專利名稱：放射線診斷裝置及控制方法
技術領域：
本發(fā)明的實施方式涉及放射線診斷裝置及控制方法。
背景技術：
以往，作為能夠進行被檢體的生物體組織的功能診斷的醫(yī)用圖像診斷裝置， 已知有單光子發(fā)射 CT 裝置(SPECT 裝置，SPECT =Single Photon Emission computed Tomography)、及正電子發(fā)身寸 CT 裝置(PET 裝置，PET :Positron Emission computed Tomography)等的核醫(yī)學成像裝置。具體而言，核醫(yī)學成像裝置是通過檢測器檢測從被有選擇地取入到生物體組織中的同位元素或標識化合物放射的伽馬射線，重構將檢測到的伽馬射線的照射劑量分布圖像化的核醫(yī)學圖像的裝置。此外，近年來，使核醫(yī)學成像裝置與將被檢體的生物體組織的形態(tài)信息圖像化的X 射線CT (CT ；Computed Tomography)裝置一體化的裝置(例如，PET-CT裝置或SPECT-CT裝置等)已實用化。另外，X射線CT裝置通過一邊使X射線管和X射線檢測器以被檢體的體軸為中心旋轉，一邊從X射線管對被檢體照射X射線，檢測透過了被檢體的X射線，由此重構描繪了 X射線照射部位的被檢體的組織形態(tài)的圖像(X射線CT圖像)?，F(xiàn)有技術文獻專利文獻專利文獻1 日本特開2007-107995號公報

發(fā)明內(nèi)容
發(fā)明要解決的技術問題但是，從X射線CT裝置產(chǎn)生比由PET裝置或SPECT裝置檢測的伽馬射線多的X射線。即，在PET-CT裝置或SPECT-CT裝置中，在X射線CT圖像的攝影時，由X射線CT裝置產(chǎn)生的X射線的散射線入射到伽馬射線的檢測器中。有入射的散射線超過核醫(yī)學圖像攝影中的計測的動態(tài)范圍的情況。在超過計測的動態(tài)范圍的情況下，在連接在伽馬射線的檢測器上的電路上作用有負荷。用于解決技術問題的技術方案實施方式的放射線診斷裝置具備第1架臺部、第2架臺部、和控制部。第1架臺部具有用來重構X射線CT圖像的X射線管及X射線檢測器。第2架臺部具有用來重構核醫(yī)學圖像的多個光檢測器及與該多個光檢測器的后級連接的電路?？刂撇吭趤碜陨鲜鯴射線管的X射線照射時，進行控制，以使從上述多個光檢測器向上述電路的輸出停止或降低。


圖1是用來說明有關實施例1的PET-CT裝置的整體結構的圖。圖2是用來說明CT用架臺裝置的結構的圖。圖3是用來說明PET用架臺裝置的結構的圖。
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圖4是用來說明PET檢測器模塊的圖。圖5A是用來說明FE電路的結構的圖(1)。圖5B是用來說明FE電路的結構的圖(2)。圖6是用來說明控制臺裝置的結構的圖。圖7A是用來說明有關實施例1的控制部的圖(1)。圖7B是用來說明有關實施例1的控制部的圖(2)。圖8是用來說明有關實施例1的PET-CT裝置的處理的流程圖。圖9是用來說明有關實施例1的控制部的控制處理的變形例的圖。圖10是用來說明有關實施例2的控制部的圖。圖11是用來說明有關實施例2的PET-CT裝置的處理的流程圖。
具體實施例方式以下，參照附圖詳細地說明放射線診斷裝置的實施例。另外，以下作為放射線診斷裝置，將一體化了 PET(Positron Emission computed ^Tomography)裝置和 X 射線 CT(Computed Tomography)裝置的PET-CT裝置作為實施例進行說明。[實施例1]首先，使用圖1對有關實施例1的PET-CT裝置的整體結構進行說明。圖1是用來說明有關實施例1的PET-CT裝置的整體結構的圖。如圖1所示，有關實施例1的PET-CT裝置具備PET用架臺裝置1、CT用架臺裝置 2、診視床3、和控制臺裝置4。CT用架臺裝置2是通過檢測透過被檢體P的X射線，生成用來重構X射線CT圖像的X射線投影數(shù)據(jù)、及用來生成在攝影計劃的設立中使用的掃描圖的X射線投影數(shù)據(jù)的裝置。圖2是用來說明CT用架臺裝置的結構的圖。CT用架臺裝置2如圖2所示，具有X射線管21、X射線檢測器22、旋轉框架23及 DASM等。X射線管21是產(chǎn)生X射線束、將產(chǎn)生的X射線束向被檢體P照射的裝置。X射線檢測器22是在對置于X射線管21的位置檢測透過被檢體P的X射線的裝置。具體而言， X射線檢測器22是檢測透過被檢體P的X射線的2維強度分布的數(shù)據(jù)O維X射線強度分布數(shù)據(jù))的2維陣列型檢測器。更具體地講，X射線檢測器22沿著被檢體P的體軸方向排列有多列配設有多個通道的量的X射線檢測元件的檢測元件列。旋轉框架23將X射線管21和X射線檢測器22支承在對置的位置上。DASM是 "Data Acquisition SyStem(數(shù)據(jù)采集系統(tǒng))”，收集由X射線檢測器22檢測到的2維X射線強度分布數(shù)據(jù)。并且，DASM對收集到的2維X射線強度分布數(shù)據(jù)進行放大處理及A/D變換處理等，生成X射線投影數(shù)據(jù)。并且，DASM將X射線投影數(shù)據(jù)向圖1所示的控制臺裝置 4發(fā)送?；氐綀D1，PET用架臺裝置1是通過檢測從取入了對被檢體P投放的正電子放出原子核素的組織釋放的一對伽馬射線，生成用來重構PET圖像的伽馬射線投影數(shù)據(jù)的裝置。 圖3是用來說明PET用架臺裝置的結構的圖。PET用架臺裝置1如圖3所示，具有構成PET檢測器的多個PET檢測器模塊11、 FE (Front End)電路12及同時計數(shù)電路13等。PET檢測器模塊11是檢測從被檢體P釋放的伽馬射線的光子計數(shù)(Photon counting)方式的檢測器。PET檢測器通過將多個PET檢測器模塊11配置為使其以環(huán)狀包圍被檢體P的周圍而構成。另外，多個PET檢測器模塊11 并不限定于以環(huán)狀配置的情況。例如，PET檢測器也可以是將多個PET檢測器模塊11以部分環(huán)狀配置的情況。或者，例如PET檢測器也可以是將排列在平板上的多個PET檢測器模塊11夾著被檢體P配置兩組的情況。圖4是用來說明PET檢測器模塊的圖。例如，PET檢測器模塊11如圖4所示，是具有閃爍器11a、作為光檢測器的光電子倍增管(PMT =Photomultiplier Tube) 11c、和光導lib的安杰型的檢測器。閃爍器Ila如圖4所示，以2維排列有多個將從被檢體P釋放并入射的伽馬射線變換為可視光的 NaI (Sodium Iodide)或 BG0(Bismuth Germanate)、LYS0(Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate)、LSO(Lutetium Oxyorthosilicate)、LGSO(Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate)等。此外，光電子倍增管lie是將從閃爍器Ila輸出的可視光倍增并變換為電信號的裝置，如圖4所示，經(jīng)由光導lib稠密地配置有多個。光導lib用于將從閃爍器Ila輸出的可視光向光電子倍增管Ilc傳遞，由光透過性良好的塑料材料等構成。另外，光電子倍增管Ilc由受光閃爍光而產(chǎn)生光電子的光電陰極、施加將產(chǎn)生的光電子加速的電場的多級的二極管、以及作為電子的流出口的陽極構成。通過光電效應從光電陰極釋放的電子被朝向二極管加速而撞擊在二極管的表面上，撞擊出多個電子。通過將該現(xiàn)象遍及多級的二極管反復進行，使電子數(shù)雪崩性地倍增，陽極中的電子數(shù)達到約100 萬。在該例中，光電子倍增管Ilc的增益率為100萬倍。此外，為了利用雪崩現(xiàn)象的放大， 在二極管與陽極之間通常施加600伏特以上的高電壓。這樣，PET檢測器模塊11通過將伽馬射線由閃爍器Ila變換為可視光、將變換后的可視光由光電子倍增管Ilc變換為電信號，計數(shù)從被檢體P釋放的伽馬射線的數(shù)量。FE電路12連接在多個PET檢測器模塊11分別具有的多個光電子倍增管Ilc各自的后級上，同時連接在計數(shù)電路13的前級上。FE電路12根據(jù)光電子倍增管Ilc輸出的電信號的模擬波形數(shù)據(jù)生成在同時計數(shù)電路13的處理中使用的各種數(shù)字數(shù)據(jù)。圖5A及圖 5B是用來說明FE電路的結構的圖。FE電路12如圖5A所示，具有模擬波形整形電路12a、位置識別電路12b、能量計測電路12c、和定時計測電路12d。模擬波形整形電路1 進行光電子倍增管Ilc輸出的電信號的模擬波形數(shù)據(jù)的波形整形處理。具體而言，模擬波形整形電路1 對圖5B的左圖所示的模擬波形數(shù)據(jù)進行運算處理(積分處理及微分處理)。由此，模擬波形整形電路1 如圖5B的右圖所示，生成波高為能量的數(shù)據(jù)。并且，模擬波形整形電路1 將生成的數(shù)據(jù)向位置識別電路12b及能量計測電路12c輸出。位置識別電路12b識別伽馬射線的入射位置。具體而言，位置識別電路12b通過根據(jù)將從閃爍器Ila輸出的可視光以相同的定時變換為電信號并輸出的光電子倍增管Ilc 的位置、和由模擬波形整形電路12a生成的數(shù)據(jù)計測的能量運算重心位置，由此決定伽馬射線的入射位置(閃爍器Ila的位置)。并且，位置識別電路12b將所決定的伽馬射線的入射位置的數(shù)字數(shù)據(jù)向同時計數(shù)電路13輸出。能量計測電路12c根據(jù)模擬波形整形電路12a生成的數(shù)據(jù)計測能量。并且，能量計測電路12c將計測的能量的數(shù)字數(shù)據(jù)向同時計數(shù)電路13輸出。此外，定時計測電路12d根據(jù)圖5B的左圖所示的模擬波形數(shù)據(jù)計測檢測到伽馬射線的時間(定時)。例如，定時計測電路12d通過圖5B的左圖所示的模擬波形數(shù)據(jù)，計測超過規(guī)定的電壓值的時刻作為伽馬射線的檢測時間。并且，定時計測電路12d將檢測時間的數(shù)字數(shù)據(jù)向同時計數(shù)電路13輸出。回到圖3，同時計數(shù)電路13根據(jù)從冊電路12輸出的各種數(shù)字數(shù)據(jù)，生成用來決定從正電子釋放的一對伽馬射線的入射方向的同時計數(shù)信息。具體而言，同時計數(shù)電路13 根據(jù)從FE電路12輸出的各種數(shù)字數(shù)據(jù)，檢索(Coincidence Finding)伽馬射線的入射定時(檢測時間)在一定時間的時間窗口寬度以內(nèi)、能量都在一定的能量窗口寬度中的組合。 例如，設定2nSec的時間窗口寬度、和350keV 550keV的能量窗口寬度作為檢索條件。并且，同時計數(shù)電路13將檢索到的組合的輸出結果，作為同時計數(shù)了兩個湮沒光子的信息， 生成同時計數(shù)信息(Coincidence List)。并且，同時計數(shù)電路13將同時計數(shù)信息作為PET 圖像重構用的伽馬射線投影數(shù)據(jù)向圖1所示的控制臺裝置4發(fā)送。另外，將連結同時計數(shù)兩個湮沒光子的兩個檢測位置的線稱作LOR(Line of Response 響應線)。此外，同時計數(shù)信息也可以是由控制臺裝置4生成的情況?；氐綀D1，診視床3是載置被檢體P的床。診視床3基于經(jīng)由控制臺裝置4受理的來自PET-CT裝置的操作者的指示，被依次移動到CT用架臺裝置2及PET用架臺裝置1各自的攝影口。S卩，PET-CT裝置通過使診視床3移動，最初進行X射線CT圖像的攝影，然后進行 PET圖像的攝影。例如，PET-CT裝置在攝影X射線CT圖像時，通過一邊使CT用架臺裝置2 的旋轉框架23旋轉一邊使診視床3移動，執(zhí)行將被檢體P的攝影部位通過X射線以螺旋狀掃描的螺旋掃描。此外，PET-CT裝置通過使診視床3移動以將被檢體P的攝影部位插入到 PET用架臺裝置1的攝影口內(nèi)，攝影PET圖像。另外，在通過PET-CT裝置的檢查中，通過在使旋轉框架23固定的狀態(tài)下一邊從X 射線管21照射X射線一邊使診視床3移動，攝影將被檢體P的全身沿著體軸方向掃描的掃描圖。并且，參照了被檢體P的掃描圖的操作者設立X射線CT圖像及PET圖像的攝影計劃。控制臺裝置4是受理來自操作者的指示而控制PET-CT裝置中的攝影處理的裝置。 圖6是用來說明控制臺裝置的結構的圖。如圖6所示，控制臺裝置4具有伽馬射線投影數(shù)據(jù)存儲部41a、PET圖像重構部 41b、X射線投影數(shù)據(jù)存儲部42a、掃描圖生成部42b、和CT圖像重構部42c。另外，控制臺裝置4如圖6所示，具有控制部43。X射線投影數(shù)據(jù)存儲部4 將從DASM發(fā)送的X射線投影數(shù)據(jù)存儲。具體而言，X 射線投影數(shù)據(jù)存儲部4 將用來生成掃描圖的X射線投影數(shù)據(jù)、及用來重構X射線CT圖像的X射線投影數(shù)據(jù)存儲。掃描圖生成部42b根據(jù)X射線投影數(shù)據(jù)存儲部4 存儲的用來生成掃描圖的X射線投影數(shù)據(jù)生成掃描圖。CT圖像重構部42c通過將X射線投影數(shù)據(jù)存儲部4 存儲的重構用的X射線投影數(shù)據(jù)例如通過FBP(Filtered Back Projection 濾波反投影)法進行反投影處理而重構X射線CT圖像。S卩，掃描圖生成部42b生成用來在使用PET-CT裝置的全身檢查中設立攝影計劃的掃描圖。并且，CT圖像重構部42c在使用PET-CT裝置的全身檢查中，基于通過攝影計劃決定的攝影條件(例如，切片寬度等)，根據(jù)生成的X射線投影數(shù)據(jù)，重構攝影了被檢體P的正交于體軸方向的多個截面的多個X射線CT圖像。伽馬射線投影數(shù)據(jù)存儲部41a將從同時計數(shù)電路13發(fā)送來的伽馬射線投影數(shù)據(jù)存儲。PET圖像重構部41b根據(jù)伽馬射線投影數(shù)據(jù)存儲部41a存儲的伽馬射線投影數(shù)據(jù)，通過例如 MLEM(Maximum Likelihood Expectation Maximization 最大似然期望最大化)法或0SEM(0rdered Subset MLEM 有序子集期望最大化)法等的逐漸近似法重構PET圖像?？刂撇?3控制PET-CT裝置整體的處理。具體而言，控制部43通過控制PET用架臺裝置1及CT用架臺裝置2，控制由PET-CT裝置進行的攝影。此外，控制部43控制使用了伽馬射線投影數(shù)據(jù)存儲部41a存儲的數(shù)據(jù)的PET圖像重構部41b的處理。此外，控制部 43控制使用了 X射線投影數(shù)據(jù)存儲部4 存儲的數(shù)據(jù)的掃描圖生成部42b及CT圖像重構部42c的處理。另外，控制部43從未圖示的輸入輸出裝置受理操作者的指示。此外，控制部43通過未圖示的輸入輸出裝置進行控制，以顯示用于操作者輸入指示的⑶I (Graphical User Interface 圖形用戶界面)、掃描圖、X射線CT圖像及PET圖像。以上，對有關實施例1的PET-CT裝置的整體結構進行了說明?；谠摻Y構，有關實施例1的PET-CT裝置進行X射線CT圖像及PET圖像的攝影。在PET圖像攝影時，在計測從被取入到被檢體P的組織中的正電子放出原子核素釋放的伽馬射線的情況下，由PET檢測器模塊11計測的伽馬射線的計測率(cps count per sec)通常在300M 500Mcps的范圍中。此外，如上所述，對光電子倍增管Ilc施加了高電壓。因此，在設使電源為OFF的狀態(tài)的光電子倍增管Ilc的電源為ON的情況下，到光電子倍增管Ilc的輸出穩(wěn)定為止需要例如2小時左右。因而，通常為對光電子倍增管Ilc供給高電壓的狀態(tài)。可是，在掃描圖及X射線CT圖像的攝影時，由X射線管21產(chǎn)生的X射線的散射線入射到PET檢測器模塊11中。處于被供給高電壓的狀態(tài)的PET檢測器模塊11對于X射線的散射線也進行計測。并且，將計測了散射線的數(shù)據(jù)從光電子倍增管Ilc向FE電路12輸出。但是，該散射線的計測率有與PET圖像攝影時相比為100倍到1000倍以上的情況。因此，模擬波形整形電路1 雖然對來源于散射線的電信號的模擬波形數(shù)據(jù)也進行處理，但由于是較高的計測率，所以在運算處理的中途被持續(xù)輸入模擬波形數(shù)據(jù)。即，在 FE電路12中，作為處理對象的數(shù)據(jù)堆積(pile up)。因此，對模擬波形整形電路12a等作用有負荷，有FE電路12發(fā)生故障的情況。所以，本有關實施例1的PET-CT裝置進行以下詳細說明的控制部43的控制。S卩，控制部43在來自X射線管21的X射線照射時，進行控制，以使從多個光電子倍增管Ilc向FE電路12的輸出停止。具體而言，控制部43在來自X射線管21的X射線照射時，進行控制，以將來自多個光電子倍增管Ilc的輸出接地。圖7A及圖7B是用來說明有關實施例1的控制部的圖。例如，在本實施例1中，在PET用架臺裝置1中，如圖7A所示，設有將從多個光電子倍增管Ilc分別向FE電路12的輸出配線旁通的旁通配線14、開關15、和接地線16。開關15為了將旁通配線14與接地線16連接、或?qū)⑴酝ㄅ渚€14與接地線16的連接解除而使用。并且，控制部43例如在從掃描圖攝影開始到X射線CT圖像攝影結束的期間中，如圖7A所示，控制開關15以將旁通配線14與接地線16連接。由此，將多個光電子倍增管
7Ilc全部的輸出接地(GND =Ground)。另一方面，如果來自X射線管21的X射線照射結束，則為了 PET圖像的攝影，如圖 7B所示，控制部43控制開關15以將旁通配線14與接地線16的連接解除。由此，將多個光電子倍增管Ilc全部的輸出向FE電路12輸出。接著，使用圖8對有關實施例1的PET-CT裝置的處理進行說明。圖8是用來說明有關實施例1的PET-CT裝置的處理的流程圖。如圖8所示，有關實施例1的PET-CT裝置判斷是否從操作者受理了掃描圖的攝影請求(步驟S101)。這里，在沒有受理掃描圖的攝影請求的情況下(步驟SlOl否)，PET-CT 裝置為待機狀態(tài)。另一方面，在受理了掃描圖的攝影請求的情況下(步驟SlOl是)，控制部43進行控制以使來自多個光電子倍增管Ilc的輸出接地(步驟S102)。然后，控制部43通過控制 CT用架臺裝置2而執(zhí)行掃描圖攝影，掃描圖生成部42b生成掃描圖。并且，控制部43判斷是否受理了 X射線CT圖像的攝影請求(步驟S103)。這里， 在沒有受理X射線CT圖像的攝影請求的情況下(步驟S103否)，PET-CT裝置為待機狀態(tài)。 另一方面，在受理了 X射線CT圖像的攝影請求的情況下(步驟S103是)，控制部43控制 CT用架臺裝置2以執(zhí)行X射線CT圖像的攝影(步驟S104)。由此，CT圖像重構部42c重構X射線CT圖像。并且，控制部43判斷是否受理了 PET圖像的攝影請求(步驟S105)。這里，在沒有受理PET圖像的攝影請求的情況下(步驟S105否)，PET-CT裝置為待機狀態(tài)。另一方面，在受理了 PET圖像的攝影請求的情況下(步驟S105肯定)，控制部43 進行控制，以使來自多個光電子倍增管Ilc的輸出向FE電路12輸出(步驟S106)。并且， 控制部43控制PET用架臺裝置1以執(zhí)行PET圖像的攝影(步驟S107)，結束處理。另外，掃描圖的攝影請求、X射線CT圖像的攝影請求及PET圖像的攝影請求，在每當操作者操作控制臺裝置4具有的輸入輸出裝置時被向控制部43轉送。如上所述，在實施例1中，CT用架臺裝置2具有用來重構X射線CT圖像的X射線管21及X射線檢測器22。此外，PET用架臺裝置1具有用來重構核醫(yī)學圖像(PET圖像) 的多個光電子倍增管Ilc及與多個光電子倍增管Ilc的后級連接的FE電路12。并且，控制部43在來自X射線管21的X射線照射時，進行控制，以使從多個光電子倍增管Ilc向FE 電路12的輸出停止。具體而言，控制部43在來自X射線管21的X射線照射時，進行控制， 以將來自多個光電子倍增管Ilc的輸出接地。因而，根據(jù)實施例1，能夠使得計測了 X射線的散射線的數(shù)據(jù)不被向FE電路12輸出。結果，根據(jù)實施例1，能夠避免因X射線散射造成的故障。另外，在上述實施例1中，對于在來自X射線管21的X射線照射時，將從多個光電子倍增管Ilc向FE電路12的輸出全部停止的情況進行了說明。但是，本實施例1也可以是在來自X射線管21的X射線照射時，將從多個光電子倍增管Ilc向FE電路12的輸出降低的情況。 即，控制部43在來自X射線管21的X射線照射時，進行控制，以將來自多個光電子倍增管Ilc的一部分的輸出接地。具體而言，控制部43在來自X射線管21的X射線照射時，進行控制，以將來自多個光電子倍增管Ilc中接近于CT用架臺裝置2的多個光電子倍增管Ilc的輸出接地。圖9是用來說明有關實施例1的控制部的控制處理的變形例的圖。另外，圖9所示的圖是將圖1所示的PET-CT裝置俯視的情況下的概略圖。如圖9 所示，在PET-CT裝置中，PET用架臺裝置1和CT用架臺裝置2沿著診視床3并列配置。在此情況下，PET用架臺裝置1內(nèi)的多個光電子倍增管Ilc可以分類為接近于CT用架臺裝置 2的組、和遠離CT用架臺裝置2的組。例如，圖4所示的PET檢測器模塊11沿著診視床3 的長度方向排列有兩列光電子倍增管11c。在此情況下，接近于CT用架臺裝置2的組為處于圖9所示的虛線的矩形中的多個光電子倍增管11c。本變形例的控制部43將圖9所示的處于虛線的矩形中的多個光電子倍增管Ilc 作為接地控制處理的對象。例如，通過僅對接近于CT用架臺裝置2的多個光電子倍增管 Ilc的輸出配線設置旁通配線14，控制部43進行接地控制處理。這樣，在本變形例中，進行控制，以將來自X射線的散射線入射的概率較高的光電子倍增管Ilc的輸出在X射線照射時接地。結果，能夠降低X射線的散射線的計數(shù)率，所以能夠避免因X射線散射造成的故障。另外，上述變形例也可以是進行控制以將來自從多個光電子倍增管Ilc中選擇的一部分光電子倍增管Ilc的輸出接地的情況。例如，在光電子倍增管Ilc有500個的情況下，也可以是對任意選擇的一半的250個光電子倍增管Ilc設置旁通配線14的情況。在此情況下，也能夠降低X射線的散射線的計數(shù)率，所以能夠避免因X射線散射造成的故障。[實施例2]在實施例2中，使用圖10說明通過與實施例1不同的方法將從多個光電子倍增管 Ilc向FE電路12的輸出停止的情況。另外，圖10是用來說明有關實施例2的控制部的圖。有關實施例2的PET-CT裝置的控制臺裝置4與使用圖6說明的有關實施例1的 PET-CT裝置的控制臺裝置4同樣地構成，但控制部43的控制處理與實施例1不同。有關實施例2的控制部43在來自X射線管21的X射線照射時，進行控制，以停止向FE電路12的電源供給。即，控制部43如圖10所示，控制FE電路用電源17的0N/0FF。 例如，控制部43在從掃描圖攝影開始到X射線CT圖像攝影結束的期間中，將FE電路用電源17設為斷開。另一方面，控制部43如果結束來自X射線管21的X射線照射，則為了 PET 圖像的攝影，而將FE電路用電源17設為接通接著，使用圖11對有關實施例2的PET-CT裝置的處理進行說明。圖11是用來說明有關實施例2的PET-CT裝置的處理的流程圖。如圖11所示，有關實施例2的PET-CT裝置判斷是否從操作者受理了掃描圖的攝影請求(步驟S201)。這里，在沒有受理掃描圖的攝影請求的情況下(步驟S201否)，PET-CT 裝置為待機狀態(tài)。另一方面，在受理了掃描圖的攝影請求的情況下(步驟S201是)，控制部43進行控制，以使從FE電路用電源17向FE電路12的電源供給停止(步驟S2(^)。然后，控制部 43通過控制CT用架臺裝置2而執(zhí)行掃描圖攝影，掃描圖生成部42b生成掃描圖。并且，控制部43判斷是否受理了 X射線CT圖像的攝影請求(步驟S203)。這里， 在沒有受理X射線CT圖像的攝影請求的情況下(步驟S203否)，PET-CT裝置為待機狀態(tài)。 另一方面，在受理了 X射線CT圖像的攝影請求的情況下(步驟S203是)，控制部43控制 CT用架臺裝置2，以執(zhí)行X射線CT圖像的攝影(步驟S204)。由此，CT圖像重構部42c重
9構X射線CT圖像。并且，控制部43判斷是否受理了 PET圖像的攝影請求(步驟S205)。這里，在沒有受理PET圖像的攝影請求的情況下(步驟S205否)，PET-CT裝置為待機狀態(tài)。另一方面，在受理了 PET圖像的攝影請求的情況下(步驟S205是)，控制部43進行控制，以開始從FE電路用電源17向FE電路12的電源供給(步驟S206)。并且，控制部 43控制PET用架臺裝置1以執(zhí)行PET圖像的攝影(步驟S207)，結束處理。如上所述，在實施例2中，控制部43在來自X射線管21的X射線照射時，進行控制以停止向FE電路12的電源供給。因而，根據(jù)實施例2，能夠使得計測了 X射線的散射線的數(shù)據(jù)不被FE電路12處理。 結果，根據(jù)實施例2，能夠避免因X射線散射造成的故障。另外，由于向FE電路12供給的電壓是低電壓，所以FE電路12的輸出在電源供給再開始后，在短時間內(nèi)穩(wěn)定。另外，在上述實施例1及2中，對于在從掃描圖攝影開始到X射線CT圖像攝影結束時的期間中，進行接地控制處理及電源供給的停止處理的情況進行了說明。這里，在掃描圖攝影中，通常照射比X射線CT圖像攝影低照射劑量的X射線。因而，能夠調(diào)節(jié)在掃描圖攝影時使用的X射線量以使其不超過FE電路12的動態(tài)范圍。在此情況下，控制部43僅在 X射線CT圖像攝影期間中進行接地處理或電源供給的停止處理。此外，在上述實施例1及 2中，對PET檢測器模塊11作為光檢測器而具有多個光電子倍增管Ilc的情況進行了說明。 但是，上述的實施例1及2在PET檢測器模塊11代替光電子倍增管Ilc而具有使用了半導體元件的光檢測器的情況下也能夠應用。作為這樣的光檢測器，例如可以舉出作為半導體元件陣列而使用了雪崩光電二極管(APD =Avalanche Photodiode)的硅光電倍增管(SiPM Silicon Photomultiplier)。另外，在上述實施例1及2中，對由PET-CT裝置進行接地控制處理及電源供給的停止處理的情況進行了說明。但是，在上述實施例1及2中說明的接地控制處理及電源供給的停止處理，在一體化了使用與PET裝置同樣的檢測器的SPECT裝置和X射線CT裝置的 SPECT-CT裝置中也能夠應用。另外，在實施例1及2中說明的控制方法也可以通過由個人計算機或終端站等的計算機執(zhí)行預先準備的控制程序來實現(xiàn)。該程序可以經(jīng)由因特網(wǎng)等的網(wǎng)絡分發(fā)。此外，該程序也可以記錄在硬盤、軟盤(FD)、⑶-ROM、MO、DVD等的能夠由計算機讀取的記錄介質(zhì)中， 通過由計算機從記錄介質(zhì)讀取來執(zhí)行。以上，如所說明的那樣，根據(jù)實施例1及2，能夠避免由X射線散射造成的故障。說明了本發(fā)明的幾個實施方式，但這些實施方式是作為例子提出的，并不意味著限定發(fā)明的范圍。這些實施方式能夠以其他各種形態(tài)實施，在不脫離發(fā)明的主旨的范圍中能夠進行各種省略、替代、變更。這些實施方式及其變形包含在發(fā)明的范圍及主旨中，同樣包含在權利要求書所述的發(fā)明和與其等價的范圍中。
權利要求
1.一種放射線診斷裝置，具備第1架臺部，具有用來重構X射線CT圖像的X射線管及X射線檢測器； 第2架臺部，具有用來重構核醫(yī)學圖像的多個光檢測器及與該多個光檢測器的后級連接的電路；以及控制部，在來自上述X射線管的X射線照射時，進行控制，以使從上述多個光檢測器向上述電路的輸出停止或降低。
2.如權利要求1所述的放射線診斷裝置，其中，上述控制部在來自上述X射線管的X射線照射時，進行控制，以將來自上述多個光檢測器的輸出接地。
3.如權利要求1所述的放射線診斷裝置，其中，上述控制部在來自上述X射線管的X射線照射時，進行控制，以將來自上述多個光檢測器的一部分的輸出接地。
4.如權利要求3所述的放射線診斷裝置，其中，上述控制部在來自上述X射線管的X射線照射時，進行控制，以將來自上述多個光檢測器中接近于上述第1架臺部的多個光檢測器的輸出接地。
5.如權利要求1所述的放射線診斷裝置，其中，上述控制部在來自上述X射線管的X射線照射時，進行控制，以停止向上述電路的電源供給。
6.一種控制方法，包含控制部在來自X射線管的X射線照射時，進行控制，以使從用來重構核醫(yī)學圖像的多個光檢測器向與該多個光檢測器的后級連接的電路的輸出停止或降低。
全文摘要
一種放射線診斷裝置，具備CT用架臺裝置(2)、PET用架臺裝置(1)和控制部(43)。CT用架臺裝置(2)具有用來重構X射線CT圖像的X射線管及X射線檢測器。此外，PET用架臺裝置(1)具有用來重構核醫(yī)學圖像的多個光檢測器及與多個光檢測器的后級連接的FE電路。并且，控制部(43)在來自X射線管的X射線照射時，進行控制，以使從多個光檢測器向FE電路的輸出停止或降低。
文檔編號A61B6/03GK102438525SQ201180001922
公開日2012年5月2日 申請日期2011年8月3日 優(yōu)先權日2010年8月4日
發(fā)明者高山卓三 申請人:東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會社, 株式會社東芝