(57)【要約】【課題】形態画像と機能画像とを撮影することができる放射線断層撮影装置を提供する。【解決手段】本発明の放射線断層撮影装置１に備えられた遮蔽枠体１３は、ＣＴ撮影用でもあるしＳＰＥＣＴ撮影用でもある。このよう遮蔽枠体１３により、本発明に係る装置は、１つの検出器リング１２でＣＴ撮影とＳＰＥＣＴ撮影との両方を実行することができるようになる。したがって、本発明によればコンパクトな放射線断層撮影装置が提供できる。【選択図】図１
2015070943.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
検出器リングの内部に配置されるリング状の遮蔽枠体と、前記検出器リングに対し中心軸周りに前記遮蔽枠体を回転させる遮蔽枠体回転手段とを備えた放射線断層撮影装置であって、
前記遮蔽枠体は、
前記遮蔽枠体の内部に設定される撮影視野のみを通過するように制限された放射線ビームを照射する放射線源と、
前記検出器リングの中心軸に沿って配列された放射線を吸収するリング状のセプタ板と、
前記セプタ板に直交するとともに、前記セプタ板の前記放射線源を挿入させる切り込みが設けられている位置を除いて前記セプタ板の全周に亘り配列された放射線を吸収するコリメータ板を備え、
前記遮蔽枠体の各領域のうち前記放射線ビームが到達する領域であるビーム到達領域がＣＴ用コリメータとなっており、
前記遮蔽枠体の各領域のうち前記放射線ビームが到達しない領域であるシャドー領域がＳＰＥＣＴ用ターボファンコリメータとなっていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線断層撮影装置において、
前記遮蔽枠体の前記ビーム到達領域に配列されている前記コリメータ板は、前記放射線源を向いていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
【請求項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、
前記遮蔽枠体において前記放射線源の両隣に位置するコリメータ板は、いずれも前記シャドー領域に位置しており、
前記放射線源の右隣にあるコリメータ板から前記シャドー領域の右端までに配列されているコリメータ板の向きは、前記撮影視野の左端を向いていたものが次第に前記撮影視野の右端を向くよう変化し、
前記放射線源の左隣にあるコリメータ板から前記シャドー領域の右端までに配列されているコリメータ板の向きは、前記撮影視野の右端を向いていたものが次第に前記撮影視野の左端を向くように変化することを特徴とする放射線断層撮影装置。
【請求項４】
請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の放射線断層撮影装置において、
前記遮蔽枠体の前記ビーム到達領域を通過した放射線の検出結果を基に被検体のＣＴ画像を生成するＣＴ画像生成手段と、
前記遮蔽枠体の前記シャドー領域を通過した放射線の検出結果を基に被検体のＳＰＥＣＴ画像を生成するＳＰＥＣＴ画像生成手段と、
前記ビーム到達領域を通過した放射線を前記放射線源に由来するものと被検体内の放射性薬剤に由来するものとに選別する選別手段とを備え、
前記ＣＴ画像生成手段は、被検体内の放射性薬剤に由来する放射線の検出結果を前記ＣＴ画像の生成に使用しないことを特徴とする放射線断層撮影装置。
【請求項５】
請求項４に記載の放射線断層撮影装置において、
前記ＣＴ画像と前記ＳＰＥＣＴ画像とを重ね合わせる画像重合手段を備えることを特徴とする放射線断層撮影装置。
【請求項６】
請求項１ないし請求項３に記載の放射線断層撮影装置において、
前記遮蔽枠体が前記検出器リングに対して着脱可能となっていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
【請求項７】
請求項６に記載の放射線断層撮影装置において、
前記遮蔽枠体の前記ビーム到達領域を通過した放射線の検出結果を基に被検体のＣＴ画像を生成するＣＴ画像生成手段と、
前記遮蔽枠体を前記検出器リングから取りはずした状態で取得された放射線の検出結果を基にＰＥＴ画像を生成するＰＥＴ画像生成手段と、
前記ＣＴ画像と前記ＰＥＴ画像とを重ね合わせる画像重合手段を備えることを特徴とする放射線断層撮影装置。
【請求項８】
請求項１ないし請求項７に記載の放射線断層撮影装置において、
頭部検査用となっていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体の頭部等の断層像を撮影することができる放射線断層撮影装置に係り、特に、形態画像と機能画像とを測定することができる放射線断層撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
被検体の頭部等の断層像を撮影することができる装置として、放射線断層撮影装置がある。一般に、放射線断層撮影層が撮影する画像の種類としては、ＣＴ(computed tomography)画像、ＰＥＴ(positron-emission tomography)画像、ＳＰＥＣＴ(single photon emission computed tomography)画像などがある。これらＣＴ画像、ＰＥＴ画像、ＳＰＥＣＴ画像は、撮影原理が互いに異なるので、通常は、全ての画像を撮影できるような装置はない。つまり、ＣＴ画像を撮影するには、ＣＴ装置が用いられ、ＰＥＴ画像を撮影するにはＰＥＴ画像が用いられる。そして、ＳＰＥＣＴ画像を撮影するにはＳＰＥＣＴ装置が用いられる（例えば特許文献１参照）。
【０００３】
画像の特徴の違いから、ＣＴ画像は、形態画像と呼ばれ、ＰＥＴ画像およびＳＰＥＣＴ画像は機能画像と呼ばれる。形態画像とは、被検体をある裁断面で裁断したときの切り口を表したような画像で、臓器や骨の断面が写り込んだような画像である。機能画像とは、被検体の放射性薬剤の分布を表したような断層像で、画像上の像は、臓器などの形状を表しているわけではない。
【０００４】
この形態画像と機能画像とを重ね合わせれば、被検体内のどの部分に放射性薬剤が蓄積しているのか分かりやすくて便利である。したがって、ＣＴ画像にＰＥＴ画像またはＳＰＥＣＴ画像を重ね合わせるような画像処理は、よく行われる。この様な画像処理を行うには、形態画像と機能画像を予め撮影しておかなければならない。
【０００５】
そこで、形態画像と機能画像との両方を撮影できるような放射線断層撮影装置が必要となる。この様な放射線断層撮影装置によれば、形態画像と機能画像とを素早く撮影することができるとともに、形態画像用の装置と機能画像用の装置の両方の装置を別々に用意する必要がなく、コスト的に有利でもある。
【０００６】
図１４は、従来のＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置の断面図を表している。このようなＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置は、全身撮影用となっている。ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置は、ＳＰＥＣＴ装置とＣＴ装置とが一体化したような構成となっており、ＳＰＥＣＴユニットのガントリとＣＴユニットのガントリとを有している。この様な装置では、天板５２が共有となっているので、ＳＰＥＣＴ画像の撮影を終えると立て続けにＣＴ画像の撮影を開始することができる。この様な装置によれば、撮影時間が短縮されるとともに、ＣＴ画像とＳＰＥＣＴ画像との間で生じる画像の食い違いを抑えることができる。また、従来のＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置は、別個の装置を保有するのに比べて、場所を取らない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２０１２−２２９９６０号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、従来構成の放射線撮影装置には次のような問題点がある。すなわち、従来の放射線撮影装置は、まだまだコンパクトとは言えないのである。
【０００９】
従来のＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置は、形態画像撮影用のユニットと機能画像撮影用のユニットとを一つの装置に組み込んだような構成で、ＳＰＥＣＴ装置またはＣＴ装置と比べて大きな装置となっている。このような従来構成のＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置の不具合を頭部用に改変した場合を例にとって説明する。頭部用のＰＥＴ装置が有する検出器リングは小さく、被検体の頭部を通過させることはできても、被検体の肩部を通過させることは不可能である。この事情が次のような問題が生じさせる。
【００１０】
図１５はこのときの問題点を説明している。図１５は、ＳＰＥＣＴユニットとＣＴユニットとが連接した頭部用の放射線撮影装置である。図１５のＳＰＥＣＴユニットは、既に被検体Ｍの肩部の位置まで下降してきており、もはやこれ以上下向きに移動させることはできない状態となっている。したがって、図１５のＣＴユニットを更に下に移動しようとしても、隣接するＳＰＥＣＴユニットが被検体につかえてしまっているのでこれ以上の下降は無理である。結果として、ＣＴユニットは、被検体の頭部の下側まで移動できずこの部分のＣＴ撮影を実行できない。
【００１１】
つまり、従来構成をそのまま頭部用に流用しようとすると、ＣＴユニットの撮影範囲が狭くなってしまう。図１５は、ＣＴユニットがＳＰＥＣＴユニットよりも被検体の頭頂部側にある場合を説明している。ＳＰＥＣＴユニットをＣＴユニットよりも被検体の頭頂部側に配置したとすると、今度は逆にＳＰＥＣＴユニットの撮影範囲が狭くなってしまう。
【００１２】
また、一般的な全身撮影用のＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置においても、装置が大きいというのは問題となる。同じ全身撮影用のＳＰＥＣＴ装置またはＣＴ装置に比べて大きいがゆえ、設置により広い検査室を必要としてしまうからである。ＳＰＥＣＴ撮影とＣＴ撮影を１つのユニットで実行できれば、それだけコンパクトなＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置が提供できるはずである。
【００１３】
そこで、一つの検出器リングでＣＴ画像とＳＰＥＣＴ画像の両方を撮影できるようにすればよいのではないかという考えが浮かぶ。この様な考えは、実現するのが困難である。すなわち、ＳＰＥＣＴユニットに設けられている検出器リングには、ＳＰＥＣＴユニット用のコリメータが設けられており、ＣＴ画像を撮影しようとするときにこのコリメータが邪魔となるのである。ＳＰＥＣＴユニット用のコリメータは、図１６に示すようなターボファンコリメータであり、ＣＴ撮影用ではない。この様なコリメータには、放射状に広がるＸ線ビームを通過させるような部分はない。したがって、Ｘ線ビームを放射線源として行われるＣＴ画像の撮影自体が不可能となる。
【００１４】
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、形態画像と機能画像とを撮影することができるコンパクトな放射線断層撮影装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１５】
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、検出器リングの内部に配置されるリング状の遮蔽枠体と、検出器リングに対し中心軸周りに遮蔽枠体を回転させる遮蔽枠体回転手段とを備えた放射線断層撮影装置であって、遮蔽枠体は、遮蔽枠体の内部に設定される撮影視野のみを通過するように制限された放射線ビームを照射する放射線源と、検出器リングの中心軸に沿って配列された放射線を吸収するリング状のセプタ板と、セプタ板に直交するとともに、セプタ板の放射線源を挿入させる切り込みが設けられている位置を除いてセプタ板の全周に亘り配列された放射線を吸収するコリメータ板を備え、遮蔽枠体の各領域のうち放射線ビームが到達する領域であるビーム到達領域がＣＴ用コリメータとなっており、遮蔽枠体の各領域のうち放射線ビームが到達しない領域であるシャドー領域がＳＰＥＣＴ用ターボファンコリメータとなっていることを特徴とするものである。
【００１６】
［作用・効果］本発明の放射線断層撮影装置に備えられた遮蔽枠体は、ＣＴ撮影用でもあるしＳＰＥＣＴ撮影用でもある。このよう遮蔽枠体により、本発明に係る装置は、１つの検出器リングでＣＴ撮影とＳＰＥＣＴ撮影との両方を実行することができるようになる。したがって、ＣＴユニットとＳＰＥＣＴユニットとの両方を備えるような構成としなくても、ＣＴ画像およびＳＰＥＣＴ画像を同じ検出器リングで撮影することができるのである。したがって、本発明によればコンパクトな放射線断層撮影装置が提供できる。
【００１７】
また、上述の放射線断層撮影装置において、遮蔽枠体のビーム到達領域に配列されているコリメータ板は、放射線源を向いていればより望ましい。
【００１８】
［作用・効果］上述の構成は本発明の放射線断層撮影装置をより具体的に表している。遮蔽枠体のビーム到達領域に配列されているコリメータ板が放射線源を向いていれば、遮蔽枠体におけるビーム到達領域は確実にＣＴ用コリメータとして機能する。
【００１９】
また、上述の放射線断層撮影装置において、遮蔽枠体において放射線源の両隣に位置するコリメータ板は、いずれもシャドー領域に位置しており、放射線源の右隣にあるコリメータ板からシャドー領域の右端までに配列されているコリメータ板の向きは、撮影視野の左端を向いていたものが次第に撮影視野の右端を向くよう変化し、放射線源の左隣にあるコリメータ板からシャドー領域の右端までに配列されているコリメータ板の向きは、撮影視野の右端を向いていたものが次第に撮影視野の左端を向くように変化すればより望ましい。
【００２０】
［作用・効果］上述の構成は本発明の放射線断層撮影装置をより具体的に表している。放射線源の右隣にあるコリメータ板からシャドー領域の右端までに配列されているコリメータ板の向きが撮影視野の左端を向いていたものが次第に撮影視野の右端を向くよう変化し、放射線源の右隣にあるコリメータ板からシャドー領域の右端までに配列されているコリメータ板の向きが撮影視野の左端を向いていたものが次第に撮影視野の右端を向くよう変化していれば、遮蔽枠体における遮蔽領域は確実にＳＰＥＣＴ用コリメータとして機能する。
【００２１】
また、上述の放射線断層撮影装置において、遮蔽枠体のビーム到達領域を通過した放射線の検出結果を基に被検体のＣＴ画像を生成するＣＴ画像生成手段と、遮蔽枠体のシャドー領域を通過した放射線の検出結果を基に被検体のＳＰＥＣＴ画像を生成するＳＰＥＣＴ画像生成手段と、ビーム到達領域を通過した放射線を放射線源に由来するものと被検体内の放射性薬剤に由来するものとに選別する選別手段とを備え、ＣＴ画像生成手段は、被検体内の放射性薬剤に由来する放射線の検出結果をＣＴ画像の生成に使用しなければより望ましい。
【００２２】
［作用・効果］上述の構成は本発明の放射線断層撮影装置をより具体的に表している。被検体内の放射性薬剤に由来する放射線の検出結果をＣＴ画像の生成に使用しないようにすれば、放射性薬剤の影響を受けないで鮮明なＣＴ画像を取得できるようになる。
【００２３】
また、上述の放射線断層撮影装置において、ＣＴ画像とＳＰＥＣＴ画像とを重ね合わせる画像重合手段を備えればより望ましい。
【００２４】
［作用・効果］上述の構成は本発明の放射線断層撮影装置をより具体的に表している。画像重合手段を備えるようにすれば、形態画像であるＣＴ画像に放射性薬剤の分布が重畳したような画像を生成することができ、診断が容易となる。
【００２５】
また、上述の放射線断層撮影装置において、遮蔽枠体が検出器リングに対して着脱可能となっていればより望ましい。
【００２６】
［作用・効果］上述の構成は本発明の放射線断層撮影装置をより具体的に表している。遮蔽枠体が検出器リングに対して着脱可能となっていれば撮影の目的に合わせて装置構成を変更することができるより多様な場面で使用できる放射線断層撮影装置が提供できる。
【００２７】
また、上述の放射線断層撮影装置において、遮蔽枠体のビーム到達領域を通過した放射線の検出結果を基に被検体のＣＴ画像を生成するＣＴ画像生成手段と、遮蔽枠体を検出器リングから取りはずした状態で取得された放射線の検出結果を基にＰＥＴ画像を生成するＰＥＴ画像生成手段と、ＣＴ画像とＰＥＴ画像とを重ね合わせる画像重合手段を備えればより望ましい。
【００２８】
［作用・効果］上述の構成は本発明の放射線断層撮影装置をより具体的に表している。本発明はＰＥＴ撮影が可能な放射線断層撮影装置にも適用が可能である。
【００２９】
また、上述の放射線断層撮影装置において、頭部撮影用となっていればより望ましい。
【００３０】
［作用・効果］本発明の構成は、特に頭部用撮影用に適している。被検体の肩部側のＳＰＥＣＴユニットが邪魔となり被検体の頭頂部側のＣＴユニットの撮影範囲が狭くなってしまう事態が起こらないからである。
【発明の効果】
【００３１】
本発明の放射線断層撮影装置に備えられた遮蔽枠体は、ＣＴ撮影用でもあるしＳＰＥＣＴ撮影用でもある。このよう遮蔽枠体により、本発明に係る装置は、１つの検出器リングでＣＴ撮影とＳＰＥＣＴ撮影との両方を実行することができるようになる。したがって、本発明によればコンパクトな放射線断層撮影装置が提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００３２】
【図１】実施例１に係る装置の全体構成を説明する機能ブロック図である。
【図２】実施例１に係る遮蔽枠体の概要を説明する平面図である。
【図３】実施例１に係る放射線検出器を説明する斜視図である。
【図４】実施例１に係る遮蔽枠体のセプタ板を説明する斜視図である。
【図５】実施例１に係る遮蔽枠体のコリメータ板を説明する平面図である。
【図６】実施例１に係る遮蔽枠体のコリメータ板を説明する平面図である。
【図７】実施例１に係る遮蔽枠体のコリメータ板を説明する平面図である。
【図８】実施例１に係る遮蔽枠体のコリメータ板を説明する平面図である。
【図９】実施例１に係る遮蔽枠体のコリメータ板を説明する平面図である。
【図１０】実施例１に係る遮蔽枠体のコリメータ板を説明する平面図である。
【図１１】実施例１に係る遮蔽枠体のコリメータ板を説明する平面図である。
【図１２】実施例１に係る装置を用いたＣＴ撮影を説明する平面図である。
【図１３】本発明の１変形例を説明する断面図である。
【図１４】従来構成に係るＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置の構成を説明する断面図である。
【図１５】従来構成の問題点を説明する断面図である。
【図１６】従来構成の問題点を説明する平面図である。
【実施例１】
【００３３】
以下、本発明に係る放射線断層撮影装置の実施例を図面を参照しながら説明する。実施例１におけるγ線およびＸ線は、本発明の放射線の一例である。図１は、実施例１に係る放射線断層撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。実施例１における放射線断層撮影装置は、被検体Ｍの頭部撮影用となっており、ＣＴ画像とＳＰＥＣＴ画像の両方を撮影することができる他用途の撮影装置となっている。すなわち、実施例１の装置によれば、被検体頭部の機能画像と形態画像との両方を撮影することができる。
【００３４】
実施例１に係る放射線断層撮影装置１は、検査中座位を維持している被検体Ｍの頭部をｚ方向（鉛直方向）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リング状の検出器リング１２と、検出器リング１２の内壁を覆うように設けられたリング状の遮蔽枠体１３とを有している。遮蔽枠体１３は、円筒形となっている検出器リング１２の内壁を覆うように設けられており、図２の左側に示すようにガントリ１１に導入された被検体Ｍの頭部から発した放射線は、遮蔽枠体１３を通過しなければ検出器リング１２に通過できないようになっている。リング状の遮蔽枠体１３は、検出器リング１２の内部に配置される。遮蔽枠体１３が検出器リング１２に対して着脱可能となっている。検出器リング１２から脱離した遮蔽枠体１３は、ガントリ１１から取り出すことができる。
【００３５】
遮蔽枠体１３は、放射線を透過させないモリブデンやタングステンなどの金属で構成されており、被検体Ｍの頭部から発した放射線の一部は、検出器リング１２に到達する前に遮蔽枠体１３に吸収される。遮蔽枠体１３は、特定の方向から飛んできた放射線のみを検出器リング１２に通過させるコリメータの役割を果たしている。
【００３６】
円柱形状となっているガントリ１１の開口の中心軸は、リング形状となっている検出器リング１２の中心軸と一致しており、ｚ方向に伸びている。リング形状となっている遮蔽枠体１３の中心軸は、検出器リング１２の中心軸と一致しており、ｚ方向に伸びている。従って、遮蔽枠体１３と検出器リング１２とは、図２の左側に示すように同心円状に配置されている。
【００３７】
ガントリ移動機構１５は、ガントリ１１を被検体Ｍに対してｚ方向に移動させることができる。撮影が開始される前の段階においてガントリ移動機構１５は、被検体Ｍの頭部の上に位置していたガントリ１１を下方に移動させ被検体Ｍの頭部をガントリ１１の内部にセットする。撮影が終了した後の段階においてガントリ移動機構１５は、被検体Ｍの頭部を覆うような位置にあるガントリ１１を上方に移動させ被検体Ｍの頭部をガントリ１１の内部から取り出す。ガントリ移動制御部１６は、ガントリ移動機構１５を制御するものである。ガントリ移動機構１５がガントリ１１を移動させると、ガントリ１１に内蔵された検出器リング１２と遮蔽枠体１３とがガントリ１１との位置関係を保った状態でガントリ１１に追従して移動する。
【００３８】
ガントリ１１の内部には、放射性薬剤由来の放射線や後述のＸ線発生装置１３ｃから放射される放射線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１５〜３０ｃｍ程度である。Ｘ線発生装置１３ｃは、本発明の放射線源に相当する。
【００３９】
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３は、実施例１に係る放射線検出器１の構成を説明する斜視図である。放射線検出器１は、図３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。
【００４０】
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。
【００４１】
クロック１９は、検出器リング１２に時刻データを入力する。検出器リング１２から出力される検出データは、時刻データを元にした放射線の検出時刻を示す時刻情報が付与され、後段の各部２０，２５に送出される。検出結果選別部２０は、本発明において特徴的な動作をする構成である。検出結果選別部２０の動作は、後述する遮蔽枠体１３の構造に深く関わっているので、遮蔽枠体１３の詳細な説明がなされた後に説明される。検出結果選別部２０は、本発明の選別手段に相当する。
【００４２】
ＣＴ画像生成部２１は、検出器リング１２から出力された放射線の検出結果を示す検出データを基に、被検体ＭのＸ線形態断層画像（ＣＴ画像Ｐｃ）を生成するものである。このＣＴ画像Ｐｃは、被検体Ｍの三次元像、または三次元像を基に生成された二次元的な断層像であり、被検体Ｍの内部における放射線の透過しやすさがイメージングされている。ＣＴ画像生成部２１がＣＴ画像Ｐｃの生成に用いる検出データは、検出結果選別部２０により選別がなされたものとなっている。本発明においてＣＴ画像Ｐｃを撮影するときには、放射線源として遮蔽枠体１３が有するＸ線発生装置１３ｃが用いられる。このＸ線発生装置１３ｃが遮蔽枠体１３ごと回転され、このときに取得された検出データがＣＴ画像Ｐｃの基となる。ＣＴ画像生成部２１は、この検出データを既存のバックプロジェクション法を用いてＣＴ画像Ｐｃに変換する。ＣＴ画像生成部２１は、遮蔽枠体１３のビーム到達領域Ｒｂを通過した放射線の検出結果を基に被検体ＭのＣＴ画像Ｐｃを生成する。ＣＴ画像生成部２１は、本発明のＣＴ画像生成手段に相当する。
【００４３】
ＳＰＥＣＴ画像生成部２２は、検出器リング１２から出力された被検体Ｍにシングルフォトン型の放射線の検出結果を示す検出データを基に被検体Ｍの放射線機能断層画像（ＳＰＥＣＴ画像Ｐｓ）を生成するものである。このＳＰＥＣＴ画像Ｐｓは、被検体Ｍの三次元像、または三次元像を基に生成された二次元的な断層像であり、被検体内の放射性薬剤の分布がイメージングされている。ＳＰＥＣＴ画像生成部２２がＳＰＥＣＴ画像Ｐｓの生成に用いる検出データは、検出結果選別部２０により選別がなされたものとなっている。本発明においてＳＰＥＣＴ画像Ｐｓを撮影するときには、放射線源として撮影開始前に被検体Ｍに注射投与された放射性薬剤が用いられる。ＳＰＥＣＴ撮影の際にもＣＴ撮影と同様に遮蔽枠体１３が回転されながら検出データの収集が実行される。ＳＰＥＣＴ画像生成部２２は、遮蔽枠体１３のシャドー領域Ｒｓを通過した放射線の検出結果を基に被検体ＭのＳＰＥＣＴ画像Ｐｓを生成する。ＳＰＥＣＴ画像生成部２２は、本発明のＳＰＥＣＴ画像生成手段に相当する。
【００４４】
画像重合部２３は、ＣＴ画像ＰｃとＳＰＥＣＴ画像Ｐｓとを重ね合わせて重合画像Ｐ１を生成する。この重合画像Ｐ１は、被検体Ｍの形態画像に放射性薬剤の分布を示す機能画像が重合された画像となっている。画像重合部２３は、三次元像となっているＣＴ画像Ｐｃ，ＳＰＥＣＴ画像Ｐｓとを重ね合わせて三次元像が写り込む重合画像Ｐ１を生成するように動作してもよいし、被検体Ｍの頭部に設けられた単一裁断面に係る断層像が写り込むＣＴ画像ＰｃとＳＰＥＣＴ画像Ｐｓとを重ね合わせて二次元的な断層像が写り込む重合画像Ｐ１を生成するようにしてもよい。このように画像重合部２３は、ＣＴ画像ＰｃとＳＰＥＣＴ画像Ｐｓとを重ね合わせる。画像重合部２３は、本発明の画像重合手段に相当する。
【００４５】
遮蔽枠体回転機構３９は、リング状となっている遮蔽枠体１３を中心軸周りに回転させる構成である。遮蔽枠体１３は、この回転により、検出器リング１２に対して回転されることになる。遮蔽枠体１３全体としての位置は、この回転により変化はない。すなわち、遮蔽枠体１３の回転はむしろ自転のような回転となっている。したがって、回転前の遮蔽枠体１３の右端の部分は、遮蔽枠体１３が１８０°回転すると、遮蔽枠体１３の左端まで移動され、回転前の遮蔽枠体１３の左端の部分は、遮蔽枠体１３が１８０°回転すると、遮蔽枠体１３の右端まで移動される。
【００４６】
遮蔽枠体１３が遮蔽枠体回転機構３９により回転されると、遮蔽枠体１３を構成する各部材も互いの位置関係を保った状態で回転されることになる。遮蔽枠体１３を構成する各部材とは具体的には、複数のセプタ板１３ａと、複数のコリメータ板１３ｂと、単一のＸ線発生装置１３ｃと、これら各部材を一体化する連結部材である。遮蔽枠体回転制御部４０は、遮蔽枠体回転機構３９を制御するものである。遮蔽枠体回転制御部４０は、検出器リング１２に対し中心軸ｃ周りに遮蔽枠体１３を回転させる。遮蔽枠体回転制御部４０は、本発明の遮蔽枠体回転手段に相当する。
【００４７】
Ｘ線装置制御部４６は、遮蔽枠体１３に付属するＸ線発生装置１３ｃを制御するものである。Ｘ線発生装置１３ｃは、Ｘ線装置制御部４６により、Ｘ線の照射を開始することができれば、終了することもできる。
【００４８】
これより、遮蔽枠体１３の具体的な構成について説明する。
【００４９】
＜遮蔽枠体の具体的な構成その１：セプタ板の構成＞
遮蔽枠体１３は、検出器リング１２の中心軸ｃに沿って配列された放射線を吸収するリング状のセプタ板１３ａを有している。セプタ板１３ａは、Ｘ線発生装置１３ｃ由来のＸ線も吸収するし、放射性薬剤由来のシングルフォトン型の放射線も吸収する。図４は、本発明の遮蔽枠体１３が有するセプタ板１３ａについて説明している。セプタ板１３ａは、ｚ方向に直交するように向きが調整された板であり、複数のセプタ板１３ａがｚ方向に配列された構成となっている。このセプタ板１３ａは、検出器リング１２の形状に倣ったリング状となっており、Ｘ線発生装置１３ｃを配置する切り欠きが設けられている。したがって、セプタ板１３ａの各々はＣ形状となっている。各セプタ板１３ａは、各セプタ板１３ａをｚ方向に貫くコリメータ板１３ｂによって一体化されている。図４においては、コリメータ板１３ｂは、１カ所しか描かれていないが、実際の遮蔽枠体１３においては、複数のコリメータ板１３ｂがセプタ板１３ａの全周に亘って設けられている。互いに組み合わされたセプタ板１３ａとコリメータ板１３ｂは接着剤で固着されている。
【００５０】
＜遮蔽枠体の具体的な構成その２：Ｘ線発生装置の構成＞
遮蔽枠体１３は、遮蔽枠体１３の内部に設定される撮影視野のみを通過するように広がりが制限されたＸ線ビームを照射するＸ線発生装置１３ｃを有している。Ｘ線発生装置１３ｃは、このセプタ板１３ａに設けられた切り欠きを補うように固定具を介してセプタ板１３ａに固定されている。したがって、Ｘ線発生装置１３ｃとセプタ板１３ａとは同じ仮想円上に位置することになる。Ｘ線発生装置１３ｃが発するＸ線ビームは、ファン状であり、図２の右側に示すように、リング状の遮蔽枠体１３における円柱形の中空に向けて照射される。したがって、Ｘ線発生装置１３ｃで発したＸ線ビームは、遮蔽枠体１３の内側に向けて照射されたあと次第に広がりながら遮蔽枠体１３の中心軸ｃを通過し遮蔽枠体１３の一部に入射する。Ｘ線ビームが入射する遮蔽枠体１３の一部とは、遮蔽枠体１３のうち、中心軸ｃを挟んでＸ線発生装置１３ｃに対向している部分である。したがって、Ｘ線ビームは、遮蔽枠体１３の内壁の全てには到達しない。また、Ｘ線ビームのｚ方向の幅は、遮蔽枠体１３のｚ方向の幅と同じとなっている。
【００５１】
なお、図２の右側では、Ｘ線発生装置１３ｃは、図の上側に位置し、Ｘ線ビームは、図の下側に向けて照射されているような図となっているが、遮蔽枠体１３の自転に伴いＸ線ビームの照射方向は、変化していく。
【００５２】
＜遮蔽枠体の具体的な構成その３：本発明の最も特徴的であるコリメータ板の構成＞
遮蔽枠体１３は、セプタ板１３ａに直交するとともに、セプタ板１３ａのＸ線発生装置１３ｃを挿入させる切り込みが設けられている位置を除いてセプタ板１３ａの全周に亘り配列された放射線を吸収するコリメータ板１３ｂを備えている。コリメータ板１３ｂは、Ｘ線発生装置１３ｃ由来のＸ線も吸収するし、放射性薬剤由来のシングルフォトン型の放射線も吸収する。図５は、本発明に係る最も特徴的なコリメータ板１３ｂの構成について説明している。コリメータ板１３ｂとは、図４で説明したｚ方向に伸びる板状の部材である。本発明に係るコリメータ板１３ｂは、配置される方向に最も大きな特徴がある。すなわち、遮蔽枠体１３が有するコリメータ板１３ｂの配置の方向は、ＣＴ画像ＰｃとＳＰＥＣＴ画像Ｐｓとの両方を撮影できるように工夫がされたものとなっているのである。
【００５３】
遮蔽枠体１３には、Ｘ線発生装置１３ｃから照射されるＸ線ビームが到達する領域（ビーム到達領域Ｒｂ）と到達しない領域（シャドー領域Ｒｓ）とがある。ビーム到達領域Ｒｂとは、遮蔽枠体１３の中心軸ｃを挟んでＸ線発生装置１３ｃに対応している遮蔽枠体１３の１部分で、図５の網掛けで示すＣ形状の部分である。シャドー領域Ｒｓは、遮蔽枠体１３におけるビーム到達領域Ｒｂ以外の領域で、Ｘ線発生装置１３ｃが途中に配置されているＣ形状の部分である。
【００５４】
ビーム到達領域Ｒｂとシャドー領域Ｒｓとの境目は遮蔽枠体１３に入射するＸ線ビームの端部に一致している。したがって、領域の境目は、Ｘ線ビームの広がりによって決まる。Ｘ線ビームの広がりは、Ｘ線ビームがリング状の遮蔽枠体１３の中空に設定された中心軸ｃを中心とする円柱形状の撮影視野のみを通過するように設定されている。したがって、Ｘ線発生装置１３ｃのＸ線発生焦点ｐを通過するとともにｚ方向から見たとき円形となる撮影視野に接する接線がＸ線ビームの端部となる。この接線がビーム到達領域Ｒｂとシャドー領域Ｒｓの境目である。
【００５５】
コリメータ板１３ｂの配列様式は、ビーム到達領域Ｒｂとシャドー領域Ｒｓとで異なっている。すなわち、ビーム到達領域Ｒｂにおけるコリメータ板１３ｂの配列は、ＣＴ画像Ｐｃの撮影を前提に決められているのに対し、シャドー領域Ｒｓにおけるコリメータ板１３ｂの配列は、ＳＰＥＣＴ画像Ｐｓの撮影を前提に決められている。すなわち、本発明に係る遮蔽枠体１３は、従来のＳＰＥＣＴ用ターボファンコリメータにＣＴ撮影に係るＸ線ビームが通過する領域を設けたような構成になっている。以降、この構成について具体的に説明する。
【００５６】
＜ビーム到達領域Ｒｂにおけるコリメータ板１３ｂの配列様式＞
ビーム到達領域Ｒｂのコリメータ板１３ｂは、Ｘ線発生装置１３ｃを向いており、可能な限りＸ線ビームを吸収しないように配列されている。すなわち、コリメータ板１３ｂは、仮に遮蔽枠体１３の中空に向けて延長していくと、全てＸ線発生装置１３ｃのＸ線発生焦点ｐに到達するような向きで配列されている。このようにビーム到達領域Ｒｂのコリメータ板１３ｂの向きは、Ｘ線ビームの進行方向に倣ったものとなっている。これにより、被検体Ｍの頭部を透過してきたＸ線ビームはほとんど吸収されずに遮蔽枠体１３から放出され、検出器リング１２で検出されることになる。コリメータ板１３ｂの厚みは０ではないので、それだけ放射線の吸収は起こってしまうものの、その程度はごく僅かである。
【００５７】
ビーム到達領域Ｒｂのコリメータ板１３ｂの役割は、散乱Ｘ線を吸収することにある。被検体Ｍの頭部にＸ線ビームを通過させると、Ｘ線の一部で進行方向の変化が生じてしまう。このようなＸ線は、散乱Ｘ線と呼ばれ、ＣＴ画像Ｐｃを撮影するときの邪魔になる。このような散乱Ｘ線は、図５の矢印で示すように、Ｘ線発生装置１３ｃのＸ線発生焦点ｐの方向から飛来するような軌跡を取らないので、ビーム到達領域Ｒｂのコリメータ板１３ｂで吸収される。したがって、散乱Ｘ線は、検出器リング１２に到達することができない。この様な工夫により、本発明に係る放射線断層撮影装置１で得られるＣＴ画像Ｐｃは、散乱Ｘ線の影響を受けず鮮明なものとなる。以上のように、ビーム到達領域Ｒｂにおけるコリメータ板１３ｂの配列は、ＣＴ画像Ｐｃの撮影を前提に決められている。このように、遮蔽枠体１３のビーム到達領域Ｒｂは、ＣＴ用コリメータとなっている。
【００５８】
＜シャドー領域Ｒｓにおけるコリメータ板１３ｂの配列様式＞
上述の説明によれば、ビーム到達領域Ｒｂにおけるコリメータ板１３ｂの配列は、ＣＴ画像Ｐｃの撮影を前提に決められていた。この点、遮蔽枠体１３のシャドー領域Ｒｓは、Ｘ線ビームが到達しない領域である。したがって、このシャドー領域Ｒｓのコリメータ板１３ｂは、ビーム到達領域ＲｂのときのようにＸ線ビームの進行に倣って配列されてはいない。むしろ、シャドー領域Ｒｓにおけるコリメータ板１３ｂは、ＳＰＥＣＴ撮影の際、関心領域をまんべんなくスキャンできるように配列されている。
【００５９】
図６は、シャドー領域Ｒｓに配列されるコリメータ板１３ｂのうち、領域の中央部に位置するコリメータ板１３ｂの向きについて説明している。シャドー領域Ｒｓの中央部に位置するコリメータ板１３ｂとは、具体的には、Ｘ線発生装置１３ｃの左隣のコリメータ板１３ｂＬと右隣のコリメータ板１３ｂＲである。このように、遮蔽枠体１３においてＸ線発生装置１３ｃの両隣に位置するコリメータ板１３ｂは、いずれもシャドー領域Ｒｓに位置している。
【００６０】
コリメータ板１３ｂＲは、仮に遮蔽枠体１３の中空に向けて延長していくと、上述の撮影視野の接線となるような向きで配列されている。コリメータ板１３ｂＬも同様である。従って、コリメータ板１３ｂＲ，１３ｂＬは互いにＸ線発生装置１３ｃのＸ線発生焦点ｐと中心軸ｃとを結ぶ直線を基準に鏡像対称な関係にある。
【００６１】
今度は、シャドー領域Ｒｓに配列されるコリメータ板１３ｂのうち、領域の端部に位置するコリメータ板１３ｂの向きについて説明する。シャドー領域Ｒｓの端部におけるコリメータ板１３ｂとは、具体的には図５におけるＸ線発生装置１３ｃから見てシャドー領域Ｒｓの左端の境目に位置するコリメータ板１３ｂＳとＸ線発生装置１３ｃから見て右端の境目に位置するコリメータ板１３ｂＴである。これらコリメータ板１３ｂＳ，１３ｂＴは、実は、ビーム到達領域Ｒｂの端部でもある。したがって、コリメータ板１３ｂＳは、仮に遮蔽枠体１３の中空に向けて延長していくと、Ｘ線発生装置１３ｃのＸ線発生焦点ｐに到達するような向きで配列されている。コリメータ板１３ｂＴも同様である。従って、コリメータ板１３ｂＳ，１３ｂＴは互いにＸ線発生装置１３ｃのＸ線発生焦点ｐと中心軸ｃとを結ぶ直線を基準に鏡像対称な関係にある。
【００６２】
シャドー領域Ｒｓに配列されるコリメータ板１３ｂのうち、上述の４枚のコリメータ板１３ｂＲ，１３ｂＬ，１３ｂＳ，１３ｂＴ以外のコリメータ板１３ｂの配列は、この４枚のコリメータ板１３ｂＲ，１３ｂＬ，１３ｂＳ，１３ｂＴの配列を基準として決められている。すなわち、コリメータ板１３ｂＴからコリメータ板１３ｂＲに向かうまでシャドー領域Ｒｓを時計回りに見ていくと、その途中で現れるコリメータ板１３ｂの向きは、始めはコリメータ板１３ｂＴのものに近かったのが、次第に変化していき、最後はコリメータ板１３ｂＲの向きに近くなる。言い換えれば、コリメータ板１３ｂＴからコリメータ板１３ｂＲに向かうまでシャドー領域Ｒｓを時計回りに見ていくと、コリメータ板１３ｂが時計回りに回転するようにコリメータ板１３ｂの向きに変化が付けられているいうことができる。
【００６３】
また、コリメータ板１３ｂＬからコリメータ板１３ｂＳに向かうまでシャドー領域Ｒｓを時計回りに見ていくと、その途中で現れるコリメータ板１３ｂの向きは、始めはコリメータ板１３ｂＬのものに近かったのが、次第に変化していき、最後はコリメータ板１３ｂＳの向きに近くなる。言い換えれば、コリメータ板１３ｂＬからコリメータ板１３ｂＳに向かうまでシャドー領域Ｒｓを時計回りに見ていくと、コリメータ板１３ｂが時計回りに回転するようにコリメータ板１３ｂの向きに変化が付けられているいうことができる。
【００６４】
このように、Ｘ線発生装置１３ｃの右隣にあるコリメータ板１３ｂＲからシャドー領域Ｒｓの右端までに配列されているコリメータ板１３ｂＴの向きは、撮影視野の左端を向いていたものが次第に撮影視野の右端を向くよう変化している。同様に、Ｘ線発生装置１３ｃの左隣にあるコリメータ板１３ｂＬからシャドー領域Ｒｓの右端までに配列されているコリメータ板１３ｂＳの向きは、撮影視野の右端を向いていたものが次第に撮影視野の左端を向くように変化している。
【００６５】
このような、シャドー領域Ｒｓのコリメータ板１３ｂの配列がＳＰＥＣＴ撮影で有用である理由について説明する。この理由について架空の装置を例に取りながら説明する。図７の左側では、遮蔽枠体１３を設けない状態でＳＰＥＣＴ撮影を行おうとしている架空の装置であり、本発明の放射線断層撮影装置ではない。検出器リング１２の中で発生したシングルフォトンタイプの放射線は、図７の左側に示すように、検出器リング１２を構成する放射線検出器１の一つで検出される。
【００６６】
この様な検出を続けていけば、ＳＰＥＣＴ撮影ができるかというとそうではない。図７の左側の場合、検出された放射線がどこから飛来したものか分からないからである。その様子は、図７の右側に示している。このような架空の装置の場合、撮影視野内でシングルフォトンタイプの放射線が発生していることしか分からず、放射性薬剤の分布をイメージングすることができないのである。
【００６７】
そこで、図８に示すように検出器リング１２の内壁にコリメータを設ける構成とすれば、ＳＰＥＣＴ撮影が可能になるように思われる。図８の放射線検出器１は、コリメータにより選別された特定の進行方向の放射線しか検出しない。したがって、放射線検出器１が放射線を検出すると、この放射線は、ある特定の方向から飛来したことが分かるはずである。
【００６８】
しかし、図８に示すような架空の装置を以てしても、ＳＰＥＣＴ撮影を実行できない。図８の構成では、放射線検出器１で測定できる放射線は、進行方向が特定のものばかりである。この様な測定方法では検出データが足りず、結局画像と呼べるような出力は得られない。
【００６９】
そこで、コリメータを構成するコリメータ板がスイングするような構成が望まれる。次なる空想上のコリメータは、ある時は図９の左側が示すように放射線検出器１に左方向から入射する放射線のみを許容し、またある時は、図９の右側が示すように放射線検出器１に右方向から入射する放射線のみを許容する。このようなコリメータがあれば、放射線検出器１が検出した放射線の進行方向が多様となり、ＳＰＥＣＴ撮影に十分な点数の検出データが得られるはずである。
【００７０】
本発明に係る遮蔽枠体１３は、図９で説明した空想上のコリメータと同等な機能を有している。ＳＰＥＣＴ撮影中に遮蔽枠体１３が検出器リング１２に対して回転すれば、コリメータ板１３ｂがスイングするかのように振る舞う。
【００７１】
図１０は、遮蔽枠体１３が回転していく様子を示している。図１０では、検出器リング１２を構成する放射線検出器１のうちの一つを抜き出して表しており、この放射線検出器１に対し遮蔽枠体１３が時計回りに回転する様子を示している。この回転は、シャドー領域Ｒｓの端部にあるコリメータ板１３ｂＳが放射線検出器１に隣接する状態から始まり、シャドー領域Ｒｓの中央部にあるコリメータ板１３ｂＬが放射線検出器１に隣接する状態で終わるものとする。図１０の遮蔽枠体１３の回転開始状態は、図の上段左側に示しており、回転終了状態は、下段に示している。これ以外の図は、全て途中経過であり、遮蔽枠体１３の回転は、図１０の上段左側から始まり、上段右側、中段左側、中段右側の状態を経て下段の状態に至る。
【００７２】
図１０の矢印は、放射線検出器１が検出する放射線の進行方向を示している。放射線検出器１は、回転開始時点では、撮影視野の右側の接線に沿って飛来する放射線を検出していたが、遮蔽枠体１３の回転されるにつれ、次第に撮影視野の中央部から飛来する放射線を検出するようになる。そして、放射線検出器１は、次第に撮影視野の左側の端部から飛来する放射線を検出するようになり、回転終了時点では、撮影視野の左側の接線に沿って飛来する放射線を検出するようになる。この様な現象は、検出器リング１２を構成する全ての放射線検出器１の間で共通して起こる。
【００７３】
図１１も遮蔽枠体１３が回転していく様子を示している。この回転は、シャドー領域Ｒｓの中央部にあるコリメータ板１３ｂＲが放射線検出器１に隣接する状態から始まり、シャドー領域Ｒｓの中央部にあるコリメータ板１３ｂＴが放射線検出器１に隣接する状態で終わるものとする。図１１の遮蔽枠体１３の回転開始状態は、図の上段左側に示しており、回転終了状態は、下段に示している。これ以外の図は、全て途中経過であり、遮蔽枠体１３の回転は、図１０の上段左側から始まり、上段右側、中段左側、中段右側の状態を経て下段の状態に至る。
【００７４】
図１１の矢印は、放射線検出器１が検出する放射線の進行方向を示している。放射線検出器１は、回転開始時点では、撮影視野の右側の接線に沿って飛来する放射線を検出していたが、遮蔽枠体１３の回転されるにつれ、次第に撮影視野の中央部から飛来する放射線を検出するようになる。そして、放射線検出器１は、次第に撮影視野の左側の端部から飛来する放射線を検出するようになり、回転終了時点では、撮影視野の左側の接線に沿って飛来する放射線を検出するようになる。この様な現象は、検出器リング１２を構成する全ての放射線検出器１の間で共通して起こる。
【００７５】
このように、本発明によれば、遮蔽枠体１３が１回転する間に検出器リング１２を構成する放射線検出器１の各々にとっては図９で説明したコリメータのスイングが２回行われることになる。このような検出方法により、放射線検出器１が検出した放射線の進行方向が多様となり、本発明の放射線断層撮影装置は、ＳＰＥＣＴ撮影に十分な点数の検出データが得られるのである。このように、遮蔽枠体１３のシャドー領域ＲｓがＳＰＥＣＴ用ターボファンコリメータとなっている。
【００７６】
＜検出結果選別部２０の動作＞
続いて検出結果選別部２０の構成について説明する。検出結果選別部２０は、ＣＴ画像Ｐｃを撮影しているときとＳＰＥＣＴ画像Ｐｓを撮影しているときとで動作が異なる。
【００７７】
＜検出結果選別部２０の動作：ＣＴ画像Ｐｃ撮影時＞
まず、ＣＴ画像Ｐｃ撮影時における検出結果選別部２０の動作について説明する。本発明に係る放射線断層撮影装置１を用いてＣＴ画像Ｐｃを取得するには、まずガントリ１１の内部に被検体Ｍの頭部が導入される。術者が操作卓３５を通じてＸ線の照射開始を指示すると、遮蔽枠体１３の回転が開始されるとともに、Ｘ線発生装置１３ｃがＸ線ビームを間歇的に被検体Ｍの頭部に向けて照射する。Ｘ線照射の度に検出器リング１２は、Ｘ線の検出結果を出力する。図１２は、ＣＴ画像Ｐｃを撮影しているときの装置の様子を表している。図１２の網掛けで示す検出器リング１２の一領域は、Ｘ線ビームが到達した領域を表している。この領域が検出器リング１２に占める位置は、遮蔽枠体１３の回転に従い変化していく。
【００７８】
検出結果選別部２０は、検出器リング１２が出力するＸ線の検出データと、遮蔽枠体回転制御部４０が出力する各時刻における遮蔽枠体１３の回転状況を表す位置データとを受信する。そして、検出結果選別部２０は、検出データに付与された時刻情報を基に、検出器リング１２全体から出力された検出データから検出器リング１２におけるＸ線ビームが到達した領域由来の検出データのみを抜き出すようなデータの選別を行う。このとき、Ｘ線ビームの照射時点で異なる検出器リング１２のＸ線ビームが到達した領域の位置は、遮蔽枠体回転制御部４０が出力する位置データにより知ることができる。
【００７９】
また、検出結果選別部２０は、検出器リング１２が出力する検出データを放射線のエネルギーの違いに基づいた選別も行う。この様な選別は、ＳＰＥＣＴ撮影に係る放射性薬剤が注射投与された被検体ＭについてＣＴ撮影を行う場合を想定している。すなわち、この様な被検体ＭのＣＴ撮影を行おうとすれば、放射性薬剤由来のシングルフォトンも検出器リング１２に到達してしまう。従って、検出器リング１２が出力する検出データには、Ｘ線ビームの検出に係るものと、シングルフォトンの検出に係るものとが混在している。
【００８０】
この様な事情があるので、検出結果選別部２０は、検出データのうち検出された放射線のエネルギーが高いものを破棄し、検出データのうち検出された放射線のエネルギーが低いもののみでＣＴ画像Ｐｃを生成するように検出データの選別を行う。シングルフォトンに係る放射線は、Ｘ線よりも高いエネルギーを有しているので、両者の区別は比較的容易である。検出結果選別部２０は、設定値記憶部３７に記憶されている閾値と検出データのエネルギーに係る値とを比較することによりエネルギーについての選別を行う。ちなみに、Ｘ線ビームに係る放射線のエネルギーは、１２０ｋＶｐ程度であり、放射性薬剤に係る放射線のエネルギーは１４０ｋｅＶ程度である。
【００８１】
上述したＣＴ画像生成部２１は、検出結果選別部２０をパスしてきた検出データのみを用いてＣＴ画像Ｐｃを生成する。したがって、ＣＴ画像Ｐｃは、検出器リング１２におけるＸ線ビームが到達した領域由来であり、かつ、エネルギーが低い放射線に係る検出データに基づいて生成されたものである。このように、検出結果選別部２０は、ビーム到達領域Ｒｂを通過した放射線をＸ線発生装置１３ｃに由来するものと被検体内の放射性薬剤に由来するものとに選別する。検出結果選別部２０の動作に従い、ＣＴ画像生成部２１は、被検体内の放射性薬剤に由来する放射線の検出結果をＣＴ画像Ｐｃの生成に使用しない。この様な工夫をすることで、ＣＴ画像Ｐｃ上にＣＴ撮影とは関係のない放射性薬剤に係る放射線がイメージ化されることがない。
【００８２】
＜検出結果選別部２０の動作：ＳＰＥＣＴ画像Ｐｓ撮影時＞
続いて、ＳＰＥＣＴ画像Ｐｓ撮影時における検出結果選別部２０の動作について説明する。本発明に係る放射線断層撮影装置１を用いてＳＰＥＣＴ画像Ｐｓを取得するには、まずガントリ１１の内部に被検体Ｍの頭部が導入される。術者が操作卓３５を通じて放射性薬剤に由来するシングルフォトンの検出の開始を指示すると、遮蔽枠体１３の回転が開始される。遮蔽枠体１３の回転に伴い、検出器リング１２を構成する放射線検出器１に入射できる放射線の進行方向は変化していく。
【００８３】
検出結果選別部２０は、検出器リング１２が出力するＸ線の検出データと、遮蔽枠体回転制御部４０が出力する各時刻における遮蔽枠体１３の回転状況を表す位置データとを受信する。そして、検出結果選別部２０は、検出データに付与された時刻情報を基に、検出器リング１２全体から出力された検出データから遮蔽枠体１３のシャドー領域Ｒｓを通過した放射線に係るものをＳＰＥＣＴ画像生成部２２に送出する。このとき、遮蔽枠体１３の回転により異なる遮蔽枠体１３のシャドー領域Ｒｓの位置は、遮蔽枠体回転制御部４０が出力する位置データにより知ることができる。
【００８４】
なお、遮蔽枠体１３のビーム到達領域Ｒｂを通過した放射線に係る検出データの扱いは、自由に変更することができる。すなわち、この様な検出データをＳＰＥＣＴ画像生成部２２に送出するようにしてもよいし、送出しないようにしてもよい。
【００８５】
また、検出結果選別部２０が検出器リング１２が出力する検出データを放射線のエネルギーの違いに基づいた選別も行うようにしてもよい。この様な選別は、ＳＰＥＣＴ撮影中にＣＴ撮影が行われる場合を想定している。すなわち、ＳＰＥＣＴ撮影は３０分程度の時間を要する撮影である。一方、ＣＴ撮影は、数秒で終了するような撮影である。したがって、ＳＰＥＣＴ撮影を行っている間にＣＴ撮影を行うような場合が考えられるのである。ＳＰＥＣＴ撮影に重ねてＣＴ撮影を行おうとすれば、Ｘ線発生装置１３ｃ由来のＸ線も検出器リング１２に到達し、検出器リング１２が出力する検出データには、Ｘ線ビームの検出に係るものと、シングルフォトンの検出に係るものとが混在する。
【００８６】
この様な事情があるので、検出結果選別部２０は、検出データのうち検出された放射線のエネルギーが低いものを破棄し、検出データのうち検出された放射線のエネルギーが高いもののみでＣＴ画像Ｐｃを生成するように検出データの選別を行う。シングルフォトンに係る放射線は、Ｘ線よりも高いエネルギーを有しているので、両者の区別は比較的容易である。
【００８７】
上述したＳＰＥＣＴ画像生成部２２は、検出結果選別部２０をパスしてきた検出データのみを用いてＳＰＥＣＴ画像Ｐｓを生成する。したがって、ＳＰＥＣＴ画像Ｐｓは、遮蔽枠体１３におけるシャドー領域Ｒｓを通過し、かつ、エネルギーが高い放射線に係る検出データに基づいて生成されたものである。
【００８８】
ＳＰＥＣＴ画像生成部２２は、検出結果選別部２０をパスしてきた検出データに基づいてこの検出データに係る放射線が検出器リング１２のどこで検出されたのかを把握する。把握された検出器リング１２の場所を検出部分と呼ぶことにする。
【００８９】
そして、ＳＰＥＣＴ画像生成部２２は、遮蔽枠体回転制御部４０より送出されたデータに基づいて、検出データに係る放射線が上述の検出部分にどの方向から入射したのかを把握する。遮蔽枠体回転制御部４０が送出するデータとは、遮蔽枠体１３が経時的にどのように回転したかを示すデータである。
【００９０】
放射線の入射の方向は、放射線検出時点の遮蔽枠体１３の回転量から取得することができる。例えば、図１０で説明したように遮蔽枠体１３が回転しているものとし、時点Ｔ１には、遮蔽枠体１３は、図の上段左側の状態となっており、時点Ｔ２には、遮蔽枠体１３は、図の上段右側の状態となっており、時点Ｔ３には、遮蔽枠体１３は、図の中段左側の状態となっており、時点Ｔ４には、遮蔽枠体１３は、図の中段右側の状態となっており、時点Ｔ５には、遮蔽枠体１３は、図の下段の状態となっているとする。その上で例えば時点Ｔ５において図１０に示された放射線検出器１で放射線が検出されたとすると、この放射線は、図において円形をしている撮影視野の左側の接線方向から放射線検出器１に入射したものであることが分かる。ちなみに放射線が入射した時刻は、検出器リング１２が出力する検出データに既に盛り込まれている。ＳＰＥＣＴ画像生成部２２はこの様な原理に基づいて放射線の発生位置を把握し、これをイメージングしてＳＰＥＣＴ画像Ｐｓを生成する。
【００９１】
＜放射線断層撮影装置が有するその他の構成＞
放射線断層撮影装置１は、各部を統括的に制御する主制御部４１と、形態断層画像等を表示する表示部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、上述の各部１６，１９，２０，２１，２２，２３と後述の各部２５，２６とを実現している。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。
【００９２】
設定値記憶部３７は、検出結果選別部２０が参照する閾値など検査に関する各種パラメータを記憶するものであり、操作卓３５は、術者の各種操作を入力させるものである。操作卓３５は、本発明の入力手段に相当する。
【００９３】
以上のように、本発明の放射線断層撮影装置１に備えられた遮蔽枠体１３は、ＣＴ撮影用でもあるしＳＰＥＣＴ撮影用でもある。このよう遮蔽枠体１３により、本発明に係る装置は、１つの検出器リング１２でＣＴ撮影とＳＰＥＣＴ撮影との両方を実行することができるようになる。したがって、ＣＴユニットとＳＰＥＣＴユニットとの両方を備えるような構成としなくても、ＣＴ画像ＰｃおよびＳＰＥＣＴ画像Ｐｓを同じ検出器リング１２で撮影することができるのである。この様に本発明によれば、コンパクトな放射線断層撮影装置１が提供できる。この様な構成は、特に頭部用撮影用に適している。被検体の肩部側のＳＰＥＣＴユニットが邪魔となり被検体の頭頂部側のＣＴユニットの撮影範囲が狭くなってしまう事態が起こらないからである。
【００９４】
また、上述のように被検体内の放射性薬剤に由来する放射線の検出結果をＣＴ画像Ｐｃの生成に使用しないようにすれば、放射性薬剤の影響を受けないで鮮明なＣＴ画像Ｐｃを取得できるようになる。
【００９５】
また、上述のように、画像重合部２３を備えるようにすれば、形態画像であるＣＴ画像Ｐｃに放射性薬剤の分布が重畳したような画像を生成することができ、診断が容易となる。
【００９６】
本発明は、上述の構成に限られず、下記のように変形実施することができる。
【００９７】
（１）実施例１における放射線断層撮影装置１は、ＣＴ画像ＰｃとＳＰＥＣＴ画像Ｐｓとを撮影できるような構成となっていたが、本発明はこの構成に限られない。ＣＴ画像Ｐｃ，ＳＰＥＣＴ画像Ｐｓに加えてＰＥＴ画像Ｐｐも撮影できるような構成としてもよい。ＰＥＴ画像Ｐｐとは、ＳＰＥＣＴ画像Ｐｓを生成するときと同じように被検体内の放射性薬剤の分布がイメージングされた機能画像の一種である。ただし、ＰＥＴ撮影を行うにはＳＰＥＣＴ撮影のときとは異なる放射性薬剤が被検体Ｍに投与される。ＰＥＴ撮影に係る放射性薬剤は、対消滅γ線を発するもので、シングルフォトンを発するものではない。
【００９８】
ＰＥＴ画像Ｐｐの撮影に関する各部について説明する。同時計数部２５は、検出器リング１２から出力された検出データの同時イベント判定を行なう。なお、同時計数部２５による検出データの同時イベント判定は、クロック１９によって検出データに付与された時刻情報が用いられる。検出器リング１２に同時に入射したと判定された２つのγ線が被検体内の放射性薬剤に起因する対消滅γ線であるとして、その２つのγ線の検出データをＰＥＴ画像生成部２６に送出する。ＰＥＴ画像生成部２６は、本発明のＰＥＴ画像生成手段に相当する。
【００９９】
ＰＥＴ画像生成部２６は、同時計数部２５を通じて検出器リング１２から出力された検出データを基にＰＥＴ画像Ｐｐを生成する。このＰＥＴ画像Ｐｐは、被検体Ｍの三次元像であり、対消滅γ線の発生強度がイメージングされている。画像重合部２３は、ＣＴ画像ＰｃとＰＥＴ画像Ｐｐが重合した重合画像Ｐ２を生成することができる。
【０１００】
本変形例の構成でＣＴ画像Ｐｃを撮影する場合、検出結果選別部２０は、検出データのうち検出された放射線のエネルギーが高いものを破棄し、検出データのうち検出された放射線のエネルギーが低いもののみでＣＴ画像Ｐｃを生成するように検出データの選別を行う。対消滅γ線は、Ｘ線よりも高いエネルギーを有しているので、両者の区別は比較的容易である。検出結果選別部２０は、設定値記憶部３７に記憶されている閾値と検出データのエネルギーに係る値とを比較することによりエネルギーについての選別を行う。ちなみに、Ｘ線ビームに係る放射線のエネルギーは、１２０ｋＶｐ程度であり、放射性薬剤に係る放射線のエネルギーは５１１ｋｅＶ程度である。
【０１０１】
本変形例の構成でＰＥＴ画像Ｐｐを撮影するときの遮蔽枠体１３の様子について説明する。ＰＥＴ撮影は、図１３に示すように、遮蔽枠体１３が検出器リング１２から取り外された状態で行われる。ＰＥＴ撮影を行うのに遮蔽枠体１３は必要ないのである。ＰＥＴ画像生成部２６は、遮蔽枠体１３を検出器リング１２から取りはずした状態で取得された放射線の検出結果を基にＰＥＴ画像を生成する。画像重合部２３は、ＣＴ画像ＰｃとＰＥＴ画像Ｐｐとを重ね合わせて、形態画像に機能画像が重合した重合画像Ｐ２を生成する。
【０１０２】
（２）上述した各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。
【０１０３】
（３）上述した各実施例において、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。
【０１０４】
（４）本発明は、上述の頭部検査用放射線断層撮影装置に限らず、全身撮影用の放射線断層撮影装置にも適用が可能である。
【符号の説明】
【０１０５】
Ｒｂ   ビーム到達領域
Ｒｓ   シャドー領域
１２   検出器リング
１３   遮蔽枠体
１３ａ セプタ板
１３ｂ コリメータ板
１３ｃ Ｘ線発生装置（放射線源）
２０   検出結果選別部（選別手段）
２１   ＣＴ画像生成部（ＣＴ画像生成手段）
２２   ＳＰＥＣＴ画像生成部（ＳＰＥＣＴ画像生成手段）
２３   画像重合部（画像重合手段）
２６   ＰＥＴ画像生成部（ＰＥＴ画像生成手段）
４０   遮蔽枠体回転制御部（遮蔽枠体回転手段）
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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