11 and a ring-shaped detector ring 12 for introducing the top plate 10 provided in the gantry 11 in the z direction.
  • the opening provided in the detector ring 12 has a cylindrical shape extending in the z direction (the longitudinal direction of the top 10 and the body axis direction of the subject M). Therefore, the detector ring 12 itself extends in the z direction.
  • the gantry 11 is provided with an opening large enough to accommodate the subject M. The subject M is inserted into this opening.
  • the top plate 10 is provided so as to penetrate through the opening of the gantry 11 (detector ring 12) from the z direction, and is movable back and forth along the z direction. Such sliding of the top plate 10 is realized by the top plate moving mechanism 15.
  • the top board movement control unit 16 is a top board movement control means for controlling the top board movement mechanism 15. The top plate 10 slides from a position where the entire area is located outside the detector ring 12 and is introduced into the opening of the detector ring 12 from one side thereof.
  • a detector ring 12 for detecting a pair of annihilation radiation emitted from the subject M is provided inside the gantry 11, a detector ring 12 for detecting a pair of annihilation radiation emitted from the subject M is provided.
  • the detector ring 12 has a cylindrical shape extending in the body axis direction of the subject M, and the length in the z direction is about 15 cm to 26 cm.
  • the ring-shaped absorbers 13a and 13b are provided so as to cover both ends of the detector ring 12 in the central axis direction (z direction).
  • the absorbers 13a and 13b are made of a material that hardly transmits radiation, and prevent radiation from entering the inside of the detector ring 12 from the outside.
  • the absorbers 13a and 13b are provided for the purpose of removing radiation generated outside the detector ring 12 that interferes with the imaging of the tomographic image D of the subject M.
  • the inner diameters of the absorbers 13 a and 13 b are smaller than the inner diameter of the detector
  • FIG. 2 is a perspective view illustrating the configuration of the radiation detector according to the first embodiment.
  • the radiation detector 1 includes a scintillator 2 that converts radiation into fluorescence, and a photodetector 3 that detects fluorescence.
  • a light guide 4 for transmitting and receiving fluorescence is provided at a position where the scintillator 2 and the photodetector 3 are interposed.
  • the radiation detector 1 corresponds to the detector of the present invention.
  • the scintillator 2 is configured by arranging scintillator crystals two-dimensionally.
  • the scintillator crystal C is composed of Lu 2 (1-X) Y 2X SiO 5 (hereinafter referred to as LYSO ) in which Ce is diffused.
  • the photodetector 3 can specify the fluorescence generation position indicating which scintillator crystal emits fluorescence, and can also specify the intensity of fluorescence and the time when the fluorescence is generated. it can.
  • the radiation detector 1 can obtain the energy of the detected radiation based on the intensity of the fluorescence, and can output energy data.
  • 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.
  • one unit ring 12b is formed by arranging a plurality of radiation detectors 1 in a virtual circle VA on a plane perpendicular to the z direction.
  • a plurality of the unit rings 12b may be arranged in the central axis direction (z direction) to constitute the detector ring 12.
  • the detector ring 12 is configured by arranging the radiation detectors 1 for detecting radiation in an arc shape.
  • the detector ring 12 is provided with a defect region N where the radiation detector 1 is not provided. This defect area N is provided so that the subject under examination can be accessed from the outside of the detector ring 12. Further, by providing the defect region N, the number of radiation detectors 1 constituting the detector ring 12 can be reduced, and the load on the coincidence counting unit 21 described later can be reduced.
  • the defect region N of the unit ring 12b is connected in the z direction.
  • the radiation detector 1 constituting the detector ring 12 includes a fixed radiation detector 1 whose position does not change with respect to the gantry 11, and a movable radiation detector 1 movable with respect to the fixed radiation detector 1.
  • FIG. 4 shows a state (initial state) before the movable radiation detector 1 moves.
  • the movable radiation detector 1 is shown by shading.
  • the movable radiation detectors 1 are arranged in an arc with no gaps to form a movable array 12d.
  • the fixed radiation detector 1 is not shaded.
  • the fixed radiation detectors 1 are also arranged in an arc without gaps to form a fixed array 12s.
  • the movable array 12d and the fixed array 12s are connected in one row.
  • the detector ring 12 has a configuration in which a plurality of unit rings 12b are arranged in the z direction, the movable array 12d of the unit ring 12b is connected in the z direction. Such a situation is the same for the fixed array 12s.
  • the movable array 12d moves relative to the fixed array 12s while maintaining the positional relationship of the radiation detector 1 constituting the movable array 12d.
  • This movement of the movable array 12d is a rotational movement in which all of the radiation detectors 1 included in the movable array 12d are always on the virtual circle VA, and can also be expressed as a movement of the movable array 12d along the virtual circle VA. it can. That is, the movable array 12d is moved from the initial state of FIG. 4, and is moved to a position as shown in FIG. 5, for example. In this case, two missing regions N appear between the movable array 12d and the fixed array 12s. Further, the movable array 12d is moved from the initial state of FIG.
  • the detector ring 12 has a defect region N in which the radiation detector 1 is not provided, and the defect region N of the detector ring 12 is moved by moving the movable array 12d so as to draw an arc locus. The appearance position of is changed.
  • each of the movable array 12d and the fixed array 12s has a wide configuration in the z direction.
  • the movable array 12d included in each of the unit rings 12b moves while maintaining the positional relationship of being connected in the z direction.
  • the movement of the movable array 12d is realized by the detector moving mechanism 17.
  • the detector movement control unit 18 controls the detector movement mechanism 17.
  • the detector movement control unit 18 moves the movable array 12d with respect to the fixed array 12s according to the operator's instruction through the console 35, and moves the movable array 12d until the two arrays are in the positional relationship desired by the operator. Move.
  • the detector moving mechanism 17 moves a part of the radiation detector 1 constituting the detector ring 12 with respect to the detector ring 12.
  • the console 35 is input means for inputting an operator's instruction regarding the movement destination of the radiation detector 1.
  • the detector movement mechanism 17 corresponds to the detector movement means of the present invention
  • the detector movement control unit 18 corresponds to the detector movement control means of the present invention.
  • the radiation pulse calculation unit 20 will be described.
  • the radiation detector 1 detects radiation
  • the radiation detector 1 transmits an original signal related to radiation detection to the radiation pulse calculation unit 20.
  • the radiation pulse calculation unit 20 specifies where the radiation is incident on the radiation detector 1 based on the original signal. Thereafter, the radiation pulse calculation unit 20 identifies which position in the detector ring 12 the incident position identified earlier corresponds to.
  • the detector position data is used to specify the position in the detector ring 12. Finally, the radiation pulse calculation unit 20 outputs detection data to the coincidence counting unit 21.
  • the detection data output from the radiation pulse calculating unit 20 is sent to the coincidence counting unit 21 (see FIG. 1).
  • the two radiations incident on the detector ring 12 at the same time are a pair of annihilation radiation caused by the radiopharmaceutical in the subject.
  • the coincidence counting unit 21 counts the number of times an annihilation radiation pair is detected for each two combinations of scintillator crystals constituting the detector ring 12, and sends the result to the image generating unit 25. Note that the coincidence of the detection data by the coincidence counting unit 21 uses time information given to the detection data by the clock 19 attached to the apparatus.
  • the positional relationship of the scintillator crystals in the coincidence count indicates the position and the direction in which the annihilation radiation pair enters the detector ring 12, and is information necessary for mapping of the radiopharmaceutical.
  • the number of annihilation radiation pairs detected and the energy intensity of annihilation radiation stored for each combination of scintillator crystals indicates the variation in the generation of annihilation radiation pairs in the subject, and is necessary for mapping radiopharmaceuticals. It is.
  • the present invention is characterized by the operation of the coincidence counting unit 21. This will be specifically described.
  • the coincidence counting unit 21 performs coincidence counting based on an event (simultaneous event) in which the two radiation detectors 1 constituting the detector ring 12 simultaneously detect radiation.
  • Two combinations of the radiation detectors 1 that detect simultaneous events may belong to the movable array 12d, or both may belong to the fixed array 12s.
  • the combination of the radiation detector 1 which detects a simultaneous event one side may belong to the movable array 12d, and the other may belong to the fixed array 12s.
  • the coincidence counting unit 21 in the present invention operates with reference to the table T shown in FIG. 7 for the purpose of reducing the burden. Since this table T is stored in the storage unit 37, the coincidence counting unit 21 reads the table T from the storage unit 37 and operates.
  • the storage unit 37 corresponds to the storage unit of the present invention.
  • the table T is configured by associating an identification number of the radiation detector 1 constituting the detector ring 12 with a 0 or 1 flag.
  • This table T is a two-dimensional table in which identification numbers are arranged in serial numbers in the vertical direction and serial numbers in the horizontal direction.
  • the flag 0 constituting the table T means designation not to perform coincidence counting, and the flag 1 means designation to perform coincidence counting. Therefore, the table T holds designation of whether or not simultaneous counting is performed for all combinations of selecting two of the radiation detectors 1 constituting the detector ring 12.
  • the coincidence counting unit 21 recognizes all the combinations of the radiation detectors 1 that perform coincidence counting and operates according to the flags constituting the table T. Since the coincidence is not performed for the combination of the radiation detectors 1 whose flag is 0 in the table T, the load on the coincidence unit 21 can be reduced accordingly. On the other hand, for the combination of the radiation detectors 1 whose flag is 1 in the table T, the coincidence counting unit 21 performs coincidence counting.
  • Table T defines 0 as a combination that is not suitable for simultaneous counting among the radiation detectors 1. For example, among the cells constituting the table T, 0 is set for cells having the same vertical and horizontal identification numbers and cells having similar vertical and horizontal identification numbers. Such a combination of the radiation detectors 1 is not a combination of the radiation detectors 1 suitable for coincidence counting because there is no positional relationship capable of detecting a pair of annihilation radiations emitted from the subject.
  • the most characteristic feature of the present invention is that a plurality of tables are prepared. This configuration is related to the fact that the radiation detector is movable. According to the structure of this invention, it has the some table T corresponding to the position of the movable array 12d. That is, in the storage unit 37, a table T in which each combination of the radiation detectors 1 constituting the detector ring 12 and a flag indicating whether or not to detect a pair of annihilation radiations is associated is stored in the radiation detector 1. A plurality is stored for each destination.
  • the coincidence counting unit 21 acquires position information of the movable array 12d relative to the fixed array 12s from the detector movement control unit 18, and reads the table T corresponding to the current position information of the movable array 12d from the storage unit 37 to operate. To do. At this time, the coincidence counting unit 21 reads the table T corresponding to the position information from the storage unit 37 with reference to the correspondence table in which the position information stored in the storage unit 37 is associated with the type of the table T.
  • FIG. 8 shows a correspondence table referred to by the coincidence counting unit 21 at this time.
  • the coincidence counting unit 21 reads out the table T corresponding to the movement destination of the radiation detector 1 input through the operation console 35, and refers to the combination of the radiation detectors 1 defined by the table T to eliminate the radiation. Perform simultaneous counting of pairs.
  • a method for generating the table T will be described.
  • the table T needs to be created for each position of the movable array 12d.
  • a method for generating the table T1 when the position of the movable array 12d is in the state described with reference to FIG. 4 will be described with reference to FIG.
  • the moving destination of the movable array 12d at this time is referred to as a moving destination p1.
  • the radiation detector 1 constituting the detector ring 12 has an identification number for identifying an individual.
  • the identification numbers are assigned through the movable array 12d and the fixed array 12s, and are sequentially attached in the order in which the radiation detectors 1 are arranged in each array.
  • the numbers 1, 2, 16, and 29 given next to the radiation detector 1 represent the identification numbers of the radiation detector 1.
  • This identification number is a unique number assigned to each individual constituting the radiation detector 1. Therefore, even if the movable array 12d moves, the correspondence relationship between each radiation detector 1 and each identification number does not change.
  • This region of interest FOV is a region occupied by the subject in the detector ring 12, and is a region where an annihilation radiation pair is assumed to be generated from this region. Therefore, it is not necessary to perform coincidence for the combination of radiation detectors 1 in a positional relationship in which a pair of annihilation radiation emitted from the region of interest FOV cannot be detected.
  • This region of interest FOV includes the central axis of the detector ring 12 in the internal space of the detector ring 12, and does not include the peripheral edge corresponding to the vicinity of the radiation detector 1.
  • the table T1 determines whether or not simultaneous counting is performed for each of the combinations in which two of the radiation detectors 1 constituting the detector ring 12 are selected, and a flag of 0 or 1 is set in each cell of the table T1. Is generated.
  • the example on the left side of FIG. 9 represents a state in which it is determined whether simultaneous counting is performed for the combination of the radiation detectors 1 having identification numbers 1 and 16.
  • these radiation detectors 1 are connected by a straight line, they pass through the region of interest FOV. Therefore, the combination of these radiation detectors 1 can detect a pair of annihilation radiations emitted from the region of interest FOV.
  • one flag is set for such a combination.
  • the table T1 generated in this way is shown on the right side of FIG.
  • Such a table is generated by the table generator 22.
  • the table generation unit 22 sends the generated table T1 to the storage unit 37.
  • the table generation unit 22 causes the storage unit 37 to store the fact that the position of the movable array 12d corresponding to the table T1 is the movement destination p1 by overwriting the correspondence table.
  • the table generation unit 22 generates a table corresponding to these while changing the position of the movable array 12d. At this time, the table generation unit 22 only needs to virtually grasp the positional relationship between the movable array 12d and the fixed array 12s, and does not need to actually move the movable array 12d.
  • FIG. 10 illustrates a method for generating the table Tn when the position of the movable array 12d is in the state described in FIG.
  • the position of the movable array 12d at this time will be referred to as a movement destination pn.
  • the table generation unit 22 repeats the same operation as described above for the movement destination pn. That is, for the combination of the radiation detectors 1 having the identification numbers 1 and 16, when these radiation detectors 1 are connected by a straight line, they pass through the region of interest FOV, so a flag of 1 is set on the table Tn.
  • the table Tn generated in this way is shown on the right side of FIG.
  • the table generation unit 22 stores the fact that the position of the movable array 12d corresponding to the table Tn is the movement destination pn in the storage unit 37 by overwriting the correspondence table.
  • the tables T1 to Tn generated in this way accurately represent combinations of radiation detectors 1 that can detect pairs of annihilation radiation.
  • the combination of the radiation detectors 1 that can detect the pair of annihilation radiations varies depending on the position of the movable array 12d. According to the configuration of the present invention, which combination can use the annihilation radiation pair for detection is stored according to the position of the movable array 12d.
  • the clock 19 transmits time information to each of the radiation detectors 1.
  • the radiation detector 1 recognizes the radiation detection time based on the time information of the clock 19.
  • the coincidence counting unit 21 determines the coincidence of radiation detection based on this recognition.
  • the image generation unit 25 generates a tomographic image D in which the distribution of the radiopharmaceutical in the subject is imaged based on the data related to the coincidence counting held by the coincidence counting unit 21.
  • the radiation tomography apparatus 9 includes a main control unit 41 that comprehensively controls each unit and a display unit 36 that displays a radiation tomographic image.
  • the main control unit 41 is constituted by a CPU, and realizes the respective units 16, 18, 19, 20, 21, 22, and 25 by executing various programs.
  • each above-mentioned part may be divided
  • the console 35 is used to input the operation of the operator to the respective parts 16, 18, 19, 20, 21, 22, 25.
  • ⁇ Detector moving step S1> When the operator gives an instruction to move the detector through the console 35, the detector movement control unit 18 moves the movable array 12d with respect to the fixed array 12s through the detector moving mechanism 17. After the movement, the detector movement control unit 18 sends position information indicating the position of the movable array 12 d to the coincidence counting unit 21. The movable array 12d does not move over each subsequent step.
  • FIG. 12 illustrates the positional relationship between the unit ring 12b and the subject M in this step.
  • a drive mechanism that moves the top 10 moves the subject M together with the top 10 in the vertical direction.
  • FIG. 13 illustrates a state where the top plate 10 is moved.
  • ⁇ Subject placement step S2> the subject M to which the radiopharmaceutical is administered is placed on the top board 10. Then, the top plate 10 is moved by the top plate moving mechanism 15, and the subject M is introduced into the detector ring 12.
  • the coincidence counting unit 21 selects one of a plurality of tables T stored in the storage unit 37 based on the position information sent from the detector movement control unit 18 and uses the radiation detector 1 used for coincidence counting. Recognize combinations. The coincidence counting unit 21 performs coincidence only for combinations of radiation detectors for which the flag on the table T is 1, and performs coincidence for combinations of radiation detectors for which the flag on the table T is 0. Not performed.
  • ⁇ Simultaneous counting start step S4> When the surgeon instructs the start of coincidence counting through the console 35, the radiation detector 1 constituting the detector ring 12 starts detecting radiation.
  • the coincidence counting unit 21 performs coincidence for the combination of the radiation detectors 1 defined by the table T. Thereby, the load of the coincidence counting unit 21 is reduced.
  • the coincidence counting unit 21 sends coincidence counting data to the image generating unit 25.
  • the image generation unit 25 acquires a tomographic image D showing the distribution of the radiopharmaceutical in the subject based on the coincidence data.
  • the tomographic image D is displayed on the display unit 36, and the inspection is completed.
  • the coincidence counting unit 21 corresponds to the coincidence counting means of the present invention.
  • the table T in which each combination of the radiation detectors 1 constituting the detector ring 12 and a flag indicating whether or not to detect a pair of annihilation radiations is associated is the movement destination of the radiation detector 1. A plurality are stored for each. Then, the coincidence counting unit 21 reads the table T corresponding to the movement destination of the radiation detector 1 and performs the coincidence counting of the annihilation radiation pairs using the combination of the radiation detectors 1 defined by the table T. ing. Thereby, the coincidence counting unit 21 does not have to perform useless coincidence counting, and the burden on the coincidence counting unit 21 is reduced.
  • the straight line connecting the two radiation detectors 1 passes through the region of interest that is the region where the subject is located inside the detector ring is used as an index between the two radiation detectors 1. If it is determined whether or not to detect the pair of annihilation radiation, it is not necessary to perform coincidence counting for the combination of radiation detectors 1 that cannot detect the pair of annihilation radiation emitted from the region of interest.
  • the radiation tomography apparatus according to the second embodiment has substantially the same configuration as the apparatus described in the first embodiment.
  • the radiation tomography apparatus according to the second embodiment has a feature in the configuration of the radiation pulse calculation unit 20 and the coincidence counting unit 21 and will be described in detail.
  • the radiation pulse calculation unit 20 includes a plurality of radiation pulse calculation modules 20 a provided in each of the radiation detectors 1 constituting the detector ring 12.
  • the radiation pulse calculation module 20a is connected to the radiation detector 1 in a one-to-one correspondence. Therefore, the radiation pulse calculation module 20a is prepared for all the radiation detectors.
  • each of the radiation pulse calculation modules 20a stores data (detector position data) indicating which position the corresponding radiation detector occupies in the fixed array 12s and the movable array 12d of the detector ring 12. Yes.
  • the detector position data stored in the radiation pulse calculation module 20a is different for each of the radiation pulse calculation modules 20a. This is because the positions of the radiation detectors 1 in the fixed array 12s and the movable array 12d of the detector ring 12 are different from each other.
  • the coincidence counting unit 21 includes a coincidence counting module 21a provided in each of the radiation pulse calculation modules 20a.
  • the coincidence module 21a is connected to the radiation pulse calculation module 20a in a one-to-one correspondence. Therefore, the coincidence counting module 21a is also connected to all of the radiation detectors 1 in a one-to-one correspondence. That is, a certain coincidence module 21a acquires detection data from a certain radiation detector associated therewith (specifically, the detection data is acquired through a certain radiation pulse calculation module 20a). Another coincidence module 21a obtains detection data from another radiation detector associated therewith (specifically, obtains detection data through another radiation pulse calculation module 20a).
  • the coincidence module 21a corresponds to the module of the present invention.
  • the coincidence module 21a corresponds to the module of the present invention.
  • the coincidence module 21 a is provided in each of the radiation detectors 1.
  • the radiation pulse calculation unit 20 When the radiation detector 1 detects radiation, the radiation detector 1 transmits an original signal related to radiation detection to the corresponding radiation pulse calculation module 20a. The radiation pulse calculation module 20a identifies where the radiation is incident on the radiation detector 1 based on the original signal. Thereafter, the radiation pulse calculation module 20a specifies which position in the fixed array 12s and the movable array 12d of the detector ring 12 corresponds to the incident position specified above. The detector position data is used to specify the position in the detector ring 12.
  • the position information of the detector is sent from the detector movement control unit 18 to the radiation pulse calculation module 20a.
  • the radiation pulse calculation module 20a corrects the radiation detection data detected by the radiation detector 1 constituting the movable array 12d according to the position information according to the position of the radiation detector 1 and sends it to the coincidence counting unit 21. To do. Finally, the radiation pulse calculation module 20 a outputs detection data to the coincidence counting unit 21.
  • the coincidence module 21a receives detection data from the corresponding radiation pulse calculation module 20a, it refers to the time information from the clock 19 and adds the time information to the detection data. Then, simultaneous counting is performed using the detection data after the time information is added.
  • the coincidence counting module 21a is also connected to another coincidence counting module 21a, and sends the detection data after adding the time information to another coincidence counting module 21a. In this way, each of the coincidence counting modules 21a transmits and receives detection data to each other, so that the coincidence counting is performed while sharing the detection data.
  • the coincidence counting module 21a refers to the table T read from the storage unit 37 in advance and performs coincidence counting only for the combination of the radiation detectors 1 required for image generation.
  • FIG. 15 illustrates how the coincidence counting modules 21a transmit and receive detection data to each other.
  • the coincidence counting unit 21 includes four coincidence counting modules 21a.
  • four coincidence modules Ma, Mb, Mc, and Md are arranged according to the positions of the radiation detectors corresponding thereto.
  • Each coincidence module Ma, Mb, Mc, Md is depicted as being arranged clockwise in FIG.
  • the coincidence modules Ma, Mb, Mc, Md transmit detection data in a clockwise direction. That is, the coincidence module Ma transmits detection data to the coincidence module Mb, and the coincidence module Mb transmits detection data to the coincidence module Mc. Then, the coincidence module Mc transmits detection data to the coincidence counting module Md, and the coincidence counting module Md transmits detection data to the coincidence counting module Ma.
  • the transmission direction is clockwise for explanation, and may be counterclockwise.
  • the right side of FIG. 15 shows a state where each of the coincidence counting modules Ma, Mb, Mc, and Md has received detection data from each of the corresponding radiation pulse calculation modules 20a. Therefore, in this state, transmission / reception of detection data is not yet performed between the coincidence counting modules.
  • the detection data received by the coincidence module Ma from the radiation pulse calculation module 20a is taken as detection data Da
  • the detection data received by the coincidence module Mb from the radiation pulse calculation module 20a is taken as detection data Db
  • the detection data received by the coincidence counting module Mc from the radiation pulse calculation module 20a is taken as detection data Dc
  • the detection data received by the coincidence counting module Md from the radiation pulse calculation module 20a is taken as detection data Dd.
  • FIG. 16 shows a state in which the detection data Da, Db, Dc, Dd among the detection data is transmitted and received between the coincidence counting modules Ma, Mb, Mc, Md.
  • the coincidence counting module Ma transmits the detection data Da to the coincidence counting module Mb
  • the coincidence counting module Mb transmits the detection data Db to the coincidence counting module Mc.
  • the coincidence module Mc transmits the detection data Dc to the coincidence module Md
  • the coincidence module Md transmits the detection data Dd to the coincidence module Ma.
  • the coincidence counting module Ma holds the detection data Da in addition to the detection data Dd transmitted from the coincidence counting module Md. Therefore, the coincidence counting module Ma can perform coincidence counting between the detection data Dd and Da. By this operation, the number of annihilation radiation pairs incident on the two radiation detectors corresponding to the coincidence modules Md and Ma can be counted.
  • the coincidence counting module Mb holds the detection data Db in addition to the detection data Da transmitted from the coincidence counting module Ma.
  • the coincidence module Mc holds detection data Dc in addition to the detection data Db transmitted from the coincidence module Mb.
  • the coincidence module Md holds detection data Dd in addition to the detection data Dc transmitted from the coincidence module Mc.
  • the coincidence module Mb can perform coincidence between the detection data Da and Db, and the coincidence module Mc is between the detection data Db and Dc. Can be used for simultaneous counting.
  • the coincidence counting module Md can perform coincidence counting between the detection data Dc and Dd.
  • the coincidence counting module Ma transmits the detection data Dd to the coincidence counting module Mb, and the coincidence counting module Mb transmits the detection data Da to the coincidence counting module Mc.
  • the coincidence module Mc transmits the detection data Db to the coincidence module Md, and the coincidence module Md transmits the detection data Dc to the coincidence module Ma.
  • the coincidence counting module Ma holds the detection data Da in addition to the detection data Dc transmitted from the coincidence counting module Md. Therefore, the coincidence counting module Ma can perform coincidence counting between the detection data Da and Dc. By this operation, the number of annihilation radiation pairs incident on the two radiation detectors corresponding to the coincidence modules Ma and Mc can be counted.
  • the coincidence module Mb holds the detection data Db in addition to the detection data Dd transmitted from the coincidence module Ma.
  • the coincidence counting module Mc holds detection data Dc in addition to the detection data Da transmitted from the coincidence counting module Mb.
  • the coincidence module Md holds detection data Dd in addition to the detection data Db transmitted from the coincidence module Mc.
  • the coincidence counting module Mb can perform coincidence counting between the detection data Db and Dd, and the coincidence counting module Mc performs coincidence counting between the detection data Da and Dc. Can do.
  • the coincidence counting module Md can perform coincidence counting between the detection data Db and Dd.
  • each of the coincidence modules Ma, Mb, Mc, and Md is one of the two coincidence modules corresponding to the radiation detectors 1 adjacent to each other in the detector ring 12 and the other coincidence module.
  • simultaneous counting can be performed for all combinations of radiation detectors.
  • Transmission / reception of the coincidence counting modules Ma, Mb, Mc, and Md at this time is performed between adjacent coincidence counting modules.
  • the detection data is transmitted in one-way and chained manner so as not to be transmitted to the transmission source coincidence module.
  • the adjacent simultaneous counting module here means a simultaneous counting module in which the corresponding radiation detectors 1 are adjacent. At this time, the adjacency relationship of the radiation detector 1 is determined ignoring the defect region N provided in the detector ring 12.
  • the radiation tomography apparatus 9 includes a plurality of coincidence modules 21 a each having the coincidence unit 21.
  • Each of the coincidence modules 21a is connected to different radiation detectors 1 and also to other coincidence modules 21a, and the coincidence counting unit 21 transmits and receives detection data sent from the radiation detectors 1 to each other.
  • the detection data is shared to operate.
  • Each of the coincidence counting modules 21 a transmits coincidence counting data to the image generation unit 25.
  • the image generation unit 25 acquires a tomographic image D of the subject M based on the coincidence count data.
  • the clock 19 When sending the time information to the coincidence counting unit 21, the clock 19 transmits the time information all at once to the coincidence counting module 21a. Thereby, the coincidence counting module 21a can know the current time with certainty.
  • the coincidence module 21a sends the acquired time information to the radiation pulse calculation module 20a corresponding to the coincidence module 21a.
  • the radiation pulse calculation module 20a operates based on this time information.
  • the apparatus of the second embodiment is devised for information transmission of the radiation pulse calculation unit 20 and the coincidence counting unit 21. Therefore, the configuration of the second embodiment is not different from that of the first embodiment unless trapped inside the radiation pulse calculation unit 20 and the coincidence counting unit 21. Because of such circumstances, the operation of the second embodiment is roughly the same as the operation of the first embodiment. Therefore, the description of the operation of the apparatus according to the second embodiment is omitted.
  • a plurality of coincidence modules 21 a that receive detection data from different radiation detectors 1 are provided. Then, each of the coincidence counting modules 21a transmits and receives the detection data, thereby sharing the detection data and counting the simultaneous events. That is, the plurality of coincidence modules 21a function as the coincidence counting unit 21 that cooperates to count coincidence events. That is, when manufacturing the radiation tomography apparatus, the coincidence counting unit 21 can be realized only by wiring each coincidence counting module 21a. With this configuration, the radiation tomography apparatus can be manufactured without newly developing a substrate for performing coincidence counting. Therefore, an inexpensive radiation tomography apparatus with reduced development costs can be provided.
  • the present invention is not limited to the above-described configuration, and can be modified as follows.
  • the movable array 12d is configured to perform a circular motion along the virtual circle VA.
  • the present invention is not limited to this configuration.
  • the movable array 12d may move so as to approach or leave the center VAC of the virtual circle VA.
  • the positional relationship of the movable array 12d with respect to the fixed array 12s varies. Therefore, even in such a modification, a table T is provided for each movement destination of the movable array 12d as in the above-described embodiment, and the radiation tomography apparatus 9 refers to a table as shown in FIG.
  • the table T suitable for the movement destination of the movable array 12d is selected and operated.
  • the unit ring 12b is described as being composed of the movable array 12d and the fixed array 12s.
  • the unit ring 12b may be configured by two movable arrays 12d1 and 12d2.
  • the movable arrays 12d1 and 12d2 perform a circular motion along the virtual circle VA in synchronization as shown in FIG. Even in such a case, the positional relationship between the movable arrays 12d1 and 12d2 varies.
  • a table T is provided for each positional relationship between the movable arrays 12d1 and 12d2 as in the above-described embodiment, and the radiation tomography apparatus 9 is suitable for the positional relationship between the movable arrays 12d1 and 12d2.
  • the table T is selected and operated. Therefore, in this case, the table described in FIG. 8 is not related to the destination of the movable array and the type of table used for the coincidence counting, but the positional relationship between the movable arrays 12d1 and 12d2 and the type of table used for the coincidence counting. Are related.
  • the movable arrays 12d1 and 12d2 may be configured to be capable of circular motion along the virtual circle VA while maintaining the mutual positional relationship as shown in FIG. Even if such movement is performed, the type of table used for coincidence counting does not change.
  • each of the movable arrays 12d1 and 12d2 may be moved so as to approach or separate from the center VAC of the virtual circle VA.
  • the present invention is not limited to this configuration. That is, as shown on the left side of FIG. 20, the movable arrays 12d1 and 12d2 may be linear. In this case, the movable arrays 12d1 and 12d2 may be moved synchronously so that one end in the short direction of the top 10 is separated from the subject M as shown on the right side of FIG.
  • the scintillator crystal referred to in the above-described embodiments is composed of LYSO.
  • LGSO Li 2 (1-X) G 2X SiO 5
  • GSO Ga 2 SiO
  • the scintillator crystal may be composed of other materials such as 5 ). According to this modification, it is possible to provide a method of manufacturing a radiation detector that can provide a cheaper radiation detector.
  • 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.
  • the detector moving mechanism 17 may be configured to move the plurality of radiation detectors 1 independently of each other. As described above, the present invention can be applied to various types of apparatuses.
  • the present invention is suitable for a medical radiation tomography apparatus.

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Abstract

本発明の目的は、放射線検出器が移動可能となっている構成の放射線断層撮影装置において、消滅放射線のペアの検出にかかる負荷を軽減することができる放射線断層撮影装置を提供することにある。本発明の構成は、検出器リングを構成する検出器の組み合わせの各々と、消滅放射線のペアの検出を行うかどうかを示すフラグとが関連したテーブルＴが検出器の移動先ごとに複数記憶されている。そして、同時計数部（２１）は、検出器の移動先に対応したテーブルＴを読み出して、テーブルＴが規定する検出器の組み合わせを用いて消滅放射線のペアの同時計数を行うようになっている。これにより、同時計数部（２１）は無駄な同時計数を行わなくて済み、同時計数部（２１）の負担が軽減される。

Description

放射線断層撮影装置
　本発明は、被検体から照射される消滅放射線のペアを検出して、被検体内の放射性薬剤分布をイメージングする放射線断層撮影装置に関する。
　医療機関には、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、放射線を検出する放射線検出器が円環状に並んで構成される検出器リングが備えられている。この検出器リングは、被検体内の放射性薬剤から放出される互いに反対方向となっている一対の放射線（消滅放射線のペア）を検出する（例えば特許文献１参照）。
　従来の放射線撮影装置では、検査に際し、被検体を検出器リングに挿入させる。この状態で、検出器リングは、被検体から照射される消滅放射線のペアを検出する。このとき、消滅放射線のペアは、異なる放射線検出器で検出されることになる。
　検出器リングは、被検体から発せられた消滅放射線のペアの発生源を特定して、この位置情報を基に放射性薬剤の分布が生成される。
　この消滅放射線のペアを検出するときに装置にかかる負荷は、相当高い。検出器リングを構成する放射線検出器のうちの任意の２つの組み合わせがそれぞれ消滅放射線のペアを検出するものと想定しなければならないからである。この考えによれば、検出器リングを構成する放射線検出器のうちから２つを選択するときの組み合わせの全てについて消滅放射線のペアが検出されたかどうかを判断しなければならないことになる。
　従来構成においては、この負荷を軽減する目的で、放射線検出器の組み合わせのうちどれを消滅放射線のペアの検出に用いるかを選択するようにしている。例えば、図２１上段のように放射線検出器５１が円環状に配列された検出器リングがあるとして、２つの放射線検出器を直線で結ぶとする。このときの直線が被検体が載置される中心部（図２１上段では、破線の円で表している）を通過しない場合、この様な組み合わせの放射線検出器の間で消滅放射線のペアの計測をしても、断層画像の画質向上には寄与しない。この様な組み合わせが測定した消滅放射線のペアは被検体の体外から生じたものであるか、そもそも消滅放射線のペアでないものが検出の際の誤認によりペアとなされたものであるからである。
特開２０１０－２６６２３５
　しかしながら、従来構成によれば、次のような問題点がある。
　すなわち、従来構成は、装置構成の自由度を低下させる。
　上述の従来構成によれば、検出器リングに占める放射線検出器の位置が一定である。したがって、消滅放射線のペアの測定を行う放射線検出器の組み合わせの選択は、放射線検出器が移動しないことが前提となっている。
　また、円環状の検出器リングを持たない対向する検出器ヘッドをもつ装置も開発されいる。このようなタイプの装置によれば、図２１下段に示すように放射線検出器５１が上下に３つずつの検出器ヘッドを構成している。
　このような複数の検出器ヘッドを備えた装置は、検出の死角を無くす目的で、検出器ヘッドの対向する位置関係を変化させるために検出器ヘッドもしくは検出器の一部が移動できるようになっている。
　この様な装置においても、それでも多くの放射線検出器を有することに変わりなく、消滅放射線のペアを検出するときの負荷が高いという事情は変わらない。そこで、放射線検出器の組み合わせのうちどれを消滅放射線のペアの検出に用いるかを選択しなければならない。
　放射線検出器が固定されている従来装置においては、ペアの検出に用いない放射線検出器の組み合わせを予め設定しておくだけで装置の負荷が効果的に軽減できる。しかしながら、放射線検出器が移動できる構成では、放射線検出器が移動すると、放射線検出器の位置関係が変化してしまう。したがって、放射線検出器の組み合わせのうちどれを消滅放射線のペアの検出に用いるかが放射線検出器の位置に応じて変わってきてしまう。
　従来構成によれば、このような放射線検出器が移動するタイプの装置にまで対応することができない。従って、従来構成によれば、放射線検出器が移動しない構成についてしか適用できないのである。
　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、検出器リングを構成する放射線検出器が移動可能となっている構成の放射線断層撮影装置において、消滅放射線のペアの検出にかかる負荷を軽減することができる放射線断層撮影装置を提供することにある。
　本発明は上述の課題を解決するために次のような構成をとる。
　すなわち、本発明に係る放射線断層撮影装置は、放射線を検出する検出器が複数まとまって保持された複数の検出器群と、ある検出器又は検出器群を他の検出器又は検出器群に対して相対的に移動させる検出器移動手段と、検出器移動手段を制御する検出器移動制御手段と、検出器又は検出器群の移動先に関する術者の指示を入力させる入力手段と、検出器の組み合わせの各々と、消滅放射線のペアの検出を行うかどうかを示すフラグとが関連したテーブルが検出器又は検出器群の移動先ごとに記憶された記憶手段と、入力手段を通じて入力された検出器の移動先に対応したテーブルを読み出して、テーブルが規定する検出器の組み合わせを用いて消滅放射線のペアの同時計数を行う同時計数手段とを備えることを特徴とするものである。
　［作用・効果］本発明の構成は、装置を構成する複数の検出器群ごと、または検出器群を個別に移動させることができる。この様な装置においてどのようにして同時計数手段の負担を軽減させるかが問題となる。本発明によれば、検出器リングを構成する検出器の組み合わせの各々と、消滅放射線のペアの検出を行うかどうかを示すフラグとが関連したテーブルが検出器の移動先ごとに複数記憶されている。そして、同時計数手段は、検出器の移動先に対応したテーブルを読み出して、テーブルが規定する検出器の組み合わせを用いて消滅放射線のペアの同時計数を行うようになっている。これにより、同時計数手段は無駄な同時計数を行わなくて済み、同時計数手段の負担が軽減される。
　また、上述の放射線断層撮影装置において、記憶手段が記憶するテーブルは、検出器リングに属する２つの検出器を結ぶ直線が検出器リング内部において被検体が位置する領域である関心領域を通過する場合、当該２つの検出器について消滅放射線のペアの検出行うフラグ付けがされていればより望ましい。
　［作用・効果］上述の構成は、本発明のより具体的な構成を示すものとなっている。２つの検出器を結ぶ直線が検出器リング内部において被検体が位置する領域である関心領域を通過するかどうかを指標として２つの検出器の間での消滅放射線のペアの検出を行うかどうかを決めれば、関心領域から発する消滅放射線のペアを検出できない検出器の組み合わせについて同時計数を行わなくても良くなる。
　また、上述の放射線断層撮影装置において、同時計数手段をそれぞれ備えた複数のモジュールを有し、モジュールの各々は、異なる検出器に接続されるとともに他のモジュールとも接続され、同時計数手段は、検出器から送出された検出データを相互に送受信することにより、検出データを共有して動作すればより望ましい。
　［作用・効果］上述の構成は、本発明のより具体的な構成を示すものとなっている。
　また、上述の放射線断層撮影装置において、モジュールは、検出器の各々に設けられていればより望ましい。
　［作用・効果］上述の構成によれば、異なる放射線検出器から検出データを受信する複数のモジュールを有する。そして、モジュールの各々が検出データを送受信し合うことにより、検出データを共有して同時イベントを計数する。すなわち、複数のモジュールが協働して同時イベントを計数する同時計数手段として機能するのである。つまり、放射線断層撮影装置を製造する際に、各モジュールを配線するだけで同時計数手段が実現できる。この様に構成すれば、同時計数を行う基板を新たに開発することなく放射線断層撮影装置が製造できるので、開発コストが抑制された安価な放射線断層撮影装置が提供できる。
　また、上述の放射線断層撮影装置は、具体的に検出器リングには検出器が設けられていない欠損領域を有し、検出器移動手段は、検出器を相対的に移動させることにより検出器リングの欠損領域の出現位置を変更させるようにしてもよい。
　また、上述の放射線断層撮影装置において、検出器移動手段は、複数の検出器を互いに独立に移動させるようにすることもできる。このように、本発明は様々な態様の装置に適用可能である。
　本発明の構成は、検出器リングを構成する検出器の一部を検出器リングに対して移動させることができる。この様な装置においてどのようにして同時計数手段の負担を軽減させるかが問題となる。本発明によれば、検出器リングを構成する検出器の組み合わせの各々と、消滅放射線のペアの検出を行うかどうかを示すフラグとが関連したテーブルが検出器の移動先ごとに複数記憶されている。そして、同時計数手段は、検出器の移動先に対応したテーブルを読み出して、テーブルが規定する検出器の組み合わせを用いて消滅放射線のペアの同時計数を行うようになっている。これにより、同時計数手段は無駄な同時計数を行わなくて済み、同時計数手段の負担が軽減される。
実施例１に係る放射線断層撮影装置の全体構成を説明する機能ブロック図である。 実施例１に係る放射線検出器を説明する斜視図である。 実施例１に係る検出器リングの構成を説明する模式図である。 実施例１に係る検出器リングの移動を説明する模式図である。 実施例１に係る検出器リングの移動を説明する模式図である。 実施例１に係る検出器リングの移動を説明する模式図である。 実施例１に係るテーブルを説明する模式図である。 実施例１に係る対応表を説明する模式図である。 実施例１に係るテーブルの作成方法について説明する模式図である。 実施例１に係るテーブルの作成方法について説明する模式図である。 実施例１に係る放射線断層撮影層の動作を説明する模式図である。 実施例１に係る検出器リングと被検体との位置関係を説明する模式図である。 実施例１に係る検出器リングと被検体との位置関係を説明する模式図である。 実施例２に係る放射線断層撮影装置の構成を説明する模式図である。 実施例２に係るモジュール間の情報伝達の様子を説明する模式図である。 実施例２に係るモジュール間の情報伝達の様子を説明する模式図である。 本発明に係る１変形例を説明する模式図である。 本発明に係る１変形例を説明する模式図である。 本発明に係る１変形例を説明する模式図である。 本発明に係る１変形例を説明する模式図である。 従来構成の放射線断層撮影装置の構成を説明する模式図である。
　＜放射線断層撮影装置の構成＞
　以下、本発明に係る放射線断層撮影装置９の実施例を図面を参照しながら説明する。図１は、実施例１に係る放射線断層撮影装置９の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、全身撮影用となっており、被検体Ｍを載置する天板１０と、天板１０をその長手方向（ｚ方向）から導入させる開口を有するガントリ１１と、ガントリ１１の内部に設けられた天板１０をｚ方向に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に設けられた開口は、ｚ方向（天板１０の長手方向、被検体Ｍの体軸方向）に伸びた円筒形となっている。したがって、検出器リング１２自身もｚ方向に延伸している。ガントリ１１は、被検体Ｍが収納できる程度の大きさの開口が設けられている。この開口に被検体Ｍが挿入されることになる。
　天板１０は、ガントリ１１（検出器リング１２）の開口をｚ方向から貫通するように設けられているとともに、ｚ方向に沿って進退自在となっている。この様な天板１０の摺動は、天板移動機構１５によって実現される。天板移動制御部１６は、天板移動機構１５を制御する天板移動制御手段である。天板１０は、その全域が検出器リング１２の外側に位置している位置から摺動して、検出器リング１２の開口にその一方側から導入される。
　ガントリ１１の内部には、被検体Ｍから放射される対消滅放射線のペアを検出する検出器リング１２が備えられている。この検出器リング１２は、被検体Ｍの体軸方向に伸びた筒状であり、そのｚ方向の長さは、１５ｃｍから２６ｃｍ程度である。リング状の吸収体１３ａ，１３ｂは、検出器リング１２の中心軸方向（ｚ方向）の両端を覆うように設けられている。吸収体１３ａ，１３ｂは、放射線を透過しにくい部材で生成されており、検出器リング１２の外部から内部に放射線が入射するのを防いでいる。吸収体１３ａ，１３ｂは、被検体Ｍの断層画像Ｄの撮影に邪魔となる検出器リング１２の外部で生じた放射線を除去する目的で設けられている。この吸収体１３ａ，１３ｂの内径は、検出器リング１２の内径よりも小さくなっている。
　検出器リング１２を構成する放射線検出器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蛍光に変換するシンチレータ２と、蛍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、蛍光を授受するライトガイド４が備えられている。放射線検出器１は、本発明の検出器に相当する。
　シンチレータ２は、シンチレータ結晶が二次元的に配列されて構成されている。シンチレータ結晶Ｃは、Ｃｅが拡散したＬｕ２（１－Ｘ）Ｙ２ＸＳｉＯ５（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蛍光を発したかという蛍光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、蛍光の強度や、蛍光の発生した時刻をも特定することができる。放射線検出器１は、蛍光の強度により検出した放射線のエネルギーを求め、エネルギーデータを出力することができる。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。
　検出器リング１２の構成について説明する。実施例１によれば、図３に示すように複数個の放射線検出器１がｚ方向に垂直な平面上の仮想円ＶＡに配列することで１つの単位リング１２ｂが形成される。この単位リング１２ｂを中心軸方向（ｚ方向）に複数配列されて検出器リング１２を構成してもよい。いずれにせよ検出器リング１２は、放射線を検出する放射線検出器１が弧状に配列されて構成されている。
　検出器リング１２には、放射線検出器１が設けられていない欠損領域Ｎが設けられている。この欠損領域Ｎは、検出器リング１２の外側から検査中の被検体にアクセスできるように設けられている。また、この欠損領域Ｎを設けることで検出器リング１２を構成する放射線検出器１の個数を少なくして、後述の同時計数部２１にかかる負荷が軽減されもする。検出器リング１２が複数の単位リング１２ｂをｚ方向に配列した構成である場合は、単位リング１２ｂが有する欠損領域Ｎがｚ方向に連接した状態となっている。
　検出器リング１２を構成する放射線検出器１には、ガントリ１１に対して位置が変化しない固定の放射線検出器１と、固定の放射線検出器１に対して移動可能な可動の放射線検出器１とがある。図４は、可動の放射線検出器１が移動する前の状態（初期状態）を表している。このうち、可動の放射線検出器１は、網掛けで示している。可動の放射線検出器１は、すき間無く弧状に配列されて可動アレイ１２ｄを構成する。そして、図４において網掛けをしていないのは固定の放射線検出器１である。固定の放射線検出器１も、すき間無く弧状に配列されて固定アレイ１２ｓを構成する。図４においては、可動アレイ１２ｄと固定アレイ１２ｓとが１列につながった状態となっている。検出器リング１２が複数の単位リング１２ｂをｚ方向に配列した構成である場合は、単位リング１２ｂが有する可動アレイ１２ｄがｚ方向に連接した状態となっている。このような事情は、固定アレイ１２ｓについても同様である。
　可動アレイ１２ｄは、これを構成する放射線検出器１の位置関係を保ちながら固定アレイ１２ｓに対し移動する。この可動アレイ１２ｄの移動は、可動アレイ１２ｄが有する放射線検出器１の全てが常に仮想円ＶＡ上にあるような回転移動であり、可動アレイ１２ｄの仮想円ＶＡに沿った移動と表現することもできる。すなわち、可動アレイ１２ｄは、図４の初期状態から移動され、例えば、図５のような位置まで移動される。この場合、可動アレイ１２ｄと固定アレイ１２ｓとの間には２カ所の欠損領域Ｎが現れる。また、可動アレイ１２ｄは、図４の初期状態から移動され、例えば、図６のような位置まで移動される。この場合、可動アレイ１２ｄと固定アレイ１２ｓとが１列につながり、これに伴って欠損領域Ｎは、再び一つとなる。すなわち、検出器リング１２には放射線検出器１が設けられていない欠損領域Ｎを有しており、可動アレイ１２ｄが円弧の軌跡を描くように移動されることにより検出器リング１２の欠損領域Ｎの出現位置が変更される。
　なお、検出器リング１２が複数の単位リング１２ｂをｚ方向に配列した構成である場合は、可動アレイ１２ｄおよび固定アレイ１２ｓの各々はｚ方向に幅広の構成となる。この様な構成では、単位リング１２ｂの各々が有する可動アレイ１２ｄがｚ方向に連接した置関係を保ちながら移動する。
　この様な可動アレイ１２ｄの移動は、検出器移動機構１７が実現する。検出器移動制御部１８は、検出器移動機構１７を制御するものである。検出器移動制御部１８は、操作卓３５を通じた術者の指示により、可動アレイ１２ｄを固定アレイ１２ｓに対して移動させて、両アレイが術者が所望する位置関係となるまで可動アレイ１２ｄを移動させる。このように、検出器移動機構１７は、検出器リング１２を構成する放射線検出器１の一部を検出器リング１２に対して移動させる。また、操作卓３５は、放射線検出器１の移動先に関する術者の指示を入力させる入力手段である。検出器移動機構１７は、本発明の検出器移動手段に相当し、検出器移動制御部１８は、本発明の検出器移動制御手段に相当する。
　放射線パルス演算部２０について説明する。放射線検出器１は、放射線を検出すると、放射線パルス演算部２０に放射線検出に関する原信号を送信する。放射線パルス演算部２０は、この原信号を基に、放射線が放射線検出器１のどこに入射したかを特定する。その後、放射線パルス演算部２０は、先程特定した入射位置が検出器リング１２におけるどの位置に相当するかを特定する。検出器リング１２における位置の特定には、検出器位置データが用いられる。最後に放射線パルス演算部２０は、同時計数部２１に検出データを出力する。
　同時計数部２１（図１参照）には、放射線パルス演算部２０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つの放射線は、被検体内の放射性薬剤に起因する消滅放射線のペアである。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放射線のペアが検出された回数をカウントし、この結果を画像生成部２５に送出する。なお、同時計数部２１による検出データの同時性の判断は、装置に付属のクロック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。
　同時計数におけるシンチレータ結晶の位置関係は、消滅放射線のペアが検出器リング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必要な情報である。シンチレータ結晶の組合せ毎に記憶される消滅放射線のペア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放射線のペアの発生のバラツキを示すものであり、放射性薬剤のマッピングに必要な情報である。
　本発明は同時計数部２１の動作に特徴がある。これについて具体的に説明する。同時計数部２１は、検出器リング１２を構成する２つの放射線検出器１が同時に放射線を検出した事象（同時イベント）に基づいて同時計数を行う。同時イベントを検出する放射線検出器１の組み合わせは、２つともが可動アレイ１２ｄに属している場合もあるし、２つともが固定アレイ１２ｓに属している場合もある。また、同時イベントを検出する放射線検出器１の組み合わせは、一方が可動アレイ１２ｄに属し、もう一方が固定アレイ１２ｓに属している場合もある。
　本発明の放射線断層撮影装置は、被検体の全身が導入できるほどであるから、検出器リング１２を構成する放射線検出器１の数も相当なものとなる。したがって、検出器リング１２を構成する放射線検出器１のうちから２つを選ぶ組み合わせの全てについて同時計数を行うようにすると、同時計数部２１にかかる負荷は極めて高いものとなる。そこで、本発明における同時計数部２１は、負担軽減を目的として図７に示すテーブルＴを参照して動作する。このテーブルＴは、記憶部３７に記憶されているので、同時計数部２１は、テーブルＴを記憶部３７から読み出して動作することになる。記憶部３７は、本発明の記憶手段に相当する。
　テーブルＴは、図７に示すように、検出器リング１２を構成する放射線検出器１の識別番号と、０または１のフラグが関連づけられて構成される。このテーブルＴは、識別番号が縦方向に連番に配列されるとともに横方向にも連番に配列された２次元テーブルとなっている。テーブルＴを構成するフラグの０は、同時計数を行わない指定を意味し、フラグの１は、同時計数を行う指定を意味している。したがって、テーブルＴは、検出器リング１２を構成する放射線検出器１のうちから２つを選ぶ組み合わせの全てについて同時計数を行うかどうかの指定を保持している。
　同時計数部２１は、テーブルＴを構成するフラグに従って、同時計数を行う放射線検出器１の組み合わせの全通りを認識して動作する。テーブルＴ中、フラグが０となっている放射線検出器１の組み合わせについては、同時計数が行われないので、それだけ同時計数部２１の負荷を軽減することができる。一方、テーブルＴ中、フラグが１となっている放射線検出器１の組み合わせについては、同時計数部２１による同時計数が行われる。
　テーブルＴは、放射線検出器１のうち同時計数にふさわしくない組み合わせを０と規定する。例えば、テーブルＴを構成する各セルのうち、縦横の識別番号が同じセルや縦横の識別番号が互いに類似しているセルには、０が設定されている。このような放射線検出器１の組み合わせは、被検体から放射される消滅放射線のペアを検出できる位置関係にないので、同時計数にふさわしい放射線検出器１の組み合わせではないのである。
　＜テーブルと放射線検出器の移動の関係＞
　本発明で最も特徴的なのは、複数のテーブルが用意されていることである。この様に構成するのは、放射線検出器が可動となっていることに関係する。本発明の構成によれば、可動アレイ１２ｄの位置に対応した複数のテーブルＴを有しているのである。つまり、記憶部３７には、検出器リング１２を構成する放射線検出器１の組み合わせの各々と、消滅放射線のペアの検出を行うかどうかを示すフラグとが関連したテーブルＴが放射線検出器１の移動先ごとに複数記憶されている。
　同時計数部２１は、検出器移動制御部１８より、固定アレイ１２ｓに対する可動アレイ１２ｄの位置情報を取得して、現在の可動アレイ１２ｄの位置情報に対応するテーブルＴを記憶部３７から読み出して動作する。このとき、同時計数部２１は、記憶部３７に記憶された位置情報とテーブルＴの種類とが関連した対応表を参照して、位置情報に対応したテーブルＴを記憶部３７より読み出す。図８は、このときに同時計数部２１が参照する対応表を表している。
　このように、同時計数部２１は、操作卓３５を通じて入力された放射線検出器１の移動先に対応したテーブルＴを読み出して、テーブルＴが規定する放射線検出器１の組み合わせを参照して消滅放射線のペアの同時計数を行う。
　＜テーブルの生成方法＞
　次に、テーブルＴの生成方法について説明する。テーブルＴは、可動アレイ１２ｄの位置ごとに作成する必要がある。まず、図９を用いて、可動アレイ１２ｄの位置が図４で説明した状態となっているときのテーブルＴ１の生成方法について説明する。このときの可動アレイ１２ｄの移動先を移動先ｐ１と呼ぶことにする。
　検出器リング１２を構成する放射線検出器１は、個体を識別する識別番号が付されている。この識別番号は、可動アレイ１２ｄと固定アレイ１２ｓとを通じて付され、各アレイにおいて放射線検出器１が配列している順に連番で付されている。図９において放射線検出器１の隣に付した１，２，１６，２９の番号は、放射線検出器１の識別番号を表している。この識別番号は、放射線検出器１を構成する各個体に付された固有の番号である。したがって、可動アレイ１２ｄが移動しても、放射線検出器１の各々と識別番号の各々との対応関係が変化することはない。
　テーブルＴ１を生成するには、まず検出器リング１２の内部空間の一部が関心領域ＦＯＶと設定される。この関心領域ＦＯＶは、検出器リング１２内で被検体が占める領域であり、この部分から消滅放射線のペアが発生すると想定される領域である。従って、この関心領域ＦＯＶから発する消滅放射線のペアが検出できない位置関係にある放射線検出器１の組み合わせについては同時計数をさせる必要がない。この関心領域ＦＯＶは、検出器リング１２の内部空間のうち、検出器リング１２の中心軸を含み、放射線検出器１近傍に当たる周縁部を含まない。
　テーブルＴ１は、検出器リング１２を構成する放射線検出器１のうちから２つを選ぶ組み合わせの各々について同時計数をさせるかどうかを判定し、テーブルＴ１の各セルに０または１のフラグを設定することで生成される。図９左側の例では、識別番号１と１６の放射線検出器１の組合わせについて同時計数をさせるか判定している状態を表している。これらの放射線検出器１を直線で結ぶと、関心領域ＦＯＶを通過する。したがって、これら放射線検出器１の組み合わせは、関心領域ＦＯＶから発した消滅放射線のペアを検出することができる。テーブルＴ１を構成するセルのうち、このような組み合わせについてのものには１のフラグが設定される。
　同様に、識別番号１と２９の放射線検出器１の組合わせについて同時計数をさせるか判定する場合、これらの放射線検出器１を直線で結ぶと、やはり関心領域ＦＯＶを通過する。したがって、テーブルＴ１を構成するセルのうち、この組み合わせについてのものにも１のフラグが設定される。一方、放射線検出器１同士を直線で結んでも、関心領域ＦＯＶを通過しない放射線検出器の組み合わせでは、関心領域ＦＯＶから発した消滅放射線のペアを検出することができない。したがって、このような組み合わせについてのものには、テーブルＴ１上で０のフラグが設定される。
　この様にして生成されたテーブルＴ１は、図９右側に示されている。この様なテーブルの生成は、テーブル生成部２２が実行する。テーブル生成部２２は、生成されたテーブルＴ１を記憶部３７に送出する。このとき、テーブル生成部２２は、テーブルＴ１に対応した可動アレイ１２ｄの位置が移動先ｐ１である旨を対応表を上書きすることで記憶部３７に記憶させる。
　テーブル生成部２２は、可動アレイ１２ｄの位置を変えながらこれらに対応するテーブルを生成する。このときテーブル生成部２２は、可動アレイ１２ｄと固定アレイ１２ｓとの位置関係を仮想的に把握できれば良く、可動アレイ１２ｄを実際に移動させる必要はない。
　図１０は、可動アレイ１２ｄの位置が図６で説明した状態となっているときのテーブルＴｎの生成方法について説明する。このときの可動アレイ１２ｄの位置を移動先ｐｎと呼ぶことにする。テーブル生成部２２は、移動先ｐｎについても先程と同様の動作を繰り返す。すなわち、識別番号１と１６の放射線検出器１の組合わせについては、これらの放射線検出器１を直線で結ぶと、関心領域ＦＯＶを通過するので、テーブルＴｎ上において１のフラグが設定される。
　ところが、識別番号１と２９の放射線検出器１の組合わせについて同時計数をさせるか判定する場合、これらの放射線検出器１を直線で結んでも、図９の場合とは異なり関心領域ＦＯＶを通過しない。可動アレイ１２ｄが固定アレイ１２ｓに対して移動し、放射線検出器１の位置関係が変化したからである。つまり、これら放射線検出器１の組み合わせは、可動アレイ１２ｄの移動により関心領域ＦＯＶから発した消滅放射線のペアを検出することができなくなったのである。したがって、テーブルＴｎを構成するセルのうち、このような組み合わせについてのものには０のフラグが設定される。
　この様にして生成されたテーブルＴｎは、図１０右側に示されている。テーブル生成部２２は、テーブルＴｎに対応した可動アレイ１２ｄの位置が移動先ｐｎである旨を対応表を上書きすることで記憶部３７に記憶させる。
　このように生成されたテーブルＴ１～Ｔｎは、消滅放射線のペアが検出可能な放射線検出器１の組み合わせを的確に表している。消滅放射線のペアが検出可能な放射線検出器１の組み合わせは、可動アレイ１２ｄの位置に応じて変化する。本発明の構成によれば、どの組み合わせが消滅放射線のペアを検出に用いることができるかを可動アレイ１２ｄの位置に応じて記憶しているのである。
　つまり、記憶部３７が記憶するテーブルＴは、検出器リング１２に属する２つの放射線検出器１を結ぶ直線が検出器リング１２内部において被検体Ｍが位置する領域である関心領域ＦＯＶを通過する場合、当該２つの放射線検出器１について消滅放射線のペアの検出行うフラグ付けがされているということになる。
　また、クロック１９は、放射線検出器１の各々に時刻情報を送信する。そして、放射線検出器１は、クロック１９の時刻情報を基に、放射線検出の時刻を認識する。同時計数部２１は、この認識に基づいて放射線検出の同時性について判断する。
　画像生成部２５は、同時計数部２１が保持する同時計数に関するデータを基に被検体内の放射性薬剤の分布がイメージングされた断層画像Ｄを生成する。
　その他、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１６，１８，１９，２０，２１，２２，２５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。操作卓３５は、各部１６，１８，１９，２０，２１，２２，２５に対して術者の操作を入力させるものである。
　＜放射線断層撮影装置の動作＞
　次に、図１１に示す放射線断層撮影装置９の動作について説明する。
　＜検出器移動ステップＳ１＞
　術者が操作卓３５を通じて検出器の移動の指示を行うと、検出器移動制御部１８は、検出器移動機構１７を通じて可動アレイ１２ｄを固定アレイ１２ｓに対して移動させる。検出器移動制御部１８は、移動の後、可動アレイ１２ｄの位置を示す位置情報を同時計数部２１に送出する。可動アレイ１２ｄは、以降の各ステップにわたって動くことはない。
　図１２は、本ステップにおける単位リング１２ｂと被検体Ｍとの位置関係について説明している。術者が操作卓３５を通じて天板１０の駆動の指示を与えると、天板１０を移動させる駆動機構が、天板１０ごと被検体Ｍを鉛直方向に移動させる。図１３は、天板１０が移動された様子を図示している。こうして本発明に係る放射線断層撮影装置９は、検出器リング１２と被検体Ｍとの垂直方向の位置関係を調節できるようになっている。
　＜被検体載置ステップＳ２＞
　そして、図１に示すように放射性薬剤が投与された被検体Ｍが天板１０に載置される。そして、天板移動機構１５により天板１０が移動され、被検体Ｍが検出器リング１２の内部に導入される。
　＜テーブル読み出しステップＳ３＞
　同時計数部２１は、検出器移動制御部１８が送出した位置情報を基に、記憶部３７に記憶された複数のテーブルＴのうちの一つを選択して、同時計数に用いる放射線検出器１の組み合わせを認識する。同時計数部２１は、テーブルＴ上のフラグが１となっている放射線検出器の組み合わせについてのみ同時計数を行い、テーブルＴ上のフラグが０となっている放射線検出器の組み合わせについては同時計数を行わない。
　＜同時計数開始ステップＳ４＞
　術者が操作卓３５を通じて同時計数開始の指示をすると、検出器リング１２を構成する放射線検出器１が放射線の検出を開始する。同時計数部２１は、テーブルＴにより定められた放射線検出器１の組み合わせについて同時計数を行う。これにより、同時計数部２１の負荷が軽減される。
　＜画像生成ステップＳ５＞
　同時計数部２１は、同時計数データを画像生成部２５に送出する。画像生成部２５は、同時計数データを基に被検体内の放射性薬剤の分布を示した断層画像Ｄを取得する。この断層画像Ｄが表示部３６に表示されて検査は終了となる。同時計数部２１は、本発明の同時計数手段に相当する。
　以上のように、本発明の構成は、検出器リング１２を構成する放射線検出器１の一部を検出器リング１２に対して移動させることができる。この様な装置においてどのようにして同時計数部２１の負担を軽減させるかが問題となる。本発明によれば、検出器リング１２を構成する放射線検出器１の組み合わせの各々と、消滅放射線のペアの検出を行うかどうかを示すフラグとが関連したテーブルＴが放射線検出器１の移動先ごとに複数記憶されている。そして、同時計数部２１は、放射線検出器１の移動先に対応したテーブルＴを読み出して、テーブルＴが規定する放射線検出器１の組み合わせを用いて消滅放射線のペアの同時計数を行うようになっている。これにより、同時計数部２１は無駄な同時計数を行わなくて済み、同時計数部２１の負担が軽減される。
　また、上述のように、２つの放射線検出器１を結ぶ直線が検出器リング内部において被検体が位置する領域である関心領域を通過するかどうかを指標として２つの放射線検出器１の間での消滅放射線のペアの検出を行うかどうかを決めれば、関心領域から発する消滅放射線のペアを検出できない放射線検出器１の組み合わせについて同時計数を行わなくても良くなる。
　次に、実施例２に係る放射線断層撮影装置について説明する。実施例２に係る放射線断層撮影装置は、実施例１で説明した装置とほぼ同様の構成をしている。実施例２における放射線断層撮影装置は、放射線パルス演算部２０，および同時計数部２１の構成に特徴があるのでこれについて詳細する。
　まずは、図１４を用いて放射線パルス演算部２０の構成について説明する。放射線パルス演算部２０は、図１４に示すように、検出器リング１２を構成する放射線検出器１の各々に設けられた複数の放射線パルス演算モジュール２０ａで構成される。この放射線パルス演算モジュール２０ａは、放射線検出器１に１対１対応で接続されている。したがって、放射線検出器の全てに放射線パルス演算モジュール２０ａが用意されていることになる。また、放射線パルス演算モジュール２０ａの各々は、これに対応する放射線検出器が検出器リング１２の固定アレイ１２ｓ，可動アレイ１２ｄにおいてどの位置に占めるかを示すデータ（検出器位置データ）を記憶している。放射線パルス演算モジュール２０ａが記憶する検出器位置データは、放射線パルス演算モジュール２０ａの各々で互いに異なっている。検出器リング１２の固定アレイ１２ｓ，可動アレイ１２ｄにおける放射線検出器１の位置は放射線検出器１の各々で互いに異なるからである。
　次に、図１４を用いて同時計数部２１の構成について説明する。同時計数部２１は、図１４に示すように、放射線パルス演算モジュール２０ａの各々に設けられた同時計数モジュール２１ａで構成される。この同時計数モジュール２１ａは、放射線パルス演算モジュール２０ａに１対１対応で接続されている。したがって、同時計数モジュール２１ａは、放射線検出器１の全てに１対１対応で接続されていることにもなる。つまり、ある同時計数モジュール２１ａは、これに対応づけられたある放射線検出器から検出データを取得する（具体的には、ある放射線パルス演算モジュール２０ａを通じて検出データを取得する）。また、別の同時計数モジュール２１ａは、これに対応づけられた別の放射線検出器から検出データを取得する（具体的には、別の放射線パルス演算モジュール２０ａを通じて検出データを取得する）。同時計数モジュール２１ａは、本発明のモジュールに相当する。同時計数モジュール２１ａは、本発明のモジュールに相当する。同時計数モジュール２１ａは、放射線検出器１の各々に設けられている。
　放射線パルス演算部２０の動作について説明する。放射線検出器１は、放射線を検出すると、対応する放射線パルス演算モジュール２０ａに放射線検出に関する原信号を送信する。放射線パルス演算モジュール２０ａは、この原信号を基に、放射線が放射線検出器１のどこに入射したかを特定する。その後、放射線パルス演算モジュール２０ａは、先程特定した入射位置が検出器リング１２の固定アレイ１２ｓ，可動アレイ１２ｄにおけるどの位置に相当するかを特定する。検出器リング１２における位置の特定には、検出器位置データが用いられる。
　放射線パルス演算モジュール２０ａには、検出器移動制御部１８より検出器の位置情報が送出されている。放射線パルス演算モジュール２０ａは、この位置情報に応じて、可動アレイ１２ｄを構成する放射線検出器１が検出した放射線の検出データを放射線検出器１の位置に応じて補正して同時計数部２１に送出する。最後に放射線パルス演算モジュール２０ａは、同時計数部２１に検出データを出力する。
　次に、同時計数部２１の動作について説明する。同時計数モジュール２１ａは、これに対応する放射線パルス演算モジュール２０ａから検出データを受信すると、クロック１９より時刻情報を参照して検出データに時刻情報を付加する。そして、この時刻情報付加後の検出データを用いて同時計数が行われる。
　同時計数モジュール２１ａは、他の同時計数モジュール２１ａにも接続されており、時刻情報付加後の検出データを別の同時計数モジュール２１ａに送出する。この様に同時計数モジュール２１ａの各々が検出データを相互に送受信することにより、検出データを共有して同時計数がされるのである。このとき、同時計数モジュール２１ａは、予め記憶部３７から読み出されたテーブルＴを参照して、画像生成に必要とされる放射線検出器１の組み合わせのみについてのみ同時計数を行う。
　図１５は、同時計数モジュール２１ａ同士が検出データを送受信し合う様子について説明している。説明の簡単のため、同時計数部２１は、４つの同時計数モジュール２１ａから構成されているものとする。図１５の左側は、４つの同時計数モジュールＭａ，Ｍｂ，Ｍｃ，Ｍｄを各々に対応する放射線検出器の位置に倣って配列したものである。各同時計数モジュールＭａ，Ｍｂ，Ｍｃ，Ｍｄは、図１５において時計回りに配列されているように描かれている。
　同時計数モジュールＭａ，Ｍｂ，Ｍｃ，Ｍｄの動作について説明する。図１５左側に示すように、同時計数モジュールＭａ，Ｍｂ，Ｍｃ，Ｍｄは、検出データを時計回りに送信する。すなわち、同時計数モジュールＭａは、検出データを同時計数モジュールＭｂに送信し、同時計数モジュールＭｂは、検出データを同時計数モジュールＭｃに送信する。そして、同時計数モジュールＭｃは、検出データを同時計数モジュールＭｄに送信し、同時計数モジュールＭｄは、検出データを同時計数モジュールＭａに送信する。送信方向が時計回りであるのは説明上であり、反時計回りであってもよい。
　図１５右側は、同時計数モジュールＭａ，Ｍｂ，Ｍｃ，Ｍｄの各々が、対応する放射線パルス演算モジュール２０ａの各々から検出データを受信した状態を示している。したがって、この状態では同時計数モジュールの間で検出データの送受信は未だされていない。同時計数モジュールＭａが放射線パルス演算モジュール２０ａより受信した検出データを検出データＤａとし、同時計数モジュールＭｂが放射線パルス演算モジュール２０ａより受信した検出データを検出データＤｂとする。また、同時計数モジュールＭｃが放射線パルス演算モジュール２０ａより受信した検出データを検出データＤｃとし、同時計数モジュールＭｄが放射線パルス演算モジュール２０ａより受信した検出データを検出データＤｄとする。
　図１６は、検出データのうち検出データＤａ，Ｄｂ，Ｄｃ，Ｄｄが同時計数モジュールＭａ，Ｍｂ，Ｍｃ，Ｍｄの間で送受信される様子を表している。まず、図１６左側に示すように、同時計数モジュールＭａは、検出データＤａを同時計数モジュールＭｂに送信し、同時計数モジュールＭｂは、検出データＤｂを同時計数モジュールＭｃに送信する。そして、同時計数モジュールＭｃは、検出データＤｃを同時計数モジュールＭｄに送信し、同時計数モジュールＭｄは、検出データＤｄを同時計数モジュールＭａに送信する。
　この送信がなされた時点（図１６左側参照）で、同時計数モジュールＭａは、同時計数モジュールＭｄより送信された検出データＤｄの他、検出データＤａを保持している。したがって、同時計数モジュールＭａは、検出データＤｄ，Ｄａの間で同時計数を行うことができる。この動作により、同時計数モジュールＭｄ，Ｍａに対応する２つの放射線検出器に入射した消滅放射線対の個数が計数できる。
　同様に、送信がなされた時点（図１６左側参照）で、同時計数モジュールＭｂは、同時計数モジュールＭａより送信された検出データＤａの他、検出データＤｂを保持している。また、同時計数モジュールＭｃは、同時計数モジュールＭｂより送信された検出データＤｂの他、検出データＤｃを保持している。そして、同時計数モジュールＭｄは、同時計数モジュールＭｃより送信された検出データＤｃの他、検出データＤｄを保持している。
　したがって、送信がなされた時点（図１６左側参照）で、同時計数モジュールＭｂは、検出データＤａ，Ｄｂの間で同時計数を行うことができ、同時計数モジュールＭｃは、検出データＤｂ，Ｄｃの間で同時計数を行うことができる。そして、同時計数モジュールＭｄは、検出データＤｃ，Ｄｄの間で同時計数を行うことができる。
　その後、図１６右側に示すように、同時計数モジュールＭａは、検出データＤｄを同時計数モジュールＭｂに送信し、同時計数モジュールＭｂは、検出データＤａを同時計数モジュールＭｃに送信する。そして、同時計数モジュールＭｃは、検出データＤｂを同時計数モジュールＭｄに送信し、同時計数モジュールＭｄは、検出データＤｃを同時計数モジュールＭａに送信する。
　この図１６左側の時点で、同時計数モジュールＭａは、同時計数モジュールＭｄより送信された検出データＤｃの他、検出データＤａを保持している。したがって、同時計数モジュールＭａは、検出データＤａ，Ｄｃの間で同時計数を行うことができる。この動作により、同時計数モジュールＭａ，Ｍｃに対応する２つの放射線検出器に入射した消滅放射線対の個数が計数できる。
　同様に、図１６右側の時点で、同時計数モジュールＭｂは、同時計数モジュールＭａより送信された検出データＤｄの他、検出データＤｂを保持している。また、同時計数モジュールＭｃは、同時計数モジュールＭｂより送信された検出データＤａの他、検出データＤｃを保持している。そして、同時計数モジュールＭｄは、同時計数モジュールＭｃより送信された検出データＤｂの他、検出データＤｄを保持している。
　したがって、図１６右側の時点で、同時計数モジュールＭｂは、検出データＤｂ，Ｄｄの間で同時計数を行うことができ、同時計数モジュールＭｃは、検出データＤａ，Ｄｃの間で同時計数を行うことができる。そして、同時計数モジュールＭｄは、検出データＤｂ，Ｄｄの間で同時計数を行うことができる。
　このように、同時計数モジュールＭａ，Ｍｂ，Ｍｃ，Ｍｄの各々は、検出器リング１２において互いに隣接する放射線検出器１に対応する２つの同時計数モジュールのうち、一方の同時計数モジュールから他方の同時計数モジュールに向けて検出データを送信し、以降同様な送受信を繰り返すことにより、ある放射線検出器が出力した検出データを検出器リングにおける半周先に位置する放射線検出器に対応する同時計数モジュールまで送信する。このようにすることで、全ての放射線検出器の組み合わせについて同時計数を行うことができる。このときの同時計数モジュールＭａ，Ｍｂ，Ｍｃ，Ｍｄの送受信は、隣り合う同時計数モジュールの間で行われる。そして、検出データの送信は、送信元の同時計数モジュールに送信しないように一方通行かつ連鎖的に行われる。ここでいう隣り合う同時計数モジュールとは、対応する放射線検出器１が隣り合う同時計数モジュールを意味している。このとき、放射線検出器１の隣接関係は、検出器リング１２に設けられた欠損領域Ｎを無視して判断される。
　この様に、実施例２の放射線断層撮影装置９は、同時計数部２１をそれぞれ備えた複数の同時計数モジュール２１ａを有している。この同時計数モジュール２１ａの各々は、異なる放射線検出器１に接続されるとともに他の同時計数モジュール２１ａとも接続され、同時計数部２１は、放射線検出器１から送出された検出データを相互に送受信することにより、検出データを共有して動作する。
　同時計数モジュール２１ａの各々は、同時計数データを画像生成部２５に送信する。画像生成部２５は、同時計数データを基に被検体Ｍの断層画像Ｄを取得する。
　ここでクロック１９の動作について説明する。クロック１９は、同時計数部２１に時刻情報を送出する際に、同時計数モジュール２１ａの全てに一斉に時刻情報を送信する。これにより、同時計数モジュール２１ａは確実に現在時刻を知ることができる。また、同時計数モジュール２１ａは、取得した時刻情報を同時計数モジュール２１ａに対応する放射線パルス演算モジュール２０ａに時刻情報を送出する。放射線パルス演算モジュール２０ａは、この時刻情報に基づいて動作する。
　このように、実施例２の装置は、放射線パルス演算部２０，同時計数部２１の情報伝達に工夫がされている。したがって、放射線パルス演算部２０，同時計数部２１の内部に捕らわれなければ、実施例２の構成は実施例１と違いはない。この様な事情があるので、実施例２の動作は、大まかには実施例１の動作と同じとなる。したがって、実施例２に係る装置の動作説明は省略する。
　以上のように、実施例２の構成によれば、異なる放射線検出器１から検出データを受信する複数の同時計数モジュール２１ａを有する。そして、同時計数モジュール２１ａの各々が検出データを送受信し合うことにより、検出データを共有して同時イベントを計数する。すなわち、複数の同時計数モジュール２１ａが協働して同時イベントを計数する同時計数部２１として機能するのである。つまり、放射線断層撮影装置を製造する際に、各同時計数モジュール２１ａを配線するだけで同時計数部２１が実現できる。この様に構成すれば、同時計数を行う基板を新たに開発することなく放射線断層撮影装置が製造できるので、開発コストが抑制された安価な放射線断層撮影装置が提供できる。
　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可能である。
　（１）上述した実施例においては、可動アレイ１２ｄが仮想円ＶＡに沿った円運動をする構成となっていたが、本発明はこの構成に限らない。図１７に示すように可動アレイ１２ｄが仮想円ＶＡの中心ＶＡＣに接近または離反するように移動するようにしてもよい。この様な場合においても固定アレイ１２ｓに対する可動アレイ１２ｄの位置関係は変動する。したがって、この様な変形例でも上述の実施例と同様に可動アレイ１２ｄの移動先ごとにテーブルＴが設けられており、放射線断層撮影装置９は、図８のような表を参照することにより、可動アレイ１２ｄの移動先に適したテーブルＴを選択して動作する。
　（２）上述の実施例においては、説明の便宜上、単位リング１２ｂが可動アレイ１２ｄと固定アレイ１２ｓとで構成されるように説明されている。本発明においては、この様な構成を採用してもよいことはもちろんであるが、この構成において、単位リング１２ｂを２つの可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２から構成するようにしてもよい。この構成では、可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２は、図１８に示すように同期して仮想円ＶＡに沿った円運動をする。この様な場合においても互いの可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２の位置関係は変動する。したがって、この様な変形例でも上述の実施例と同様に可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２の位置関係ごとにテーブルＴが設けられており、放射線断層撮影装置９は、可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２の位置関係に適したテーブルＴを選択して動作する。従って、この場合、図８で説明した表は、可動アレイの移動先と同時計数に用いるテーブルの種類が関連したものではなく、可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２の位置関係と同時計数に用いるテーブルの種類とが関連したものとなっている。
　また、上述の構成において、可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２は、図１９に示すように互いの位置関係を保った状態で仮想円ＶＡに沿って円運動できるように構成してもよい。この様な移動がされたとしても同時計数に用いるテーブルの種類は変わらない。
　なお、２つの可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２を備えた構成において、可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２の各々を仮想円ＶＡの中心ＶＡＣに接近または離反するように移動するようにしてもよい。
　（３）上述の２つの可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２は、円弧状となっていたが、本発明はこの構成に限らない。すなわち、図２０左側に示すように可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２を直線上としてもよい。この場合、可動アレイ１２ｄ１，１２ｄ２は、図２０右側に示すように天板１０の短手方向にある一端が被検体Ｍから離れるように同期的に移動するようにしてもよい。
　（４）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、ＬＧＳＯ（Ｌｕ２（１－Ｘ）Ｇ２ＸＳｉＯ５）やＧＳＯ（Ｇｄ２ＳｉＯ５）などの他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。
　（５）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もよい。
　（６）上述の構成において、検出器移動機構１７が複数の放射線検出器１を互いに独立に移動させるように構成してもよい。このように、本発明は様々な態様の装置に適用可能である。
　以上のように、本発明は、医用の放射線断層撮影装置に適している。
Ｎ     欠損領域
１     放射線検出器（検出器）
１７   検出器移動機構（検出器移動手段）
１８   検出器移動制御部（検出器移動制御手段）
１２   検出器リング
３５   操作卓（入力手段）
３７   記憶部（記憶手段）
２０   同時計数部（同時計数手段）
２１ａ 同時計数モジュール（モジュール）

Claims (6)

  1. 　放射線を検出する検出器が複数まとまって保持された複数の検出器群と、
    　ある前記検出器又は前記検出器群を他の検出器又は検出器群に対して相対的に移動させる検出器移動手段と、
    　前記検出器移動手段を制御する検出器移動制御手段と、
    　前記検出器又は検出器群の移動先に関する術者の指示を入力させる入力手段と、
    　前記検出器の組み合わせの各々と、消滅放射線のペアの検出を行うかどうかを示すフラグとが関連したテーブルが前記検出器又は前記検出器群の移動先ごとに記憶された記憶手段と、
    　前記入力手段を通じて入力された前記検出器の移動先に対応した前記テーブルを読み出して、前記テーブルが規定する前記検出器の組み合わせを用いて消滅放射線のペアの同時計数を行う同時計数手段とを備えることを特徴とする放射線断層撮影装置。
  2. 　請求項１に記載の放射線断層撮影装置において、
    　前記記憶手段が記憶する前記テーブルは、前記検出器リングに属する２つの前記検出器を結ぶ直線が検出器リング内部において被検体が位置する領域である関心領域を通過する場合、当該２つの前記検出器について消滅放射線のペアの検出行うフラグ付けがされていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
  3. 　請求項１または請求項２に記載の放射線断層撮影装置において、
    　前記同時計数手段をそれぞれ備えた複数のモジュールを有し、
    　前記モジュールの各々は、異なる前記検出器に接続されるとともに他の前記モジュールとも接続され、
    　前記同時計数手段は、前記検出器から送出された検出データを相互に送受信することにより、検出データを共有して動作することを特徴とする放射線断層撮影装置。
  4. 　請求項３に記載の放射線断層撮影装置において、
    　前記モジュールは、前記検出器の各々に設けられていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
  5. 　請求項１ないし請求項４のいずれかに記載の放射線断層撮影装置において、
    　前記検出器リングには前記検出器が設けられていない欠損領域を有し、
    　前記検出器移動手段は、前記検出器を相対的に移動させることにより前記検出器リングの前記欠損領域の出現位置を変更させることを特徴とする放射線断層撮影装置。
  6. 　請求項１ないし請求項５のいずれかに記載の放射線断層撮影装置において、
    　前記検出器移動手段は、複数の前記検出器を互いに独立に移動させることを特徴とする放射線断層撮影装置。
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