JP5925444B2 - 放射線診断装置および制御方法 - Google Patents

Description

本発明の実施の形態は、放射線診断装置および制御方法に関する。

従来、被検体の生体組織における機能診断を行なうことができる医用画像診断装置として、シングルフォトンエミッションＣＴ装置（ＳＰＥＣＴ装置、ＳＰＥＣＴ: Single Photon Emission computed Tomography）や、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置、ＰＥＴ：Positron Emission computed Tomography）などの核医学イメージング装置が知られている。具体的には、核医学イメージング装置は、生体組織に選択的に取り込まれた同位元素または標識化合物から放射されるガンマ線を検出器により検出し、検出したガンマ線の線量分布を画像化した核医学画像を再構成する装置である。

また、近年、核医学イメージング装置と、被検体の生体組織における形態情報を画像化するＸ線ＣＴ（ＣＴ；Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置とが一体化された装置（例えば、ＰＥＴ―ＣＴ装置やＳＰＥＣＴ―ＣＴ装置など）が実用化されている。なお、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管とＸ線検出器とを被検体の体軸を中心に回転させながら、Ｘ線管から被検体に対してＸ線を照射し、被検体を透過したＸ線を検出することで、Ｘ線照射部位における被検体の組織形態が描出された画像（Ｘ線ＣＴ画像）を再構成する。

特開２００７−１０７９９５号公報

しかしながら、Ｘ線ＣＴ装置からは、ＰＥＴ装置やＳＰＥＣＴ装置で検出されるガンマ線より多くのＸ線が発生する。すなわち、ＰＥＴ―ＣＴ装置やＳＰＥＣＴ―ＣＴ装置では、Ｘ線ＣＴ画像の撮影時に、Ｘ線ＣＴ装置にて発生したＸ線の散乱線がガンマ線の検出器に入射することとなる。入射した散乱線は、核医学画像撮影における計測のダイナミックレンジを超える場合がある。計測のダイナミックレンジを超える場合、ガンマ線の検出器に接続される回路には、負荷がかかってしまう。

実施の形態の放射線診断装置は、第１の架台部と、第２の架台部と、制御部とを備える。第１の架台部は、Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線管およびＸ線検出器を有する。第２の架台部は、核医学画像を再構成するための複数の光検出器および当該複数の光検出器の後段に接続される回路を有する。制御部は、前記Ｘ線管からのＸ線照射が行われるか否かを判定し、行われると判定した場合に、前記複数の光検出器から前記回路への出力を停止、または低減させるように制御する。

図１は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の全体構成を説明するための図である。 図２は、ＣＴ用架台装置の構成を説明するための図である。 図３は、ＰＥＴ用架台装置の構成を説明するための図である。 図４は、ＰＥＴ検出器モジュールを説明するための図である。 図５Ａは、ＦＥ回路の構成を説明するための図（１）である。 図５Ｂは、ＦＥ回路の構成を説明するための図（２）である。 図６は、コンソール装置の構成を説明するための図である。 図７Ａは、実施例１に係る制御部を説明するための図（１）である。 図７Ｂは、実施例１に係る制御部を説明するための図（２）である。 図８は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。 図９は、実施例１に係る制御部の制御処理の変形例を説明するための図である。 図１０は、実施例２に係る制御部を説明するための図である。 図１１は、実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。

以下、添付図面を参照して、放射線診断装置の実施例を詳細に説明する。なお、以下では、放射線診断装置として、ＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置とＸ線ＣＴ（Computed Tomography）装置とが一体化されたＰＥＴ−ＣＴ装置を、実施例として説明する。

まず、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の全体構成について、図１を用いて説明する。図１は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の全体構成を説明するための図である。

図１に示すように、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、ＰＥＴ用架台装置１と、ＣＴ用架台装置２と、寝台３と、コンソール装置４とを有する。

ＣＴ用架台装置２は、被検体Ｐを透過したＸ線を検出することで、Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線投影データや、撮影計画の立案に用いられるスキャノグラムを生成するためのＸ線投影データを生成する装置である。図２は、ＣＴ用架台装置の構成を説明するための図である。

ＣＴ用架台装置２は、図２に示すように、Ｘ線管２１、Ｘ線検出器２２、回転フレーム２３およびＤＡＳ２４などを有する。Ｘ線管２１は、Ｘ線ビームを発生し、発生したＸ線ビームを被検体Ｐに照射する装置である。Ｘ線検出器２２は、Ｘ線管２１に対向する位置にて、被検体Ｐを透過したＸ線を検出する装置である。具体的には、Ｘ線検出器２２は、被検体Ｐを透過したＸ線の２次元強度分布のデータ（２次元Ｘ線強度分布データ）を検出する２次元アレイ型検出器である。より具体的には、Ｘ線検出器２２は、複数チャンネル分のＸ線検出素子を配してなる検出素子列が被検体Ｐの体軸方向に沿って複数列配列されている。

回転フレーム２３は、Ｘ線管２１とＸ線検出器２２とを対向する位置にて支持する。ＤＡＳ２４は、「Data Acquisition System」であり、Ｘ線検出器２２により検出された２次元Ｘ線強度分布データを収集する。そして、ＤＡＳ２４は、収集した２次元Ｘ線強度分布データに対して、増幅処理やＡ／Ｄ変換処理などを行なって、Ｘ線投影データを生成する。そして、ＤＡＳ２４は、Ｘ線投影データを図１に示すコンソール装置４に送信する。

図１に戻って、ＰＥＴ用架台装置１は、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種を取り込んだ組織から放出される一対のガンマ線を検出することで、ＰＥＴ画像を再構成するためのガンマ線投影データを生成する装置である。図３は、ＰＥＴ用架台装置の構成を説明するための図である。

ＰＥＴ用架台装置１は、図３に示すように、ＰＥＴ検出器を構成する複数のＰＥＴ検出器モジュール１１、ＦＥ（Front End）回路１２および同時計数回路１３などを有する。ＰＥＴ検出器モジュール１１は、被検体Ｐから放出されるガンマ線を検出するフォトンカウンティング（photon counting）方式の検出器である。ＰＥＴ検出器は、複数のＰＥＴ検出器モジュール１１が、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように配置されることで構成される。なお、複数のＰＥＴ検出器モジュール１１は、リング状に配置される場合に限定されるものではない。例えば、ＰＥＴ検出器は、複数のＰＥＴ検出器モジュール１１がパーシャルリング状に配置される場合であっても良い。或いは、例えば、ＰＥＴ検出器は、平板上に配列された複数のＰＥＴ検出器モジュール１１が２組、被検体Ｐを挟んで、配置される場合であっても良い。図４は、ＰＥＴ検出器モジュールを説明するための図である。

例えば、ＰＥＴ検出器モジュール１１は、図４に示すように、シンチレータ１１ａと、光検出器としての光電子増倍管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）１１ｃと、ライトガイド１１ｂとを有するアンガー型の検出器である。

シンチレータ１１ａは、被検体Ｐから放出されて入射したガンマ線を可視光に変換するＮａＩ（Sodium Iodide）やＢＧＯ（Bismuth Germanate）、ＬＹＳＯ（Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate）、ＬＳＯ（Lutetium Oxyorthosilicate）、ＬＧＳＯ（Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate）などが、図４に示すように、２次元に複数個配列されている。また、光電子増倍管１１ｃは、シンチレータ１１ａから出力された可視光を増倍して電気信号に変換する装置であり、図４に示すように、ライトガイド１１ｂを介して稠密に複数個配置されている。ライトガイド１１ｂは、シンチレータ１１ａから出力された可視光を光電子増倍管１１ｃに伝達するために用いられ、光透過性に優れたプラスチック素材などからなる。

なお、光電子増倍管１１ｃは、シンチレーション光を受光し光電子を発生させる光電陰極、発生した光電子を加速する電場を与える多段のダイノード、および電子の流れ出し口である陽極から成っている。光電効果により光電陰極から放出された電子は、ダイノードに向って加速されてダイノードの表面に衝突し、複数の電子を叩き出す。この現象が多段のダイノードに渡って繰り返されることにより、なだれ的に電子数が増倍され、陽極での電子数は、約１００万にまで達する。かかる例では、光電子増倍管１１ｃの利得率は、１００万倍となる。また、なだれ現象を利用した増幅のためにダイノードと陽極との間には、通常６００ボルト以上の高電圧が印加される。

このように、ＰＥＴ検出器モジュール１１は、ガンマ線をシンチレータ１１ａにより可視光に変換し、変換した可視光を光電子増倍管１１ｃにより電気信号に変換することで、被検体Ｐから放出されたガンマ線の数を計数する。

ＦＥ回路１２は、複数のＰＥＴ検出器モジュール１１それぞれが有する複数の光電子増倍管１１ｃそれぞれの後段に接続され、同時計数回路１３の前段に接続される。ＦＥ回路１２は、光電子増倍管１１ｃが出力した電気信号のアナログ波形データから同時計数回路１３の処理に用いられる各種デジタルデータを生成する。図５Ａおよび図５Ｂは、ＦＥ回路の構成を説明するための図である。

ＦＥ回路１２は、図５Ａに示すように、アナログ波形整形回路１２ａと、位置弁別回路１２ｂと、エネルギー計測回路１２ｃと、タイミング計測回路１２ｄとを有する。アナログ波形整形回路１２ａは、光電子増倍管１１ｃが出力した電気信号のアナログ波形データの波形整形処理を行なう。具体的には、アナログ波形整形回路１２ａは、図５Ｂの左図に示すアナログ波形データに対して演算処理（積分処理および微分処理）を行なう。これにより、アナログ波形整形回路１２ａは、図５Ｂの右図に示すように、波高がエネルギーとなるデータを生成する。そして、アナログ波形整形回路１２ａは、位置弁別回路１２ｂおよびエネルギー計測回路１２ｃに生成したデータを出力する。

位置弁別回路１２ｂは、ガンマ線の入射位置を弁別する。具体的には、位置弁別回路１２ｂは、シンチレータ１１ａから出力された可視光を同じタイミングで電気信号に変換出力した光電子増倍管１１ｃの位置と、アナログ波形整形回路１２ａが生成したデータにて計測されるエネルギーとから重心位置を演算することで、ガンマ線の入射位置（シンチレータ１１ａの位置）を決定する。そして、位置弁別回路１２ｂは、決定したガンマ線の入射位置のデジタルデータを同時計数回路１３に出力する。

エネルギー計測回路１２ｃは、アナログ波形整形回路１２ａが生成したデータから、エネルギーを計測する。そして、エネルギー計測回路１２ｃは、計測したエネルギーのデジタルデータを同時計数回路１３に出力する。

また、タイミング計測回路１２ｄは、図５Ｂの左図に示すアナログ波形データから、ガンマ線が検出された時間（タイミング）を計測する。例えば、タイミング計測回路１２ｄは、図５Ｂの左図に示すアナログ波形データにて、所定の電圧値を超えた時点をガンマ線の検出時間として計測する。そして、タイミング計測回路１２ｄは、検出時間のデジタルデータを同時計数回路１３に出力する。

図３に戻って、同時計数回路１３は、ＦＥ回路１２から出力された各種デジタルデータから、陽電子から放出された一対のガンマ線の入射方向を決定するための同時計数情報を生成する。具体的には、同時計数回路１３は、ＦＥ回路１２から出力された各種デジタルデータから、ガンマ線の入射タイミング（検出時間）が一定時間の時間ウィンドウ幅以内にあり、エネルギーがともに一定のエネルギーウィンドウ幅にある組み合わせを検索（Coincidence Finding）する。例えば、２ｎｓｅｃの時間ウィンドウ幅と、３５０ｋｅＶ〜５５０ｋｅＶのエネルギーウィンドウ幅とが、検索条件として設定される。そして、同時計数回路１３は、検索した組み合わせの出力結果を、２つの消滅フォトンを同時計数した情報であるとして同時計数情報（Coincidence List）を生成する。そして、同時計数回路１３は、同時計数情報をＰＥＴ画像再構成用のガンマ線投影データとして図１に示すコンソール装置４に送信する。なお、２つの消滅フォトンを同時計数した２つの検出位置を結ぶ線は、ＬＯＲ（Line of Response）と呼ばれる。また、同時計数情報は、コンソール装置４にて生成される場合であってもよい。

図１に戻って、寝台３は、被検体Ｐを載せるベッドである。寝台３は、コンソール装置４を介して受け付けたＰＥＴ−ＣＴ装置の操作者からの指示に基づいて、ＣＴ用架台装置２およびＰＥＴ用架台装置１それぞれの撮影口に順次移動される。

すなわち、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、寝台３を移動させることで、最初に、Ｘ線ＣＴ画像の撮影を行ない、その後、ＰＥＴ画像の撮影を行なう。例えば、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、Ｘ線ＣＴ画像を撮影時に、ＣＴ用架台装置２の回転フレーム２３を回転させながら寝台３を移動させることで、被検体Ｐの撮影部位をＸ線により螺旋状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。また、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、被検体Ｐの撮影部位がＰＥＴ用架台装置１の撮影口内に挿入されるように寝台３を移動させることで、ＰＥＴ画像を撮影する。

なお、ＰＥＴ−ＣＴ装置による検査では、回転フレーム２３を固定させた状態でＸ線管２１からＸ線を照射しながら寝台３を移動させることで、被検体Ｐの全身を体軸方向に沿ってスキャンしたスキャノグラムが撮影される。そして、被検体Ｐのスキャノグラムを参照した操作者は、Ｘ線ＣＴ画像およびＰＥＴ画像の撮影計画を立案する。

コンソール装置４は、操作者からの指示を受け付けてＰＥＴ−ＣＴ装置における撮影処理を制御する装置である。図６は、コンソール装置の構成を説明するための図である。

図６に示すように、コンソール装置４は、ガンマ線投影データ記憶部４１ａと、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂと、Ｘ線投影データ記憶部４２ａと、スキャノグラム生成部４２ｂと、ＣＴ画像再構成部４２ｃとを有する。さらに、コンソール装置４は、図６に示すように、制御部４３を有する。

Ｘ線投影データ記憶部４２ａは、ＤＡＳ２４から送信されたＸ線投影データを記憶する。具体的には、Ｘ線投影データ記憶部４２ａは、スキャノグラムを生成するためのＸ線投影データや、Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線投影データを記憶する。

スキャノグラム生成部４２ｂは、Ｘ線投影データ記憶部４２ａが記憶するスキャノグラムを生成するためのＸ線投影データから、スキャノグラムを生成する。ＣＴ画像再構成部４２ｃは、Ｘ線投影データ記憶部４２ａが記憶する再構成用のＸ線投影データを、例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法により逆投影処理することで、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。

すなわち、スキャノグラム生成部４２ｂは、ＰＥＴ−ＣＴ装置を用いた全身検査において撮影計画を立案するためのスキャノグラムを生成する。そして、ＣＴ画像再構成部４２ｃは、ＰＥＴ−ＣＴ装置を用いた全身検査において、撮影計画により決定された撮影条件（例えば、スライス幅など）に基づいて、生成されたＸ線投影データから、被検体Ｐの体軸方向に直交する複数の断面を撮影した複数のＸ線ＣＴ画像を再構成する。

ガンマ線投影データ記憶部４１ａは、同時計数回路１３から送信されたガンマ線投影データを記憶する。ＰＥＴ画像再構成部４１ｂは、ガンマ線投影データ記憶部４１ａが記憶するガンマ線投影データから、例えば、ＭＬＥＭ（Maximum Likelihood Expectation Maximization）法や、ＯＳＥＭ（Ordered Subset MLEM）法などの逐次近似法によりＰＥＴ画像を再構成する。

制御部４３は、ＰＥＴ−ＣＴ装置全体の処理を制御する。具体的には、制御部４３は、ＰＥＴ用架台装置１およびＣＴ用架台装置２を制御することで、ＰＥＴ−ＣＴ装置による撮影を制御する。また、制御部４３は、ガンマ線投影データ記憶部４１ａが記憶するデータを用いたＰＥＴ画像再構成部４１ｂの処理を制御する。また、制御部４３は、Ｘ線投影データ記憶部４２ａが記憶するデータを用いたスキャノグラム生成部４２ｂおよびＣＴ画像再構成部４２ｃの処理を制御する。なお、制御部４３は、図示しない入出力装置から操作者の指示を受け付ける。また、制御部４３は、図示しない入出力装置にて、操作者が指示を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）や、スキャノグラム、Ｘ線ＣＴ画像およびＰＥＴ画像を表示するように制御する。

以上、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、Ｘ線ＣＴ画像およびＰＥＴ画像の撮影を行なう。

ＰＥＴ画像撮影時にて、被検体Ｐの組織に取り込まれた陽電子放出核種から放出されたガンマ線を計測する場合、ＰＥＴ検出器モジュール１１にて計測されるガンマ線の計測率（ｃｐｓ：count per sec）は、通常、３００Ｍ〜５００Ｍｃｐｓの範囲にある。また、上述したように、光電子増倍管１１ｃには、高電圧が印加されている。このため、電源をＯＦＦの状態の光電子増倍管１１ｃの電源をＯＮとした場合、光電子増倍管１１ｃの出力が安定するまでには、例えば、２時間程度要する。したがって、通常、光電子増倍管１１ｃに対しては、高電圧が供給されたままの状態なっている。

ところで、スキャノグラムやＸ線ＣＴ画像の撮影時には、Ｘ線管２１で発生したＸ線の散乱線が、ＰＥＴ検出器モジュール１１に入射する。高電圧が供給されたままの状態にあるＰＥＴ検出器モジュール１１は、Ｘ線の散乱線についても計測を行なう。そして、散乱線を計測したデータは、光電子増倍管１１ｃからＦＥ回路１２に出力される。しかし、かかる散乱線の計測率は、ＰＥＴ画像撮影時と比較して、１００倍から１０００倍以上となる場合がある。

このため、アナログ波形整形回路１２ａは、散乱線に由来する電気信号のアナログ波形データに対しても処理を行なうこととなるが、高い計測率のために、演算処理の途中で次々とアナログ波形データが入力される。すなわち、ＦＥ回路１２において、処理対象となるデータが積み重なる（pile up）することとなる。このため、アナログ波形整形回路１２ａなどに対して負荷がかかり、ＦＥ回路１２が故障してしまう場合がある。

そこで、本実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、以下、詳細に説明する制御部４３の制御を行なう。

すなわち、制御部４３は、Ｘ線管２１からのＸ線照射時において、複数の光電子増倍管１１ｃからＦＥ回路１２への出力を停止させるように制御する。具体的には、制御部４３は、Ｘ線管２１からのＸ線照射時において、複数の光電子増倍管１１ｃからの出力を接地するように制御する。図７Ａおよび図７Ｂは、実施例１に係る制御部を説明するための図である。

例えば、本実施例１においては、ＰＥＴ用架台装置１に、図７Ａに示すように、複数の光電子増倍管１１ｃそれぞれからＦＥ回路１２への出力配線をバイパスするバイパス配線１４と、スイッチ１５と、接地線１６とが設けられる。スイッチ１５は、バイパス配線１４と接地線１６とを接続したり、バイパス配線１４と接地線１６との接続を解除したりするために用いられる。

そして、制御部４３は、例えば、スキャノグラム撮影開始からＸ線ＣＴ画像撮影終了の期間、図７Ａに示すように、バイパス配線１４と接地線１６とを接続するようにスイッチ１５を制御する。これにより、複数の光電子増倍管１１ｃすべての出力は、接地（ＧＮＤ：Ground）される。

一方、制御部４３は、Ｘ線管２１からのＸ線照射が終了すると、ＰＥＴ画像の撮影のために、図７Ｂに示すように、バイパス配線１４と接地線１６との接続が解除されるようにスイッチ１５を制御する。これにより、複数の光電子増倍管１１ｃすべての出力は、ＦＥ回路１２に出力される。

次に、図８を用いて、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理について説明する。図８は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。

図８に示すように、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、操作者からスキャノグラムの撮影要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、スキャノグラムの撮影要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。

一方、スキャノグラムの撮影要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、制御部４３は、複数の光電子増倍管１１ｃからの出力を接地させるように制御する（ステップＳ１０２）。その後、制御部４３がＣＴ用架台装置２を制御することで、スキャノグラム撮影が実行され、スキャノグラム生成部４２ｂは、スキャノグラムを生成する。

そして、制御部４３は、Ｘ線ＣＴ画像の撮影要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０３）。ここで、Ｘ線ＣＴ画像の撮影要求を受け付けない場合（ステップＳ１０３否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。一方、Ｘ線ＣＴ画像の撮影要求を受け付けた場合（ステップＳ１０３肯定）、制御部４３は、Ｘ線ＣＴ画像の撮影が実行されるようにＣＴ用架台装置２を制御する（ステップＳ１０４）。これにより、ＣＴ画像再構成部４２ｃは、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。

そして、制御部４３は、ＰＥＴ画像の撮影要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０５）。ここで、ＰＥＴ画像の撮影要求を受け付けない場合（ステップＳ１０５否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。

一方、ＰＥＴ画像の撮影要求を受け付けた場合（ステップＳ１０５肯定）、制御部４３は、複数の光電子増倍管１１ｃからの出力をＦＥ回路１２に出力させるように制御する（ステップＳ１０６）。そして、制御部４３は、ＰＥＴ画像の撮影が実行されるようにＰＥＴ用架台装置１を制御し（ステップＳ１０７）、処理を終了する。なお、スキャノグラムの撮影要求、Ｘ線ＣＴ画像の撮影要求およびＰＥＴ画像の撮影要求は、コンソール装置４が有する入出力装置を操作者が操作するごとに制御部４３に転送される。

上述してきたように、実施例１では、ＣＴ用架台装置２は、Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線管２１およびＸ線検出器２２を有する。また、ＰＥＴ用架台装置１は、核医学画像（ＰＥＴ画像）を再構成するための複数の光電子増倍管１１ｃおよび複数の光電子増倍管１１ｃの後段に接続されるＦＥ回路１２を有する。そして、制御部４３は、Ｘ線管２１からのＸ線照射時において、複数の光電子増倍管１１ｃからＦＥ回路１２への出力を停止させるように制御する。具体的には、制御部４３は、Ｘ線管２１からのＸ線照射時において、複数の光電子増倍管１１ｃからの出力を接地するように制御する。

したがって、実施例１によれば、Ｘ線の散乱線を計測したデータがＦＥ回路１２へ出力されないようにすることができる。その結果、実施例１によれば、Ｘ線散乱による故障を回避することが可能となる。

なお、上記の実施例１では、Ｘ線管２１からのＸ線照射時において、複数の光電子増倍管１１ｃからＦＥ回路１２への出力がすべて停止される場合について説明した。しかし、本実施例１は、Ｘ線管２１からのＸ線照射時において、複数の光電子増倍管１１ｃからＦＥ回路１２への出力が低減される場合であってもよい。

すなわち、制御部４３は、Ｘ線管２１からのＸ線照射時において、複数の光電子増倍管１１ｃの一部からの出力を接地するように制御する。具体的には、制御部４３は、Ｘ線管２１からのＸ線照射時において、複数の光電子増倍管１１ｃの中で、ＣＴ用架台装置２に近接する複数の光電子増倍管１１ｃからの出力を接地するように制御する。図９は、実施例１に係る制御部の制御処理の変形例を説明するための図である。

なお、図９に示す図は、図１に示すＰＥＴ−ＣＴ装置を俯瞰した場合の概略図である。図９に示すように、ＰＥＴ−ＣＴ装置では、寝台３に沿って、ＰＥＴ用架台装置１とＣＴ用架台装置２とが並列に配置される。かかる場合、ＰＥＴ用架台装置１内の複数の光電子増倍管１１ｃは、ＣＴ用架台装置２に近接したグループと、ＣＴ用架台装置２から離れたグループとに分類することができる。例えば、図４に示すＰＥＴ検出器モジュール１１は、光電子増倍管１１ｃが、寝台３の長手方向沿って２列、配列されている。かかる場合、ＣＴ用架台装置２に近接したグループは、図９に示す点線の矩形にある複数の光電子増倍管１１ｃとなる。

本変形例における制御部４３は、図９に示す点線の矩形にある複数の光電子増倍管１１ｃを接地制御処理の対象とする。例えば、ＣＴ用架台装置２に近接する複数の光電子増倍管１１ｃに出力配線にのみにバイパス配線１４を設けることで、制御部４３は、接地制御処理を行なう。

このように、本変形例では、Ｘ線の散乱線が入射する確率が高い光電子増倍管１１ｃからの出力をＸ線照射時において接地するように制御する。その結果、Ｘ線の散乱線の計数率を低減することができるので、Ｘ線散乱による故障を回避することが可能となる。

なお、上記した変形例は、複数の光電子増倍管１１ｃから選択された一部の光電子増倍管１１ｃからの出力を接地するように制御する場合であってもよい。例えば、光電子増倍管１１ｃが５００個ある場合、任意に選択された半分の２５０個の光電子増倍管１１ｃに対して、バイパス配線１４を設ける場合であってもよい。かかる場合でも、Ｘ線の散乱線の計数率を低減することができるので、Ｘ線散乱による故障を回避することが可能となる。

実施例２では、実施例１と異なる方法により、複数の光電子増倍管１１ｃからＦＥ回路１２への出力が停止される場合について、図１０を用いて説明する。なお、図１０は、実施例２に係る制御部を説明するための図である。

実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置のコンソール装置４は、図６を用いて説明した実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置のコンソール装置４と同様に構成されるが、制御部４３の制御処理が実施例１と異なる。

実施例２に係る制御部４３は、Ｘ線管２１からのＸ線照射時において、ＦＥ回路１２への電源供給を停止するように制御する。すなわち、制御部４３は、図１０に示すように、ＦＥ回路用電源１７のＯＮ／ＯＦＦを制御する。例えば、制御部４３は、スキャノグラム撮影開始からＸ線ＣＴ画像撮影終了の期間、ＦＥ回路用電源１７をＯＦＦとする。一方、制御部４３は、Ｘ線管２１からのＸ線照射が終了すると、ＰＥＴ画像の撮影のために、ＦＥ回路用電源１７をＯＮとする。

次に、図１１を用いて、実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理について説明する。図１１は、実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。

図１１に示すように、実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、操作者からスキャノグラムの撮影要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０１）。ここで、スキャノグラムの撮影要求を受け付けない場合（ステップＳ２０１否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。

一方、スキャノグラムの撮影要求を受け付けた場合（ステップＳ２０１肯定）、制御部４３は、ＦＥ回路用電源１７からＦＥ回路１２への電源供給を停止するように制御する（ステップＳ２０２）。その後、制御部４３がＣＴ用架台装置２を制御することで、スキャノグラム撮影が実行され、スキャノグラム生成部４２ｂは、スキャノグラムを生成する。

そして、制御部４３は、Ｘ線ＣＴ画像の撮影要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０３）。ここで、Ｘ線ＣＴ画像の撮影要求を受け付けない場合（ステップＳ２０３否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。一方、Ｘ線ＣＴ画像の撮影要求を受け付けた場合（ステップＳ２０３肯定）、制御部４３は、Ｘ線ＣＴ画像の撮影が実行されるようにＣＴ用架台装置２を制御する（ステップＳ２０４）。これにより、ＣＴ画像再構成部４２ｃは、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。

そして、制御部４３は、ＰＥＴ画像の撮影要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０５）。ここで、ＰＥＴ画像の撮影要求を受け付けない場合（ステップＳ２０５否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。

一方、ＰＥＴ画像の撮影要求を受け付けた場合（ステップＳ２０５肯定）、制御部４３は、ＦＥ回路用電源１７からＦＥ回路１２への電源供給が開始されるように制御する（ステップＳ２０６）。そして、制御部４３は、ＰＥＴ画像の撮影が実行されるようにＰＥＴ用架台装置１を制御し（ステップＳ２０７）、処理を終了する。

上述してきたように、実施例２では、制御部４３は、Ｘ線管２１からのＸ線照射時において、ＦＥ回路１２への電源供給を停止するように制御する。

したがって、実施例２によれば、Ｘ線の散乱線を計測したデータがＦＥ回路１２にて処理されないようにすることができる。その結果、実施例２によれば、Ｘ線散乱による故障を回避することが可能となる。なお、ＦＥ回路１２へ供給される電圧は、低電圧であるため、ＦＥ回路１２の出力は、電源供給再開後、短時間で安定する。

なお、上記の実施例１および２では、スキャノグラム撮影開始からＸ線ＣＴ画像撮影終了時の期間、接地制御処理や電源供給の停止処理が行なわれる場合について説明した。ここで、スキャノグラム撮影では、通常、Ｘ線ＣＴ画像撮影より低線量のＸ線が照射される。したがって、スキャノグラム撮影時に用いられるＸ線量をＦＥ回路１２のダイナミックレンジを超えないように調整することが可能である。かかる場合、制御部４３は、Ｘ線ＣＴ画像撮影期間のみに、接地処理や電源供給の停止処理を行なう。また、上記の実施例１および２では、ＰＥＴ検出器モジュール１１が、光検出器として複数の光電子増倍管１１ｃを有する場合について説明した。しかし、上記の実施例１および２は、ＰＥＴ検出器モジュール１１が、光電子増倍管１１ｃの代わりに、半導体素子を用いた光検出器を有する場合であっても適用可能である。かかる光検出器としては、例えば、半導体素子アレイとしてアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ：Avalanche Photodiode）を用いたシリコンフォトマルチプライアー（ＳｉＰＭ：Silicon Photomultiplier）が挙げられる。

なお、上記の実施例１および２では、ＰＥＴ−ＣＴ装置にて接地制御処理や電源供給の停止処理が行なわれる場合について説明した。しかし、上記の実施例１および２にて説明した接地制御処理や電源供給の停止処理は、ＰＥＴ装置と同様の検出器が用いられるＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置とが一体化したＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置においても適用可能である。

なお、実施例１および２で説明した制御方法は、あらかじめ用意された制御プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。このプログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、このプログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤなどのコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上、説明したとおり、実施例１および２によれば、Ｘ線散乱による故障を回避することが可能となる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１ ＰＥＴ用架台装置
１１ ＰＥＴ検出器モジュール
１１ａ シンチレータ
１１ｂ ライトガイド
１１ｃ 光電子倍増管
１２ ＦＥ回路
１２ａ アナログ波形整形回路
１２ｂ 位置弁別回路
１２ｃ エネルギー計測回路
１２ｄ タイミング計測回路
１３ 同時計数回路
１４ バイパス配線
１５ スイッチ
１６ 接地線
２ ＣＴ用架台装置
２１ Ｘ線管
２２ Ｘ線検出器
２３ 回転フレーム
２４ ＤＡＳ
３ 寝台
４ コンソール装置
４１ａ ガンマ線投影データ記憶部
４１ｂ ＰＥＴ画像再構成部
４２ａ Ｘ線投影データ記憶部
４２ｂ スキャノグラム生成部
４２ｃ ＣＴ画像再構成部
４３ 制御部

Claims (9)

1. Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線管およびＸ線検出器を有する第１の架台部と、
   核医学画像を再構成するための複数の光検出器および当該複数の光検出器の後段に接続される回路を有する第２の架台部と、
   前記Ｘ線管からのＸ線照射が行われるか否かを判定し、行われると判定した場合に、前記複数の光検出器から前記回路への出力を停止、または低減させるように制御する制御部と、
   を備える、放射線診断装置。
2. 前記制御部は、前記Ｘ線管からのＸ線照射が行われると判定した場合に、前記複数の光検出器からの出力を接地するように制御する、請求項１に記載の放射線診断装置。
3. 前記制御部は、前記Ｘ線管からのＸ線照射が行われると判定した場合に、前記複数の光検出器の一部からの出力を接地するように制御する、請求項１に記載の放射線診断装置。
4. 前記制御部は、前記Ｘ線管からのＸ線照射が行われると判定した場合に、前記複数の光検出器の中で、前記第１の架台部に近接する複数の光検出器からの出力を接地するように制御する、請求項３に記載の放射線診断装置。
5. 前記制御部は、前記Ｘ線管からのＸ線照射が行われると判定した場合に、前記回路への電源供給を停止するように制御する、請求項１に記載の放射線診断装置。
6. 制御部が、第１の架台部が有するＸ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線管からのＸ線照射が行われるか否かを判定し、行われると判定した場合に、第２の架台部が有する核医学画像を再構成するための複数の光検出器から、当該複数の光検出器の後段に接続される回路への出力を停止、または低減させるように制御する、ことを含む制御方法。
7. Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線管およびＸ線検出器を有する第１の架台部と、
   核医学画像を再構成するための複数の光検出器および当該複数の光検出器の後段に接続される回路を有する第２の架台部と、
   前記Ｘ線管からのＸ線照射時において、前記複数の光検出器から前記回路への出力を停止、または低減させるように制御する制御部と、
   を備え、
   前記制御部は、前記Ｘ線管からのＸ線照射時において、前記複数の光検出器からの出力を接地するように制御する、放射線診断装置。
8. Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線管およびＸ線検出器を有する第１の架台部と、
   核医学画像を再構成するための複数の光検出器および当該複数の光検出器の後段に接続される回路を有する第２の架台部と、
   前記Ｘ線管からのＸ線照射時において、前記複数の光検出器から前記回路への出力を停止、または低減させるように制御する制御部と、
   を備え、
   前記制御部は、前記Ｘ線管からのＸ線照射時において、前記複数の光検出器の一部からの出力を接地するように制御する、放射線診断装置。
9. 前記制御部は、前記Ｘ線管からのＸ線照射時において、前記複数の光検出器の中で、前記第１の架台部に近接する複数の光検出器からの出力を接地するように制御する、請求項８に記載の放射線診断装置。

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