JP2011053130A - 画像診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ＰＥＴ装置やＣＴ装置のような複数の装置における撮像作業の操作性の低下を防ぎ、寝台の位置ずれによる画質低下およびＰＥＴ装置とＣＴ装置との撮像の時間差から生じる本質的な重ね合わせ画像のずれを抑えることができる画像診断装置を提供する。
【解決手段】画像診断装置１０は、Ｘ線を発生するＸ線発生源３０を備え、Ｘ線発生源３０からのＸ線１００を被検体Ｍ内の部位に入射することで発生するガンマ線１５０と、被検体Ｍを透過したＸ線１００の両方を検出するための検出器４０，４１を有し、複数の前記検出器４０，４１は、リング状に配置することで固定リング部２１が形成されている。
【選択図】図５

Description

本発明は、画像診断装置に関し、特に一体型のＰＥＴ−ＣＴ装置のような画像診断装置に関する。

被検体（被撮影者）を画像診断する装置として、ＰＥＴ−ＣＴ装置が開発されている。図１０に示すように、ＰＥＴ−ＣＴ装置２００では、寝台の天板２０１に被検体Ｍを載せて、開口部２０５に被検体Ｍを挿入することで画像診断を行う。ＰＥＴ−ＣＴ装置２００は、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｉｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：陽電子放出コンピュータ断層撮影）装置２０２のモダリティとＣＴ（ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置２０３のモダリティの特徴を生かして、例えば腫瘍の画像診断装置として威力を発揮する。すなわち、ＰＥＴ装置２０２により機能情報を得て、ＣＴ装置２０３により形態情報を得ることができ、これらの機能情報と形態情報を重ね合わせて表示することで、被検体Ｍの身体のどの部分にどのような疾病があるかの所見を与えるのに有効な装置である。

ＰＥＴ−ＣＴ装置２００は、構造上ＰＥＴ装置２０２の架台とＣＴ装置２０３の架台を単純に被検体Ｍの体軸方向に並べて、すなわち、ＰＥＴ装置２０２の架台内のＰＥＴ検出器とＣＴ装置の架台内のＣＴ検出器を単純に被検体の体軸方向に並べて配置して２つの異なる機能の装置を組み合わせている。このため、ＰＥＴ−ＣＴ装置２００は、ＰＥＴ装置２０２の架台内のＰＥＴ検出器とＣＴ装置２０３の架台内のＣＴ検出器のそれぞれの座標系を一致させるようにアライメントを調整したハイブリッド構成であり、被検体ＭはＰＥＴ検出器とＣＴ検出器で時間的により別々にスキャンされて、それぞれ再構成された画像がビューアにより重ね合わされて表示される。

ＰＥＴ装置は、被検体の部位（組織）にＲＩ（ＲａｄｉｏＩｓｏｔｏｐｅ：放射性同位元素）の標識を付けた例えばブドウ糖を投与して、ＲＩから放射されるガンマ線（γ線）を検出して、ＲＩ標識の体内分布を収集、測定して例えばがんを早期に発見するのに用いられる。がん細胞は、正常細胞よりも大量にぶどう糖を消費するためにＲＩ標識が集積し、ＲＩ標識から放射される放射線を映像化することで、例えば被検体Ｍの全身のがんの有無、転移が診断できる。

また、ＣＴ装置では、Ｘ線管が被検体Ｍの周りを回転することで、Ｘ線管球から発生したＸ線が被検体Ｍを透過して、透過したＸ線をＸ線検出器で受けて、この被検体の断層写真を得る。被検体Ｍの内部では、その組織によってＸ線の吸収の大きさが異なる。Ｘ線検出器で取得したデータから、被検体Ｍの内部でのＸ線吸収分布を計算することで、被検体Ｍの内部の構造を求めることができる。

また、特許文献１には、断層撮影装置に用いられる放射線検出器モジュールが開示されており、放射線検出器モジュールは、Ｘ線を光に変換するシンチレーション層と、このシンチレーション層に結合されて光を検出する光検出ユニットを備えている。

特開２００９―２５３０８号公報

ところで、上述したように図１０と図１１に示すＰＥＴ−ＣＴ装置２００では、ＰＥＴ装置の架台内のＰＥＴ検出器とＣＴ装置の架台内のＣＴ検出器が、単純に被検体の体軸方向に並べて配置されている。このため、ＰＥＴ−ＣＴ装置の大型化と複雑化が避けられず、高価な装置になっている。しかも、ＰＥＴ装置による機能情報とＣＴ装置による形態情報は、寝台の天板の別々の位置で収集して、その後機能情報の画像データと形態情報の画像データとを融合（Ｆｕｓｉｏｎ）処理して重ね合わせ画像データを得る作業を行う必要がある。このため、ＰＥＴ−ＣＴ装置の操作性が低下して、寝台の天板の位置ずれによる重ね合わせ画像データの画質低下が生じる恐れがある。

本発明は、上記に鑑みてなされたものであり、その目的は、ＰＥＴ装置やＣＴ装置のような複数の装置における撮像作業の操作性の低下を防ぎ、寝台の位置ずれによる画質低下およびＰＥＴ装置とＣＴ装置のような複数の装置における撮像の時間差から生じる本質的な重ね合わせ画像のずれを抑えることができる画像診断装置を提供することである。

請求項１の発明は、画像診断装置において、Ｘ線を発生するＸ線発生源を備える画像診断装置であって、前記Ｘ線発生源からの前記Ｘ線が被検体内の部位を透過した前記Ｘ線と、前記被検体に投与されたＲＩ（放射性同位元素）から放射されるガンマ線の両方を検出するための複数の検出器を有し、複数の前記検出器をリング状に配置することで固定リング部が構成されていることを特徴とする。これにより、ＰＥＴ装置やＣＴ装置のような複数の装置における撮像作業の操作性の低下を防ぎ、寝台の位置ずれによる画質低下を抑えることができる。

請求項２の発明は、画像診断装置において、前記画像診断装置のシステム軸線を中心にして開口部を有し、前記固定リング部は、前記システム軸線を中心にして配置されており、前記ガンマ線を検出する第１検出器と、前記Ｘ線を検出する第２検出器とが積層されることで複数の放射線検出モジュールが構成されており、前記第２検出器が前記第１検出器に比べて前記システム軸線側に配置されていることを特徴とする。これにより、Ｘ線の透過力に比べて透過力の強いガンマ線は、第２検出器を透過して、システム軸線から離れた第１検出器で検出することができ、ガンマ線の透過力に比べて透過力の弱いＸ線は、システム軸線側の第２検出器で検出できる。

請求項３の発明は、画像診断装置において、前記第１検出器は、前記ガンマ線を光に変換する第１シンチレータ層と、前記シンチレータ層で得られる前記光を受光して電気信号にする第１受光器とを有し、前記第２検出器は、前記Ｘ線を光に変換する第２シンチレータ層と、前記シンチレータ層で得られる前記光を受光して電気信号に変換する第２受光器と、を有することを特徴とする。これにより、第１検出器はガンマ線を電気信号に変換すると同時に、第２検出器はＸ線を電気信号に変換することができる。

請求項４の発明は、画像診断装置において、前記画像診断装置のシステム軸線を中心にして開口器を有し、前記固定リング部は、前記システム軸線を中心にして形成されており、前記ガンマ線と前記Ｘ線の両方を検出する共通の前記検出器により放射線検出モジュールが構成されていることを特徴とする。これにより、ガンマ線とＸ線の両方が共通の検出器により構成された放射線検出モジュールにより検出できるので、構造が簡単になり、より小型化が図れる。

請求項５の発明は、画像診断装置において、前記放射線検出モジュールは、前記ガンマ線を光に変換しかつ前記Ｘ線を光に変換するシンチレータ層と、前記シンチレータ層で得られる前記光を受光して電気信号に変更する受光器を有することを特徴とする。これにより、ガンマ線とＸ線の両方を電気信号に変換することができ、構造が簡単になり、より小型化が図れる。

請求項６の発明は、画像診断装置において、前記Ｘ線発生源はＸ線管球であり、
前記Ｘ線管球と、前記Ｘ線管球を前記固定リング部の周囲に沿って回転させる回転案内部とを有するＸ線発生装置である回転部を備えることを特徴とする。これにより、Ｘ線管球を回転案内部により、固定リング部の周囲に回転させるだけで、放射線検出モジュールはガンマ線とＸ線を同時に検出できる。

請求項７の発明は、画像診断装置において、２つの前記固定リング部が、前記システム軸線に沿って間隔をおいて並べて配置され、各前記固定リング部には前記回転案内部が同心円状に配置されていることを特徴とする。これにより、Ｘ線発生源は各固定リング部に対して各回転案内部により安定して回転させることができる。

本発明によれば、ＰＥＴ装置やＣＴ装置のような複数の装置における撮像作業の操作性の低下を防ぎ、寝台の位置ずれによる画質低下およびＰＥＴ装置とＣＴ装置のような複数の装置における撮像の時間差から生じる本質的な重ね合わせ画像のずれを抑えることができる。

本発明の画像診断装置の実施形態である一体型のＰＥＴ−ＣＴ装置を示す斜視図である。 図２は、図１に示す一体型ＰＥＴ−ＣＴ装置の架台内に配置されている回転部と固定リング部を示す図である。 寝台と固定リング部を示す平面図である。 図４（Ａ）は、回転部と固定リング部の正面図であり、図４（Ｂ）は、回転部と固定リング部を示す側面図である。 図５（Ａ）は、図４に示す固定リング部の放射線検出モジュールの構造例を示す図であり、図５（Ｂ）は、放射線検出モジュールにおけるＸ線とガンマ線の入射例を示す図である。 本発明の別の実施形態であり、図６（Ａ）は、回転部と固定リング部の正面図であり、図６（Ｂ）は、回転部と固定リング部を示す側面図である。 図７（Ａ）は、図６に示す固定リング部の放射線検出モジュールの構造例を示す図であり、図７（Ｂ）は、放射線検出モジュールにおけるＸ線とガンマ線の入射例を示す図である。 本発明のさらに別の実施形態を示す図である。 本発明のさらに別の実施形態を示す図である。 従来のＰＥＴ−ＣＴ装置を示す斜視図である。 従来のＰＥＴ−ＣＴ装置の平面図である。

本発明の実施形態について図面を参照して説明する。

図１は、本発明の画像診断装置の好ましい実施形態である一体型ＰＥＴ−ＣＴ装置を示す斜視図である。図２は、図１に示す一体型ＰＥＴ−ＣＴ装置の架台内に配置されている回転部と固定部を示す図である。画像診断装置は、医用画像装置とも呼ぶことができる。

ここで、ＰＥＴは、陽電子放出コンピュータ断層撮影であり、ＰＥＴは、例えば被検体にＲＩの標識を付けたブドウ糖を投与して、ＲＩから放射されるガンマ線（γ線）を検出して、ＲＩ標識の体内分布を収集、測定して、例えばがん等を早期に発見するのに用いられる。また、ＣＴ装置では、Ｘ線管球が被検体の周りを回転することで、Ｘ線管から発生したＸ線が被検体を透過して、透過したＸ線を検出器で受けて、この被検体の断層写真を得る。被検体の内部では、その組織によってＸ線の吸収の大きさが異なる。Ｘ線検出器で取得したデータから、被検体内部でのＸ線吸収分布を計算することで、被検体内部の構造を求めることができる。

図１に示す一体型ＰＥＴ−ＣＴ装置１０は、架台（ガントリともいう）１１と、寝台１２を有する。架台１１のケース１３内には、回転部２０と固定リング部２１を有しており、回転部２０と固定リング部２１は、システム軸線ＣＬを中心にして配置されている。

図１に示す寝台１２は、天板１５と台座部１４を備えており、天板１５の上には撮像しようとする被検体Ｍを寝かせる。寝台１２の天板１５は、台座部１４によりＴ方向とＺ方向に移動して位置決めできる。被検体Ｍを撮像する際には、天板１５がＴ方向に水平移動することで、天板１５に載せた被検体Ｍを架台１１の開口部１６内に挿入して位置決めできる。システム軸線ＣＬは、開口部１６の中心軸と一致しており、天板１５に載せた被検体Ｍの体軸方向と平行である。

図２は、一体型ＰＥＴ−ＣＴ装置１０の架台１１内の構成例を示しており、回転部２０と固定リング部２１は、システム軸線ＣＬを中心にして同心円状に配置されている。回転部２０は固定リング部２１の外側に配置されている。

図２に示す回転部２０は、Ｘ線発生源であるＸ線管球３０と、回転案内部３１を有している。回転部２０の回転案内部３１は固定リング部２１の外郭側において、システム軸線ＣＬを中心として固定リング部２１に対して同心円状に配置されている。Ｘ線管球３０は、高電圧発生部３２から高電圧を供給することで、Ｘ線を発生する。回転案内部３１は、例えば円形状のリニアモータを用いることができ、図２では、Ｘ線管球３０は、回転案内部３１によりＲ方向に沿ってシステム軸線ＣＬを中心にして反時計方向に回転することができる。

図２に示す固定リング部２１は、上述した回転案内部３１を保持しており、ケース１３内に固定されている。固定リング部２１は、このシステム軸線ＣＬを中心にして、回転案内部３１に対して同心円状に固定されている。固定リング部２１は、ＰＥＴ検出器４０とＣＴ検出器４１を有している。図２の例では、ＰＥＴ検出器４０とＣＴ検出器４１が、システム軸線ＣＬを中心とする半径方向に積層するようにして一体的に設けられている。図２では、ＰＥＴ検出器４０とＣＴ検出器４１が概念的に図示されている。

図３は、寝台１２と固定リング部２１を示す平面図である。寝台１２の天板１５に載せた被検体Ｍは、固定リング部２１の開口部１６内にＴ方向に沿って挿入できるようになっている。

図４は、回転部２０と固定リング部２１の具体的な例を示しており、図４（Ａ）は、回転部２０と固定リング部２１の正面図であり、図４（Ｂ）は、回転部２０と固定リング部２１を示す側面図である。

図４に示すように、回転部２０と固定リング部２１がシステム軸線ＣＬを中心として同心円状に配置されている。ただし、図４（Ｂ）に示すように、回転部２０と固定リング部２１はシステム軸線ＣＬに沿って間隔Ｗだけ離して配置されている。すでに説明したように、Ｘ線管球３０は、回転案内部３１によりＲ方向に沿ってシステム軸線ＣＬを中心にして反時計方向に回転することができる。これにより、Ｘ線管球３０は、回転案内部３１によりＲ方向に沿ってシステム軸線ＣＬを中心にして、固定リング部２１の外郭において反時計方向に回転しながら、矢印で示すようにシステム軸線ＣＬに対して斜め方向に沿って、いわゆる斜入方式でＸ線１００を固定リング部２１に対して射出することができる。

図４に示すように、固定リング部２１は、複数の放射線検出モジュール５０を有しており、複数の放射線検出モジュール５０は、システム軸線ＣＬを中心として円形状に並べて配置されている。図５に示すように、各放射線検出モジュール５０は、ＰＥＴ検出器４０とＣＴ検出器４１を有している。

図５（Ａ）は、図４に示す放射線検出モジュール５０の構造例を示している。図５（Ｂ）は、放射線検出モジュール５０におけるＸ線１００とガンマ線１５０の入射例を示す図である。

図５に示す放射線検出モジュール５０は、両面構造型のモジュールであり、ＰＥＴ検出器４０と、ＣＴ検出器４１と、保持部５５を有している。この保持部５５は、ＰＥＴ検出器４０とＣＴ検出器４１を積層した状態で一体的に保持している。ＣＴ検出器４１はＰＥＴ検出器４０よりもシステム軸線ＣＬ側に配置されている。すなわち、ＣＴ検出器４１は、システム軸線ＣＬを中心とする半径方向内側に配置され、ＰＥＴ検出器４０は半径方向外側に配置されている。ＰＥＴ検出器４０は第１検出器とも言い、ＣＴ検出器４１は第２検出器とも言う。これにより、Ｘ線の透過力に比べて透過力の強いガンマ線は、第２検出器であるＣＴ検出器４１を透過して、システム軸線ＣＬから離れた第１検出器であるＰＥＴ検出器４０で検出することができるとともに、ガンマ線の透過力に比べて透過力の弱いＸ線は、システム軸線ＣＬ側のＣＴ検出器４１で検出できる。

図５に示すように、ＰＥＴ検出器４０は第１受光部６１と第１シンチレータ層６２を有する。また、ＣＴ検出器４１は第２受光部７１と第２シンチレータ層７２を有する。

第１シンチレータ層６２と第２シンチレータ層７２は、例えば、Ｘ線とガンマ線を可視光に変換するのに有効なＬｕＡＧ（ルテチウムガーネット）を採用できる。ただし、第１シンチレータ層６２の厚みＳ１は、第２シンチレータ層７２の厚みＳ２に比べて大きく設定されている。この理由としては、ガンマ線１５０の透過力がＸ線１００の透過力よりも強いので、ガンマ線１５０をシンチレータ層において効率良く捕えるために、第１シンチレータ層６２の厚みＳ１は第２シンチレータ層７２の厚みＳ２よりも増して、しかも第１シンチレータ層６２は第２シンチレータ層７２よりも下面（外周側）に配置されている。

第１受光部６１と第２受光部７１は、例えば好ましくはＳｉＰＭ（シリコンフォトマルチプライヤ：固体式光電子増倍素子）を用いることができる。このＳｉＰＭは、微小な半導体受光素子であるアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）を多数配列してガイガーモードで使用することで例えば１０万倍の電子増幅を可能とする受光素子である。

第１シンチレータ層６２は入射されるガンマ線１５０を光Ｌ１に変換して、光Ｌ１は第１受光部６１に受光されることで、光―電気信号変換を行う。光―電気信号変換されたＰＥＴ装置の機能情報データは、デジタル変換されてコンソール１８０の情報データ処理部１８１に送られる。

第２シンチレータ層７２は入射されるＸ線１００を光Ｌ２に変換して、光Ｌ２は第２受光部７１に受光されることで、光―電気信号変換を行う。光―電気信号変換されたＣＴ装置の形態情報データは、デジタル変換されてコンソール１８０の情報データ処理部１８１に送られる。

次に、上述したＰＥＴ−ＣＴ装置１０の動作例を説明する。

図１と図３に示すように、被検体Ｍを撮像する際には、天板１５がＴ方向に水平移動することで、天板１５に載せた被検体Ｍを架台１１の開口部１６内に挿入する。

図２に示すように、Ｘ線管球３０は、高電圧発生部３２から高電圧を供給することで、Ｘ線を発生し、Ｘ線管球３０は、回転案内部３１によりＲ方向に沿ってシステム軸線ＣＬを中心にして反時計方向に回転される。図４（Ｂ）に示すように、Ｘ線管球３０からＸ線１００が被検体Ｍに対して曝射されると、Ｘ線管球３０からのＸ線１００は、被検体Ｍと透過して、図５（Ｂ）に示すようにＣＴ検出器４１の第２シンチレータ層７２に入射される。この第２シンチレータ層７２は、入射されたＸ線１００を光Ｌ２に変換して、光Ｌ２は第２受光部７１に受光される。これにより、光Ｌ２は、光―電気信号変換を行う。光―電気信号変換されたＣＴ装置の形態情報データは、デジタル変換されて図示しないコンソール１８０の情報データ処理部１８１に送られる。

しかも、図４（Ｂ）に示すように、Ｘ線管球３０からのＸ線１００が被検体Ｍに対して曝射されて、Ｘ線１００が被検体Ｍ内の薬剤（例えば放射性同位元素：ＲＩ）に入射されると、その薬剤投与の部位Ｄからはガンマ線１５０が発生して、ガンマ線１５０は、Ｘ線１００に比べて透過性が高いので、第２シンチレータ層７２と第２受光部７１と第１受光部６１を透過して、第１シンチレータ層６２に達する。第１シンチレータ層６２は入射されるガンマ線１５０を光Ｌ１に変換して、光Ｌ１は第１受光部６１に受光されることで、光―電気信号変換を行う。

光―電気信号変換されたＰＥＴ装置の機能情報データは、デジタル変換されて図示しないコンソール１８０の情報データ処理部１８１に送られる。コンソール１８０の情報データ処理部１８１は、ＰＥＴ装置により機能情報データを得て、ＣＴ装置により形態情報データを得ることができ、これらの機能情報データと形態情報データを重ね合わせて表示することで、例えば被検体Ｍの身体のどの部分にどのような疾病があるかの所見を与えることができる。

これにより、Ｘ線管球３０を回転案内部３１により、固定リング部２１の周囲に回転させるだけで、固定リング部２１の放射線検出モジュール５０はガンマ線とＸ線を同時に検出でき、ＰＥＴ−ＣＴ装置１０は、ＰＥＴ装置における画像情報の収集作業とＣＴ装置における撮影作業の操作性が低下するのを防いで、寝台の位置ずれによる画質低下およびＰＥＴ装置とＣＴ装置の複数の装置における撮像の時間差から生じる本質的な重ね合わせ画像のずれを抑えることができる。

次に、本発明の画像診断装置の別の実施形態を説明する。

図６と図７は、本発明の画像診断装置の別の実施形態を示している。

図６（Ａ）は、回転部と固定リング部の正面図であり、図６（Ｂ）は、回転部と固定リング部を示す側面図である。図７は、図６に示す固定リング部の放射線検出モジュールの構造例を示す図である。

図６に示す本発明の実施形態の画像診断装置では、回転部２０Ａと固定リング部２１Ａの構造が、図４に示す回転部２０と固定リング部２１の構造とは異なるが、その他の部分は、図１から図３に示す構造と同じである。

図６に示すように、回転部２０Ａは、Ｘ線管球３０Ａと、２つのリング状の回転案内部３１Ａ、３１Ａを有している。回転部２０Ａは固定リング部２１Ａの外郭側において、システム軸線ＣＬを中心として同心円状に配置されている。Ｘ線管球３０Ａは、高電圧発生部３２から高電圧を供給することで、Ｘ線を発生する。２つの固定リング部２１Ａ、２１Ａが、システム軸線ＣＬを中心にして、間隔Ｈをおいて並べて配置されている。各回転案内部３１Ａ、３１Ａは、システム軸線ＣＬを中心にして、対応する固定リング部２１Ａの外周部分に固定されている。

各回転案内部３１Ａ、３１Ａは、例えば円形状のリニアモータを用いることができ、図６（Ａ）では、Ｘ線管球３０は、２つのリング状の回転案内部３１Ａ、３１ＡによりＲ方向に沿ってシステム軸線ＣＬを中心にして反時計方向に回転することができる。

図６に示す固定リング部２１Ａの外周囲は、上述した回転案内部３１Ａ、３１Ａをそれぞれ固定しており、固定リング部２１Ａは架台のケース内に固定されている。固定リング部２１Ａは、このシステム軸線ＣＬを中心にして、回転案内部３１Ａ、３１Ａに対して同心円状に固定されている。

図６に示すように、回転部２０Ａと固定リング部２１Ａがシステム軸線ＣＬを中心として同心円状に配置されている。すでに説明したように、Ｘ線管球３０Ａは、２つのリング状の回転案内部３１Ａ、３１ＡによりＲ方向に沿ってシステム軸線ＣＬを中心にして反時計方向に回転することができる。これにより、Ｘ線管球３０Ａは、２つの回転案内部３１Ａ、３１ＡによりＲ方向に沿ってシステム軸線ＣＬを中心にして、固定リング部２１Ａの外郭において反時計方向に回転しながら、矢印で示すようにシステム軸線ＣＬに対して斜め方向に沿って、いわゆる検出器間スリット入射方式でＸ線１００を固定リング部２１に対して射出することができる。

図６（Ｂ）に示すように、各固定リング部２１Ａは、複数の放射線検出モジュール５０Ａを有しており、複数の放射線検出モジュール５０Ａは、システム軸線ＣＬを中心として円形状に並べて配置されている。図７に示すように、各放射線検出モジュール５０Ａは、ＰＥＴ検出器４０とＣＴ検出器４１をそれぞれ有しており、すでに説明した図５（Ａ）に示す放射線検出モジュール５０と同じ構造のものである。

Ｘ線管球３０Ａは、回転案内部３１Ａ、３１ＡによりＲ方向に沿ってシステム軸線ＣＬを中心にして反時計方向に回転される。これにより、Ｘ線管球３０Ａは各固定リング部に対して、２つの回転案内部３１Ａ、３１Ａにより安定して回転させることができる。図６（Ｂ）に示すように、Ｘ線管球３０Ａは、Ｘ線１００を被検体Ｍに対して曝射すると、Ｘ線管球３０ＡからのＸ線１００は、被検体Ｍと透過して、図７に示すようにＣＴ検出器４１の第２シンチレータ層７２に入射される。この第２シンチレータ層７２は、入射されたＸ線１００を光Ｌ２に変換して、光Ｌ２は第２受光部７１に受光される。これにより、光Ｌ２は、光―電気信号変換を行う。光―電気信号変換されたＣＴ装置の形態情報データは、デジタル変換されて図示しないコンソール１８０の情報データ処理部１８１に送られる。

しかも、図６（Ｂ）に示すように、Ｘ線管球３０Ａは、Ｘ線１００を被検体Ｍに対して曝射すると、Ｘ線管球３０ＡからのＸ線１００が、被検体Ｍ内の薬剤に入射されると、その薬剤投与の部位Ｄからはガンマ線１５０が発生して、ガンマ線１５０は、Ｘ線１００に比べて透過性が高いので、第２シンチレータ層７２と第２受光部７１と第１受光部６１を透過して、第１シンチレータ層６２に達する。第１シンチレータ層６２は入射されるガンマ線１５０を光Ｌ１に変換して、光Ｌ１は第１受光部６１に受光されることで、光―電気信号変換を行う。光―電気信号変換されたＰＥＴ装置の機能情報データは、デジタル変換されて図示しないコンソール１８０の情報データ処理部１８１に送られる。コンソール１８０の情報データ処理部１８１は、ＰＥＴ装置により機能情報データを得て、ＣＴ装置により形態情報データを得ることができ、これらの機能情報データと形態情報データを重ね合わせて表示することで、例えば被検体Ｍの身体のどの部分にどのような疾病があるかの所見を与えることができる。

これにより、これにより、Ｘ線管球３０Ａを回転案内部３１Ａ，３０Ａにより、固定リング部２１の周囲に回転させるだけで、固定リング部２１の放射線検出モジュール５０Ａはガンマ線とＸ線を同時に検出でき、図６と図７に示すＰＥＴ−ＣＴ装置は、ＰＥＴ装置における収集作業とＣＴ装置における撮影作業の操作性が低下するのを防ぐことができ、寝台の位置ずれによる画質低下を抑えることができる。

次に、本発明の画像診断装置のさらに別の実施形態を説明する。

図８と図９は、本発明のさらに別の実施形態を示している。

すでに説明した図４に示す放射線検出モジュール５０と、図７に示す放射線検出モジュール５０Ａは、２組のシンチレータ層と受光部から構成される両面構造型の検出器であり、２つの受光部同士が隣り合わせになっている。

これに対して、図８に示す放射線検出モジュール５０Ｂと、図９に示す放射線検出モジュール５０Ｃは、１組のシンチレータ層と受光部から構成される単面構造型の検出器である。このため、図８に示す放射線検出モジュール５０Ｂと図９に示す放射線検出モジュール５０Ｃは、図４に示す放射線検出モジュール５０と図７に示す放射線検出モジュール５０Ａとは積層構造が異なり、積層要素を少なくすること構造が単純で薄型化を図っており、コストダウンが図れる。図８に示す放射線検出モジュール５０Ｂと図９に示す放射線検出モジュール５０Ｃは、図４と図６に示す各実施形態の固定リング部２１，２１Ａに対して適用することができる。

図８（Ａ）は、放射線検出モジュール５０Ｂの構造例を示している。図８（Ｂ）は、放射線検出モジュール５０ＢにおけるＸ線１００とガンマ線１５０の入射例を示す図である。

図８に示す放射線検出モジュール５０Ｂは、単面構造型のモジュールであり、ＰＥＴ検出器とＣＴ検出器を共用しており、受光部８１と、シンチレータ層８２と、保持部８５を有している。この保持部５５は、受光部８１とシンチレータ層８２を積層した状態で一体的に保持している。シンチレータ層８２が受光部８１に比べてシステム軸線側に、すなわち内側に配置されている。

シンチレータ層８２は、例えばＸ線とガンマ線を可視光に変換するのに有効なＬｕＡＧ（ルテチウムガーネット）を採用できる。受光部８１は、例えば好ましくはＳｉＰＭ（シリコンフォトマルチプライヤ：固体式光電子増倍素子）を用いることができる。シンチレータ層８２は、Ｘ線とガンマ線の両方を同時に検出するために、シンチレータ層８２の厚みＳ３は、好ましくは５ｍｍ以上である。

図８（Ｂ）に示すようにＸ線１００は、被検体と透過して、シンチレータ層８２に入射される。このシンチレータ層８２は、入射されたＸ線１００を光Ｌ２に変換して、光Ｌ２は受光部８１に受光される。これにより、光Ｌ２は、光―電気信号変換を行う。光―電気信号変換されたＣＴ装置の形態情報データは、デジタル変換されて図示しないコンソール１８０の情報データ処理部１８１に送られる。

また、Ｘ線１００が、被検体内の薬剤に入射されると、その薬剤投与の部位からはガンマ線１５０が発生して、ガンマ線１５０は、シンチレータ層８２に達する。シンチレータ層８２は入射されるガンマ線１５０を光Ｌ１に変換して、光Ｌ１は受光部８１に受光されることで、光―電気信号変換を行う。光―電気信号変換されたＰＥＴ装置の機能情報データは、デジタル変換されて図示しないコンソール１８０の情報データ処理部１８１に送られる。

なお、シンチレータ層８２では、Ｘ線とガンマ線とはエネルギー弁別を行うことにより区別して、それぞれＣＴ装置の形態情報データとＰＥＴ装置の機能情報データとする。

次に、図９（Ａ）は、放射線検出モジュール５０Ｂの構造例を示している。図９（Ｂ）は、放射線検出モジュール５０ＢにおけるＸ線１００とガンマ線１５０の入射例を示す図である。

図９に示す放射線検出モジュール５０Ｂは、単面構造型のモジュールであり、ＰＥＴ検出器とＣＴ検出器を共用しており、受光部９１と、シンチレータ層９２と、保持部９５を有している。この保持部５５は、受光部９１とシンチレータ層９２を積層した状態で一体的に保持している。受光部９１がシンチレータ層９２に比べてシステム軸線側に、すなわち内側に配置されている。

シンチレータ層９２は、例えばＸ線とガンマ線を可視光に変換するのに有効なＬｕＡＧ（ルテチウムガーネット）を採用できる。受光部９１は、例えば好ましくはＳｉＰＭ（シリコンフォトマルチプライヤ：固体式光電子増倍素子）を用いることができる。シンチレータ層９２は、Ｘ線とガンマ線の両方を同時に検出するために、シンチレータ層９２の厚みＳ３は、好ましくは５ｍｍ以上である。

図９（Ｂ）に示すようにＸ線１００は、被検体と透過して、受光部９１を透過してシンチレータ層９２に入射される。このシンチレータ層９２は、入射されたＸ線１００を光Ｌ２に変換して、光Ｌ２は受光部９１に受光される。これにより、光Ｌ２は、光―電気信号変換を行う。光―電気信号変換されたＣＴ装置の形態情報データは、デジタル変換されて図示しないコンソール１９０の情報データ処理部１９１に送られる。

なお、シンチレータ層９２では、Ｘ線とガンマ線とはエネルギー弁別を行うことにより区別して、それぞれＣＴ装置の形態情報データとＰＥＴ装置の機能情報データとする。

本発明の画像診断装置は、Ｘ線を発生するＸ線発生源を備える画像診断装置であって、前記Ｘ線発生源からの前記Ｘ線が被検体内の部位を透過した前記Ｘ線と、前記被検体に投与されたＲＩ（放射性同位元素）から放射されるガンマ線の両方を検出するための複数の検出器を有し、複数の前記検出器をリング状に配置することで固定リング部が構成されていることを特徴とする。これにより、ＰＥＴ装置やＣＴ装置のような複数の装置における撮像作業の操作性の低下を防ぎ、寝台の位置ずれによる画質低下を抑えることができる。

本発明の画像診断装置では、前記画像診断装置のシステム軸線を中心にして開口部を有し、前記固定リング部は、前記システム軸線を中心にして配置されており、前記ガンマ線を検出する第１検出器と、前記Ｘ線を検出する第２検出器とが積層されることで複数の放射線検出モジュールが構成されており、前記第２検出器が前記第１検出器に比べて前記システム軸線側に配置されている。これにより、Ｘ線の透過力に比べて透過力の強いガンマ線は、第２検出器を透過して、システム軸線から離れた第１検出器で検出することができ、ガンマ線の透過力に比べて透過力の弱いＸ線は、システム軸線側の第２検出器で検出できる。

本発明の画像診断装置では、前記第１検出器は、前記ガンマ線を光に変換する第１シンチレータ層と、前記シンチレータ層で得られる前記光を受光して電気信号にする第１受光器とを有し、前記第２検出器は、前記Ｘ線を光に変換する第２シンチレータ層と、前記シンチレータ層で得られる前記光を受光して電気信号に変換する第２受光器と、を有することを特徴とする。これにより、第１検出器はガンマ線を電気信号に変換すると同時に、第２検出器はＸ線を電気信号に変換することができる。

本発明の画像診断装置では、前記画像診断装置のシステム軸線を中心にして開口器を有し、前記固定リング部は、前記システム軸線を中心にして形成されており、前記ガンマ線と前記Ｘ線の両方を検出する共通の前記検出器により放射線検出モジュールが構成されている。これにより、ガンマ線とＸ線の両方が共通の検出器により構成された放射線検出モジュールにより検出できるので、構造が簡単になり、より小型化が図れる。

本発明の画像診断装置では、前記放射線検出モジュールは、前記ガンマ線を光に変換しかつ前記Ｘ線を光に変換するシンチレータ層と、前記シンチレータ層で得られる前記光を受光して電気信号に変更する受光器を有することを特徴とする。これにより、ガンマ線とＸ線の両方を電気信号に変換することができ、構造が簡単になり、より小型化が図れる。

本発明の画像診断装置では、前記Ｘ線発生源はＸ線管球であり、前記Ｘ線管球と、前記Ｘ線管球を前記固定リング部の周囲に沿って回転させる回転案内部とを有するＸ線発生装置である回転部を備える。これにより、Ｘ線管球を回転案内部により、固定リング部の周囲に回転させるだけで、放射線検出モジュールはガンマ線とＸ線を同時に検出できる。

本発明の画像診断装置は、２つの前記固定リング部が、前記システム軸線に沿って間隔をおいて並べて配置され、各前記固定リング部には前記回転案内部が同心円状に配置されている。これにより、これにより、Ｘ線発生源は各固定リング部に対して各回転案内部により安定して回転させることができる。

本発明の画像診断装置の実施形態では、架台においてはＰＥＴ検出器とＣＴ検出器（ＣＴスキャナー）が半径方向について統合して配置されているので、画像診断装置の架台の設置スペースを最小化でき、製造コストが安価になる。ＰＥＴ検出器による撮像とＣＴ検出器による撮像が時間的に同時に行えるので、トータルの撮像時間が短縮でき、撮像の間に被検体が体動することが少なくなり、ＰＥＴ検出器による撮像とＣＴ検出器による撮像の重ね合わせ精度（重ね合わせ時間）が向上する。

ＰＥＴ検出器とＣＴ検出器に対して、被検体を送りこむ天板の繰り出し量が同じであるので、ＰＥＴ検出器による撮像におけるダレとＣＴ検出器による撮像におけるダレが同じであり、重ね合わせ精度が向上する。ＰＥＴ検出器とＣＴ検出器のアライメント（整合配置）調整が不要である。ＰＥＴ検出器による撮像とＣＴ検出器による撮像が同時であるので、被検体の検査中の体動や呼吸動あるいは外からは見えない臓器の移動の影響をうけないフージョン画像が得られる。ＣＴ撮影と同時にＰＥＴ情報収集が開始できるので、大幅な操作性の改善と、スループットの向上が図れる。

本発明は、上記実施形態に限定されない。

本発明の画像診断装置としては、例えばＰＥＴ−ＣＴ装置を、ＳＰＥＣＴ（スペクト：シングルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィ）やＭＲＩ、あるいは双方と複合させることができる。上述した各実施形態における放射線検出モジュールは、フォトンカウンティングシステムを用いることもできる。このフォトンカウンティングシステムは、Ｘ線やガンマ線フォトンが１個入射するごとに、その入射フォトンのエネルギーを検出する方式である。

さらに、本発明の実施の形態に開示されている複数の構成要素を適宜組み合わせることにより種々の発明を形成できる。例えば、本発明の実施の形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。更に、異なる実施の形態に亘る構成要素を適宜組み合わせてもよい。

１０ 一体型ＰＥＴ−ＣＴ装置（画像診断装置）
１１ 架台（ガントリともいう）
１２ 寝台
１５ 天板
１６ 開口部
２０ 回転部
２１ 固定リング部（固定部ともいう）
３０ Ｘ線管球（Ｘ線発生源）
３１ 回転案内部
４０ ＰＥＴ検出器（第１検出器）
４１ ＣＴ検出器（第２検出器）
５０ 放射線検出モジュール
５５ 保持部
６１ 第１受光部
６２ 第１シンチレータ層
７１ 第２受光部
７２ 第２シンチレータ層
１００ Ｘ線
１５０ ガンマ線
ＣＬ システム軸線
Ｌ１、Ｌ２ 光

Claims (7)

1. Ｘ線を発生するＸ線発生源を備える画像診断装置であって、前記Ｘ線発生源からの前記Ｘ線が被検体内の部位を透過した前記Ｘ線と、前記被検体に投与されたＲＩ（放射性同位元素）から放射されるガンマ線の両方を検出するための複数の検出器を有し、複数の前記検出器をリング状に配置することで固定リング部が構成されていることを特徴とする画像診断装置。
2. 前記画像診断装置のシステム軸線を中心にして開口部を有し、
   前記固定リング部は、前記システム軸線を中心にして配置されており、
   前記ガンマ線を検出する第１検出器と、前記Ｘ線を検出する第２検出器とが積層されることで複数の放射線検出モジュールが構成されており、
   前記第２検出器が前記第１検出器に比べて前記システム軸線側に配置されていることを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
3. 前記第１検出器は、前記ガンマ線を光に変換する第１シンチレータ層と、前記シンチレータ層で得られる前記光を受光して電気信号にする第１受光器とを有し、前記第２検出器は、前記Ｘ線を光に変換する第２シンチレータ層と、前記シンチレータ層で得られる前記光を受光して電気信号に変換する第２受光器と、を有することを特徴とする請求項２に記載の画像診断装置。
4. 前記画像診断装置のシステム軸線を中心にして開口器を有し、
   前記固定リング部は、前記システム軸線を中心にして形成されており、
   前記ガンマ線と前記Ｘ線の両方を検出する共通の前記検出器により放射線検出モジュールが構成されていることを特徴とする請求項１に記載の画像診断装置。
5. 前記放射線検出モジュールは、前記ガンマ線を光に変換しかつ前記Ｘ線を光に変換するシンチレータ層と、前記シンチレータ層で得られる前記光を受光して電気信号に変更する受光器を有することを特徴とする請求項４に記載の画像診断装置。
6. 前記Ｘ線発生源はＸ線管球であり、
   前記Ｘ線管球と、前記Ｘ線管球を前記固定リング部の周囲に沿って回転させる回転案内部とを有するＸ線発生装置である回転部を備えることを特徴とする請求項１〜請求項５のいずれか１つの項に記載の画像診断装置。
7. ２つの前記固定リング部が、前記システム軸線に沿って間隔をおいて並べて配置され、各前記固定リング部には前記回転案内部が同心円状に配置されていることを特徴とする請求項６に記載の画像診断装置。

Images