JP2003090882A

JP2003090882A - 放射線検査装置

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Publication number: JP2003090882A
Application number: JP2002177875A
Authority: JP
Inventors: Shinichi Kojima; 進一小嶋; Kikuo Umegaki; 菊男梅垣; Takashi Okazaki; 隆司岡崎; Kensuke Amamiya; 健介雨宮; Hiroshi Kitaguchi; 博司北口; Yuichiro Ueno; 雄一郎上野; Norifumi Yanagida; 憲史柳田; Kazuma Yokoi; 一磨横井
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2001-06-19
Filing date: 2002-06-19
Publication date: 2003-03-28
Anticipated expiration: 2022-06-19
Also published as: JP3937942B2

Abstract

(57)【要約】【課題】被検診者の断層像を用いての診断精度を向上す
る。【解決手段】放射線検査装置１の撮像装置１３は孔部１
８の周囲に配置された複数の放射線検出器２によって放
射線検出部３１を形成する。Ｘ線源３はガイドレール５
０に沿って孔部１８の周方向に移動する。放射線検出部
３１は被検診者の患部を透過したＸ線及び患部から放出
されたγ線を検出してＸ線検出信号及びγ線検出信号を
出力する。コンピュータ１４は分離されたＸ線検出信号
に基づいたＸ線ＣＴ像データ及びγ線検出信号に基づい
たＰＥＴ像データを作成し両データを合成する。放射線
検出部３１はＸ線検出部及びγ線検出部の機能を有する
ため、被検診者７が動いた場合でもＸ線ＣＴ像及びＰＥ
Ｔ像の両データを精度よく合成できる。このため、患部
の診断精度が向上する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】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（Posi
tron EmissionComputed Tomography）、以下、ＰＥＴと
いう）及び単光子放出型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
PhotonEmission Computed Tomography））、以下、Ｓ
ＰＥＣＴという）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。

【０００２】

【従来の技術】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。その
中で、使用する放射線を用いた代表的な検査方法とし
て、Ｘ線ＣＴ，ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴがある。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。体内を透過したＸ線の強度を
放射線検出器で検出することにより、Ｘ線源と放射線検
出器との間の線減弱係数が求まる。この線減弱係数をア
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 Scienc
e）ＮＳ−２１巻、２２８〜２２９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 Bac
kProjection 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。Ｘ線ＣＴによ
く用いられる線源は約８０ｋｅｖ前後である。

【０００３】ＰＥＴは、陽電子放出核種（¹⁵Ｏ，¹³Ｎ，
¹¹Ｃ，¹⁸Ｆ等）、及び体内の特定の細胞に集まる性質を
有する物質を含む放射性薬剤（以下、ＰＥＴ用薬剤とい
う）を被検診者に投与し、その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方法である。Ｐ
ＥＴ用薬剤中の陽電子放出核種から放出された陽電子
が、付近の細胞の電子と結合して消滅し、５１１ｋｅＶ
のエネルギーを有する一対のγ線（γ線対という）を放
射する。これらのγ線は、互いに正反対の方向に放射さ
れる。この一対のγ線をγ線検出器で検知すれば、どの
２つの検出素子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。例えば、特定の細胞に集
まる性質を有する物質として糖を用いて陽電子放出核種
を含むＰＥＴ用薬剤を製造した場合、このＰＥＴ用薬剤
は糖代謝の激しい癌細胞に集まる。このため、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、
先ほど示した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放射線発生密度に変換され
る。ＰＥＴに用いられる¹⁵Ｏ，¹³Ｎ，¹¹Ｃ，¹⁸Ｆは２分
から１１０分の短半減期の放射性同位元素である。

【０００４】ＰＥＴによる検査では、陽電子消滅の際に
発生するγ線が被検診者の体内で減衰するため、トラン
スミッション像を撮像し補正する。トランスミッション
像とは、例えば放射線源にセシウムを用いてγ線を入射
させ、被検診者の体内を透過したγ線の強度を測定する
ことにより体内におけるγ線の減衰率を測定する方法で
ある。得られたγ線減衰率を用いて体内でのγ線減衰率
を見積もりＰＥＴ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。

【０００５】ＳＰＥＣＴは、シングルフォトン放出核種
を含む放射性薬剤（以下、SPECT 用薬剤という）を被検
診者に投与し、核種から放出されるγ線をγ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、検出素子に入射した角度が得
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線のみを検出することにより角度情報を得て
いる。ＳＰＥＣＴは、特定の腫瘍や分子に集積する性質
を有する物質、及びシングルフォトン放出核種（⁹⁹Ｔ
ｃ，⁶⁷Ｇａ，²⁰¹Ｔｌ等）を含む放射性薬剤（ＳＰＥＣ
Ｔ用薬剤という）を被検診者に投与し、ＳＰＥＣＴ用薬
剤より発生する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
することがしばしばある。ＳＰＥＣＴに用いられる⁹⁹Ｔ
ｃ，⁶⁷Ｇａ，²⁰¹Ｔｌは、ＰＥＴに用いられる放射性同
位元素の半減期よりも長く６時間から３日である。

【０００６】従来、以上に述べた各検査はそれぞれ独立
に行っていた。ＰＥＴ及びSPECT による検査では検査装
置内で放射性薬剤の消費量分布を知ることは可能であ
る。しかしながら、被検診者の体内の部位との対応に関
する情報が無いため、病巣の詳細位置が判らない場合が
ある。このため、近年、ＰＥＴ像またはＳＰＥＣＴ像
と、被検診者の体内の部位が特定できるＸ線ＣＴ像との
結合が行われている。その放射線検査装置の一例が、特
開平７−２０２４５号公報に記載されている。すなわ
ち、その放射線検査装置は、Ｘ線ＣＴ装置の撮像装置と
ＰＥＴ装置の撮像装置とを直ぐ側に並列に設置し、擬似
的な同時撮像を行う。被検診者は、被検診者保持装置の
ベッド上に横たえられ、ベッドの水平方向の移動により
両撮像装置内に順次移送される。被検診者は、Ｘ線ＣＴ
装置の撮像装置で撮影された後、ＰＥＴ装置の撮像装置
で撮影される。この場合、２つの撮影を行う時間間隔が
短く、被検診者はベッドの上で殆ど動かないため２つの
撮像装置で得られた撮像データであるＰＥＴデータとＸ
線ＣＴデータの対応関係が分かる。その対応関係の情報
を用いて、ＰＥＴデータとＸ線ＣＴデータとを結合し、
被検診者の病巣位置の特定を行っている。

【０００７】特開平９−５４４１号公報は、ベッドを兼
用して、Ｘ線ＣＴ装置の撮像装置とＳＰＥＣＴ装置の撮
像装置を直ぐ側で並列に配置した放射線検査装置を記載
している。各撮像装置で得られた撮像データであるＸ線
ＣＴデータとＳＰＥＣＴデータとを結合し、被検診者の
病巣位置の特定を行っている。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】上記の各公開公報に記
載された放射線検査装置では、一見すると２つの撮像デ
ータの位置関係が明確であるように思えるが、被検診者
が両撮像装置の間で動く可能性がある。最近でのＰＥＴ
装置の撮像装置の分解能は約５mmであり、Ｘ線ＣＴ装置
の撮像装置の分解能はそれよりも約１桁小さく約０.５m
m である。そのため、両撮像装置の間で被検診者が動い
たり、被検診者の角度が変われば両撮像装置で得られた
各撮像データの対応関係が不明瞭になる。その結果、例
えば、各々の撮像データを画像再構成した後、共通して
各像に存在する特徴領域を抽出し、その特徴領域の位置
関係から、各像の位置関係を求め、位置合わせを行う必
要が生じる。また、これらの放射線検査装置は、放射線
検出器等をそれぞれ有する２つの撮像装置を備えている
ため装置構成が複雑である。

【０００９】本発明の目的は、診断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。

【００１０】

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成する本
発明の特徴は、被検診者にＸ線を照射するＸ線源装置、
前記被検診者内に存在する放射性薬剤に起因して前記被
検診者から放出されるγ線を検出して前記γ線の検出信
号を出力するγ線検出部、及び前記Ｘ線源装置から照射
されて前記被検診者を透過したＸ線を検出して前記Ｘ線
の検出信号を出力するＸ線検出部を有し、前記Ｘ線検出
部の少なくとも一部は、前記ベッドの長手方向において
前記γ線検出部の一端と前記γ線検出部の他端との間に
形成される領域内に位置していることにある。

【００１１】Ｘ線検出部の少なくとも一部がベッドの長
手方向においてγ線検出部の一端とγ線検出部の他端と
の間に形成される領域内に位置しているため、ＰＥＴ検
査を実施している被検診者の所定の領域に対して、被検
診者をベッドにより移動させずに同じ位置でＸ線ＣＴ検
査を実施できる。このため、検査中に被検診者がベッド
上で動いた場合でも、患部の位置での第１断層像（Ｘ線
検出信号に基づいて作成）及び第２断層像（γ線検出信
号に基づいて作成）の両データを精度よく合成できる。
合成により得られた断層像データを用いることによって
診断精度を向上できる。

【００１２】好ましくは、被検診者を透過した前記Ｘ線
の検出信号及び前記被検診者内に存在する放射性薬剤に
起因して前記被検診者から放出されたγ線の検出信号の
両方を出力する複数の放射線検出器とを備えたことにあ
る。それぞれの放射線検出器がＸ線検出信号及びγ線検
出信号の両方を出力するため、その放射線検出器を備え
た放射線検査装置は、被検体を透過したＸ線を検出する
複数の放射線検出器を備えた撮像装置、及び被検体から
放出されたγ線を検出する複数の放射線検出器を備えた
他の撮像装置を備えた従来の放射線検査装置に比べて装
置構成が著しく単純化される。

【００１３】好ましくは、Ｘ線検出信号に基づいて被検
診者の第１断層像のデータを作成し、γ線検出信号に基
づいて被検診者の第２断層像のデータを作成し、かつ第
１断層像のデータと第２断層像のデータとを合成した合
成断層像のデータを作成する断層像データ作成装置を備
える。

【００１４】

【発明の実施の形態】（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は、撮像装置
１３，被検診者保持装置１１，信号弁別装置４，同時計
数装置５，記憶装置６，コンピュータ１４及びモニタ３
２を備えている。被検診者保持装置１１は、保持部１
２、および保持部１２の上端部に位置して長手方向に移
動可能に保持部１２に設置されたベッド８を有する。撮
像装置１３は、放射線検出器２，貫通している孔部１８
を有するケーシング１５，Ｘ線源装置１６及びガイドレ
ール５０を備える。撮像装置１３は、ベッド８の長手方
向に対して直角の方向に設置される。放射線検出器２は
半導体放射線検出器であり、多数の放射線検出器２（合
計１００００個）が孔部１８の周囲を取り囲むように配
列されてケーシング１５に設置される。放射線検出器２
は、孔部１８の円周方向に多数配列される。この円周方
向における放射線検出器２の配列が、孔部１８の奥行き
方向、すなわちベッド８の移動方向に複数列配置され
る。これらの放射線検出器２は、放射線検出器３１を構
成する。放射線検出器２の検出部である半導体素子部
は、カドミウムテルル（ＣｄＴｅ），ガリウムヒ素（Ｇ
ａＡｓ）、またはカドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）等で
構成される。

【００１５】Ｘ線源装置１６は、Ｘ線源３，駆動装置制
御装置９及びＸ線源駆動装置１７を有する。Ｘ線源駆動
装置１７は、ケーシング内に、図示されていないが、モ
ーター、及び減速機構を有する動力伝達機構を備える。
動力伝達機構は、モーターに連結される。Ｘ線源３は、
Ｘ線源駆動装置１７のケーシングに取り付けられて、孔
部１８内に伸びている。環状のガイドレール５０は、ケ
ーシング１５の被検診者保持装置１１に面する側壁に、
孔部１８を取り囲むように設置される。Ｘ線源駆動装置
１７は、落下しないようにかつ環状のガイドレール５０
に沿って移動可能にガイドレール５０に取り付けられ
る。Ｘ線源駆動装置１７は、図示していないが、前述の
動力伝達機構から回転力を受けるピニオンを有する。こ
のピニオンはガイドレール５０に設けられたラックと噛
合う。

【００１６】信号弁別装置４は、波形整形装置４１，γ
線弁別装置４２及び波高分析装置４３を有する。信号弁
別装置４は、配線１９によって放射線検出器２に接続さ
れる。信号弁別装置４は、各々の放射線検出器２毎に１
個設けられる。配線１９は信号弁別装置４の波形整形装
置４１に接続される。γ線弁別装置４２及び波高分析装
置４３は波形整形装置４１に接続される。γ線弁別装置
４２は同時計数装置５を介してコンピュータ１４に接続
される。同時計数装置５は１個でありγ線弁別装置４２
に接続される。同時計数装置５は、幾つかのγ線弁別装
置４２毎に設けても良い。各波高分析装置４３はコンピ
ュータ１４に接続される。記憶装置６及びモニタ３２が
コンピュータ１４に接続される。電源４４のマイナス端
子は抵抗２０を介して配線１９に接続され、電源４４の
プラス端子は放射線検出器２に接続される。信号弁別装
置４は信号処理装置である。この信号処理装置は、波高
分析装置４３を有する第１の信号処理装置、及び波形整
形装置４１及びγ線弁別装置４２を有する第２信号処理
装置を備える。

【００１７】本実施例は、Ｘ線ＣＴ検査（Ｘ線源３から
放射されて被検診者の体内を投下したＸ線を放射線検出
器で検出する行為）及びＰＥＴ検査（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）を一台の撮像装置１３を用いて行う
例である。

【００１８】検診を行う前に、まず、被検診者７の体内
に、予め注射などの方法により前述したＰＥＴ用薬剤を
投与し、ＰＥＴ用薬剤が撮像可能な状態に体内に拡散し
て患部に集まるまでの所定時間を待機する。ＰＥＴ用薬
剤は、検診する患部に応じて選ばれる。その所定時間の
経過によってＰＥＴ用薬剤は、被検診者７の患部（例え
ば癌の患部）に集積する。その所定時間が経過した後、
被検診者７を被検診者保持装置１１のベッド８上に寝か
せる。なお、検査の種類によっては、ＰＥＴ用薬剤をベ
ッド８上に寝かせられた被検診者７に投与することもあ
る。また、そのＰＥＴ用薬剤を被検診者７に投与しなが
ら、撮像装置１３で被検診者７を撮像することもある。
例えば、半減期が２分である¹⁵Ｏを使用する場合には、
それを被検診者７に投与しながら撮像を行う。

【００１９】撮像装置１３を用いて被検診者７の撮像を
行う場合、ベッド８を撮像装置１３に向かって移動させ
る。ベッド８上の被検診者７及びベッド８が、孔部１８
内に挿入されて反対側に向かって移動する。被検診者７
の患部に集積したＰＥＴ用薬剤に起因して体内より放出
された５１１ｋｅＶのγ線は、放射線検出器２に入射さ
れる。一方、Ｘ線源３から照射されたあるエネルギーを
有するＸ線は、被検診者７を透過後、放射線検出器２に
入射される。Ｘ線のエネルギーは例えば８０ｋｅＶであ
る。Ｘ線ＣＴ検査中は、Ｘ線源装置１６をガイドレール
５０に沿って被検診者７の周りを移動させるため、Ｘ線
源３からのＸ線が周方向のあらゆる位置から被検診者７
に照射される。Ｘ線ＣＴ検査開始時にＸ線源装置１６を
ガイドレール５０に沿って動かすとき、駆動装置制御装
置９は、駆動開始信号を出力して、Ｘ線源駆動装置１７
のモーターに接続された、電源とつながる開閉器を閉じ
る。電流の供給によりモーターが回転し、その回転力が
動力伝達機構を介してピニオンに伝えられ、ピニオンが
回転する。ピニオンがガイドレール５０のラックと噛合
っているため、Ｘ線源装置１６がガイドレール５０に沿
って周方向に移動する。Ｘ線源３は、孔部１８内に挿入
された状態で被検診者７の周囲を移動する。Ｘ線ＣＴ検
査終了時には、駆動装置制御装置９は駆動停止信号を出
力して上記の開閉器を開く。

【００２０】各放射線検出器２は、Ｘ線源３から放射さ
れて被検診者７の体内を透過したＸ線、及び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、その体内を透過したＸ線の検出信号（以下、Ｘ線撮
像信号という）及びγ線の検出信号（以下、γ線撮像信
号という）を含んでいる出力信号をそれぞれ出力する。
Ｘ線源３から放射されたＸ線は、上記患部を透過して放
射線検出器２で検出される。ある放射線検出器２から出
力されたＸ線撮像信号及びγ線撮像信号は、該当する配
線１９を介して該当する信号弁別装置４に入力される。
電源４４は、放射線検出器２を作動させるために放射線
検出器２に電圧を印加する。その電圧の印加により放射
線検出器２の半導体素子部に電場が発生しているため、
この半導体素子部にＸ線及びγ線が入射されると、半導
体素子部に電荷が発生する。この電荷が撮像信号として
放射線検出器２から出力される。

【００２１】信号弁別装置４の機能を以下に説明する。
信号弁別装置４は、放射線検出器２の出力信号からＸ線
撮像信号及びγ線撮像信号を分離する機能を有する。す
なわち、信号弁別装置４は、１つの放射線検出器２で検
出したＸ線撮像信号及びγ線撮像信号をエネルギー弁別
する装置である。なお、Ｘ線源３がＸ線を放射する時間
間隔は、信号弁別装置４の動作タイムウィンドウΔτに
比べて長い。

【００２２】信号弁別装置４の波形整形装置４１は、放
射線検出器２からの出力信号を入力する。入力されたγ
線撮像信号は、図３に示すように、最初に急激に立下
り、その後、指数関数的に０に近づくような形になって
いる。波形整形装置４１の出力信号を入力するγ線弁別
装置４２は、図３に示すような波形のγ線撮像信号を処
理できない。このため、波形整形装置４１は、図３に示
すような波形のγ線撮像信号を、例えば図４に示すよう
に時間的なガウス分布の波形を有するγ線撮像信号に変
換して出力する。放射線検出器２で検出されたＸ線撮像
信号も、波形整形装置４１で波形がガウス分布に整形さ
れて出力される。

【００２３】波形整形装置４１の出力γ線撮像信号及び
Ｘ線撮像信号は、γ線弁別装置４２及び波高分析装置４
３に入力される。γ線弁別装置４２がγ線撮像信号を処
理し、波高分析装置４３がＸ線撮像信号を処理する必要
がある。このため、本実施例では以下の工夫がなされて
いる。

【００２４】ＰＥＴ用薬剤から放出された陽電子が陽電
子消滅により体内で生成するγ線のエネルギーは先に述
べたように５１１ｋｅＶである。しかし、半導体素子部
内でγ線のエネルギー全てが電荷に変わるとは限らな
い。このため、γ線弁別装置４２は、例えばエネルギー
が５１１ｋｅＶよりも低い４５０ｋｅＶをエネルギー設
定値として、このエネルギー設定値（第１エネルギー設
定値という）以上のエネルギーを有する撮像信号を入力
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。すなわち、γ線弁別装置４２は、第１エネルギ
ー設定値以上のエネルギーを有する撮像信号（γ線撮像
信号）が入力されたときに上記のエネルギーを有するパ
ルス信号を発生させる装置である。

【００２５】波高分析装置４３は、波形整形装置４１か
ら出力された、第１エネルギー設定値よりも低いエネル
ギーを有する撮像信号（Ｘ線撮像信号）が入力されたと
き、その撮像信号の計数値を計測する。本実施例では、
被検診者７に照射されるＸ線のエネルギーが８０ｋｅＶ
であるため、波高分析装置４３は第２エネルギー設定値
である７０ｋｅＶ以上で第３エネルギー設定値である９
０ｋｅＶ以下の範囲のエネルギーを有する撮像信号（Ｘ
線撮像信号）を計数しその撮像信号の計数値を出力す
る。このような特定のエネルギーの撮像信号の処理を行
うことによって波高分析装置４３の負荷は著しく軽減さ
れる。

【００２６】上記のように、γ線弁別装置４２及び波高
分析装置４３において特定のエネルギーを有する撮像信
号を処理するためには、所定のエネルギー範囲の撮像信
号を通過させるフィルタをγ線弁別装置４２及び波高分
析装置４３内（またはγ線弁別装置４２及び波高分析装
置４３の前段）に設けるとよい。第１エネルギー設定値
以上のエネルギーを有する撮像信号を通過させ、その設
定値よりも低いエネルギーを有する撮像信号の通過を阻
止する第１フィルタがγ線弁別装置４２内に設けられ
る。γ線弁別装置４２は第１フィルタを通過した撮像信
号に対してパルス信号を発生する。第２エネルギー設定
値以上で第３エネルギー設定値以下の範囲のエネルギー
を有する撮像信号を通過させ、その範囲外のエネルギー
を有する撮像信号の通過を阻止する第２フィルタが波高
分析装置４３内に設けられる。波高分析装置４３は、第
２フィルタを通過した撮像信号（Ｘ線撮像信号）を計数
する。

【００２７】本実施例は、信号弁別装置４を用いること
によって、放射線検出器２の出力である撮像信号からピ
ーク計数値に対するエネルギーが異なるγ線撮像信号及
びＸ線撮像信号を分離することができる。

【００２８】同時計数装置５は、各信号弁別装置４のγ
線弁別装置４２から出力されたパルス信号を入力しこれ
らのパルス信号を用いて同時計数を行い、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５は、前
述の一対のγ線に対する一対のパルス信号によりその一
対のγ線を検出した２つの検出点（一対の放射線検出器
２の位置）をγ線検出の位置情報としてデータ化する。

【００２９】コンピュータ１４は、図５に示すステップ
２１〜２９の処理手順に基づいて処理を実行する。この
ような処理を実行するコンピュータ１４は、断層像デー
タ作成装置である。同時計数装置５によって計数された
γ線撮像信号の計数値、同時計数装置５から出力された
検出点の位置情報、及び波高分析装置４３から出力され
たＸ線撮像信号の計数値が入力される（ステップ２
１）。入力された、γ線撮像信号の計数値，検出点の位
置情報、及びＸ線撮像信号の計数値は、記憶装置６に記
憶される（ステップ２２）。

【００３０】次に、ステップ２３において、Ｘ線撮像信
号の計数値の補正が行われる。この補正について、以下
に詳細に説明する。

【００３１】被検診者７に照射するＸ線のエネルギー
は、前述のように８０ｋｅＶであり、ＰＥＴ用薬剤に起
因してその体内で発生するγ線に比べて低いエネルギー
である。波高分析装置４３から出力されたＸ線撮像信号
の計数値には、エネルギーが半導体素子部内で８０ｋｅ
Ｖ前後に減衰したγ線撮像信号の計数値が含まれてい
る。このため、そのＸ線撮像信号の計数値からγ線撮像
信号の計数値を除去する補正を行って、真のＸ線撮像信
号の計数値を求める。Ｘ線撮像信号の計数値の補正方法
の一例を説明する。例えば５１１ｋｅＶのγ線の検出ス
ペクトルを予め測定しておき、この検出スペクトルの測
定結果を用いて８０ｋｅＶ前後のγ線の強度を見積も
る。放射線検出器２の半導体素子部に対して５１１ｋｅ
Ｖのγ線を照射したときのスペクトルが図６のように得
られたとする。そして、例えば被検診者７の体内から放
出されたγ線がある半導体素子部で１００個検出された
とする。その場合、図６のピーク部分における計数値
（カウント数）が１００個になるように図６に示すスペ
クトル全体の計数値を等倍した後、Ｘ線撮像信号の計数
値から、等倍されたその計数値を差し引くことにより、
図７に示す正確なＸ線撮像信号単体の計数値（カウント
数）が得られる。この補正された計数値は、記憶装置６
に記憶される。

【００３２】記憶装置６に記憶されているＸ線撮像信号
の補正された計数値を用いて強度を算出し、得られた強
度のデータを用いて、被検診者７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２４）。この
減衰率及びＸ線撮像信号の強度は記憶装置６に記憶され
る。

【００３３】被検診者７の横断面（以下、横断面とは被
検診者が立った状態での横断面をいう）の断層像を、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す
る（ステップ２５）。Ｘ線撮像信号の強度、すなわち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Ｃ
Ｔ像と称する。ステップ２５においては、ＰＥＴ薬剤が
集積している患部を通る断層面でのＸ線ＣＴ像も再構成
される。Ｘ線ＣＴ像を再構成するために、記憶装置６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
３とＸ線を検出した放射線検出器２の半導体素子部との
間における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６に記憶さ
れる。

【００３４】患部で発生したγ線は体内を透過する間に
吸収・減衰されるため、これらの効果を前述の減衰率の
データより見積ってγ線撮像信号の計数値に補正をかけ
ることにより、更に高精度なγ線撮像信号の計数値を得
ることも可能である。ステップ２６では、γ線撮像信号
の計数値を補正する。γ線撮像信号の計数値に関する補
正方法の一例を以下に述べる。まず、Ｘ線撮像信号の減
衰率を用いて被検診者７の断層像を再構成し、体内の各
位置におけるＣＴ値を求める。得られたＣＴ値から、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。

【００３５】患部（例えば癌の患部）を含む、被検診者
７の横断面の断層像を、該当する位置でのγ線撮像信号
の補正後の計数値を用いて再構成する（ステップ２
７）。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。この処理を詳細に説明する。記憶
装置６から読み出されたγ線撮像信号の計数値を用い
て、一対のγ線を検出した一対の放射線検出器２（検出
点の位置情報より特定）の各半導体素子部間における体
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。得られた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放射線発生密度を
得る。これらの放射線発生密度に基づいてＰＥＴ像のデ
ータを得ることができる。このＰＥＴ像のデータは、記
憶装置６に記憶される。

【００３６】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６に記憶させる（ステップ２８）。患部の
位置におけるＰＥＴ像データとその位置のＸ線ＣＴ像デ
ータを合成して、患部の位置での被検診者７の横断面の
合成断層像データを求める。ＰＥＴ像のデータとＸ線Ｃ
Ｔ像のデータとの合成は、両方の像データにおける、孔
部１８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、共通の放射線検出器
２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６から呼び出されてモニタ３２に出
力され（ステップ２９）、モニタ３２のディスプレイに
表示される。モニタ３２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７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精度よく特定するこ
とができる。

【００３７】なお、Ｘ線ＣＴ像は複数のスキャンデータ
が必要なため、Ｘ線源駆動装置１７を用いてＸ線源３を
ガイドレール５０に沿って移動させることによって、放
射線検出器２により必要なデータ量を得ることができ
る。

【００３８】本実施例では、放射線検出器３１がＸ線撮
像信号及びγ線撮像信号の両方を出力する複数の放射線
検出器２で構成されているため、放射線検出器３１はγ
線検出部でありＸ線検出部でもある。本実施例は、Ｘ線
検出部が、ベッド８の長手方向においてγ線検出部の一
端とγ線検出部の他端との間に形成される領域内に位置
している。

【００３９】本実施例によれば、以下に示す効果を得る
ことができる。

【００４０】（１）本実施例では、放射線検出器２のそ
れぞれが被検診者７の体内を透過するＸ線（透過Ｘ線と
いう）、及びＰＥＴ用薬剤に起因してその体内から放出
されるγ線の両方を検出してＸ線撮像信号及びγ線撮像
信号を出力する。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、本実施例は一台の撮像装置
１３で前述の透過Ｘ線及びγ線の両方を検出でき、放射
線検査装置の構成を著しく単純化でき、かつ放射線検査
装置を小型化できる。しかも、本実施例は、透過Ｘ線及
びγ線の両方を検出する放射線検出器２の出力信号から
Ｘ線撮像信号及びγ線撮像信号のそれぞれを分離し、分
離したＸ線撮像信号の強度を用いて、被検診者の、内臓
及び骨の画像を含む患部（ＰＥＴ用薬剤が集積）の位置
での第１の断層像（Ｘ線ＣＴ像）を再構成でき、分離し
たγ線撮像信号の強度を用いて、その被検診者の、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断層像のデータは透過
Ｘ線及びγ線の両方を検出する放射線検出器２の出力信
号に基づいて再構成されているので、患部の位置におけ
る第１断層像及び第２断層像の両データを精度良く位置
合せして合成することができ、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。

【００４１】（２）Ｘ線検出部がベッド８の長手方向に
おいてγ線検出部の一端とγ線検出部の他端との間に形
成される領域内に位置しているため、ＰＥＴ検査を実施
している被検診者７の所定の領域に対して、被検診者７
をベッド８により移動させずに同じ位置でＸ線ＣＴ検査
を実施できる。このため、検査中に被検診者７がベッド
８上で動いた場合でも、患部の位置でのＰＥＴ像及びＸ
線ＣＴ像の両データを精度よく合成できる。得られた、
患部の位置での合成断層像データ、すなわち、モニタ３
２に表示された合成断層像画像を用いることによって、
患部の診断精度を向上できる。特に、臓器が込み入って
いる箇所に患部が存在する場合でも、本実施例で得られ
た断層画像により患部の位置を適切に把握でき、患部の
診断精度が向上する。

【００４２】（３）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通の放射線検出器２から得る
ことができるため、被検診者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。

【００４３】（４）さらに、Ｘ線ＣＴ像の作成のために
必要なＸ線撮像信号を得るために要する検査時間は、Ｐ
ＥＴ像の作成のために必要なγ撮像信号を得るために要
する検査時間よりも短い。このため、そのγ線撮像信号
得るための検査時間の間、常にＸ線源３からＸ線を被検
診者に照射してＸ線撮像信号を得ることによって、被検
診者が検査中に動いた場合でもＸ線撮像信号に基づいて
得られるＸ線ＣＴ像の連続像から、被検診者の揺動に伴
うＰＥＴ像のデータのずれを補正できる。

【００４４】（５）放射線検出器２として用いている半
導体放射線検出器は、エネルギー分解能が高い。このた
め、本実施例では、放射線検出器２から出力されたＸ線
撮像信号及びγ線撮像信号を弁別装置４で簡単に分離で
きる。

【００４５】（６）放射線検出器２として半導体放射線
検出器を用いているため、撮像装置１３を小型化でき
る。

【００４６】（７）本実施例は、Ｘ線源３を周回させて
放射線検出器３１を孔部１８の周方向及び軸方向に移動
させないため、放射線検出器３１を移動させるに必要な
モーターに比べてＸ線源３を周回させるモーターの容量
を小さくできる。後者のモーターの駆動に要する消費電
力も、前者のモーターのそれよりも少なくできる。

【００４７】（８）本実施例は、環状の放射線検出器３
１の内側でＸ線源３が周回するため、放射線検出器３１
の直径が大きくなり、放射線検出器３１を構成する放射
線検出器２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２の個数の増加は、感度の向上をもた
らし、被検診者７の横断面の分解能を向上させる。

【００４８】なお、必ずしも被検診者に対する検査時間
のすべての間、Ｘ線ＣＴ検査とPET検査の両方を行う必
要はない。必要なデータ量に応じてＰＥＴ検査のみ行う
時間やＸ線ＣＴ検査のみを行う時間があってもよい。

【００４９】（実施例２）本発明の他の実施例である放
射線検査装置を説明する。図示されていないが、本実施
例の構成は、図１の構成において信号弁別装置４の替り
に図８に示す信号弁別装置４Ａを用いたものである。信
号弁別装置４Ａは、後述の実施例４でも信号弁別装置４
の替りに用いることができ、実施例４でも用いることが
できる。信号弁別装置４Ａは、前述の信号弁別装置４に
切替スイッチ６０を新たに設置し、更に波高分析装置４
３を信号処理装置３３に替えた構成を有する。信号弁別
装置４Ａは、波形整形装置４１，γ線弁別装置４２、及
びＸ線強度を求める信号処理装置３３を備える。信号処
理装置３３は積分装置（図示せず）を有する。切替スイ
ッチ６０は、可動端子６１、及び固定端子６２及び６３
を有する。配線１９は、可動端子６１に接続される。波
形整形装置４１は固定端子６２及びγ線弁別装置４２に
接続される。信号処理装置３３は固定端子６３に接続さ
れる。信号弁別装置４Ａは信号処理装置であり、この信
号処理装置は第１の信号処理装置である信号処理装置３
３、及び波形整形装置４１及びγ線弁別装置４２を有す
る第２信号処理装置を備える。

【００５０】図２に示す信号弁別装置４では、γ線撮像
信号及びＸ線撮像信号がγ線弁別装置４２及び波高分析
装置４３に入力されるため、各信号の定量性が維持でき
ない場合がある。また、Ｘ線源３から放射されるＸ線の
時間間隔を信号弁別装置のタイムウィンドウΔτよりも
短くして、Ｘ線ＣＴ検査の検査時間を短縮したい場合が
ある。この要求を満たすために、本実施例の信号弁別装
置４Ａは、切替スイッチ６０を設け、切替スイッチ６０
の切替えにより配線１９により伝送されてくる撮像信号
をγ線弁別装置４２または信号処理装置３３に伝えるよ
うに構成される。ＰＥＴ検査時は、可動端子６１を固定
端子６２に接続してＰＥＴ検査を行う。

【００５１】切替スイッチ６０の固定端子６２または固
定端子６３に接続する切替操作は、駆動装置制御装置９
の出力である制御信号に基づいて行われる。駆動装置制
御装置９は、前述のようにＸ線源装置１６の移動動作を
制御するが、同時にＸ線源３に対して１８０°反対側の
位置にある放射線検出器２を選択し、選択した放射線検
出器２に接続される信号弁別装置４Ａの切替スイッチ６
０の可動端子６１を固定端子６３に接続する。

【００５２】上記の放射線検出器２（Ｘ線源３に対して
１８０°反対側の位置にある）の選択について説明す
る。Ｘ線源駆動装置１７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９は、エ
ンコーダーの検出信号を入力してＸ線源３のガイドレー
ル５０上の位置を求め、このＸ線源３の位置と１８０°
反対側に位置する放射線検出器２を、記憶している各放
射線検出器２の位置のデータを用いて選択する。Ｘ線源
３から放射されるＸ線はガイドレール５０の円周方向に
ある幅を有しているため、被検診者７の体内を透過した
Ｘ線を検出する放射線検出器２は、選択した放射線検出
器２以外にも円周方向に複数個存在することになる。駆
動装置制御装置９はその複数の放射線検出器２も選択す
る。そのため、駆動装置制御装置９は、それらの放射線
検出器２に接続された複数個の切替スイッチ６０の可動
端子６１も固定端子６３に接続する。駆動装置制御装置
９が、Ｘ線源３の移動によって別の放射線検出器２を選
択したときには、新たに選択放射線検出器２となる放射
線検出器２に接続された可動端子６１は固定端子６３に
接続される。選択放射線検出器でなくなった放射線検出
器２に接続された可動端子６１は駆動装置制御装置９に
よって固定端子６２に接続される。本実施例も、実施例
１と同様に、Ｘ線撮像信号及びγ線撮像信号の両方を出
力する複数の放射線検出器２によって環状の放射線検出
器３１が形成される。

【００５３】放射線検出器２から出力されたγ線撮像信
号は、可動端子６１が固定端子６２に接続されている状
態で波形整形装置４１を介してγ線弁別装置４２に入力
され、前述した放射線検査装置１のそれらと同様な処理
を受ける。γ線弁別装置４２から出力されたパルス信号
は、同時計数装置５に入力される。同時計数装置５から
出力されたγ線撮像信号の計数値がコンピュータ１４に
入力されて放射線検査装置１で行われる処理によりＰＥ
Ｔ像のデータが求められる。本実施例では、可動端子６
１と固定端子６２とが接続されている状態では、後述す
るように放射線検出器２にＸ線が入射されないので、γ
線撮像信号のみが波形整形装置４１及びγ線弁別装置４
２に入力される。γ線弁別装置４２は、第１フィルタに
よってＰＥＴ像のデータ作成に悪影響を与える低エネル
ギーのγ線信号を削除する。このため、精度の良いＰＥ
Ｔ像のデータを得ることができる。

【００５４】次に、放射線検出器２から出力されたＸ線
撮像信号の処理を、図９を用いて説明する。Ｘ線源３よ
り放射されるＸ線の時間間隔は信号弁別装置４Ａのタイ
ムウィンドウΔτに比べて小さいため、Δτの間に複数
のＸ線が放射線検出器２に入射される。一方、放射性薬
剤に起因して発生するγ線はΔτの間に複数のγ線対が
発生した場合、どの放射線検出器２の間で発生したかが
分からなくなるため、Δτの間に被検診者の体内で平均
１個、若しくはそれ以下のγ線対しか発生しないように
する。これは、被検診者に投与するＰＥＴ検査用の放射
性薬剤の量を、Δτの間に体内で平均１個、若しくはそ
れ以下のγ線対しか発生しないような量に調整すること
によって可能である。放射線検出器２は一般のＰＥＴ装
置では数千から数万個に及ぶため、例えば１０Δτの間
に同じ放射線検出器に複数のγ線が入射する確率はほと
んど０である。そこで、例えば１０Δτの検査時間の間
にＸ線源３よりＸ線を放射した場合で、その期間に一
度、γ線が放射線検出器に入射したとする（図９
（ｂ））。すると、体内を透過したＸ線によるＸ線撮像
信号、そのγ線によるγ線撮像信号は図９（ｄ）及び
（ｃ）のような形になる。この結果、放射線検出器２か
ら出力される撮像信号は、図９（ｂ）のような形にな
る。従って、放射線検出器２の出力信号から例えば最も
大きな信号を除いた信号を平均することにより、Ｘ線撮
像信号の強度が求まる。

【００５５】可動端子６１が固定端子６３に接続されて
いるときに放射線検出器２で検出されたＸ線撮像信号及
び極めて少ない個数のγ線撮像信号が信号処理装置３３
に入力され、積分装置によってそれらの撮像信号が積算
される。この撮像信号の積算は、可動端子６１が固定端
子６３に接続されている間に行われ、可動端子６１が固
定端子６２に接続されたときに積算を終了する。

【００５６】信号処理装置３３からＸ線撮像信号の積算
値、すなわちＸ線撮像信号の強度の情報がコンピュータ
１４に入力される。本実施例では、図５のステップ２１
の「Ｘ線撮像信号の計数値の入力」が「Ｘ線撮像信号の
強度の入力」、及びステップ２２の「Ｘ線撮像信号の計
数値の記憶」が「Ｘ線撮像信号の強度の記憶」となり、
ステップ２３の処理が実行されない。ステップ２２の処
理後にステップ２４の処理が実行される。ステップ２４
による演算処理によって、入力したＸ線撮像信号の強度
からγ線撮像信号の積算値（予め決めた個数（１，２
個）のγ線撮像信号の積算値）を差引いて可動端子６１
が固定端子６３に接続されている時間で平均したＸ線撮
像信号の平均強度を求める。この平均強度に基づいて各
ボクセルにおける減衰率を計算し、ステップ２５でＸ線
ＣＴ像のデータを求める。

【００５７】信号弁別装置４Ａを用いることによって、
γ線撮像信号及びＸ線撮像信号の定量性が改善できる。
信号弁別装置４の替りに本実施例の信号弁別装置４Ａを
用いた放射線検査装置１は、実施例１で述べた効果も生
じる。本実施例は、実施例１のように、放射線検出器２
の出力信号からＸ線撮像信号とγ線撮像信号をそれぞれ
分離する処理を行ってはいないが、放射線検出器２から
出力されたＸ線撮像信号に基づいてＸ線ＣＴ像データを
作成することができ、γ線撮像信号に基づいてＰＥＴ像
のデータを得ることができる。本実施例は、実施例１で
生じる（１）〜（８）の効果を得ることができる。

【００５８】（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を用いて説明する。本実施例
は、Ｘ線ＣＴ検査とＰＥＴ検査とを一台の撮像装置１３
Ａを用いて行う例である。本実施例の放射線検査装置１
Ａは、配線１９Ｂによって信号処理装置３３に接続され
る放射線検出器５４、及び配線１９Ａによって信号弁別
装置４Ｂに接続される放射線検出器５５を有する。放射
線検出器５４及び５５は、放射線検出器２と同様に、半
導体放射線検出器である。放射線検出器５４と放射線検
出器５５とは、撮像装置１３Ａの孔部１８の円周方向に
交互に配置される。放射線検出器５４及び５５の配置
は、交互に配置する必要はなく、必要においてそれらの
配列割合を変えてもよい。信号弁別装置４Ｂは信号処理
装置である。

【００５９】信号弁別装置４Ｂは、図１１に示すよう
に、直列に接続された波形整形装置４１及びγ線弁別装
置４２を有する。波形整形装置４１が配線１９Ａに接続
される。電源４４の接続状態は、図２に示す構成と同じ
である。

【００６０】放射線検出器５４及び５５は、図１の実施
例における放射線検出器２と同様に、Ｘ線撮像信号及び
γ線撮像信号を出力する。放射線検出器５４に接続され
た信号処理装置３３は、前述した信号弁別装置４Ａの信
号処理装置３３と同様にＸ線撮像信号の積分値であるＸ
線撮像信号の強度を出力する。放射線検出器５５の出力
を入力する波形整形装置４１及びγ線弁別装置４２は、
信号弁別装置４のそれらと同じ処理を実行する。γ線弁
別装置４２はγ線撮像信号に基づいたパルス信号を発生
する。

【００６１】本実施例のコンピュータ１４における処理
は、実施例２で述べたその処理と同じである。最終的
に、患部の位置でのＸ線ＣＴ像及びＰＥＴ像の両データ
を合成し、患部位置での合成断層像のデータが得られ
る。本実施例は、実施例２で述べた効果を得ることがで
きる。放射線検出器５４及び５５を交互に配置すること
によってγ線が検出できない位置（放射線検出器５４が
配置された位置）及びＸ線が検出できない位置（放射線
検出器５５が配置された位置）が存在することによる、
ＰＥＴ像及びＸ線ＣＴ像の画質の低下を補うために、例
えばモーターを用いて放射線検出器５４及び５５を孔部
１８の円周方向に旋回させる。これによって、その円周
方向においてきめ細かくＸ線及びγ線を検出することが
できる。このため、ＰＥＴ像およびＸ線ＣＴ像の画質の
低下を防止できる。本実施例は、ベッド８の長手方向に
配置された複数の放射線検出器５４によってＸ線源制御
装置５３が構成され、その長手方向に配置された放射線
検出器５５によってγ線検出部３５が構成される。Ｘ線
源制御装置５３とγ線検出部３５が孔部１８の周方向に
交互に配置されている。Ｘ線源制御装置５３は、ベッド
８の長手方向においてγ線検出部３５の一端とγ線検出
部３５の他端との間に形成される領域内に位置してい
る。本実施例も、実施例１で生じる（１）〜（８）の効
果を得ることができる。

【００６２】（実施例４）本発明の他の実施例である放
射線検査装置１Ｂを、図１２に基づいて以下に説明す
る。放射線検査装置１Ｂは、Ｘ線ＣＴ装置及びＳＰＥＣ
Ｔ装置の機能を有している。放射線検査装置１Ｂの撮像
装置３０は、放射線検査装置１の撮像装置１３における
各放射線検出器２よりも孔部１８の中心側にコリメータ
１０を配置したものである。放射線検査装置１Ｂの他の
構成は放射線検査装置１と同じである。本実施例も、図
示されていないが、実施例１と同様に、複数の放射線検
出器２で構成された放射線検出器３１を有する。この放
射線検出器３１はＸ線検出部及びγ線検出部を兼用して
いる。信号弁別装置４は前述のように信号処理装置であ
る。計数装置５Ａは各信号弁別装置４のγ線弁別装置４
２のそれぞれに接続される。計数装置５Ａは幾つかのγ
線弁別装置４２毎に設けても良い。コリメータ１０は、
図１２に図示されていないが各放射線検出器２毎にそれ
ぞれ対向するように設けられ、Ｘ線及びγ線が通過する
貫通孔を有する。本実施例は、Ｘ線ＣＴ検査とＳＰＥＣ
Ｔ検査（ＳＰＥＣＴ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）とを
一台の撮像装置３０を用いて行う例である。

【００６３】ＳＰＥＣＴ検査では、前述したシングルフ
ォトン放出核種を含むＳＰＥＣＴ用薬剤を投与した被検
診者７をベッド８上に寝かせて、ＳＰＥＣＴ用薬剤に起
因して被検診者７の体内で発生する単一のγ線を放射線
検出器２で検出する。特定の角度から入射するγ線を検
出するために、前述のようにコリメータ１０が配置され
る。例えば、コリメータ１０は放射線検出器２に対して
垂直な方向のγ線を放射線検出器２に入射可能にしてい
る。

【００６４】被検診者の体内を透過したＸ線を放射線検
出器２で検出する場合には、放射線検出器２に対して斜
め方向から入射するＸ線も必要である。コリメータ１０
によってそのＸ線が遮られるとＸ線ＣＴ検査が行えなく
なる。このため、本実施例は、高エネルギーＸ線を発生
するＸ線源３を用い、そのＸ線を被検診者に照射して体
内を透過するＸ線を放射線検出器２で検出する。本実施
例におけるＸ線源３は、図１の実施例で用いられるＸ線
源３よりも高エネルギーＸ線を放射する。

【００６５】ＳＰＥＣＴ用薬剤に起因して発生するγ線
のエネルギーはＰＥＴ用薬剤に起因して発生するγ線の
エネルギーよりも低い。ＳＰＥＣＴ用薬剤に起因して発
生するγ線のエネルギーは、例えば約８０ｅＶ〜１３０
ｋｅＶの範囲にある。この場合、コリメータ１０は、約
８０ｅＶ以下のエネルギーを有するγ線が貫通孔以外の
部分を透過しないように構成される。

【００６６】Ｘ線源３により照射されるＸ線は、ＳＰＥ
ＣＴ用薬剤によって発生するγ線のエネルギーと同じに
ならないようにし、更にコリメータ１０の貫通孔以外の
部分を透過できるエネルギーを有するＸ線にする。これ
により、コリメータ１０を装着した状態でＸ線ＣＴ検査
を行うことが可能になる。例えば、Ｘ線のエネルギーを
３００ｋｅＶとし、γ線のエネルギーを１００ｋｅＶ、
コリメータ１０の材質としてタングステンを用いた場合
を考える。タングステンの３００ｋｅＶ光子における線
源弱定数は約６.０cm^-1 であるのに対し、１００ｋｅＶ
光子における線源弱定数は約８３cm^-1である。このた
め、コリメータ１０をＸ線，γ線がそれぞれ０.５mm 透
過した場合、Ｘ線は約７５％透過するのに対し、γ線は
約２％しか透過しない。この結果、放射線検出器２は、
放射線検出器２に斜めに入射するＸ線に対しても出力信
号を出力するが、コリメータ１０にて遮られる、斜めに
入射したγ線に対しては出力信号を出力しない。

【００６７】本実施例において、各放射線検出器２は、
Ｘ線源３から放射されて被検診者７の体内を透過したＸ
線、及び体内のＳＰＥＣＴ用の放射性薬剤に起因して患
部から放出されたγ線をそれぞれ検出し、Ｘ線撮像信号
及びそのγ線の検出信号（γ線撮像信号）を含んでいる
出力信号（撮像信号）をそれぞれ出力する。本実施例
は、患部を透過するＸ線も該当する位置にある放射線検
出器２で検出される。信号弁別装置４は、撮像信号から
Ｘ線撮像信号とγ線撮像信号とを分離する。本実施例で
は、γ線弁別装置４２は第１エネルギー設定値（例えば
１２０ｋｅＶ）以下のエネルギーを有する撮像信号(γ
線撮像信号)を入力したときにパルス信号を出力する。
計数装置５Ａは、そのパルス信号の計数を行い、γ線撮
像信号に対する計数値を求める。波高分析装置４３は、
第２エネルギー設定値（例えば２９０ｋｅＶ）以上で第
３エネルギー設定値（３１０ｋｅＶ）以下の範囲のエネ
ルギーを有する撮像信号（Ｘ線撮像信号）の計数値を出
力する。γ線撮像信号及びＸ線撮像信号の各計数値は、
コンピュータ１４に入力され、記憶装置６に記憶され
る。コンピュータ１４は、それらの計数値を用いて図５
に示された処理手順に基づいた処理を実行する。本実施
例で実行されるステップ２１〜２９のうち、図１に示さ
れる実施例で実行される処理とは異なるステップの処理
だけを以下に説明する。本実施例のステップ２３で行わ
れるＸ線撮像信号の計数値の補正は、図１に示す実施例
のステップ２３で実行される補正とは異なり、コリメー
タ１０の線源弱計数を用いて行われる。この補正につい
て、詳細に説明する。

【００６８】得られたＸ線撮像信号の計数値は、コリメ
ータ１０を透過したＸ線の計数値が含まれているため、
コリメータ１０の線源弱計数を用いて補正する必要があ
る。例えばコリメータ１０がタングステンで作られてお
り、かつＸ線がコリメータ１０を１mm透過した場合、先
ほど示した線源弱計数から、計数が約０.５５倍とな
る。このため、記憶装置６に記憶しているＸ線撮像信号
の計数値にその逆数をかけることによりその計数値の補
正ができる。

【００６９】本実施例のステップ２７ではフィルタード
バックプロジェクション法によりＳＰＥＣＴ像の再構成
の処理が実行される。ＳＰＥＣＴ像とは、本実施例で得
られたγ線撮像信号の計数値を用いて再構成した、被検
診者７の横断面の断層像をいう。本実施例のステップ２
８では、ステップ２５で得られたＸ線ＣＴ像のデータと
ステップ２７で得られたＳＰＥＣＴ像のデータにおけ
る、撮像装置の孔部１８の中心軸の位置を合わせること
によって、患部位置におけるＸ線ＣＴ像のデータ及びＳ
ＰＥＣＴ像のデータの両データの合成が精度良く行われ
る。得られた合成断層像のデータは、記憶装置６に記憶
される。

【００７０】本実施例は、共通の放射線検出器２の出力
信号に基づいて得られたＸ線ＣＴ像のデータとＳＰＥＣ
Ｔ像のデータとの合成により、合成断層像のデータを得
るものであるが、図１の実施例で生じる(１）〜(８）の
効果を得ることができる。図１の実施例の効果の記載で
「ＰＥＴ像」とあるのは、本実施例では「ＳＰＥＣＴ
像」となる。

【００７１】なお、必ずしも被検診者に対する検査時間
すべての間、Ｘ線ＣＴ検査とSPECT検査の両方を行う必
要はない。必要なデータ量に応じてＳＰＥＣＴ検査のみ
行う時間やＸ線ＣＴ検査のみを行う時間があってもよ
い。

【００７２】実施例２，実施例３及び実施例６で用いら
れる各撮像装置において、各放射線検出器の孔部１８の
中心側に、本実施例と同様にコリメータ１０を配置して
もよい。このようなコリメータ１０を有する各撮像装置
は、ＳＰＥＣＴ検査に用いることができる。

【００７３】（実施例５）本発明の他の実施例である放
射線検査装置１Ｃを、図１３及び図１４を用いて説明す
る。放射線検査装置１Ｃは、前述の放射線検査装置１Ｂ
と同じく、Ｘ線ＣＴ装置及びＳＰＥＣＴ装置の機能を有
している。放射線検査装置１Ｃは、放射線検査装置１Ｂ
の撮像装置３０を撮像装置３０Ａに替えた部分が放射線
検査装置１Ｂと異なっている。撮像装置３０Ａ以外の、
放射線検査装置１Ｃの構成は、放射線検査装置１Ｂの構
成と同じである。撮像装置３０Ａはコリメータ１０及び
Ｘ線源３を孔部１８の軸方向に移動できる構成となって
おり、この構成が撮像装置３０にない構成である。孔部
１８の周囲に配置された複数の放射線検出器２によって
環状の放射線検出部３６が構成される。放射線検出部３
６は、Ｘ線撮像信号を出力するＸ線検出部であってγ線
撮像信号を出力するγ線検出部であり、両検出部を兼ね
ている。撮像装置３０Ａの他の構成は、撮像装置３０と
同じである。本実施例は、Ｘ線ＣＴ検査とＳＰＥＣＴ検
査とを一台の撮像装置３０Ａを用いて行う例である。

【００７４】コリメータ１０は、図示されていないが、
ケーシング１５の内側に設置された、孔部１８の軸方向
に伸びる複数の直線状の水平方向ガイドレール上に水平
方向に移動可能に設置される。コリメータ１０を水平方
向に移動させるコリメータ駆動装置は、図示されていな
いが、ケーシング１５内のコリメータ収納領域７０に設
置されたモーター、このモーターの回転軸に連結される
ピニオン及びコリメータ１０の外周に設けられたラック
を備える。そのラックは、コリメータ１０の外周で、コ
リメータ１０の貫通孔を避けるように、孔部１８の軸方
向に伸びている。ピニオンはラックと噛合っている。モ
ーターの回転力を受けて回転するピニオンによって、ラ
ックが取り付けられているコリメータ１０が孔部１８の
軸方向に移動する。Ｘ線源駆動装置１７は、前述したＸ
線源装置１６をガイドレール５０に沿って移動させる駆
動機構（第１駆動機構）以外に、Ｘ線源３を孔部１８の
軸方向に移動させる他の駆動機構（第２駆動機構、図示
せず）を備えている。この第２駆動機構は、図示されて
いないが、Ｘ線源駆動装置１７の前述のモーターに第２
クラッチを介して連結される第２動力伝達機構、Ｘ線源
３に設けられたラック（孔部１８の軸方向に伸びてい
る）と噛合って第２動力伝達機構に連結されるピニオン
を有する。本実施例では、第１駆動機構の動力伝達機構
（第１動力伝達機構）と前述のモーターとを第１クラッ
チによって連結する。

【００７５】本実施例におけるコリメータ１０は、ＳＰ
ＥＣＴ検査開始前にコリメータ駆動装置によって図１３
に示すように放射線検出器２の前面に移動される。ま
た、ＳＰＥＣＴ検査開始前に第１クラッチによるモータ
ーと第１動力伝達機構との連結を解除して第２クラッチ
によりモーターと第２動力伝達機構とを連結させ、モー
ターの駆動によりＸ線源３を図１３のように放射線検出
器２の前面から孔部１８の外側に移動させる。この状態
でＳＰＥＣＴ検査が行われる。コリメータ１０はＸ線Ｃ
Ｔ検査開始前にコリメータ駆動装置によって図１４のよ
うにコリメータ収納領域７０に収納される。Ｘ線源３
は、Ｘ線ＣＴ検査開始前に第２クラッチによりモーター
と第２動力伝達機構とを連結させた状態でのモーターの
駆動によって孔部１８内に挿入され、図１４に示すよう
に放射性検出器２の前面に位置する。

【００７６】ベッド８上には、ＳＰＥＣＴ用薬剤を投与
された被検診者７が寝かせられている。ＳＰＥＣＴ検査
時には、前述したようにコリメータ１０を用いて放射線
検出器２に入射するγ線の方向を特定する必要がある。
このため、図１３の状態でＳＰＥＣＴ検査が実施され
る。ＳＰＥＣＴ検査時には放射線検出器２からはγ線撮
像信号のみが出力され、信号弁別装置４のγ線弁別装置
４２からγ線撮像信号に対するパルス信号が出力され
る。パルス信号は計数装置５Ａで計数され、γ線撮像信
号の計数値としてコンピュータ１４（図示せず）に入力
される。

【００７７】Ｘ線ＣＴ検査時においては、Ｘ線源駆動装
置１７において第１クラッチによってモーターと第１動
力伝達機構を連結させて（第２クラッチは離れている）
モーターの駆動によりＸ線源装置１６をガイドレール５
０に沿って移動させる。被検診者７の体内を透過してく
るＸ線を放射線検出器２で検出する。放射線検出器２は
Ｘ線撮像信号のみを出力し、信号弁別装置４の波高分析
装置４３はＸ線撮像信号の計数値を出力する。この計数
値もコンピュータ１４に入力される。コンピュータ１４
は、放射線検査装置１Ｂのコンピュータ１４と同様な処
理を行い、患部の位置におけるＳＰＥＣＴ像及びＸ線Ｃ
Ｔ像の両データを精度よく合成でき、合成断層像のデー
タを得ることができる。この合成断層像のデータはモニ
タ３２（図示せず）に表示される。

【００７８】本実施例は一台の撮像装置３０で前述の透
過Ｘ線及びγ線の両方を検出でき、放射線検出器を撮像
装置二台分を設ける必要もなく、放射線検査装置の構成
を著しく単純化できる。

【００７９】本実施例は、放射線検出器２の出力信号か
ら分離したＸ線撮像信号の強度を用いて、実施例１で述
べた患部の位置での被検診者の第１の断層像（Ｘ線ＣＴ
像）を再構成でき、分離したγ線撮像信号の強度を用い
て、その被検診者の、患部の画像を含む第２の断層像
（ＳＰＥＣＴ像）を再構成できる。これらの断層像のデ
ータを実施例１と同様に精度良く合成でき、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。本実施例は実施例１で述べた同じ理由で、
被検診者の検査時間の短縮に寄与する。特に、ＳＰＥＣ
Ｔ検査時におけるベッド８の移動方向とＸ線ＣＴ検査に
おけるベッド８の移動方向を逆にすることによって、検
査時間は更に減少する。例えば、ベッド８を孔部１８に
挿入する方向に動かしながらＸ線ＣＴ検査を実施し、Ｘ
線ＣＴ検査終了後に引続いてベッド８を孔部１８から引
抜く方向に動かしながらSPECT 検査を実施する。この場
合は、Ｘ線ＣＴ検査終了後にベッド８を孔部１８から引
抜いて再び孔部１８内に挿入して実施するＳＰＥＣＴ検
査に比べて検査時間が短縮される。

【００８０】本実施例のＸ線源３は、放射線検査装置１
ＢのＸ線源３よりもエネルギーの低いＸ線を放射するも
のでよく、コンパクトになる。また、本実施例は、低い
エネルギーのＸ線を使用できるので、被検診者に対する
負担を軽減できる。しかしながら、Ｘ線のエネルギーが
低下してＳＰＥＣＴ用の放射性薬剤に起因して体内から
放出されるγ線のエネルギーと同一になった場合には、
信号弁別装置４でＸ線撮像信号とγ線撮像信号とのエネ
ルギー弁別が不可能になる。このため、例えば８０ｋｅ
Ｖのγ線を出すＳＰＥＣＴ用薬剤を用いる場合は、例え
ば１００ｋｅＶのＸ線を用いる必要がある。

【００８１】コリメータ１０をコリメータ収納領域７０
に収納してＸ線ＣＴ検査を行っているときでも、放射線
検出器２は体内から放出されるγ線を検出する。このと
きに放射線検出器２に入射したγ線に関しては、角度情
報が得られない。このγ線の検出信号（γ線撮像信号）
に基づいてＳＰＥＣＴ像のデータを得ることができれ
ば、Ｘ線源からエネルギーの低いＸ線を放出した場合に
おいてもコリメータ１０が不要となって撮像装置３０Ａ
における孔部１８の軸方向の寸法を短くできる。これ
は、撮像装置３０Ａの小型化につながる。これを達成す
るために、２つの方法が考えられる。第１の方法は、コ
リメータ１０をコリメータ収納領域７０に収納している
間に放射線検出器２に入射したγ線の計数値は、特定の
分布状態を仮定してコリメータ１０が存在する状態の個
数を見積もる方法である。第２の方法は、コリメータ１
０が前面に位置していない時間が最も長い放射線検出器
２のγ線の検出時間を基準時間として、他の放射線検出
器２が検出したγ線の計数値を基準時間分のその計数値
に合わせる方法である。これらの第１及び第２の方法を
用いることにより、各放射線検出器２の出力であるγ線
撮像信号を用いて得られたその計数値の重みを均一にし
てから、例えばフィルタードバックプロジェクション法
などを用いてＳＰＥＣＴ像のデータを求める。

【００８２】（実施例６）本発明の他の実施例である放
射線検査装置１Ｄを、図１５を用いて以下に説明する。
放射線検査装置１Ｄは、放射線検査装置１の構成にＸ線
源制御装置５３を付加し、かつ放射線検査装置１の信号
弁別装置４を図８に示す信号弁別装置４Ａに取り替えた
構成を有する。放射線検査装置１Ｄの他の構成は放射線
検査装置１と同じである。本実施例も、Ｘ線検出部及び
γ線検出部の機能を有する放射線検出器３１を有する。
本実施例は、Ｘ線ＣＴ検査とＰＥＴ検査とを一台の撮像
装置１３を用いて行う例である。信号弁別装置４Ａは信
号処理装置である。

【００８３】本実施例は、発明者らによる以下の検討に
基づいてなされた。Ｘ線ＣＴ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、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
を繰り返し（スキャン）、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被検診者の体内から放出さ
れるγ線が入射しないことが望ましい。このためには、
「１つの放射線検出器においては、γ線の入射率に対応
して被検診者へのＸ線の照射時間を短くすればγ線の影
響は無視可能である」との発明者らの新しい知見に基づ
いて、被検診者への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
て被検診者に投与する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、放射
線検出器の感度を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（１）式で与えられる。
（１）式において係数 α＝２ＮＡＢＣ …（１）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１
つの放射線検出器でγ線が検出される確率Ｗは（２）式
で与えられる。（２）式のＷの値を小さくするように照
射時間Ｔを決めＷ＝１−exp（−Ｔα） …（２）ることによって、Ｘ線ＣＴ検査時において１つの放射線
検出器に入射されるγ線の影響は無視できる程度にな
る。

【００８４】Ｘ線の照射時間Ｔの一例を以下に述べる。
(１）および(２）式に基づいて具体的なＸ線の照射時間
Ｔを求めた。ＰＥＴ検査において被検診者に投与するＰ
ＥＴ用薬剤に起因する体内での放射線の強度は、最大で
３６０ＭＢｑ程度であり（Ｎ＝３６０ＭＢｑ）、γ線の
体内通過率Ａは被検診者の体を半径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線を検出される確率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３６０ＭＢ
ｑ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。

【００８５】Ｘ線源制御装置５３はＸ線源３からのＸ線
の放出時間を制御する。Ｘ線源３は図示されていないが
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３から放出されて、ベッ
ド８上の被検診者７に照射される。被検診者７には体内
投与放射能が３６０ＭＢｑになるようにＰＥＴ用薬剤が
投与されている。

【００８６】駆動装置制御装置９から駆動開始信号が出
力されたとき、前述のようにＸ線源装置１６がガイドレ
ール５０に沿って移動し、Ｘ線源３も一緒に移動する。
ガイドレール５０に沿ったＸ線源３の移動は、Ｘ線源駆
動装置１７によって所定の速度で行われる。Ｘ線源制御
装置５３は、Ｘ線管内の陽極（または陰極）と電圧源と
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）を、第１設定時間の間で閉じ、第２設定時間
の間で開き、これらの開閉制御を繰り返す。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。この制御によっ
て、Ｘ線管からＸ線がパルス状に放出される。第１設定
時間は照射時間Ｔ（例えば１μsec ）である。第２設定
時間は、Ｘ線源３が１つの放射線検出器２とこれに隣接
する他の放射線検出器２の間を移動する時間Ｔ₀ であ
り、ガイドレール５０の周方向におけるＸ線源３の移動
速度で定まる。第１及び第２設定時間はＸ線源制御装置
５３に記憶されている。

【００８７】Ｘ線ＣＴ検査におけるＸ線の検出及び検出
したＸ線の信号処理について説明する。Ｘ線ＣＴ検査を
開始する際に駆動装置制御装置９から駆動開始信号が出
力され、前述のようにＸ線源３がガイドレール５０に沿
って移動する。その駆動開始信号はＸ線源制御装置５３
に入力される。Ｘ線源制御装置５３は、駆動開始信号の
入力に基づいて、Ｘ線源３、具体的にはＸ線管にＸ線発
生開始信号を出力する。このＸ線発生開始信号によって
Ｘ線源開閉器が閉じられる。陽極と陰極との間に電圧が
印加されてＸ線が発生する。Ｘ線源３から放出されたそ
のＸ線は、ファンビーム状に被検診者７に照射され、被
検診者７を透過した後、孔部１８の中心を基点にＸ線源
３から１８０度の位置にある放射線検出器２を中心に孔
部１８の円周方向においても複数の放射線検出器２に入
射する。Ｘ線源制御装置５３は、そのＸ線開閉器を第１
設定時間、すなわち１μsec の間、閉じ、次の第２設定
時間の間でＸ線源開閉器は開く。Ｘ線源３の周方向への
移動に伴って、前述の時間間隔でＸ線開閉器の開閉が繰
り返される。Ｘ線源開閉器が閉じているときに放出され
るＸ線は、前述のＸ線源３と対向する位置にある上記の
各放射線検出器２に入射する。

【００８８】Ｘ線が入射されている各放射線検出器２の
出力信号は、実施例２で述べたように、駆動装置制御装
置９の制御によって切替スイッチ６０の可動端子６１が
固定端子６３に接続されているため、信号処理装置３３
に入力される。患部を透過したＸ線も該当する放射線検
出器２によって検出される。信号処理装置３３は、Ｘ線
撮像信号の強度の情報をコンピュータ１４に入力する。
被検診者７の患部からはＰＥＴ用薬剤に起因した５１１
ｋｅＶのγ線が放出され、このγ線が放射線検出器２に
入射される。Ｘ線が入射している放射線検出器２のγ線
の検出確率は、前述したように無視できるほど小さい。
Ｘ線が入射している放射線検出器２以外の放射線検出器
２は、γ線を検出してγ線撮像信号を出力する。これら
の放射線検出器２に接続された可動端子６１は固定端子
６２に接続されているので、波形整形装置４１及びγ線
弁別装置４２に入力される。γ線弁別装置４２から出力
された、第１エネルギー設定値以上のγ線撮像信号に対
するパルス信号は、同時計数装置５で計数される。得ら
れたγ線撮像信号の計数値は、コンピュータ１４に入力
される。コンピュータ１４にて行われる処理は、実施例
２で説明した処理と同じである。ただし、本実施例で
は、実施例２で実行されるステップ２４の処理のうち、
γ線撮像信号の積算値を差引くことは行われない。コン
ピュータ１４での処理により、合成断層像のデータが得
られる。本実施例の各放射線検出器２は、時間的にはず
れているが、Ｘ線撮像信号及びγ線撮像信号の両方を出
力する。

【００８９】本実施例は、実施例２で生じる効果（実施
例１で生じる効果も含む）を得ることができる。本実施
例は、実施例２よりも信号処理装置３３に入力されるγ
線撮像信号が著しく減少する。このため、Ｘ線撮像信号
に基づいた精度のよいＸ線ＣＴ像のデータを得ることは
できる。最終的に得られた合成断層像のデータをモニタ
３２に表示したとき、患部の位置を精度良く知ることが
できる。本実施例は、実施例２と同様に、放射線検出器
２から出力される出力信号からＸ線撮像信号とγ線撮像
信号をそれぞれ分離する処理を行ってはいないが、Ｘ線
ＣＴ像データを作成することができ、ＰＥＴ像のデータ
を得ることができる。

【００９０】（実施例７）本発明の他の実施例である実
施例７の放射線検査装置を、図１６及び図１７を用いて
説明する。本実施例の放射線検査装置は、撮像装置１３
Ｂ及び被検診者保持装置１１を備える。本実施例の放射
線検査装置は、図示されていないが、図１０に示す信号
弁別装置４Ｂ，同時計数装置５,信号処理装置３３,記憶
装置６，コンピュータ１４及びモニタ３２を備える。実
施例６との違いは撮像装置１３Ｂにあるので、以下主に
撮像装置１３Ｂを中心に説明する。

【００９１】撮像装置１３Ｂは、ベッド８の長手方向に
おいて並行に配置された複数の放射線検出器環状体３
７，Ｘ線源装置１６Ａ及びＸ線検出装置４８を備える。
各放射線検出器環状体３７は、環状保持部材３８の内面
に複数の放射線検出器２を周方向及び軸方向に設置して
いる。各環状保持部材３８は、検出器保持装置３９によ
って個々に支持部材４０上に設置されている。各放射線
検出器環状体３７の相互間に、間隙４５がそれぞれ形成
される。環状の周方向ガイドレール５６が各環状保持部
材３８の外面に設けられる。Ｘ線源軸方向ガイドレール
５１及び検出器軸方向ガイドレール５２は、お互いに１
８０°離れた位置で各環状保持部材３８の外面に軸方向
に延びて設けられる。Ｘ線源装置１６Ａは、そのケーシ
ング内に、図示されていないが、モーター，減速機構、
及び周方向移動用と軸方向移動用の２種のピニオンを有
する。Ｘ線源装置１６Ａの周方向移動時には、減速機構
が周方向移動用ピニオンに接続され、モーターが回転し
た駆動力を周方向移動用ピニオンに伝達する。Ｘ線源装
置１６Ａの軸方向移動時には、減速機構が軸方向移動用
ピニオンに接続され、モーターが回転した駆動力を軸方
向移動用ピニオンに伝達する。周方向移動用ピニオンは
周方向ガイドレール５６に設けられたラックと噛み合う
ことにより、また軸方向移動用ピニオンはＸ線源軸方向
ガイドレール５１に設けられたラックと噛み合うことに
より、自走式のＸ線源装置１６Ａは環状保持部材３８の
外面側においてそれぞれの方向に移動可能である。Ｘ線
源３はＸ線源装置１６Ａ内で環状保持部材３８に面して
設けられる。

【００９２】Ｘ線検出装置４８は、環状保持部材３８の
外側で、半円の連結部材(図示せず)によってＸ線源装置
１６Ａに連結される。このため、Ｘ線源装置１６Ａが周
方向ガイドレール５６に沿って環状保持部材３８の周方
向に移動するときには、Ｘ線検出装置４８は、Ｘ線源装
置１６Ａの移動に伴って周方向ガイドレール５６に沿っ
て環状保持部材３８の外側で環状保持部材３８の周方向
に移動する。Ｘ線源装置１６ＡがＸ線源軸方向ガイドレ
ール５１に沿って環状保持部材３８の軸方向に移動する
ときには、Ｘ線検出装置４８は、Ｘ線源装置１６Ａの移
動に伴って検出器軸方向ガイドレール５２に沿って環状
保持部材３８の外側で環状保持部材３８の軸方向に移動
する。Ｘ線検出装置４８は複数のＸ線検出器４７を周方
向に配置している。Ｘ線検出装置４８に設置された複数
のＸ線検出器４７によってＸ線検出部が構成される。Ｘ
線検出器４７は環状保持部材３８の軸方向にも複数個配
列してもよい。

【００９３】γ線検出部４６は、全放射線検出器環状体
３７に設けられた放射線検出器２によって構成される。
Ｘ線検出部は、ベッド８の長手方向においてγ線検出部
４６の一端とγ線検出部４６の他端との間に形成される
領域内に位置している。放射線検出器２及びＸ線検出器
４７は、実施例１で述べた半導体放射線検出器である。

【００９４】ＰＥＴ用薬剤を投与された被検診者７はベ
ッド８を移動させることによって孔部１８内の所定の位
置まで移動させる。Ｘ線源３から放出されたＸ線４９は
間隙４５を通過して被検診者７に照射される。Ｘ線源３
から放出されるＸ線４９は、Ｘ線源装置１６Ａが周方向
ガイドレール５６に沿って移動されることによって周囲
から被検診者７に照射される。被検診者７を透過したＸ
線４９は、Ｘ線検出部のＸ線検出器４７によって検出さ
れる。Ｘ線源装置１６Ａ及びＸ線検出装置４８を隣の間
隙４５まで移動させるためには、１つの間隙４５からの
Ｘ線の照射が完了した後、Ｘ線源装置１６ＡをＸ線源軸
方向ガイドレール５１に沿って移動させる。そのとき、
Ｘ線検出装置４８は検出器軸方向ガイドレール５２に沿
って移動する。Ｘ線源装置１６Ａが隣の間隙４５に達し
たとき、Ｘ線源装置１６Ａ及びＸ線検出装置４８を周方
向ガイドレール５６に沿って移動させる。Ｘ線源３から
放出されるＸ線４９は、その間隙４５を通過して被検診
者７に照射される。

【００９５】いずれかの間隙４５を通して照射されたＸ
線４９は、被検診者７の患部を透過する。被検診者７を
透過したＸ線はＸ線検出器４７で検出される。Ｘ線検出
器４７はＸ線撮像信号を出力する。患部から放出された
γ線は放射線検出器２で検出される。放射線検出器２は
γ線撮像信号を出力する。Ｘ線撮像信号は信号処理装置
３３で処理される。γ線撮像信号は信号弁別装置４Ｂ及
び同時計数装置５で処理される。コンピュータ１４は、
実施例１と同様に、被検診者７の体内の各ボクセルにお
けるＸ線の減衰率に基づいてＸ線ＣＴ像を再構成し、γ
線撮像信号の計数値を用いてＰＥＴ像を再構成する。コ
ンピュータ１４は、患部の位置におけるＰＥＴ像データ
とその位置のＸ線ＣＴ像データを合成して、患部の位置
での被検診者７の横断面の合成断層像データを求める。

【００９６】本実施例は、実施例１で生じる（１）〜
（８）の効果を得ることができる。更に、本実施例は、
以下に示す効果も得ることができる。

【００９７】（９）本実施例では切替スイッチ６０が不
要となる。つまり、環状保持部材３８上に設置している
放射線検出器２は、配線１９Ａで波形整形装置４１を介
してγ線弁別装置４２に接続されている。一方、Ｘ線検
出器４７は、配線１９Ｂで信号処理装置３３に接続され
ている。したがって回路構成が単純化される。また、切
替スイッチ等の制御も必要なくなり制御方法も単純化で
きる。

【００９８】（１０）本実施例では、Ｘ線源装置１６Ａ
及びＸ線検出装置４８が３６０度回転可能な構成となっ
ている。従って、Ｘ線ＣＴ検査において、１断面像を得
るために３６０度方向のデータを得ることが可能とな
り、Ｘ線ＣＴ画像の画質の向上が図れる。

【００９９】（１１）本実施例では、孔部１８の中心軸
に対してＸ線源３とＸ線検出器４７を対向の位置に配置
している。従って、Ｘ線ＣＴ検査の２次元の断面画像の
撮影時にＸ線をこの断面に平行に照射することが可能と
なり、Ｘ線ＣＴ像の画質の向上が図れる。

【０１００】（１２）本実施例は、Ｘ線を間隙４５に対
して平行に照射できる。従って、間隙４５の幅を通過す
るＸ線の幅とほぼ同等な幅まで最小化することが可能で
ある。間隙４５はＰＥＴ検査時のデータ欠損領域であ
り、間隙４５幅の最小化により、ＰＥＴ検査の高速化，
画質の向上が図れる。

【０１０１】（１３）本実施例では、Ｘ線検出装置４８
をＰＥＴ検査用のγ線を検出する放射線検出器２と別個
に備えている。従って、Ｘ線検出装置４８内での複数の
Ｘ線検出器４７の配列ピッチを任意に設定可能であり、
Ｘ線ＣＴ像の高分解能化が容易に実施できる。

【０１０２】Ｘ線検出部の少なくとも一部がベッド８の
長手方向においてγ線検出部の一端とγ線検出部の他端
との間に形成される領域内に位置していれば、患部の位
置でのＰＥＴ像及びＸ線ＣＴ像の両データを精度よく合
成できる。得られた、患部の位置での合成断層像データ
を用いることによって、患部の診断精度を向上できる。

【０１０３】以上に述べた各実施例は、放射線検出器と
して半導体放射線検出器を用いているが、半導体放射線
検出器の替りにシンチレータを用いることも可能であ
る。シンチレータを用いた場合でも、その出力信号は、
前述した各信号弁別装置で信号処理することができる。
シンチレータのクリスタルとしては、ビスマスゲルマネ
ート，ガドリニウムシリケートまたはイットリニウムシ
リケートが用いられる。放射線検出器としてシンチレー
タを用いることによって、各実施例における検査時間が
更に短縮できる。

【０１０４】

【発明の効果】本発明によれば、断層画像を用いての診
断精度が向上する。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の好適な一実施例である放射線検査装置
の斜視図である。

【図２】図１に示す実施例における信号弁別装置の構成
図である。

【図３】図２の波形整形装置に入力されるγ線撮像信号
の波形を示す説明図である。

【図４】図２の波形整形装置から出力されたγ線撮像信
号の波形を示す説明図である。

【図５】図１のコンピュータで実行される処理手順のフ
ローチャートである。

【図６】放射線検出器で検出されたγ線撮像信号のエネ
ルギースペクトルを示す説明図である。

【図７】γ線撮像信号を除去したＸ線撮像信号のエネル
ギースペクトルを示す説明図である。

【図８】図１に示す実施例における信号弁別装置の他の
実施例を示す説明図である。

【図９】図８の信号弁別装置の動作タイムチャートであ
る。

【図１０】本発明の他の実施例である放射線検査装置の
斜視図である。

【図１１】図１０に示す信号弁別装置の詳細構成図であ
る。

【図１２】本発明の他の実施例である放射線検査装置の
斜視図である。

【図１３】本発明の他の実施例である放射線検査装置の
縦断面図である。

【図１４】図１２の実施例においてコリメータを放射線
検出器の位置からずらした状態を示す説明図である。

【図１５】本発明の他の実施例である放射線検査装置の
斜視図である。

【図１６】本発明の他の実施例である放射線検査装置の
縦断面図である。

【図１７】図１６のＢ−Ｂ断面図である。

【符号の説明】

１，１Ａ，１Ｂ，１Ｃ…放射線検査装置、２，３１，５
５…放射線検出器、３…Ｘ線源、４，４Ａ，４Ｂ…信号
弁別装置、５…同時計数装置、６…記憶装置、８…ベッ
ド、９…駆動装置制御装置、１０…コリメータ、１１…
被検診者保持装置、１３，１３Ａ，１３Ｂ，３０，３０
Ａ…撮像装置、１４…コンピュータ、１５…ケーシン
グ、１６，１６Ａ…Ｘ線源装置、１７…Ｘ線源駆動装
置、１８…孔部、３２…モニタ、３７…放射線検出器環
状体、４１…波形整形装置、４２…γ線弁別装置、４３
…波高分析装置、４４…電源、４８…Ｘ線検出装置、５
０…ガイドレール、５１…Ｘ線源軸方向ガイドレール、
５２…検出器軸方向ガイドレール、５３…Ｘ線源制御装
置、５６…周方向ガイドレール、６０…切替スイッチ。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者岡崎隆司茨城県日立市大みか町七丁目２番１号株式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者雨宮健介茨城県日立市大みか町七丁目２番１号株式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者北口博司茨城県日立市大みか町七丁目２番１号株式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者上野雄一郎茨城県日立市大みか町七丁目２番１号株式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者柳田憲史茨城県日立市大みか町七丁目２番１号株式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者横井一磨茨城県日立市大みか町七丁目２番１号株式会社日立製作所電力・電機開発研究所内Ｆターム(参考） 2G088 EE02 FF02 FF04 FF07 GG09 GG20 GG21 JJ05 JJ24 JJ25 KK28 KK33 LL10 LL13 MM04 MM06 4C093 AA22 BA04 CA31 CA32 EB11 EB12 EB17 EB18 FE06 FF35

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検診者を乗せるベッドを有する被検診者
保持装置と、前記被検診者にＸ線を照射するＸ線源装置、前記被検診
者内に存在する放射性薬剤に起因して前記被検診者から
放出されるγ線を検出して前記γ線の検出信号を出力す
るγ線検出部、及び前記Ｘ線源装置から照射されて前記
被検診者を透過したＸ線を検出して前記Ｘ線の検出信号
を出力するＸ線検出部を有する撮像装置とを備え、前記Ｘ線検出部の少なくとも一部は、前記ベッドの長手
方向において前記γ線検出部の一端と前記γ線検出部の
他端との間に形成される領域内に位置していることを特
徴とする放射線検査装置。
【請求項２】前記γ線検出部及び前記Ｘ線検出部はそれ
ぞれ複数の放射線検出器によって構成されている請求項
１記載の放射線検査装置。
【請求項３】前記γ線検出部が、前記Ｘ線検出部を兼ね
ており、前記γ線検出信号及び前記Ｘ線検出信号の両方
を出力する請求項１記載の放射線検査装置。
【請求項４】前記γ線検出部は、前記γ線検出信号及び
前記Ｘ線検出信号の両方を出力する複数の放射線検出器
によって構成される請求項３記載の放射線検査装置。
【請求項５】前記γ線検出部が環状になっている請求項
１ないし請求項４のいずれかに記載の放射線検査装置。
【請求項６】前記Ｘ線検出信号に基づいて前記被検診者
の第１断層像のデータを作成し、前記γ線検出信号に基
づいて被検診者の第２断層像のデータを作成し、かつ前
記第１断層像のデータと前記第２断層像のデータとを合
成した合成断層像のデータを作成する断層像データ作成
装置を備えた請求項１または請求項３記載の放射線検査
装置。
【請求項７】被検診者を乗せて長手方向に移動可能なベ
ッドを有する被検診者保持装置と、撮像装置とを備え、前記撮像装置は、前記ベッドが挿入される孔部を形成す
るケーシングと、前記孔部内の前記被検診者の周囲を回
転し、前記被検診者にＸ線を照射するＸ線源装置と、前
記孔部を取り囲んで配置され、前記被検診者内に存在す
る放射性薬剤に起因して前記被検診者から放出されるγ
線を検出して前記γ線の検出信号を出力するγ線検出部
と、前記Ｘ線源装置から照射されて前記被検診者を透過
したＸ線を検出して前記Ｘ線の検出信号を出力するＸ線
検出部とを有し、前記Ｘ線検出部の少なくとも一部は、前記ベッドの長手
方向において前記γ線検出部の一端と前記γ線検出部の
他端との間に形成される領域内に位置していることを特
徴とする放射線検査装置。
【請求項８】前記γ線検出部が、前記Ｘ線検出部を兼ね
ており、前記γ線検出信号及び前記Ｘ線検出信号の両方
を出力する請求項７記載の放射線検査装置。
【請求項９】前記Ｘ線検出信号に基づいて前記被検診者
の第１断層像のデータを作成し、前記γ線検出信号に基
づいて被検診者の第２断層像のデータを作成し、かつ前
記第１断層像のデータと前記第２断層像のデータとを合
成した合成断層像のデータを作成する断層像データ作成
装置を備えた請求項７または請求項８記載の放射線検査
装置。
【請求項１０】被検診者を乗せて長手方向に移動可能な
ベッドを有する被検診者保持装置と、撮像装置と、断層
像データ作成装置とを備え、前記撮像装置は、前記ベッドが挿入される孔部を形成す
るケーシングと、前記孔部内の前記被検診者の周囲を回
転し、前記被検診者に第１放射線を照射する放射線源装
置と、前記孔部を取り囲んで配置され、前記被検診者内
に存在する放射性薬剤に起因して前記被検診者から放出
される第２放射線を検出して前記第２放射線の検出信号
を出力する第１放射線検出部と、前記放射線源装置から
照射されて前記被検診者を透過した前記第１放射線を検
出して前記放射線の検出信号を出力する第２放射線検出
部とを有し、前記第２放射線検出部の少なくとも一部は、前記ベッド
の長手方向において前記第１放射線検出部の一端と前記
第１放射線検出部の他端との間に形成される領域内に位
置しており、前記断層像データ作成装置は、前記第１放射線検出信号
に基づいて前記被検診者の第１断層像のデータを作成
し、前記第２放射線検出信号に基づいて被検診者の第２
断層像のデータを作成し、かつ前記第１断層像のデータ
と前記第２断層像のデータとを合成した合成断層像のデ
ータを作成することを特徴とする放射線検査装置。
【請求項１１】前記第１放射線検出部が、前記第２放射
線検出部を兼ねており、前記第１放射線検出信号及び前
記第２放射線検出信号の両方を出力する請求項１０記載
の放射線検査装置。
【請求項１２】被検診者にＸ線を照射するＸ線源装置
と、前記被検診者を透過した前記Ｘ線の検出信号及び前
記被検診者内に存在する放射性薬剤に起因して前記被検
診者から放出されたγ線の検出信号の両方を出力する複
数の放射線検出器とを備えたことを特徴とする放射線検
査装置。
【請求項１３】前記Ｘ線検出信号に基づいて前記被検診
者の第１断層像のデータを作成し、前記γ線検出信号に
基づいて前記被検診者の第２断層像のデータを作成し、
かつ前記第１断層像のデータと前記第２断層像のデータ
とを合成した合成断層像のデータを作成する断層像デー
タ作成装置を備えた請求項１２記載の放射線検査装置。
【請求項１４】被検診者にＸ線を照射するＸ線源装置
と、前記被検診者を透過した前記Ｘ線の検出信号及び前
記被検診者内に存在する放射性薬剤に起因して前記被検
診者から放出されたγ線の検出信号を含む出力信号を出
力する複数の放射線検出器とを備えたことを特徴とする
放射線検査装置。
【請求項１５】入力した前記出力信号から前記Ｘ線検出
信号と前記γ線検出信号とを分離し、かつ前記複数の放
射線検出器の各々に接続された信号分離装置を備えた請
求項１４記載の放射線検査装置。
【請求項１６】前記Ｘ線検出信号に基づいて前記被検診
者の第１断層像のデータを作成し、前記γ線検出信号に
基づいて被検診者の第２断層像のデータを作成し、かつ
前記第１断層像のデータと前記第２断層像のデータとを
合成した合成断層像のデータを作成する断層像データ作
成装置を備えた請求項１４の放射線検査装置。
【請求項１７】被検診者にＸ線を照射するＸ線源装置
と、前記被検診者を透過した前記Ｘ線及び前記被検診者
内に存在する放射性薬剤に起因して前記被検診者から放
出されるγ線を検出して前記Ｘ線の検出信号及び前記γ
線の検出信号を含む出力信号を出力する複数の第１放射
線検出器と、前記Ｘ線検出信号及び前記γ線検出信号を
含む出力信号を出力する複数の第２放射線検出器と、前
記第１放射線検出器の出力信号をもとに前記Ｘ線検出信
号の強度を求める信号処理装置と、前記第２放射線検出
器の出力信号から前記γ線検出信号を分離する信号分離
装置と、前記信号分離装置で分離された前記γ線検出信
号に対する計数値を求める計数装置とを備えたことを特
徴とする放射線検査装置。
【請求項１８】前記Ｘ線検出信号の強度に基づいて前記
被検診者の第１断層像のデータを作成し、前記γ線検出
信号の計数値に基づいて被検診者の第２断層像のデータ
を作成し、かつ前記第１断層像のデータと前記第２断層
像のデータとを合成した合成断層像のデータを作成する
断層像データ作成装置を備えた請求項１７の放射線検査
装置。
【請求項１９】被検診者を乗せて長手方向に移動可能な
ベッドを有する被検診者保持装置と、撮像装置とを備
え、前記撮像装置が、前記ベッドが挿入される孔部を形成す
るケーシングと、前記孔部の周方向に移動し、前記被検
診者にＸ線を照射するＸ線源装置と、前記孔部の周囲を
取り囲んで配置され、前記被検診者を透過した前記Ｘ線
及び前記被検診者内に存在する放射性薬剤に起因して前
記被検診者から放出されるγ線を検出して前記Ｘ線の検
出信号及び前記γ線の検出信号の両方を出力する複数の
放射線検出器とを備えたことを特徴とする放射線検査装
置。
【請求項２０】前記Ｘ線検出信号に基づいて前記被検診
者の第１断層像のデータを作成し、前記γ線検出信号に
基づいて被検診者の第２断層像のデータを作成し、かつ
前記第１断層像のデータと前記第２断層像のデータとを
合成した合成断層像のデータを作成する断層像データ作
成装置を備えた請求項１９記載の放射線検査装置。
【請求項２１】前記Ｘ線源装置からのＸ線の放出及び停
止を交互に行わせかつそのＸ線の放出を設定された時間
の間に行わせるＸ線源制御装置を備え、前記Ｘ線検出信号を処理する第１信号処理装置、前記γ
線検出信号を処理する第２信号処理装置、及び前記放射
線検出器からの前記Ｘ線検出信号を前記第１信号処理装
置に伝え、かつ前記放射線検出器からの前記γ線検出信
号を前記第２信号処理装置に伝える切替装置を有する信
号処理装置を、前記放射線検出器毎に設けた請求項１９
記載の放射線検査装置。
【請求項２２】前記Ｘ線源装置の位置に応じて選択され
た前記放射線検出器から出力された前記第１検出信号を
前記第１信号処理装置に伝えるように前記切替装置を制
御する切替制御装置を備えた請求項２１記載の放射線検
査装置。
【請求項２３】前記第１信号処理装置の出力に基づいて
前記被検診者の第１断層像のデータを作成し、前記第２
信号処理装置の出力に基づいて被検診者の第２断層像の
データを作成し、かつ前記第１断層像のデータと前記第
２断層像のデータとを合成した合成断層像のデータを作
成する断層像データ作成装置を備えた請求項２１記載の
放射線検査装置。
【請求項２４】被検診者を乗せて長手方向に移動可能な
ベッドを有する被検診者保持装置と、撮像装置と、断層
像データ作成装置とを備え、前記撮像装置が、前記ベッドが挿入される孔部を形成す
るケーシングと、前記孔部の周方向に移動し、前記被検
診者に第１放射線を照射する放射線源装置と、前記孔部
の周囲を取り囲んで配置され、前記被検診者を透過した
前記第１放射線、及び前記被検診者内に存在する放射性
薬剤に起因して前記被検診者から放出される第２放射線
を検出して前記第１放射線の検出信号及び前記第２放射
線の検出信号の両方を出力する複数の放射線検出器とを
有し、前記断層像データ作成装置は、前記第１放射線検出信号
に基づいて前記被検診者の第１断層像のデータを作成
し、前記第２放射線検出信号に基づいて被検診者の第２
断層像のデータを作成し、かつ前記第１断層像のデータ
と前記第２断層像のデータとを合成した合成断層像のデ
ータを作成することを特徴とする放射線検査装置。
【請求項２５】被検診者を乗せて長手方向に移動可能な
ベッドを有する被検診者保持装置と、撮像装置とを備
え、前記撮像装置が、前記ベッドが挿入される孔部を形成す
るケーシングと、前記孔部の周方向に移動し、前記被検
診者にＸ線を照射するＸ線源装置と、前記孔部の周囲を
取り囲んで配置され、前記被検診者を透過した前記Ｘ線
及び前記被検診者内に存在する放射性薬剤に起因して前
記被検診者から放出されたγ線を検出して前記Ｘ線の検
出信号及び前記γ線の検出信号を含む出力信号を出力す
る複数の放射線検出器とを備えたことを特徴とする放射
線検査装置。
【請求項２６】入力した前記出力信号から前記Ｘ線検出
信号と前記γ線検出信号とを分離し、かつ前記複数の放
射線検出器の各々に接続された信号分離装置を備えた請
求項２５記載の放射線検査装置。
【請求項２７】前記Ｘ線検出信号と前記γ線検出信号の
分離を前記出力信号のエネルギーに基づいて行う前記信
号分離装置を備えた請求項２５の放射線検査装置。
【請求項２８】前記Ｘ線検出信号に基づいて前記被検診
者の第１断層像のデータを作成し、前記γ線検出信号に
基づいて前記被検診者の第２断層像のデータを作成し、
かつ前記第１断層像のデータと前記第２断層像のデータ
とを合成した合成断層像のデータを作成する断層像デー
タ作成装置を備えた請求項２６の放射線検査装置。
【請求項２９】前記撮像装置は、各前記放射線検出器に
対向させて配置されたコリメータを備え、前記コリメー
タは前記放射線検出器よりも前記孔部の中心側に位置し
ている請求項２，請求項４及び請求項１２ないし請求項
２８のいずれかに記載の放射線検査装置。
【請求項３０】前記コリメータは前記ケーシング内に設
けられた直線状のガイドに移動可能に設置され、前記コ
リメータを前記孔部の軸方向に移動させる駆動装置を設
けた請求項２９記載の放射線検査装置。
【請求項３１】前記放射線検出器は、半導体放射線検出
器及びシンチレータのいずれかである請求項２，請求項
４及び請求項１２ないし請求項２９のいずれかに記載の
放射線検査装置。