JP4604974B2

JP4604974B2 - Ｐｅｔ装置

Info

Publication number: JP4604974B2
Application number: JP2005329554A
Authority: JP
Inventors: 進一小嶋; 隆司岡崎; 雄一郎上野; 菊男梅垣; 健介雨宮; 一浩竹内; 博司北口; 一磨横井
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2005-11-15
Filing date: 2005-11-15
Publication date: 2011-01-05
Anticipated expiration: 2021-12-03
Also published as: JP2006098411A

Description

本発明は、放射線検査装置に係り、特にＸ線ＣＴ，陽電子放出型ＣＴ（ポジトロン・エ
ミッション・コンピューテッド・トモグラフィ (Positron Emission Computed
Tomography）、以下、ＰＥＴという），単光子放出型ＣＴ（シングル・フォトン・エミッ
ション・コンピューテッド・トモグラフィ（Single Photon Emission Computed
Tomography））、以下、ＳＰＥＣＴという）、及びデジタルＸ線検査に用いるフラットパネルディテクタ等に適用するのに好適な放射線検査装置に関するものである。

被検体である被検診者の体内の機能，形態を無侵襲で撮像する技術として、放射線を用
いた検査がある。放射線検査装置の代表的なものとして、Ｘ線ＣＴ，デジタルＸ線検査，
ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴがある。

ＰＥＴ検査は、放射性核種である陽電子放出核種（¹⁵Ｏ，¹³Ｎ，¹¹Ｃ，¹⁸Ｆ等）を含む放射性薬剤（ＰＥＴ用薬剤という）を被検診者に投与し、ＰＥＴ用薬剤が体内のどの部位で多く消費されているかを調べる検査、すなわちＰＥＴ用薬剤に起因して被検診者の体内から放射されるγ線を放射線検出器で検出する行為である。ＰＥＴ用薬剤に含まれた放射性核種から放出された陽電子が、付近の細胞（癌細胞）の電子と結合して陽電子消滅し
５１１ｋｅＶのエネルギーを持つ、一対のγ線（対γ線という）を放射する。それらのγ線は、互いにほぼ正反対の方向(１８０°±０.６°) に放射されるので、この対γ線を放射線検出器で検知すれば、どの２つの放射線検出器の間で陽電子が放出されたかがわかる。それらの多数のγ線対を検知することで、ＰＥＴ用薬剤を多く消費する場所がわかる。そして、例えば陽電子放出核種と糖を結合して製造されたＰＥＴ用薬剤を用いた場合、糖代謝の激しい癌病巣を発見することが可能である。なお、得られたデータは、アイトリプルイートランザクションオンニュークリアサイエンス (IEEE Transaction on
Nuclear Science)ＮＳ−２１巻の２１頁に記載されているフィルタードバックプロジェクション法（Filtered Back Projection Method ）により、各ボクセルのデータに変換する。ＰＥＴ検査に用いられる陽電子放出核種（¹⁵Ｏ，¹³Ｎ，¹¹Ｃ，¹⁸Ｆ等）の半減期は、２分から１１０分である。

ＰＥＴ検査では、陽電子消滅の際に発生するγ線が体内で減衰するため、トランスミッ
ションデータを撮影しγ線の体内減衰を補正する。トランスミッションデータ撮影とは、
例えば放射線源にセシウムを用いてγ線を入射させ、被検体内を透過した強度を測定する
ことにより被検体内におけるγ線の減衰率を測定する方法である。得られたγ線減衰率を
用いて被検体内部でのγ線減衰率を見積もりＰＥＴ検査で得られたデータを補正すること
により、より高精度なＰＥＴ像を得ることが可能である。

現在、ＰＥＴ検査の精度を向上させる方法の一つとして、メディカルイメージング
テクノロジー(MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY)第１８巻第１号の１５ページに有るように
、反射板をクリスタル中に挿入し、深さ位置を検出するＤＯＩ(Depth−Of−Interaction)
検出器を用いることで深さ位置情報取得し、それを用いて画像を再構成し、画質を向上さ
せる方法がある。この方法を使うためには放射線検出器の奥行き方向の位置情報も知るこ
とのできる放射線検出器を用いる必要がある。

しかし、ＤＯＩ検出器の問題として、信号伝達物質減少に起因する画像劣化がある。例
えば５mm角のＢＧＯシンチレータを用いた場合、信号伝達物質である光子は５１１ｋｅＶ
のγ線が１つ入射した場合約２００個発生する。しかし、上記のＤＯＩ検出器のように、
反射材により一部の光子を反射させた場合、信号伝達物質が減少する。光電子増倍管に到
達する信号伝達物質数をＮ、入射γ線のエネルギーをＥとしたとき、エネルギースペクト
ルの広がりσは、（１）式で表され

る。このためＮが小さくなるとσが増大し、エネルギースペクトルが広がる。エネルギー
スペクトルが広がった場合には、入射γ線のエネルギーと、ＤＯＩ検出器で発生する信号
との間の相関が悪くなる。その結果、入射γ線のエネルギーを正確に測ることが難しくな
る。

入射γ線のエネルギーを正確に測れない場合、入射γ線の中に含まれる散乱線を除去す
ることが困難になる。ＰＥＴでは散乱線を除去するために放射線検出器から出力された信
号をエネルギーフィルターをかけて、あるエネルギー以上のγ線のみを検知する。しかし
、エネルギースペクトルが広がった場合、例えば５１１ｋｅＶのγ線が放射線検出器から
出力する信号と、３００ｋｅＶのγ線が放射線検出器から出力する信号とを区別できない
場合、エネルギーフィルターは３００ｋｅＶ以下にする必要がある。この場合、３００
ｋｅＶ以上の散乱線も同時に計測するため、ノイズが増大する。これはＰＥＴ画像劣化の
要因となる。

ＳＰＥＣＴは、放射性核種であるシングルフォトン放出核種(⁹⁹Ｔｃ，⁶⁷Ｇａ，²⁰¹Ｔｌ
等) 、及び特定の腫瘍または特定の分子に集積する性質を有する物質（例えば糖）を含む
放射性薬剤（ＳＰＥＣＴ用薬剤という）を被検診者に投与し、放射性核種から放出される
γ線を放射線検出器で検出する。ＳＰＥＣＴによる検査時によく用いられるシングルフォ
トン放出核種から放出されるγ線のエネルギーは数１００ｋｅＶ前後である。ＳＰＥＣＴ
の場合、単一γ線が放出されるため、放射線検出器に入射したγ線の角度が得られない。
そこで、コリメータを用いて特定の角度から入射するγ線のみを放射線検出器で検出する
ことにより角度情報を得ている。ＳＰＥＣＴは、ＳＰＥＣＴ用薬剤に起因して体内で発生
するγ線を検知してＳＰＥＣＴ用薬剤を多く消費する場所を特定する検査方法である。
ＳＰＥＣＴの場合も、得られたデータはフィルタードバックプロジェクションなどの方法
により各ボクセルのデータに変換する。なお、ＳＰＥＣＴでもトランスミッション像を撮
影することがある。ＳＰＥＣＴに用いる⁹⁹Ｔｃ，⁶⁷Ｇａ，²⁰¹Ｔｌは、ＰＥＴ用の放射性
核種の半減期よりも長く６時間から３日である。

Ｘ線ＣＴはＸ線源から放出された放射線を被検診者に照射し、その被検診者の体内にお
ける放射線の透過率から体内の形態を撮像する方法である。放射線検出器で測定した体内
を透過したＸ線の強度を用いて、Ｘ線源と放射線検出器との間における体内の線減弱係数
を求める。この線減弱係数を用い、前述のフィルタードバックプロジェクション法により
各ボクセルの線減弱係数を求め、その値をＣＴ値に変換する。

フラットパネルディテクタは、従来のＸ線レントゲン検査をデジタル化したデジタルＸ
線検査に用いる平面型放射線検出器である。フラットパネルディテクタ撮影装置は、従来
のＸ線フィルムの替りに、その平面型放射線検出器を備えており、体内を透過したＸ線を
検出して体内減衰情報をデジタル情報として扱い、このデジタル情報をモニタ上に表示す
る。フラットパネルディテクタ撮影装置は、Ｘ線フィルムなどが不要であり、また撮像直
後に像を見ることが可能である。

アイトリプルイートランザクションオンニュークリアサイエンス(IEEE Transaction on Nuclear Science)ＮＳ−２１巻の２１頁

メディカルイメージングテクノロジー(MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY)第１８巻第１号の１５ページ

本発明の目的は、放射線のより正確な到達位置を把握でき、作成される画像の精度を向
上できる放射線検査装置を提供することにある。

上記目的を達成する本発明の特徴は、被検体が寝かせられるベッドと、撮像装置を備え、前記撮像装置は前記被検体からのガンマ線を検出する複数の半導体放射線検出器を有し、第１の前記半導体放射線検出器を通ったガンマ線を検出する第２の前記半導体放射線検出器が設けられ、前記第１の半導体放射線検出器と前記第２の半導体放射線検出器は、前記ベッドの周りで、前記ベッドから離れる方向へ配置され、前記複数の半導体放射線検出器に接続され、前記半導体放射線検出器によって検出されたガンマ線検出信号を同時計数処理する信号処理装置を備え、前記信号処理装置の出力情報である、同時計数された一対のガンマ線の前記ベッドから離れる方向の到達位置情報に基づいて前記被検体の断層像のデータを作成する断層像作成装置を備えるＰＥＴ装置にある。

本発明によれば、被検体に対向する放射線検出器から奥行き方向において放射線が到達
した位置をより正確に確認でき、被検体の体内の状態を示す精度のよい画像が得られる。

以下図面を用いて説明する。
（実施例１）
本発明の好適な一実施例である放射線検査装置を、図１及び図２を用いて以下に説明す
る。本実施例の放射線検査装置１は、ＰＥＴ検査に用いられるものである。放射線検査装
置は、撮像装置２，信号処理装置７，断層像作成装置１０，被検診者保持装置１４，較正
線源周方向移動装置３７及び駆動装置制御装置３５を備える。

撮像装置２は、ケーシング３，多数の放射線検出器４及び放射線検出器支持板５を有し
ている。ケーシング３は、被検体である被検診者が挿入される孔部（貫通孔）６を有する
。多数の放射線検出器（例えば合計１００００個）４が、孔部６の周囲を取囲んで、かつ
孔部６の軸方向に配置される。これらの放射線検出器４のうち最も内側に位置する放射線
検出器４は、図２に示すように、孔部６の周囲に環状に配置される。他の放射線検出器４
は、最も内側に配置された上記放射線検出器４を基点に孔部６の中心から放射状になるよ
うに配置される。放射線検出器４は、孔部６の半径方向において異なる位置にも配置され
る。すなわち、本実施例は、孔部６の半径方向において三層になるように三個の放射線検
出器４（例えば、図２に示す放射線検出器４ａ，４ｂ，４ｃ）を直線状に配置している。
各層の放射線検出器４は、それぞれ環状（例えば、同心円状）に配置される。

放射線検出器４は、図３に示すように、放射線検出器支持板５の側面に取付けられる。
すなわち、放射線検出器４は、リングを半分にした形状を有する放射線検出器支持板５の
側面に放射状に取付けられる。放射線検出器４が取付けられた複数の放射線検出器支持板
５が、孔部６の下方で孔部６の軸方向に配置される。これらの放射線検出器支持板５はケ
ーシング３に固定される。図３は図示していないが、放射線検出器４が取付けられた複数
の放射線検出器支持板５は、孔部６より上方でも孔部６の軸方向に配置され、ケーシング
３に固定される。孔部６より下方に配置された１つの放射線検出器支持板５は、孔部６よ
り上方に配置された１つの放射線検出器支持板５と共に同一面内でリングを形成するよう
に配置される。放射線検出器支持板５は、環状に形成してもよい。

信号処理装置７は、各放射線検出器４毎に設けられたγ線弁別装置８、及び同時計数装
置９を備える。γ線弁別装置８は配線１３により対応する放射線検出器４に接続される。
γ線弁別装置８は放射線検出器４と同じ数だけ設置される。１つの同時計数装置９は、各
γ線弁別装置８に接続される。断層像作成装置１０は、コンピュータ１１，記憶装置１２
及び表示装置１３を備える。コンピュータ１１は同時計数装置９に接続され、記憶装置
１２はコンピュータ１１に接続される。表示装置１３はコンピュータ１１に接続される。
被検診者保持装置１４は、支持部材１５、及び支持部材１５の上端部に位置して長手方向
に移動可能に支持部材１５に設置されたベッド１６を備える。撮像装置２は、ベッド１６
の長手方向と直行する方向に配置される。

代表的な放射線検出器として、半導体放射線検出器及びシンチレータがある。シンチレ
ータは、放射線検出部であるクリスタル（ＢＧＯ，ＮａＩなど）の後部に光電子増倍管な
どを配置する必要があるため、積層配置する場合（例えば、前述の三層）には不向きであ
る。半導体放射線検出器は、光電子増倍管などが不要であるため、積層配置に向いている
。本実施例では、放射線検出器４は、半導体放射線検出器を用いており、検出部である５
mm立方体をカドミウムテルル（ＣｄＴｅ）で構成している。その検出部はガリウムヒ素
（ＧａＡｓ）またはカドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）で構成してもよい。

較正線源周方向移動装置３７は、ガイドレール２８及び較正線源装置２９を備える。環
状のガイドレール２８は、孔部６を取囲むようにケーシングの被検診者保持装置１４側の
側面に取付けられる。較正線源装置２９は較正線源駆動装置３０及び較正線源３１を有す
る。較正線源駆動装置３０はガイドレール２８に移動可能に取付けられる。較正線源駆動
装置３０は、図示されていないが、ガイドレール２８のラックと噛合うピニオンを有し、
このピニオンを減速機構を介して回転させるモーターを備える。較正線源３１は、較正線
源駆動装置３０のケーシング（図示せず）に設置されて水平方向に伸縮が可能なアーム
３８の先端部に取付けられている。較正線源３１は、図４に示すように、一方向に開口を
有するγ線遮蔽体３２内にγ線源３３を収納している。躯体となるケーシング(図示せず)
が、上記の開口部分を除いてγ線遮蔽体３２の外側を覆っている。較正線源３１は、γ線
遮蔽体３２の開口を塞ぐ移動可能なシャッター３４を有する。γ線源３３には、５１１
ｋｅＶのγ線を放出するＧａ−Ｇｅ線源を用いる。Ｇａ−Ｇｅ線源の替りに６６２ｋｅＶ
のγ線を放出するＣｓ線源を用いてもよい。較正線源３１はトランスミッションデータ撮
影時に用いられる線源である。γ線遮蔽体３２の開口の前面に配置されたコリメータ３９
が、シャッター３４の開閉動作を妨げないようにγ線遮蔽体３２に取付けられる。

まず、放射線検査装置１Ａを用いたトランスミッションデータ撮影について説明する。
トランスミッションデータ撮影は、較正線源を用いて被検診者の体内のγ線透過率を計測
する手法である。その計測要する時間は、１〜２分程度かかる。較正線源から放出された
γ線は、被検診者を透過した後、放射線検出器４で計測される。較正線源の放射能強度及
び計測されたγ線に基づいて、被検診者の体内でのγ線減衰率を求める。求められたγ線
減衰率は、ＰＥＴ検査における体内散乱（放射性薬剤に起因して体内で発生したγ線が体
内で散乱，減衰する現象）の補正に用いられる。

トランスミッションデータ撮影を具体的に述べる。被検診者１７が横たわっているベッ
ド１６が孔部６内に挿入される。トランスミッションデータ撮影を開始するとき、線源制
御装置６９はシャッター３４を開く。γ線源３３から放出されたγ線は、γ線遮蔽体３２
の開口及びコリメータ３９を通って被検診者１７に照射される。γ線源３３からのγ線は
、コリメータ３９によって指向性が強くなり進行方向が特定される。駆動装置制御装置
３５は、トランスミッションデータ撮影を開始するとき、駆動開始信号を出力して、較正
線源駆動装置３０のモーターを回転させる。モーターの回転によって、較正線源駆動装置
３０はガイドレール２８に沿って被検診者１７の周囲を移動する。較正線源３１は孔部６
内で被検診者１７の周囲を移動する。このため、較正線源３１から放出された高指向性の
γ線は、被検診者１７に周方向のあらゆる位置から照射される。ベッド１６が孔部６の反
対側に向かって移動する。被検診者１７を透過したそのγ線は放射線検出器４によって計
測される。高指向性のγ線が照射されるため、放射線検出器４が計測するγ線は、非散乱
のγ線であり、γ線源３３より放出された時と同じ５１１ｋｅＶのエネルギーを有する。

放射線検出器４は、被検診者１７を透過したγ線を計測してγ線撮像信号を出力する。
このγ線撮像信号に対して、後述のＰＥＴ検査時に検出されるγ線撮像信号と同様に、γ
線弁別装置８はパルス信号を発生し、同時計数装置９はパルス信号を計数してその計数値
、及び対γ線を検出した２つの検出点（孔部６の軸心を中心にしてほぼ１８０°方向が異
なって配置された一対の放射線検出器４の位置）を出力する。コンピュータ１１は、その
計数値、及び２つの検出点の位置情報を記憶装置１２に記憶する。トランスミッションデ
ータ撮影を終了するとき、駆動装置制御装置３５は、駆動終了信号を出力して、較正線源
駆動装置３０のモーターを停止させる。そのとき、線源制御装置６９はγ線の外部への放
出を遮るために較正線源３１のシャッター３４を閉じる。

孔部６の半径方向に直線状に三層配置された３つの放射線検出器４（例えば、図１に示
す放射線検出器４ａ，４ｂ，４ｃ）を、１つの放射線検出器グループと称する。本実施例
は、複数の放射線検出器グループを有する。放出されたγ線のエネルギーが均一である場
合、理論式によりγ線の検出効率が求まる。放射線検出器４は、検出部を５mm厚さのCdTe
で構成した半導体放射線検出器であるため、５１１ｋｅＶのγ線の検出効率は約２０％で
ある。そのため、１つの放射線検出器グループにおいて、一層目の放射線検出器４では入
射γ線の約２０％が、二層目の放射線検出器４では、一層目の放射線検出器４を透過した
８０％のγ線うちの約２０％、つまり約１６％のγ線が減衰する。三層目の放射線検出器
４では、二層目の放射線検出器を透過した６４％のγ線のうちの約２０％、すなわち12.8
％のγ線が減衰する。それらの減衰に応じたγ線撮像信号が一層目及び二層目の各放射線
検出器４から出力される。そして、そのγ線撮像信号は、該当する信号処理装置７のγ線
弁別装置８で散乱γ線を除去されてパルス信号に変えられる。その信号処理装置７の同時
計数装置９はパルス信号を計数する。各層の放射線検出器４からのγ線撮像信号を独立に
計測した場合、一層から三層の３つの放射線検出器４の検出効率の理論値の比（約２０：
１６：１２.８）と大きく異なる（例えば±５％以上異なる）場合は、いずれかの放射線
検出器４が劣化して検出効率が低下していることになる。例えば、それらの３つの放射線
検出器４のうち、どれか１つの放射線検出器４が劣化し、他の２つの放射線検出器４が正
常に動作していた場合、１つの放射線検出器グループでの検出効率の実測値の比は前記の
理論値の比に対して大きく異なる。このため、劣化した放射線検出器４を発見することが
できる。さらに、正常な２つの放射線検出器４の検出効率と前記比から求めた検出効率と
、実測の検出効率から、劣化による検出効率の低下パーセンテージを計算できる。例えば
、１つの放射線検出器グループにおける３つの放射線検出器４の計測値に基づいて求めら
れた検出効率の実測値の比が、２０：４：１２.８になったとする。この場合、２層目の
放射線検出器４の検出効率の実測値の比が、上記の検出効率の理論値の比と比較して１２
ポイント（低下パーセンテージ：７５％）低下いる。このため。２層目の放射線検出器４
は故障していると考えられる。

故障検知方法の概念について説明する。ある時点で、γ線源３３から放出されたγ線は
、コリメータ３９の形状上、１つの放射線検出器グループ内の３つの放射線検出器４（例
えば、図２に示す放射線検出器４ａ，４ｂ，４ｃ）に入射されるが、他の放射線検出器グ
ループ（例えば、１つの放射線検出器グループに隣接した放射線検出器グループ）内の３
つの放射線検出器４には入射されない。１つの放射線検出器グループに属する放射線検出
器４の検出効率の比を、γ線透過距離及びγ線透過順序を考慮しながら、過去の放射線検
出器４の劣化度合いを記したデータを用いて求める。また、１つの放射線検出器グループ
に属する放射線検出器４の検出効率の理論値の比を、シミュレーションまたは理論計算に
より求める。その１つの放射線検出器グループ内の各放射線検出器４から出力された各γ
線撮像信号に基づいて求めた検出効率の実測値の比と、上記の検出効率の理論値の比とを
比較し、その放射線検出器グループ内の各放射線検出器４が劣化していないか（または劣
化しているか）を判断する。検出効率の実測値の比と、上記の検出効率の理論値の比との
比較は、全放射線検出器グループに対して行う。検出効率の理論値の比は撮像装置２に設
置された放射線検出器４が同じ種類であれば、どれか１つの放射線検出器グループで代表
して算出すればよい。また、各γ線撮像信号に基づいて求めた検出効率の実測値の比と、
過去の放射線検出器４の劣化度合いを記したデータを用いて求めた検出効率の比とを比較
し、その放射線検出器グループ内の各放射線検出器４における劣化の進行状況を判断する
。放射線検出器４が劣化している場合には、記憶装置１２に劣化度合いの情報を記憶し、
劣化及び故障をユーザーに知らせる。このような処理を各放射線検出器グループ毎に繰り
返すことにより、撮像装置２に設置された各放射線検出器の検出効率の劣化度合いの把握
及び故障した放射線検出器の摘出が行える。この故障検知方法の概念を適用した具体的な
処理は、図５及び図６を用いて後述する。

次に、放射線検査装置１を用いたＰＥＴ検査について説明する。被検体である被検診者
１７に予め注射等によりＰＥＴ用薬剤を投与する。その後、ＰＥＴ用薬剤が被検診者１７
の体内に拡散して患部（例えば癌の患部）に集まって撮像可能な状態になるまでの所定時
間の間、被検診者１７は待機する。ＰＥＴ用薬剤は、検査する患部に応じて選ばれる。そ
の所定時間経過後に、被検診者１７はベッド１６上に寝かせられ、撮像装置２を用いた
ＰＥＴ検査が実施される。ＰＥＴ検査の実施の際には、ベッド１６が撮像装置２に向かっ
て移動され、被検診者１７はベット１６と共に孔部６内に挿入される。被検診者１７の体
内の患部より放出された５１１ｋｅＶのγ線（ＰＥＴ用薬剤に¹⁸Ｆを含んでいる場合）は
、放射線検出器４に入射される。各放射線検出器４は、ＰＥＴ用薬剤に起因して患部から
放出されたγ線をそれぞれ検出し、γ線の検出信号（以下、γ線撮像信号という）を出力
する。γ線撮像信号は、該当する配線１３を介して該当するγ線弁別装置８に入力される
。γ線弁別装置８は、波形整形装置（図示せず）を有する。この波形整形装置は、入力し
たγ線撮像信号を時間的なガウス分布の波形を有するγ線撮像信号に変換する。ＰＥＴ用
薬剤から放出された陽電子の陽電子消滅（患部で発生）により生成されるγ線のエネルギ
ーは、５１１ｋｅＶである。しかし、体内でγ線が散乱した場合、エネルギーは５１１
ｋｅＶより低くなる。γ線弁別装置８は、散乱γ線を除去するため、例えばエネルギーが
５１１ｋｅＶよりも低い４００ｋｅＶをエネルギー設定値として、このエネルギー設定値
以上のエネルギーを有するγ線撮像信号を通過させるフィルター（図示せず）を備えてい
る。このフィルターは波形整形装置から出力されたγ線撮像信号を入力する。ここで、例
として、４００ｋｅＶをエネルギー設定値としたのは５１１ｋｅＶのγ線が放射線検出器
４に入射したときに発生するγ線撮像信号のばらつきを考慮したためである。γ線弁別装
置８は、そのフィルターを通過したγ線撮像信号に対して、所定のエネルギーを有するパ
ルス信号を発生させる。

同時計数装置９は、全てのγ線弁別装置８から出力されたパルス信号を入力し、各放射
線検出器４から出力された各γ線撮像信号に対する計数値を求める。更に、同時計数装置
９は、トランスミッションデータ撮影時と同様に、前述の対γ線の各γ線に対するそれぞ
れのパルス信号を用いて、その対γ線を検出した２つの検出点の位置情報を求める。これ
らの検出点の位置情報は、コンピュータ１１に伝えられ、コンピュータ１１によって記憶
装置１２に記憶される。前述の各γ線撮像信号に対する計数値も、コンピュータ１１によ
り記憶装置１２に記憶される。

コンピュータ１１は、その計数値等を用いて図５及ぶ図６に示す処理手順を実行して被
検診者１７の断層像を再構成する。その処理手順の内容を詳細に説明する。ＰＥＴ検査時
における計数値及び該当する検出点の位置情報、及びトランスミッション撮影時における
計数値が、記憶装置１２から読み出されて入力される（ステップ４０）。放射線検出器グ
ループ内の各放射線検出器に対する検出効率の理論値の比を算出する（ステップ４１）。
この論理比は、被検診者１７から放出されたγ線透過距離（ＰＥＴ用薬剤に含まれる放射
性核種に応じて変わる）及びγ線透過順序を用いた理論計算により求められる。¹⁸Ｆを含
んでいるＰＥＴ用薬剤を被検診者１７に投与した場合には、放射線検出器グループ内にお
ける一層から三層の３つの放射線検出器４に対する検出効率の理論値の比は約２０：１６
：１２.８である。本実施例のようにその都度、検出効率の理論値の比を算出するのでは
なく、含まれる放射性核種の異なる各ＰＥＴ用薬剤に対して、放射線検出器グループ内に
おける全放射線検出器に対する検出効率の理論値の比を予め算出して記憶装置１２に記憶
させておいてもよい。

次に、劣化した放射線検出器４を抽出する（ステップ４２）。ステップ４２の処理は、
放射線検出器グループ毎に行われ、図６を用いて具体的に説明する。まず、１つの放射線
検出器グループを選択する（ステップ５０）。選択された放射線検出器グループ内の放射
線検出器に対する検出効率の実測値の比を算出する（ステップ５１）。すなわち、選択さ
れた放射線検出器グループ内の各放射線検出器４から出力されたそれぞれのγ線撮像信号
に基づいて得られた各計数値を用いて、それらの放射線検出器に対する検出効率の実測値
の比を算出する。検出効率の実測値の比と検出効率の理論値の比との差が設定範囲（理論
値の比に対して±５％の範囲）内にあるかを判定する（ステップ５２）。その差が設定範
囲内にある場合(「Ｙｅｓ」の場合)は、選択された放射線検出器グループ内の各放射線検
出器４は、劣化しておらず正常に動作している。その差が設定範囲内にない場合（「Ｎｏ
」の場合）は、その放射線検出器グループ内の劣化している放射線検出器（劣化放射線検
出器という）４を、記憶装置１２に記憶させる（ステップ５３）。その差が設定範囲内に
ない場合は、その放射線検出器グループ内のいずれか（または全て）の放射線検出器４が
劣化していることを意味する。放射線検出器グループ内の劣化放射線検出器は、各放射線
検出器における検出効率の実測値の比の値とその理論値の比の値とを前述のように比較す
ることによって確認できる。次に、劣化放射線検出器４に関する劣化情報を表示装置１３
に出力する（ステップ５４）。劣化放射線検出器４に関する劣化情報は、記憶装置１２に
記憶されている過去の放射線検出器４の劣化度合いを記したデータを用いて求めた検出効
率の比の情報である。オペレータは、表示装置１３に表示された劣化放射線検出器４に関
する劣化情報に基づいて劣化放射線検出器４の劣化の進行状況を判断できる。劣化の進行
度合いが大きな劣化放射線検出器４は新しい放射線検出器４と交換する必要がある。劣化
放射線検出器４の検出効率を補正する（ステップ５５）。例えば、１つの放射線検出器グ
ループ内の放射線検出器４ａ及び４ｃの実測値の比の値が理論値の比の値と一致しており
、放射線検出器４ｂの実測値の比の値が理論値の比よりかなり低い場合は、放射線検出器
４ａ及び４ｃの各検出効率の実測値の比、及びに放射線検出器４ａ，４ｂ及び４ｃの検出
効率の理論値の比に基づいて推測される検出効率を放射線検出器４ｂの検出効率として補
正する。この補正された検出効率に基づいて求められた計数値は、放射線検出器４ｂの計
数値として記憶装置１２に記憶される。

ステップ５２が「Ｙｅｓ」のときまたはステップ５５の処理が終了したとき、「選択さ
れない放射線グループが残っている」かについて判定する（ステップ５６）。ステップ
５６の判定が「Ｙｅｓ」の場合には、ステップ５７で次の放射線検出器グループが選択さ
れ、ステップ５６の判定が「Ｎｏ」になるまで、ステップ５１以降の処理が実行される。
ステップ５６の判定が「Ｎｏ」になったとき、トランスミッション像を作成する（ステッ
プ４３）。すなわち、トランスミッションデータ撮影時に得られたγ線撮像信号に対する
計数値を用いて、被検診者１７の体内の各ボクセルにおけるγ線減衰率を算出する。各ボ
クセルにおけるこのγ線減衰率は記憶装置１２に記憶される。

次に、各放射線検出器間における体内の減衰補正計数を算出する（ステップ４４）。
ＰＥＴ検査では対γ線が放出されるため、対γ線の体内における動距離の和に基づいて体
内の減衰補正計数を算出する。ＰＥＴ検査時に得られた計数値，検出点の位置情報及びス
テップ４３で算出したγ線減衰率を用いて、後述のステップ４７で述べる断層像の再構成
の手法により、被検診者１７の断層像を再構成する。まず、ステップ４３で得られた各ボ
クセルにおけるγ線減衰率を用いて、対γ線を検出するある一対の放射線検出器４（例え
ば、図７（ｂ）に示す放射線検出器４ｆと放射線検出器４ｇ）間におけるガンマ線減衰率
をフォワードプロジェクション法により求める。求められたそのガンマ線減衰率の逆数が
減衰補正計数である。ステップ４５において、減衰補正計数を用い体内減衰補正を行う。
ＰＥＴ検査時において得られた計数値にその減衰補正計数を掛け合わせることによって、
ＰＥＴ検査時において得られた計数値の補正が行われる。被検診者１７の患部で発生した
γ線は体内を透過する間に吸収・減衰されるが、上記の減衰補正計数を用いた補正をPET
検査時において得られた計数値に対して行うことによって、更に高精度な計数値を得るこ
とができる。

更に、ステップ４６において、放射線検出器の検出効率差を反映してγ線撮像信号に対
する補正を行う。ＰＥＴ検査では対γ線が放出されるため、対γ線のそれぞれのγ線が到
達する２つの放射線検出器グループ内の検出効率を用いて計数値を補正する必要がある。
つまり、その２つの放射線検出器グループ内でそれぞれγ線を検出した放射線検出器４の
検出効率の補正計数を両方かけることにより補正する。これを具体的に説明する。各放射
線検出器４における検出効率についての、フォワードプロジェクション撮像時における理
論値と実測値との差がステップ４２で求められている。放射線検出器グループｊにおいて
、ｉ番目の放射線検出器４に対する、フォワードプロジェクション撮像時における、検出
効率の理論値をＸｆｉ_ij、及びステップ４５で補正された計数値をＸｓｅ_ijとする。い番
目の検出器が故障していると判定され、ｋ番目の検出器が正常である場合、ｉ番目の放射
線検出器に対する補正ＰＥＴ計数値Ｘｓｉ_ijは（２）式で表される。ｉは孔部６に近い放
射線検出器４から１，２，３…となる。（２）式で求められた補正ＰＥＴ計数値（放射線
Ｘｓｉ_ij＝Ｘｓｅ_kj×Ｘｆｉ_ij／Ｘｆｉ_kj …（２）
検出器の検出効率差を反映して補正された計数値）は記憶装置１２に記憶される。

患部（例えば癌の患部）を含む、被検診者１７の断層像を再構成する（ステップ４７）
。ステップ４７では、ステップ４６における補正によって得られた補正ＰＥＴ計数値
Ｘｓｉ_ij、及び検出点の位置情報を用いて、断層像の再構成が行われる。その断層像の再
構成について、具体的に説明する。その断層像再構成の処理は、フィルタードバックプロ
ジェクション法を適用し、上記計数値の情報及び検出点の位置情報を用いてコンピュータ
１１で行われる。コンピュータ１１は、断層像再構成装置である。その断層像は、フィル
タードバックプロジェクション法では、前述した文献に記載されているように、距離ｔ及
び角度θの２つのパラメータによりソートされたデータを用いて再構成される。距離ｔ及
び角度θについて、図２を用いて具体的に説明する。被検診者１７の患部から放出された
対γ線が放射線検出器４ｄ，４ｅで検出されたとする。放射線検出器４ｄと放射線検出器
４ｅとを結ぶ直線１８の中点を通り、直線１８に垂直に交わる直線が１９である。基準軸
２０（一番内側の放射線検出器４が配置される円の中心点、すなわち孔部６の中心点を通
る直線であればどの方向でもよい）と直線１９とのなす角度がθであり、孔部６の中心点
２１と直線１８との距離がｔである。角度θは、対γ線を検出した放射線検出器４ｄと放
射線検出器４ｅとを結ぶ直線１８が、基準軸２０に対してどれだけ回転しているかを表し
ている。

放射線検査装置１は、孔部６の半径方向において複数の放射線検出器４を積層配置して
いるが、この積層配置によって以下に示す新しい機能を発揮できる。例えば、図７（ａ）
に示すように被検診者１７の体内のγ線対発生点２２（患部）より発生した２つのγ線
２３ａ，２３ｂが放射線検出器４ｆ，４ｇに入射した場合を考える。検出器の内部のどの
位置で減衰したかはわからないため、従来法では一対の放射線検出器４ｆ，４ｈの先端位
置を結ぶ線、つまり図７（ｂ）に示す線２４を検出線とした。しかし、放射線検査装置１
では、孔部６の半径方向において放射線検出器４を積層配置しているため、その半径方向
で外側に位置する放射線検出器４ｇのγ線撮像信号が得られ、放射線検出器４ｆと放射線
検出器４ｇとを結ぶ線２５を検出線とすることができる。つまり、従来の検出器ではわか
らなかった検出器の奥行き方向における減衰位置を把握することができる。この結果、検
出線２５は、γ線対が発生した位置を正確に通るため、画像の精度が向上する。この結果
、検出線がより実際のガンマ線対発生点に近くなるため、測定データの精度が向上する。

次に得られた結果をフィルタードバックプロジェクションにより再構成する。コンピュ
ータによって再構成された断層のデータは、記憶装置１２に記憶されると共に、表示装置
１３に表示される。

（１）本実施例は、放射線検出器４を、孔部６の軸方向及び周方向のみならず、半径方
向にも複数配置することにより、従来のＰＥＴ検査に用いられる放射線検出器のように信
号伝達物質を減らさずに、孔部６の半径方向において細分した位置でのγ線撮像信号を得
ることができる。このため、本実施例は、孔部６の半径方向においてγ線が到達した正確
な位置情報（γ線撮像信号を出力した放射線検出器４の位置情報）を得ることができる。
なお、従来のＰＥＴ検査では、孔部６の半径方向には１つの放射線検出器を配置し、この
放射線検出器内部に反射材を配置して信号伝達物質が光電子増倍管に到達したパターンに
より、孔部６の半径方向においてγ線が到達した位置の情報を求めていた。このとき、反
射材により信号伝達物質の一部が放射線検出器内で減衰したり、放射線検出器外へ反射し
てしまうため、信号伝達物質が減少し、エネルギー分解能の低下が発生した。

（２）本実施例は、孔部６の半径方向において独立した複数の放射線検出器４を配置し
ているため、それぞれの放射線検出器の信号伝達物質の全てをγ線の検出に使用でき、放
射線検出器のエネルギー分解能が向上する。エネルギー分解能の高い放射線検出器をPET
検査で用いた場合、散乱によりエネルギーが減衰したγ線と無散乱の５１１ｋｅＶのエネ
ルギーのγ線との区別が可能になる。その結果、γ線弁別装置８のフィルターにより散乱
線をより多く除去することが可能となる。

（３）本実施例は、放射線検出器内の信号伝達物質数を減らすことなく孔部６の半径方
向におけるγ線の正確な到達位置の情報を取得できるため、γ線の正確な到達位置の情報
を使用することによる断層像の精度の向上と、放射線検出器の反射材が不要であることに
より信号伝達物質の減少が阻止でき、エネルギー分解能が向上して散乱線の断層像再構成
への影響を抑えることが可能となった。その結果、本実施例は、断層像の精度、つまり
ＰＥＴ検査の精度を向上できる。

（４）本実施例は、放射線検出器４として半導体放射線検出器を用いているため、孔部
６の半径方向に複数の放射線検出器４を配置することができ、そのように複数の放射線検
出器４を配置しても撮像装置２が大きくならない。

（５）本実施例は、１つの放射線検出器グループ内の各放射線検出器４に対する検出効
率の実測値の比とそれらの放射線検出器４に対する理論値の比とを比較することによって
、それらの放射線検出器４のうちで劣化している放射線検出器４を簡単に見つけることが
できる。特に、孔部６の半径方向において、複数の放射線検出器４を直線状に配置した場
合には、上記の劣化している放射線検出器４を簡単に見つけられる。

（６）本実施例は、検出効率差によるノイズ及び体内散乱ノイズを一台の撮像装置２を
用いた撮像によって補正することができる。

本実施例のステップ４７では、ステップ４５で補正した計数値をステップ４６で検出効
率差を反映して補正した補正ＰＥＴ係数値を用いて断層像を再構成しているが、ステップ
４６での補正を省略してステップ４５で補正した計数値を用いてステップ４７で断層像を
再構成することも可能である。

本実施例では、三個の放射線検出器４を孔部６の半径方向に直線状に配置しているが、
三個の放射線検出器をそのように直線状ではなく、内側から二番目の放射線検出器４を孔
部６の周方向にずらして（例えば一番内側の２つの放射線検出器の間の空間に面するよう
に）配置してもよい。このように、孔部６の半径方向に複数の放射線検出器４が直線状に
配置されていない場合には、撮像装置を組立てた後に、各放射線検出器に到達するまでの
γ線の減衰率を試験により測定しなければならない。前述の実施例のように、孔部６の半
径方向に複数の放射線検出器４が直線状に配置されている場合には、放射線検出器４のγ
線の減衰率が分かっているため、そのような試験を行う必要がない。

なお、本実施例ではトランスミッションの撮影によるγ線の体内吸収補正を行ったが、
その補正の替りに一般的に用いられているＰＥＴの補正技術を用いてもよい。体内吸収補
正の他の方法について説明する。別に設置されたＸ線ＣＴ装置を用いて被検診者１７を透
過したＸ線をＸ線ＣＴ装置の放射線検出器で測定する。その放射線検出器から出力された
Ｘ線の検出信号の減衰率を用いて被検診者１７の断層像を再構成し、体内の各位置での
ＣＴ値を求める。得られたＣＴ値から、体内の各位置における物質組成を見積もる。そし
て物質組成データから５１１ｋｅＶにおける各位置での線減弱係数を見積もる。得られた
線減弱係数データを用いて、ＰＥＴ検査において一対のγ線を検出した一対の半導体素子
部間の線減弱係数をフォワードプロジェクション法により求める。求められたその線減弱
係数の逆数をγ線撮像信号の計数値に掛け合わせることにより体内減衰によるデータ差の
補正がなされる。
（実施例２）
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図８を用いて以下に説明する。本実施例
の放射線検査装置１Ａは、ＳＰＥＣＴ検査に用いられるものであり、放射線検査装置１の
撮像装置２を撮像装置２Ａに、信号処理装置７を信号処理装置７Ａに替えた構成を有する
。放射線検査装置１Ａにおけるそれら以外の構成は放射線検査装置１と同じである。信号
処理装置７Ａは、γ線弁別装置８Ａ、及びγ線弁別装置８Ａに接続された計数装置３６を
有し、放射線検出器４毎に設けられる。γ線弁別装置８Ａは、実施例１におけるγ線弁別
装置８のフィルターにおけるエネルギー設定値４００ｋｅＶを１２０ｋｅＶに変えた構成
を有する。撮像装置２Ａは、撮像装置２の構成にコリメータ２７を付加し、更に撮像装置
２の構成のうち較正線源周方向移動装置３７を較正線源周方向移動装置３７Ａに替えたも
のである。コリメータ２７は、最も内側に配置される放射線検出器４の内側に配置され、
放射線検出器支持板５に取付けられる。コリメータ２７は、環状をしており、放射線検出
器４に対して斜め入射使用とするγ線を吸収する。本実施例も複数の放射線検出器グルー
プを有する。

較正線源周方向移動装置３７Ａは、ガイドレール２８及び較正線源装置２９Ａを備える
。較正線源装置２９Ａは較正線源駆動装置３０，較正線源３１Ａ及びアーム３８を有する
。較正線源３１Ａは、アーム３８に取付けられる。図９に示す較正線源３１Ａは、較正線
源３１のγ線源３３をγ線源３３Ａに替えると共に、較正線源３１からコリメータ３９を
取除いた構成を有する。γ線源３３Ａは、１４１ｋｅＶ前後のγ線を放出する線源を用い
る。例えば１２０ｋｅＶの⁵⁷Ｃｏを用いる。

まず、放射線検査装置１Ａを用いたトランスミッションデータ撮影は、放射線検査装置
１を用いた場合と同様に行われ、被検診者の体内でのγ線減衰率を求める。得られたγ線
減衰率は、ＳＰＥＣＴ検査における体内散乱の補正に用いられる。放射線検出器４は本例
では１２０ｋｅＶのエネルギーを有する。

放出されたγ線のエネルギーが均一である場合、理論式によりγ線の検出効率が求まる
。放射線検出器４は、検出部を５mm厚さのＣｄＴｅで構成した半導体放射線検出器である
ため、１４１ｋｅＶのγ線の検出効率は約８０％である。本例では１２０ｋｅＶの線源を
用いているが、検出効率は大差がないので１４１ｋｅＶとして処理しても妥当な結果になる。そのため、１つの放射線検出器グループの三層配置された３つの放射線検出器４において、一層目の放射線検出器４で入射γ線の約８０％が、二層目の放射線検出器４では、一層目の放射線検出器４を透過した２０％のγ線うちの約８０％、つまり約１６％のγ線が減衰する。三層目の放射線検出器４では、二層目の放射線検出器を透過した４％のγ線のうちの約８０％、すなわち３.２％のγ線が減衰する。それらの減衰に応じたγ線撮像信号が各放射線検出器４から出力される。各層の放射線検出器４からのγ線撮像信号を独立に計測した場合、各層の放射線検出器４の検出効率の実測値の比が理論値の比（８０：
１６：３.２）と大きく異なる（例えば±５％以上異なる）場合は、いずれかの放射線検
出器４が劣化している。本実施例も、実施例１と同様にして、１つの放射線検出器グルー
プ内における劣化放射線検出器４を見つけることができ、劣化による検出効率の低下パー
センテージを得ることができる。本実施例における故障検知方法の概念について説明する
。

本実施例では、ある時点でγ線源３３Ａから放出されたγ線は、コリメータ２７の形状
上、１つの放射線検出器グループ内の３つの放射線検出器４に入射されるが、例えば、そ
の１つの放射線検出器グループに隣接した他の放射線検出器グループ内の３つの放射線検
出器４には入射されない。このような本実施例においても、実施例１で述べた故障検知方
法の概念が適用され、後述するが図５及び図６に示す処理とほぼ同じ処理が適用される。

放射線検査装置１Ａを用いたＳＰＥＣＴ検査について説明する。ＳＰＥＣＴ用薬剤を投
与された被検診者が横たわっているベッド１６が撮像装置２Ａの孔部６内に挿入される。
ＳＰＥＣＴ用薬剤は、被検診者１７の患部に集まっている。ＳＰＥＣＴ用薬剤に起因して
被検診者１７の体内の患部から放出された１４１ｋｅＶのγ線（ＳＰＥＣＴ用薬剤に⁹⁹Tc
を含んでいる場合）は、実施例１と同様に、各放射線検出器４によって検出される。各放
射線検出器４から出力されたγ線撮像信号は、該当するγ線弁別装置８Ａに入力される。
γ線弁別装置８Ａは、フィルターでエネルギー設定値１２０ｋｅＶ以上のエネルギーを有
するγ線撮像信号（散乱γ線を含まない）を通過させ、このγ線撮像信号に対して所定の
エネルギーを有するパルス信号を発生させる。計数装置３６は、そのパルス信号を用いて
計数を行い、γ線撮像信号に対する計数値を求める。計数装置３６はその計数値と共に検
出点の位置情報（そのγ線撮像信号を出力した放射線検出器４の位置情報）を出力する。
コンピュータ１１は、その計数値を、検出点の位置情報と関連つけて記憶装置１２に記憶
する。

コンピュータ１１は、その計数値等を用いて図５及ぶ図６に示す処理手順を実行して被
検診者１７の断層像を再構成する。本実施例では、その処理手順においてステップ４０，
４１，４４，４６及び４７が実施例１と異なっているがその他のステップの処理は同じで
ある。ここでは、本実施例におけるステップ４０，４１，４４，４６及び４７の処理につ
いてのみ説明する。本実施例のステップ４０では、ＳＰＥＣＴ検査時における計数値及び
該当する検出点の位置情報、及びトランスミッション撮影時における計数値が、記憶装置
１２から読み出されて入力される。ステップ４１では、放射線検出器グループ内の各放射
線検出器に対する検出効率の理論値の比を算出する。この論理比は、被検診者１７から放
出されたγ線透過距離（ＳＰＥＣＴ用薬剤に含まれる放射性核種に応じて変わる）及びγ
線透過順序を用いた理論計算により求められる。⁹⁹Ｔｃを含んでいるＳＰＥＣＴ用薬剤を
被検診者１７に投与した場合には、放射線検出器グループ内における一層から三層の３つ
の放射線検出器４に対する検出効率の理論値の比は約８０：１６：３.２である。

本実施例のステップ４４では、各放射線検出器間における減衰補正計数が算出される。
ＰＥＴ検査では患部から対γ線が放出されるのに対してＳＰＥＣＴ検査では単一γ線が放
出されるため、本実施例のステップ４４では、実施例１と異なり、１つの放射線検出器グ
ループ内での各放射線検出器間における減衰補正計数が算出される。すなわち、SPECT検
査では患部からのγ線は１つのＳＰＥＣＴ検査時に得られた計数値、及びステップ４３で
算出したγ線減衰率を用いて、被検診者１７の断層像を再構成する。まず、ステップ４３
で得たトランスミッション像をバックプロジェクションして、体内の各位置におけるγ線
減衰率を求める。得られたγ線減衰率を用いて体内の各位置における物質組成を見積もる
。見積もった物質組成データを用い、１４１ｋｅＶにおける体内の各位置での線減弱係数
を見積もる。得られた線減弱係数データを用いて、ある放射線検出器に対し、コリメータ
２７で入射する方向においてγ線が発生した場合における線減弱係数の平均値をフォワー
ドプロジェクションにより求める。求められたその線減弱係数の逆数が減衰補正計数であ
る。

更に、本実施例のステップ４６では、放射線検出器の検出効率差を反映してγ線撮像信
号に対する補正を行う。ＳＰＥＣＴ検査では単一γ線が放出されるため、単一γ線が到達
する１つの放射線検出器グループ内の検出効率を用いて計数値を補正する。この補正は、
実施例１で示した（２）式を用いて行われる。（２）式のＸｓｉ_ijは補正ＳＰＥＣＴ計数
値であり、（２）式で求められたその補正ＳＰＥＣＴ計数値は記憶装置１２に記憶される
。ステップ４７では、ステップ４６における補正によって得られた補正ＳＰＥＣＴ計数値
Ｘｓｉ_ij、及び検出点の位置情報を用いて、断層像の再構成が行われる。

本実施例も実施例１で生じた効果（１）〜（６）を得ることができる。
（実施例３）
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図１０及び図１１に基づいて説明する。
本実施例の放射線検査装置１Ｂは、Ｘ線ＣＴ検査（Ｘ線源６０から放射されて被検診者の
体内を透過したＸ線を放射線検出器で検出する行為）及びＰＥＴ検査に用いられるもので
あり、放射線検査装置１の撮像装置２を撮像装置２Ｂに替え、放射線検査装置１の信号処
理装置７を信号処理装置７Ａに替えた構成を有する。放射線検査装置１Ｂにおけるそれら
以外の構成は放射線検査装置１と同じである。撮像装置２Ｂは、撮像装置２の構成のうち
較正線源周方向移動装置３７を較正線源周方向移動装置３７Ｂに替えたものである。較正
線源周方向移動装置３７Ｂは、ガイドレール２８及び較正線源装置２９Ｂを備える。較正
線源装置２９Ｂは較正線源駆動装置３０，較正線源３１，Ｘ線源６０及びアーム３８を有
する。較正線源３１及びＸ線源６０は、アーム３８の先端部に取付けられる。較正線源
３１及びＸ線源６０は、孔部６の周方向に並ぶようにアーム３８の先端部に取付けてもよ
い。較正線源周方向移動装置３７ＢはＸ線源周方向移動装置，Ｘ線源装置，較正線源駆動
装置３０はＸ線源駆動装置でもある。本実施例は、駆動装置制御装置３５及び線源制御装
置６９を有する。

Ｘ線源６０は図示されていないが公知のＸ線管を有する。このＸ線管は、陽極，陰極，
陰極の電流源、及び陽極と陰極との間に電圧を印加する電圧源を外筒内に備える。陰極は
タングステン製のフィラメントである。電流源から陰極に電流を流すことによってフィラ
メントから電子が放出される。この電子は、電圧源から陰極と陽極との間に印加される電
圧（数百ｋＶ）によって加速され、ターゲットである陽極（Ｗ，Ｍｏ等）に衝突する。電
子の陽極への衝突により８０ｋｅＶのＸ線が発生する。このＸ線がＸ線源６０から放出さ
れる。

信号処理装置７Ａは信号弁別装置６１，信号弁別装置６１に含まれていないγ線弁別装
置８及び同時係数装置９を有する。各放射線検出器グループ内で最も内側に位置する一層
目（４Ｘ）のそれぞれの放射線検出器４毎に信号弁別装置６１が接続される。各信号弁別
装置６１は、図１２に示すように、切替スイッチ６２，γ線弁別装置８及びＸ線信号処理
装置６６を有する。切替スイッチ６２は可動端子６３及び固定端子６４及び６５を有する
。一層目（４Ｘ）の放射線検出器４は配線１３によって切替スイッチ６２の可動端子６３
に接続される。γ線弁別装置８は固定端子６４に接続され、Ｘ線信号処理装置６６は固定
端子６５に接続される。電源６８のマイナス端子は抵抗６７を介して配線１３に接続され
、電源６８のプラス端子は放射線検出器４に接続される。各放射線検出器グループ内にお
ける内側から二層目（４Ｙ）及び三層目（４Ｚ）に位置するそれぞれの放射線検出器４は
、実施例１と同様に、対応するγ線弁別装置８にそれぞれ接続される。信号弁別装置６１
内のγ線弁別装置８を含む全てのγ線弁別装置８は、１つの同時計数装置９に接続される
。実施例１と同様に、幾つかの放射線検出器４毎に１つの同時係数装置９を設けてもよい
。同時計数装置９及びＸ線信号処理装置６６はコンピュータ１１に接続される。

まず、トランスミッションデータ撮影が、実施例１と同様に較正線源３１を用いて行わ
れる。トランスミッションデータ撮影終了後に、放射線検査であるＰＥＴ検査及びＸ線
ＣＴ検査が撮像装置２Ｂを用いて行われる。

本実施例におけるＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査について説明する。注射などの方法によ
り予めＰＥＴ用薬剤が、体内投与放射能が３７０ＭＢｑになるように被検体である被検診
者１７に投与される。所定時間経過後に、被検診者１７が横たわったベッド１６が撮像装
置２Ｂの孔部６内に被検診者１７と共に挿入される。Ｘ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査は撮像装置２Ｂを用いて行われる。

本実施例における放射線検査を具体的に説明する前に、本実施例の放射線検出の原理に
ついて説明する。Ｘ線ＣＴ像（Ｘ線ＣＴによって得られた、被検体の、内臓及び骨の画像
を含む断層像）のデータは、Ｘ線源から放射されたＸ線を特定の方向に所定時間の間、被
検体に照射し、体内を透過したＸ線を放射線検出器により検出する作業（スキャン）を繰
り返し、複数の放射線検出器で検出されたＸ線の強度に基づいて作成される。精度の良い
Ｘ線ＣＴ像のデータを得るためには、Ｘ線ＣＴ検査において、Ｘ線を検出している放射線
検出器に、ＰＥＴ用薬剤に起因して被検体の内部から放出されるγ線が入射しないことが
望ましい。１つの放射線検出器においてはγ線の入射率に対応して被検体へのＸ線の照射
時間を短くすればγ線の影響が無視できるので、これにより被検体へのＸ線の照射時間の
短縮を図った。そのＸ線の照射時間Ｔを決めるために、まず、１つの放射線検出器へのγ
線の入射率を考える。ＰＥＴ検査において被検体に投与するＰＥＴ用薬剤に基づいた体内
の放射能をＮ（Ｂｑ），発生するγ線の体内通過率をＡ，１つの放射線検出器の立体角か
ら求めた入射率をＢ，検出素子の感度をＣとすると、１つの放射線検出器で検出するγ線
の率α（個／sec ）は（３）式で与えられる。（３）式において係数の「２」は、１個の
陽電子消滅の際に一対（２個）のγ線が放出されることを意味している。照射時間Ｔ内に
α＝２ＮＡＢＣ …（３）
１つの検出素子でγ線が検出される確率Ｗは（４）式で与えられる。（４）式のＷの値を
小さくするように照射時間Ｔを決めることによって、Ｘ線ＣＴ検査時に、１つの放射線検
Ｗ＝１−exp（−Ｔα） …（４）
出器に入射されるγ線の影響は無視できる程度になる。

Ｘ線の照射時間Ｔの一例を以下に述べる。（３）および（４）式に基づいて具体的なＸ
線の照射時間Ｔを求めた。ＰＥＴ検査において被検体に投与するＰＥＴ用薬剤に起因する
体内での放射線の強度は、最大で３７０ＭＢｑ程度であり（Ｎ＝３７０ＭＢｑ）、γ線の
体内通過率Ａは被検体の体を半径１５cmの水と仮定すれば０.６程度（Ａ＝０.６）である
。例えば一辺５mmの放射線検出器を半径５０cmでリング状に配置する場合を考えると、１
つの放射線検出器の立体角から求めた入射率Ｂは８×１０^-6（Ｂ＝８×１０^-6）である。
また、放射線検出器の検出感度Ｃは半導体放射線検出器を使用した場合最大で０.６程度
（Ｃ＝０.６）である。これらの値から１つの放射線検出器のγ線の検出率αは２０００
(個／sec）程度である。Ｘ線の照射時間Ｔを例えば１.５μsecとすれば、１つの放射線検
出器がＸ線検出中にγ線を検出する確率Ｗは０.００３となり、このγ線はほとんど無視
できる。体内投与放射能を３６０ＭＢｑ以下とした場合、Ｘ線の照射時間を１.５μsec以
下にすれば、Ｗ＜０.００３つまりγ線の検出確率は０.３％以下となり無視できる。

上記の原理が適用されて撮像装置２Ｂを用いた本実施例におけるＸ線ＣＴ検査及びPET
検査について具体的に説明する。

駆動装置制御装置３５は、Ｘ線ＣＴ検査を開始するとき、駆動開始信号を出力して、較
正線源駆動装置３０のモーターに接続された、電源とつながる開閉器（以下、モーター開
閉器という）を閉じる。電流の供給によりモーターが回転して、その回転力が減速機構を
介してピニオンに伝えられ、較正線源装置２９Ｂ、すなわちＸ線源６０がガイドレール
２８に沿って周方向に移動する。Ｘ線源６０は、孔部６内に挿入された状態で被検診者
１７の周囲を設定速度で移動する。Ｘ線ＣＴ検査終了時には、駆動装置制御装置３５は駆
動停止信号を出力してモーター開閉器を開く。これによって、Ｘ線源６０の周方向への移
動が停止される。本実施例では、周方向に環状に配置された全ての放射線検出器４は、そ
の周方向に移動しなく、かつ孔部６の軸方向にも移動しない。移動しないＸ線源制御装置
及び駆動装置制御装置から移動するＸ線源装置への制御信号の伝送はＸ線源装置の移動に
支障にならない公知の技術を適用する。

線源制御装置６９はＸ線源６０からのＸ線の放出時間を制御する。すなわち、線源制御
装置６９は、Ｘ線発生信号及びＸ線停止信号を繰り返して出力する。最初のＸ線発生信号
の出力は、線源制御装置６９への上記駆動開始信号の入力に基づいてなされる。Ｘ線発生
信号の出力によってＸ線源６０におけるＸ線管の陽極（または陰極）と電源との間に設け
られた開閉器（以下、Ｘ線源開閉器という、図示せず）が閉じられ、第１設定時間経過し
た時にＸ線停止信号が出力されてＸ線源開閉器が開き、そして第２設定時間経過した時に
Ｘ線源開閉器を閉じる、という制御が繰り返される。陽極と陰極との間には、第１設定時
間の間で電圧が印加され、第２設定時間の間で電圧が印加されない。線源制御装置６９に
よるその制御によって、Ｘ線管から８０ｋｅＶのＸ線がパルス状に放出される。第１設定
時間である照射時間Ｔは、放射線検出器４でのγ線の検出確率を無視できるように例えば
１μsec に設定される。第２設定時間は、Ｘ線源６０が１つの放射線検出器４とこれに周
方向において隣接する他の放射線検出器４の間を移動する時間Ｔ０であり、ガイドレール
２８の周方向におけるＸ線源６０の移動速度で定まる。第１及び第２設定時間は線源制御
装置６９に記憶されている。

Ｘ線停止信号及びＸ線発生信号の繰り返し出力によって、Ｘ線源６０は、第１設定時間
、すなわち１μsec の間にＸ線を放出し、第２設定時間の間にＸ線の放出を停止する。こ
のＸ線の放出及び停止がＸ線源６０の周方向への移動期間中に繰り返されることになる。

Ｘ線源６０から放出されたそのＸ線は、ファンビーム状に、被検診者１７に照射される
。Ｘ線源６０の周方向の移動によって、被検診者１７には周囲よりＸ線が照射される。被
検診者１７を透過したＸ線は、孔部６の軸心を基点にＸ線源６０から１８０度の位置にあ
る放射線検出器４を中心に周方向に位置する複数個の放射線検出器４によって検出される
。これらの放射線検出器４は、そのＸ線の検出信号（以下、Ｘ線撮像信号という）を出力
する。このＸ線撮像信号は、該当する配線１３を経て対応するそれぞれの信号弁別装置
６１に入力される。上記のＸ線を検出しているそれらの放射線検出器４は、便宜的に第１
放射線検出器４と称する。

ベッド１６上の被検診者１７から、ＰＥＴ用薬剤に起因した５１１ｋｅＶのγ線が放出
されている。第１放射線検出器４以外の放射線検出器４は、γ線撮像信号を出力する。γ
線を検出している放射線検出器４を、便宜的に第２放射線検出器４と称する。第２放射線
検出器４のうち、一層目に位置する第２放射線検出器４から出力されたγ線撮像信号は該
当する配線１３を経て対応するそれぞれの信号弁別装置６１に入力され、二層目及び三層
目に位置する第２放射線検出器４から出力されたγ線撮像信号は配線１３を経て対応する
それぞれのγ線弁別装置８に入力される。信号弁別装置６１は一層目に配置された放射線
検出器４のみが信号弁別装置６１に接続されている。これは、Ｘ線のエネルギーが８０
ｋｅＶであるため、被検診者１７を透過したほとんど（９０％以上）のＸ線が一層目の放
射線検出器４で検出されるからである。

信号弁別装置６１内で、一層目の第２放射線検出器４から出力されたγ線撮像信号はγ
線弁別装置８に伝えられ、第１放射線検出器４から出力されたＸ線撮像信号はＸ線信号処
理装置６６に伝えられる。このような各撮像信号の伝送は、信号弁別装置６１の切替スイ
ッチ６２の切替操作によって行われる。切替スイッチ６２の可動端子６３を固定端子６４
または固定端子６５に接続する切替操作は、駆動装置制御装置３５の出力である切替制御
信号に基づいて行われる。駆動装置制御装置３５は、一層目の放射線検出装置４のうち第
１放射線検出器４を選択し、この第１放射線検出器４に接続される信号弁別装置６１にお
ける可動端子６３を固定端子６５に接続する。１つの放射線検出器グループ内での内側か
らの各層の放射線検出器４における検出効率の理論値の比は２０：１６：１２.８である
。

第１放射線検出器４の選択について説明する。較正線源駆動装置３０内のモーターには
エンコーダー（図示せず）が連結される。駆動装置制御装置３５は、エンコーダーの検出
信号を入力して周方向における較正線源駆動装置３０、すなわちＸ線源６０の位置を求め
、このＸ線源６０の位置と１８０°反対側に位置する放射線検出器４を、記憶している各
放射線検出器４の位置のデータを用いて選択する。Ｘ線源６０から放射されるＸ線はガイ
ドレール２８の周方向である幅を有しているため、被検診者１７を透過したＸ線を検出す
る放射線検出器４は、選択されたその放射線検出器４以外にも周方向に複数個存在するこ
とになる。駆動装置制御装置３５はその複数の放射線検出器４も選択する。これらの放射
線検出器４が、第１放射線検出器である。周方向におけるＸ線源６０の移動に伴って、第
１放射線検出器４も違ってくる。Ｘ線源６０の周方向への移動に伴って、第１放射線検出
器４も擬似的に周方向に移動しているように見える。駆動装置制御装置３５が、Ｘ線源
６０の周方向への移動に伴って別の放射線検出器４を選択したときには、新たに第１放射
線検出器４となる放射線検出器４に接続された可動端子６３は固定端子６５に接続される
。Ｘ線源６０の周方向への移動に伴って第１放射線検出器４でなくなった放射線検出器４
に接続された可動端子６３は駆動装置制御装置３５によって固定端子６４に接続される。
第一層目の個々の放射線検出器４は、Ｘ線源６０の位置との関係で、あるときは第１放射
線検出器４となり、別のあるときには第２放射線検出器４となる。このため、第一層目の
１つの放射線検出器４は、時間的にずれてＸ線撮像信号及びγ線撮像信号の両方を出力す
る。

第１放射線検出器４は、第１設定時間である１μsec の間にＸ線源６０から照射されて
被検診者１７を透過したＸ線を検出する。１μsec の間に第１放射線検出器４が被検診者
１７から放出されるγ線を検出する確率は、前述したように、無視できるほど小さい。
ＰＥＴ用薬剤に起因して被検診者１７の体内で発生した多数のγ線は、特定の方向に放出
されるのではなく、あらゆる方向に放出される。これらのγ線は、前述したように、対と
なってほぼ正反対の方向（１８０°±０.６° ）に放出され、いずれかの第２放射線検出
器４によって検出される。

一層目の放射線検出器４から出力されたＸ線撮像信号及びγ線撮像信号を入力したとき
の信号弁別装置６１の信号処理について説明する。第１放射線検出器４から出力されたＸ
線撮像信号は、前述したように、切替スイッチ６２の作用によってＸ線信号処理装置６６
に入力される。Ｘ線信号処理装置６６は、入力したＸ線撮像信号を積分装置によって積算
し、Ｘ線撮像信号の積算値、すなわち計測したＸ線の強度の情報を出力する。Ｘ線撮像信
号の強度情報は、コンピュータ１１に伝えられ、コンピュータ１１によって記憶装置１２
に記憶される。一層目の第２放射線検出器４から出力されたγ線撮像信号は、切替スイッ
チ６２の作用によってγ線弁別装置８に入力される。信号弁別装置６１のγ線弁別装置８
は、エネルギー設定値（４００ｋｅＶ）以上のエネルギーを有するγ線撮像信号を入力し
たときに所定のエネルギーを有するパルス信号を発生させる。同時計数装置９は、実施例
１と同様に、全てのγ線弁別装置８から出力されたパルス信号を入力して、各γ線撮像信
号に対する計数値、及び対γ線を検出した２つの検出点の位置情報を出力する。計数値及
び位置情報は、コンピュータ１１に伝えられ、コンピュータ１１によって記憶装置１２に
記憶される。

コンピュータ１１は、図１３に示す処理を実行する。Ｘ線撮像信号の強度，ＰＥＴ検査
時における計数値及び該当する検出点の位置情報、及びトランスミッションデータ撮影時
における計数値が、記憶装置１２から読み出されて入力される（ステップ６９）。Ｘ線撮
像信号の強度を用いて、被検診者１７の体内の各ボクセルにおけるＸ線の減衰率を算出す
る（ステップ７０）。この減衰率は記憶装置１２に記憶される。被検診者１７の横断面の
断層像が、該当する位置でのＸ線撮像信号の減衰率を用いて再構成される(ステップ７１)
。Ｘ線撮像信号の減衰率を用いて再構成した断層像をＸ線ＣＴ像と称する。Ｘ線ＣＴ像を
再構成するために、記憶装置１２から読み出されたＸ線撮像信号の減衰率を用いて、Ｘ線
源６０と第１放射線検出器４の半導体素子部との間における被検診者１７の体内での線減
弱係数を求める。この線減弱係数を用いて、フィルタードバックプロジェクション法によ
り各ボクセルの線減弱係数を求める。各ボクセルの線減弱係数の値を用いて各ボクセルに
おけるＣＴ値を得る。これらのＣＴ値を用いてＸ線ＣＴ像のデータが得られる。このＸ線
ＣＴ像のデータは、記憶装置１２に記憶される。次に、被検診者１７の横断面の断層像が
、該当する位置でのγ線撮像信号の計数値、及び検出点の位置情報を用いて再構成される
（ステップ７２）。γ線撮像信号の計数値を用いて再構成した断層像をＰＥＴ像と称する
。ステップ７２では実施例１で述べた図５のステップ４１から４７の処理が実行されて
ＰＥＴ像が得られる。このＰＥＴ像のデータは、記憶装置１２に記憶される。ＰＥＴ像の
データとＸ線ＣＴ像のデータとを合成して、両データを含む合成断層像のデータを求め、
記憶装置１２に記憶させる（ステップ７３）。ＰＥＴ像のデータとＸ線ＣＴ像のデータと
の合成は、両方の像データにおける共通の参照点（例えば、孔部６の中心軸の位置）を合
わせることによって、簡単にかつ精度良く行うことができる。すなわち、ＰＥＴ像のデー
タ及びＸ線ＣＴ像のデータは、共有する放射線検出器４から出力された撮像信号に基づい
て作成されるので、前述のように位置合せを精度良く行える。合成断層像のデータは、記
憶装置１２から呼び出されて表示装置１３に出力され(ステップ７４)、表示装置１３に表
示される。表示装置１３に表示された合成断層像はＸ線ＣＴ像を含んでいるので、ＰＥＴ
像における患部の、被検診者３５の体内での位置を容易に確認することができる。すなわ
ち、Ｘ線ＣＴ像は内臓及び骨の像を含んでいるので、医者は、患部（例えば、癌の患部）
が存在する位置を、その内臓及び骨との関係で特定することができる。

本実施例によれば、実施例１において生じる効果（１）〜（６）を得ることができ、更
に以下に示す効果も得ることができる。

（７）本実施例は、孔部６の周囲に配置されたそれらの放射線検出器４によって、被検
体である被検診者１７から放出される複数の対γ線を検出できると共に、周方向に移動す
るＸ線源６０から放出されて被検診者１７を透過したＸ線も検出できる（一層目の放射線
検出器４で）。このため、従来技術は撮像装置として透過Ｘ線を検出する撮像装置及びγ
線を検出する他の撮像装置を必要としていたが、本実施例は、撮像装置は一台あればよく
、Ｘ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査の両方を実施できる放射線検査装置の構成が単純化できる
。

（８）本実施例は、孔部６の周囲に配置された一層目の放射線検出器４のそれぞれがＸ
線撮像信号及びγ線撮像信号の両方を出力する。このような構成も、放射線検査装置の構
成の更なる単純化、及び放射線検査装置の小型化に貢献する。

（９）本実施例は、一層目の放射線検出器４の１つの出力信号であるＸ線撮像信号を用
いて、被検診者３５の、内臓及び骨の画像を含む第１の断層像（Ｘ線ＣＴ像）を再構成で
き、一層目から三層目の各放射線検出器４の出力であるγ線撮像信号を用いて、その被検
診者１７の、患部の画像を含む第２の断層像（ＰＥＴ像）を再構成できる。第１断層像の
データ及び第２断層像のデータは、１つの撮像装置２Ｂの、孔部６の周囲に配置された放
射線検出器４の出力信号に基づいて再構成されているので、第１断層像のデータ及び第２
断層像のデータを精度良く位置合せして合成することができる。このため、精度のよい、
患部，内臓及び骨の画像を含む断層像（合成断層像）を簡単に得ることができる。この合
成断層像によれば、内臓及び骨との関係で、患部の位置を正確に知ることができる。例え
ば、第１断層像のデータ及び第２断層像のデータを、撮像装置２Ｂの孔部６の軸心を中心
に合わせることによって、簡単に両断層像を合成した画像データを得ることができる。

（１０）本実施例は、第１の断層像を作成するために必要な撮像信号、及び第２の断層
像を作成するために必要な撮像信号を共用する放射線検出器４から得ることができるため
、被検診者１７の検査に要する時間（検査時間）を著しく短縮できる。換言すれば、短い
検査時間で、第１の断層像を作成するために必要な撮像信号、及び第２の断層像を作成す
るために必要な撮像信号を得ることができる。本実施例は、従来技術のように、被検診者
を、透過Ｘ線を検出する撮像装置からγ線を検出する他の撮像装置まで移動させる必要が
なく、被検診者が動く確率を低減できる。被検診者を、透過Ｘ線を検出する撮像装置から
γ線を検出する他の撮像装置まで移動させる必要がなくなることも、被検診者の検査時間
の短縮に寄与する。

（１１）Ｘ線信号処理装置６６、すなわち第１信号処理装置に入力されるγ線撮像信号
が著しく減少するため、精度の良い第１断層像のデータを得ることができる。このため、
第１断層像のデータと第２断層像のデータとを合成して得られた画像データを用いること
により、患部の位置をより正確に知ることができる。

（１２）本実施例は、配置された放射線検出器群の内側でＸ線源６０が周回するため、
孔部６の直径が大きくなり、一層目に配置できる放射線検出器４の個数を多くすることが
できる。周方向における放射線検出器４の個数の増加は、感度の向上をもたらし、被検診
者１７の横断面の分解能を向上させる。

（１３）本実施例では、Ｘ線源６０が取付けられるアーム３８及びＸ線源６０は放射線
検出器４の内側に位置しているため、それらが被検診者１７から放出されるγ線を遮って
、それらの真後ろに位置する放射線検出器４がそのγ線を検出できなく、ＰＥＴ像の作成
に必要な検出データが欠損する可能性がある。しかし、本実施例は、前述のように、較正
源駆動装置３０によってＸ線源６０及びアーム３８が周方向に周回しているので、実質的
にはデータの欠損は問題とならない。特に、Ｘ線源６０及びアーム３８の周回速度は約１
秒／１スライスであり、最短で数分オーダーのＰＥＴ検査に要する時間と比較すると十分
短い。これによっても、実質的にはそのデータの欠損は問題にならない。
（実施例４）
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図１４を用いて以下に説明する。本実施
例の放射線検査装置７５は、フラットパネルディテクタを用いたデジタルＸ線検査装置で
ある。放射線検査装置７５は、支柱７７によって支えられるＸ線源７６，複数の放射線検
出器（図示せず）が設置されて支柱７９で支えられたフラットパネルディテクタ７８，Ｘ
線信号処理装置６６及びＸ線像作成装置８０を備える。フラットパネルディテクタ７８は
、高さ方向及び幅方向に多数の放射線検出器４を配置しており、更に奥行き方向（被検診
者１７を透過したＸ線の進行方向８１）にも図１５に示すように直線状に放射線検出器
４ｉ，４ｊ，４ｋのように三層配置されている。図１５における８２は、Ｘ線源７６に対
向する面である。Ｘ線信号処理装置６６は、各放射線検出器４に接続されている。Ｘ線像
作成装置８０はコンピュータ１１，記憶装置１２及び表示装置１３を有する。記憶装置
１２及び表示装置１３は全放射線検出器４が接続されているコンピュータ１１に接続され
る。

放射線検査装置７５を用いたＸ線検査について説明する。被検診者１７はＸ線源７６を
背にしてＸ線源７６とフラットパネルディテクタ７８との間に立っている。Ｘ線源７６よ
り放出されたＸ線は、被検診者１７を透過してフラットパネルディテクタ７８の各放射線
検出器４０により検出される。放射線検出器４はＸ線を検出してＸ線撮像信号を出力する
。このＸ線撮像信号はＸ線信号処理装置６６で積算されてＸ線強度の情報を出力する。各
Ｘ線信号処理装置６６から出力されたＸ線強度の情報はコンピュータ１１に入力されて記
憶装置１３に記憶される。コンピュータ１１は、記憶装置１２からＸ線強度の情報を取込
んで被検診者１７に対する体内の各位置におけるＸ線の減衰率を算出する。

フラットパネルディテクタ７８の面８２から奥行き方向に直線上に配置された三層配置
の３つの放射線検出器４で１つの放射線検出器グループが形成される。本実施例でもＸ線
源７６から放出されるＸ線のエネルギーに応じて放射線検出器グループ内の各放射線検出
器４に対する検出効率の比が変化する。例えば、１００ｋｅＶのＸ線を用い、２mm角の
ＣｄＴｅで構成された検出部を有する放射線検出器４で被検診者１７を透過したそのＸ検
を検出した場合は、放射線検出器グループ内での検出効率の理論値の比は約８４：１３：
２.５である。この検出効率の理論値の比は記憶装置１２に記憶されている。

コンピュータ１１は記憶装置１２に記憶されているＸ線強度の情報を用いて各放射線検
出器グループ内の放射線検出器４に対する検出効率の実測値の比を算出する。コンピュー
タ１１は、実施例１のステップ５２の処理を実行する。算出された各検出効率の実測値の
比と検出効率の理論値の比との差が設定範囲内にある場合には、コンピュータ１１が、算
出した上記のＸ線の減衰率を用いて被検診者１７に関するＸ線画像である濃淡画像のデー
タを作成する。上記の差が設定範囲内にない場合には、コンピュータ１１は実施例１のス
テップ５３，５４及び５５の処理を実行する。ステップ５５の処理で劣化放射線検出器の
検出効率が補正された場合には、補正された検出効率に基づいてその放射線検出器に対す
るＸ線強度を求め、このＸ線強度を反映して上記のＸ線減衰率を補正する。コンピュータ
１１は、補正されたＸ線減衰率を用いて上記の濃淡画像のデータを作成する。

本実施例は、実施例１で述べた効果（１）〜（５）を得ることができる。但し、効果
（３）はＸ線画像の精度が向上するとなる。

本実施例においても、フラットパネルディテクタ７８の奥行き方向に放射線検出器を直
線状に配置しなくてもよい。例えば、図１５において、二層目の全ての放射線検出器４が
一層目に配置された２つの放射線検出器４と重なるように（面８２から見て）配置するこ
とが可能である。

次に、検出器を直線状に並べない場合の補正法に関して、フラットパネルディテクタを
用いたデジタルＸ線検査を用いた例を示す。フラットパネルディテクタを用いた検査装置
は図１０と同じであるが、フラットパネルディテクタ７０の放射線検出器４は、例えば図
１５に示す２層目の放射線検出器４が横にずれた状態で１層目，２層目，３層目が非直線
状に配置されている。このような放射線検出器４の多層配置においても、一部の放射線検
出器４の劣化の確認、及び劣化放射線検出器の計測値に対する補正が可能となる。
（実施例５）
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図１６を用いて説明する。本実施例の放
射線検査装置８３はＸ線ＣＴ装置である。放射線検査装置８３は、アーム８６に設置され
たＸ線源８４，アーム８６に設置された放射線検出部８５，Ｘ線処理装置６６及び断層像
作成装置８８を備える。アーム８６は支柱８７によって支えられる。Ｘ線源８４と放射線
検出部８５は、相互間に被検診者１７が入れる間隔で離れて配置され、相互に対向してい
る。放射線検出部８５には、フラットパネルディテクタ７８と同様に、高さ方向及び幅方
向に多数の放射線検出器４がされ、かつＸ線源８４に対向する面から奥行き方向にも放射
線検出器４が直線状に三層に渡って配置される。アーム８６は、詳細な機構が示されてい
ないが、Ｘ線源８４及び放射線検出部８５がベッド１６上に横たわっている被検診者１７
の周囲を旋回するように回転することができる。

放射線検査装置８３を用いた検査について説明する。被検診者１７はベッド１６上に横
たわった状態でＸ線源８４と放射線検出部８５との間に位置している。Ｘ線源８４から放
出されたＸ線は、被検診者１７に照射されて被検診者１７の体内を透過する。この透過し
たＸ線は放射線検出部８５の各放射線検出器４で検出される。アーム８６の回転装置（図
示せず）によって、Ｘ線源８４及び放射線検出部８５が被検診者１７の周囲を回転する
（被検診者１７のある１断面に対し１８０°または３６０°）。各放射線検出器４から出
力されたＸ線の測定信号は、それぞれのＸ線信号処理装置６６に入力される。Ｘ線信号処
理装置６６はその測定信号に基づいてＸ線強度を求める。コンピュータ１１は、そのＸ線
強度に基づいて、回転するＸ線源８４の位置と回転する放射線検出部８５のＸ線源８４に
対向する位置との間における、被検診者１７の体内でのＸ線減衰率を算出する。
この線減弱係数は記憶装置１２に記憶する。

コンピュータ１１は、放射線検出部８５のＸ線源８４に対向する面から直線状に三層配
置された各放射線検出器４について検出効率の実測値の比を実施例１のステップ５１と同
様に算出し、引続いて実施例１のステップ５２，５３，５４及び５５の処理を実行する。
ステップ５２の処理で、算出された各検出効率の実測値の比と検出効率の理論値の比との
差が設定範囲内にあると判定された場合には、コンピュータ１１は、記憶装置１２に記憶
された検出器間と線源の間のＸ線の減衰率から、先に示したフィルタードバックプロジェ
クション法（Filtered Back Projection Method）などを用いて各ボクセルの線減弱係数
を求め、その値をＣＴ値に変換する。ステップ５２の処理で、上記の差が設定範囲内にな
いと判定された場合には、コンピュータ１１は、補正された検出効率を用いて記憶装置
１２に記憶された線源弱係数を補正し、補正された線源弱係数を用いてＣＴ値を算出する
。コンピュータ１１は、各ボクセルのＣＴ値を用いてＸ線ＣＴ像を再構成する。

本実施例は、実施例４で得られる効果を得ることができる。

本発明の好適な一実施例である放射線検査装置の構成図である。図１のII−II断面図である。図１の放射検出器の支持構造を示す斜視図である。図１に示す較正線源の構造を示しており、（ａ）は（ｂ）のIV−IV断面図で、（ｂ）の較正線源の縦断面図である。図１のコンピュータで実行される断層像作成処理の流れを示す説明図である。図５のステップ４２の詳細な処理内容を示す説明図である。図１の実施例におけるγ線検出の状態を示す説明図である。本発明の他の実施例である放射線検査装置（ＳＰＥＣＴ検査装置）の構成図である。図８に示す較正線源の構造を示しており、（ａ）は（ｂ）のIX−IX断面図で、（ｂ）の較正線源の縦断面図である。本発明の他の実施例である放射線検査装置の構成図である。図１０の実施例における放射線検出器と信号処理装置との接続状態を示す構成図である。図１１の信号弁別装置の構成図である。図１０のコンピュータで実行される断層像作成処理の流れを示す説明図である。本発明の他の実施例である放射線検査装置の構成図である。図１４に示すフラットパネルディテクタでの放射線検出器の配置例を示す説明図である。本発明の他の実施例である放射線検査装置の構成図である。

符号の説明

１，１Ａ，１Ｂ，７５，８３…放射線検査装置、２，２Ａ，２Ｂ…撮像装置、３…ケー
シング、４…放射線検出器、５…放射線検出器支持板、６…孔部、７…信号処理装置、８
…γ線弁別装置、９…同時計数装置、１０，８８…断層像作成装置、１１…コンピュータ
、１４…被検診者保持装置、１６…ベッド、２７…コリメータ、２８…ガイドレール、
２９，２９Ａ，２９Ｂ…較正線源装置、３０…較正線源駆動装置、３１，３１Ａ…較正線
源、３３，３３Ａ…γ線源、３５…駆動装置制御装置、３７，３７Ａ，３７Ｂ…較正線源
周方向移動装置、３８…アーム、６０，７６，８４…Ｘ線源、６１…信号弁別装置、６２
…切替スイッチ、６６…Ｘ線信号処理装置、６９…線源制御装置、７８…フラットパネル
ディテクタ、８０…Ｘ線像作成装置。

Claims

被検体を乗せるベッドと、撮像装置とを備え、
前記撮像装置は前記被検体からのガンマ線を検出する複数の半導体放射線検出器を有し、
ある前記半導体放射線検出器を通ったガンマ線を検出する他の前記半導体放射線検出器が設けられ、
前記ある半導体放射線検出器と前記他の半導体放射線検出器は、前記ベッドの周りで、前記ベッドから離れる方向へ独立した複数の半導体放射線検出器として配置され、
前記複数の半導体放射線検出器に接続され、前記独立した複数の半導体放射線検出器によって独立して検出されたガンマ線検出信号を同時計数処理する信号処理装置を備え、前記信号処理装置の出力情報である、同時計数された一対のガンマ線の前記ベッドから離れる方向の到達位置情報に基づいて前記被検体の断層像のデータを作成する断層像作成装置を備えていることを特徴とするＰＥＴ装置。
前記ある放射線検出器及び前記他の放射線検出器は放射線検出器支持部材に設置されている請求項１記載のＰＥＴ装置。
前記ある放射線検出器と前記他の放射線検出器が直線状に配置されている請求項１または請求項２に記載のＰＥＴ装置。
被検体を乗せるベッドと、撮像装置とを備え、
撮像装置は前記被検体からのガンマ線を検出する複数の半導体放射線検出器を有し、
これらの半導体放射線検出器は、前記撮像装置に形成されて前記ベッドが挿入される孔部の周囲を取囲んで配置され、かつ前記孔部の半径方向において異なる位置にも独立した複数の半導体放射線検出器として配置されており、
前記半導体放射線検出器に接続され、前記独立した複数の半導体放射線検出器によって独立して検出されたガンマ線検出信号を同時計数処理する信号処理装置を備え、前記信号処理装置の出力情報である、同時計数された一対のガンマ線の前記ベッドから離れる方向の到達位置情報に基づいて前記被検体の断層像のデータを作成する断層像作成装置を備えていることを特徴とするＰＥＴ装置。
前記孔部の半径方向において異なる位置に配置された複数の半導体放射線検出器は放射線検出器支持部材に設置されている請求項４記載のＰＥＴ装置。
前記孔部の半径方向において異なる位置に配置された複数の前記放射線検出器は、前記半径方向に直線状に配置されている請求項４または請求項５記載のＰＥＴ装置。
前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動して前記被検体にガンマ線を照射するガンマ線源を有し、前記半導体放射線検出器は、前記ガンマ線源から照射されて前記被検体を透過した第１ガンマ線、及び前記被検体に投与された放射性薬剤に起因して前記被検体から放出された第２ガンマ線の両方を検出する請求項１ないし請求項６のいずれかに記載のＰＥＴ装置。
前記信号処理装置は、前記第１ガンマ線を検出することによって前記半導体放射線検出器から出力される第１ガンマ線検出信号を入力することにより、第１の前記出力情報を出力し、かつ前記第２ガンマ線を検出することによって前記半導体放射線検出器から出力される第２ガンマ線検出信号を入力することにより、第２の前記出力情報を出力し、
前記断層像作成装置は、前記第１情報に基づいて前記第２情報を補正し、補正された前記第２情報を用いて前記被検体の断層像のデータを作成する請求項７記載のＰＥＴ装置。