JP2003255048A

JP2003255048A - Ｐｅｔ検査装置

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Publication number: JP2003255048A
Application number: JP2002059414A
Authority: JP
Inventors: Shinichi Kojima; 進一小嶋; Kensuke Amamiya; 健介雨宮; Hiroshi Kitaguchi; 博司北口; Kikuo Umegaki; 菊男梅垣; 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: 2002-03-05
Filing date: 2002-03-05
Publication date: 2003-09-10
Anticipated expiration: 2022-03-05
Also published as: JP3851575B2

Abstract

(57)【要約】【課題】非散乱γ線を効率良く特定し、精度の高いＰＥ
Ｔ像を作成することができるＰＥＴ検査装置を提供す
る。【解決手段】γ線を検出する複数の放射線検出器４を備
え、γ線対の一のγ線が位置Ａ，Ｂで減衰し、他のγ線
が位置Ｏで全減衰し、設定時間範囲内に、上記複数の放
射線検出器４のうちの３つの放射線検出器４ｄ〜４ｆか
ら検出信号が出力された場合、これら３つの放射線検出
器４ｄ〜４ｆのそれぞれの位置情報と、これら３つの放
射線検出器４ｄ〜４ｆからそれぞれ出力された検出信号
とを基に、３つの放射線検出器４ｄ〜４ｆの中から、散
乱前のγ線を検出した放射線検出器４を特定し、ベクト
ルＯＡ及びベクトルＯＢのいずれかを、初期入射方向と
して正当なものとして特定する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、陽電子放出型ＣＴ
（Positron Emission Computed Tomography、以下ＰＥ
Ｔと記載する）を用いて放射線検査を行う装置、即ち、
ＰＥＴ検査装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】ＰＥＴ検査とは、陽電子放出核種（例え
ば¹¹Ｃ，¹³Ｎ，¹⁵Ｏ，¹⁸Ｆ等）を混入し、検査対象とな
る患部（病巣）で代謝される性質を付与したＰＥＴ用の
放射性薬剤（以下、ＰＥＴ用薬剤という）を被検者に投
与し、所定時間後、ＰＥＴ用薬剤が被検者体内のどの部
位に集積しているか（どの部位で多く消費されている
か）を、患部に集積したＰＥＴ用薬剤に起因して放出さ
れるγ線を検出することにより特定するものである。Ｐ
ＥＴ用薬剤から放出された陽電子は、付近の電子と結合
して陽電子消滅し、その際、一対のγ線を放出する。こ
れら一対のγ線（以下、γ線対と記載する）は、互いに
ほぼ正反対（厳密には１８０°±０．６°）の方向に放
射されるので、そのγ線の検出信号を基に、そのγ線の
発生源位置（患部位置）を通る直線を特定することがで
きる。

【０００３】ＰＥＴ検査では、こうして患部に集積した
ＰＥＴ用薬剤に起因して体内から放出されるγ線対を多
数検出し、そのデータを基にＰＥＴ用薬剤を多く消費す
る箇所（患部位置）を含む被検者の断層像（以下、ＰＥ
Ｔ像という）を作成する。このようなＰＥＴ検査を行う
ＰＥＴ検査装置としては、例えば特開２０００−３２１
３５７号に記載の核医学診断装置等、既に多数のものが
提唱されている。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】通常、ＰＥＴ検査装置
は、γ線を検出する放射線検出器を複数備えており、ど
の放射線検出器がγ線を検出したかを割り出して患部を
含むＰＥＴ像を作成する。医者がそのＰＥＴ像を見て患
部の位置を特定する。γ線は、放射線検出器に入射して
もそのまま透過してしまうこともあるが、この場合を除
き、放射線検出器に入射して減衰する。γ線が減衰した
放射線検出器は、そのγ線の減衰エネルギーに相当する
検出信号（電荷）を出力する。また、検出された（減衰
した）γ線は、全減衰する場合を除き、その放射線検出
器内で散乱する。散乱したγ線（以下、散乱γ線と記載
する）は、進行方向を変え、異なる入射角で他の放射線
検出器に入射する。勿論、散乱γ線は、その後減衰せず
に入射した各放射線検出器を透過する場合もあるし、他
の放射線検出器にて全減衰、或いは再び散乱し検出され
ることもある。つまり、放射線検出器により検出される
γ線には、散乱前の（放射線検出器により散乱していな
い状態の）γ線（以下、非散乱γ線と記載する）と散乱
γ線とが混在することになる。

【０００５】ここで上記のように、散乱γ線は、発生時
と進行方向が異なるため、散乱γ線のベクトルの延長上
には、そのγ線の発生源は存在しない。即ち、散乱γ線
の検出信号を基にしたＰＥＴ像のデータは、誤った情報
となりノイズの原因となる。そこで、従来、散乱γ線
が、散乱時にエネルギー減衰することを考慮し、設定し
たエネルギーしきい値以下のエネルギーのγ線を散乱γ
線と判定して除去するのが一般的であった。ところがこ
の場合、実際には非散乱γ線であっても、そのエネルギ
ーが上記エネルギーしきい値を越えないために散乱γ線
と見なされてしまう場合も多く、ＰＥＴ像のデータ収集
効率が低下する場合があった。

【０００６】これに対し、上記特開２０００−３２１３
５７号に記載の核医学診断装置においては、複数のγ線
が検出された場合、これらγ線の検出信号を同時係数
し、ほぼ同時に検出されたγ線の発生源を同一と見な
し、算出したそれらのトータルエネルギーが設定範囲内
の値かどうかを見て、それらの中に非散乱γ線が含まれ
ているかを判定している。そして、非散乱γ線を含むと
判定した場合、検出したγ線の中から、統計的に非散乱
γ線である確率が高いものを１つ選定することにより、
γ線の初期入射位置を選定している。しかしながら、こ
の従来技術において、特定した初期入射位置は確率的に
選定されたもので、それが誤認である可能性も少なくな
く、検出精度向上には限界がある。

【０００７】本発明の目的は、非散乱γ線を効率良く特
定し、精度の高いＰＥＴ像を作成することができるＰＥ
Ｔ検査装置を提供することにある。

【０００８】

【課題を解決するための手段】（１）上記目的を達成す
るために、本発明は、γ線を検出する複数の放射線検出
器を備え、設定時間範囲内に、前記複数の放射線検出器
のうちの３つ以上の前記放射線検出器からそれぞれ出力
された検出信号と、これらの検出信号を出力した前記３
つ以上の放射線検出器の位置情報とを基に、前記３つ以
上の放射線検出器の中から、前記放射線検出器内で散乱
していない状態のγ線を検出した前記放射線検出器を特
定する。

【０００９】（２）上記目的を達成するために、本発明
は、γ線を検出する複数の放射線検出器を備え、設定時
間範囲内に、前記複数の放射線検出器のうちの３つ以上
の放射線検出器から検出信号が出力された場合、少なく
とも２つの前記放射線検出器のそれぞれの位置情報と、
これら少なくとも２つの放射線検出器のそれぞれのエネ
ルギー検出値と、前記γ線対の他方のγ線を検出した放
射線検出器の位置情報とを基に、前記一方のγ線の減衰
順序、初期入射位置、及び初期入射方向を特定する。

【００１０】本発明においては、γ線対の一方のγ線の
減衰順序（散乱順序）を、他方のγ線の位置情報を利用
して特定し、γ線の放射線検出器への初期入射位置、初
期入射方向を特定する。具体的には、一方のγ線を検出
した各放射線検出器の位置情報と、他方のγ線を検出し
た放射線検出器の位置情報とから、想定される一方のγ
線の減衰順序を複数通り設定し、これら複数通りの中か
ら、一方のγ線の散乱角度とエネルギー検出値との対応
が正当なものを選定することにより、γ線の減衰順序を
特定する。この結果、γ線の放射線検出器への初期入射
位置（最初にγ線が減衰した放射線検出器の位置）が特
定され、この特定した放射線検出器と他方のγ線を検出
した放射線検出器とを結ぶ直線（初期入射方向）上に、
γ線の発生源（患部）が存在すると同定することができ
る。従って、確率的にγ線の初期入射位置を特定する場
合と異なり、非散乱γ線を効率良く特定し、精度の高い
ＰＥＴ像を作成することができる。

【００１１】（３）上記（２）において、好ましくは、
前記減衰順序、前記初期入射位置及び前記初期入射方向
の特定は、前記一方のγ線を検出した各放射線検出器の
位置情報と、前記他方のγ線を検出した放射線検出器の
位置情報とから、想定される前記一方のγ線の減衰順序
を複数通り設定し、これら複数通りの中から、前記一方
のγ線の散乱角度とエネルギー検出値との対応が正当な
ものを選定する。

【００１２】（４）上記目的を達成するために、γ線を
検出する複数の放射線検出器と、この複数の放射線検出
器の前面に配置されたγ線を通過させるコリメータとを
備え、設定時間範囲内に、前記複数の放射線検出器のう
ちの３つ以上の放射線検出器から検出信号が出力された
場合、前記３つ以上の放射線検出器のそれぞれの位置情
報と、前記３つ以上の放射線検出器のそれぞれのエネル
ギー検出値とを基に、前記γ線の減衰順序、初期入射位
置、及び初期入射方向を特定する。

【００１３】本発明においては、３つ以上の放射線検出
器の検出信号が同時計数された（所定時間内に出力され
た）場合、それら３つ以上の検出信号の位置情報と、３
つ以上の放射線検出器からのエネルギー検出値とを基
に、γ線の減衰順序（散乱順序）を特定し、γ線の放射
線検出器への初期入射位置、初期入射方向を特定する。
具体的には、まず、上記位置情報から、想定されるγ線
の減衰順序を複数通り設定し、これら複数通りの中か
ら、上記エネルギー検出値との対応が正当なものを選定
する。そして、これにより特定されたγ線の初期入射位
置と、上記エネルギー検出値とを基に、γ線の初期入射
方向を特定することができる。従って、確率的にγ線の
初期入射位置を特定する場合と異なり、非散乱γ線を効
率良く特定し、精度の高いＰＥＴ像を作成することがで
きる。

【００１４】（５）上記（４）において、好ましくは、
前記減衰順序、前記初期入射位置及び前記初期入射方向
の特定は、前記位置情報から、想定される前記γ線の減
衰順序を複数通り設定し、これら複数通りの中から、前
記エネルギー検出値との対応が正当なものを選定するこ
とにより行う。

【００１５】（６）上記（５）において、また好ましく
は、前記選定された正当な減衰順序に基づいて前記γ線
の初期入射位置を特定し、この特定した初期入射位置
と、前記エネルギー検出値とを基に、前記γ線の初期入
射方向を特定する。

【００１６】（７）上記（１）〜（６）のいずれか１つ
において、更に好ましくは、前記複数の放射線検出器は
略環状に配設され、かつ軸方向に複数配列されると共
に、径方向に多層に配置されている。

【００１７】（８）上記（７）において、好ましくは、
前記放射線検出器からの検出信号をパルス信号に変換し
出力するγ線弁別装置を備える。

【００１８】（９）上記（８）において、また好ましく
は、前記特定された放射線検出器の位置情報、及びその
放射線検出器の検出信号に基づいた前記パルス信号の計
数情報を出力する同時計数装置を備える。

【００１９】（１０）上記（９）において、更に好まし
くは、前記放射線検出器の位置情報及び前記計数情報に
基づいてＰＥＴ像のデータを作成するＰＥＴ像作成装置
と、前記ぺＴ像データを表示する表示装置とを更に備え
る。

【００２０】（１１）上記（１）において、好ましく
は、前記特定された放射線検出器の位置情報、及び前記
特定された放射線検出器の出力である検出信号に基づい
て、ＰＥＴ像のデータを作成するＰＥＴ像作成装置を備
える。

【００２１】（１２）上記（７）〜（１１）のいずれか
１つにおいて、更に好ましくは、Ｘ線を放射するＸ線源
を更に備える。

【００２２】（１３）上記（１２）において、多層配置
した前記放射線検出器のうち、少なくとも最も内側に配
列された複数の放射線検出器はγ線及びＸ線の検出に共
用され、これら共用の放射線検出器で検出されたγ線及
びＸ線の検出信号を弁別する信号弁別装置を更に備え
る。

【００２３】

【発明の実施の形態】以下、本発明のＰＥＴ検査装置の
実施の形態を図面を用いて説明する。図１は本発明のＰ
ＥＴ検査装置の第１の実施の形態の全体構造を表す概略
図、図２はこの図１中II−II断面による断面図である。
これら図１及び図２に示すように、ＰＥＴ検査装置１
は、撮像装置２と、信号処理装置７と、断層像作成装置
１０と、被検者保持装置１４と、Ｘ線源周回装置３７
と、駆動制御装置３５とを備えている。

【００２４】上記撮像装置２は、ケーシング３と、多数
（例えば合計１００００個）の放射線検出器４と、検出
器支持板５とを有している。ケーシング３は、孔部（貫
通孔）６を有する略筒状の形状をしており、放射線検出
器４は、この孔部６の周囲に軸方向に配置されている。
また、これら放射線検出器４は、図２に示すように、最
も内側に環状配置された放射線検出器４を基点として、
放射状に多層配置（この例では３層配置）されている。
なお、代表的な放射線検出器として、例えば半導体放射
線検出器やシンチレータ等といったものがあるが、シン
チレータは、放射線検出部であるクリスタル（ＢＧＯ、
ＮａＩ等）に光電子増倍管等を配置する必要があり、多
層配置にはあまり適していない。従って、本実施の形態
のように多層配置する放射線検出器４としては、光電子
増倍管等が不要な半導体放射線検出器が好ましい。半導
体放射線検出器を用いる場合、放射線検出器４の検出部
は、カドミウムテルル（ＣｄＴｅ）やガリウムヒ素（Ｇ
ａＡｓ）、カドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）等で構成す
ると良い。

【００２５】図３は、放射線検出器４の詳細な取付構造
を表す斜視図である。この図３に示すように、上記の検
出器支持板５は略半割れリング状の部材で、上記孔部６
の軸方向（図１中左右方向）に複数枚列設され、それぞ
れケーシング３に固定されている。各放射線検出器４
は、これら検出器支持板５の側面に放射状に取付けられ
ている。また、この図３には特に図示しないが、こうし
た放射線検出器４を取付けた複数の検出器支持板５が、
上記孔部６を介し、もう１組上部側に対向するよう、ケ
ーシング３に固定されている（図１及び図２も参照）。
但し、検出器支持板５の形状は、これに限られず、例え
ば一体的なリング状としてもよい。

【００２６】図４はＰＥＴ検査装置１における配線状態
を表す概略図、図５は後述の信号弁別装置６１の詳細構
造を表す概略図である。前述したように、本実施の形態
において各放射線検出器４は、孔部６の半径方向におい
て多層（本例では３層）に配列されており、便宜上、各
放射線検出器４の列を図４に示すように、内側から検出
器列４Ｘ，４Ｙ，４Ｚとする。また、図４に示すよう
に、上記の信号処理装置７は、検出器列４Ｙ，４Ｚに含
まれる各放射線検出器４毎に設けられた多数（繁雑防止
のため図４には２つのみ図示）のγ線弁別装置８と、検
出器列４Ｘに含まれる各放射線検出器４毎に設けられた
多数の信号弁別装置６１と、これらγ線弁別装置８及び
信号弁別装置６１内のγ線弁別装置８に接続した同時計
数装置９とを備えている。最も内側の検出器列４Ｘを除
く検出器列４Ｙ，４Ｚを構成する各放射線検出器４は、
配線１３を介し対応するγ線弁別装置８に接続されてい
る。また、最も内側の検出器列４Ｘを構成する各放射線
検出器４は、配線１３を介し対応する信号弁別装置６１
に接続されている。

【００２７】各信号弁別装置６１は、図５に示すよう
に、切替スイッチ６２と、γ線弁別装置８と、Ｘ線信号
処理装置６６とを有している。切替スイッチ６２は、可
動端子６３と、固定端子６４，６５とを有している。そ
して、検出器列４Ｘの放射線検出器４は、配線１３を介
し可動端子６３に接続されている。また、固定端子６４
はγ線弁別装置８に、固定端子６５は先のＸ線信号処理
装置６６にそれぞれ接続され、γ線弁別装置８は、検出
器列４Ｙ，４Ｚの各放射線検出器４に接続したものと同
様、同時計数装置９に接続している。また、この信号弁
別装置６１は電源６８に接続しており、詳細には、この
電源６８のプラス端子は抵抗６７を介して配線１３に、
マイナス端子は放射線検出器４に接続されている。ま
た、同時計数装置９及びＸ線信号処理装置６６は、演算
処理装置１１（後述）に接続されている。

【００２８】図１に戻り、上記断層像作成装置１０は、
演算処理装置１１と、この演算処理装置１１にそれぞれ
接続した記憶装置１２及び表示装置１３とを備えてい
る。また、上記被検者保持装置１４は、被検者１７が横
たわるベッド１６と、このベッド１６を上記孔部６内に
挿入可能に支持する支持部材１５とを備えている。上記
Ｘ線源周回装置３７は、略リング状（図１ではその断面
を図示している）のガイドレール２８と、このガイドレ
ール２８に沿って円形の軌跡を描いて走行するＸ線源装
置２９とを備えている。ガイドレール２８は、孔部６を
取囲むようにケーシング３の被検者保持装置１４側の側
面に取付けられる。また、Ｘ線源装置２９は、ガイドレ
ール２８に対し走行可能に取付けたＸ線源駆動装置３０
と、このＸ線源駆動装置３０に取付けた水平方向に伸縮
可能なアーム３８と、このアーム３８の先端部に取付け
たＸ線源３１とを有する。なお、図１において、６９は
線源制御装置である。

【００２９】本実施の形態のＰＥＴ検査装置１の構成は
以上説明した通りであるが、以上のＰＥＴ検査装置１を
用いた検査手順を具体的に説明する前に、以下に放射線
検出の原理について説明しておく。放射線検出器４は、
その内部で放射線が減衰した場合、その減衰エネルギー
に応じた電荷を出力するものであるが、上記検出器列４
Ｙ，４Ｚに含まれる各放射線検出器４はγ線の検出に用
いられ、上記検出器列４Ｘに含まれる各放射線検出器４
はγ線及びＸ線の検出に共用される。つまり、検出器列
４Ｘの放射線検出器４は、時間的なずれはあるがＸ線の
検出信号及びγ線の検出信号の両方を出力する。このた
め、精度の良いＸ線ＣＴ像（Ｘ線ＣＴによって得られた
被検者の断層像）を作成するためには、Ｘ線を検出して
いる放射線検出器４（以下において、便宜上、検出器列
４Ｘに含まれる放射線検出器４のうち、Ｘ線を検出して
いる放射線検出器４を第１検出器４、γ線を検出してい
る放射線検出器４を第２検出器４と適宜記載する）が、
Ｘ線検出の際に、γ線を検出しないようにする必要があ
る。

【００３０】ここで、被検者１７体内のＰＥＴ用薬剤の
放射線強度をＮ［Ｂｑ］、発生するγ線の体内通過率を
Ａ、各放射線検出器４の立体角から求めた入射率をＢ、
各放射線検出器４の感度をＣとすると、１つの放射線検
出器で検出するγ線の検出率α［個／sec］は、以下の
ようになる。 α＝２ＮＡＢＣ・・・（１）また、Ｘ線の照射時間をＴ［sec］とすると、照射時間
Ｔ内にある放射線検出器４でγ線が検出される確率Ｗ
は、以下のようになる。Ｗ＝１−exp（−Ｔα）・・・（２）従って、この確率Ｗを小さくするよう、照射時間Ｔを設
定すれば、Ｘ線ＣＴ検査時に、Ｘ線を検出している放射
線検出器４に入射するγ線は極微量となり、その影響を
無視できる程度にすることができる。

【００３１】具体的には、被検者１７体内のＰＥＴ用薬
剤の放射線強度Ａは、最大で３７０［ＭＢｑ］程度、ま
た、仮に被検者１７の断面を半径１５［cm］の水と仮定
すれば、γ線の体内通過率Ａは０.６程度である。そし
て、例えば一辺５［mm］の放射線検出器４を半径５０
［cm］の環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、半導
体放射線検出器を使用した場合、放射線検出器４の検出
感度Ｃは最大で０.６程度である。従って上式（１）よ
り、１つの放射線検出器４のγ線の検出率αは２０００
［個／sec］程度となり、Ｘ線の照射時間Ｔを例えば１.
５［μsec］とすれば、１つの放射線検出器４がＸ線検
出中にγ線を検出する確率Ｗは０.００３となる。即
ち、体内投与放射線の強度を３７０［ＭＢｑ］以下とし
た場合、Ｘ線の照射時間を１.５［μsec］以下にすれ
ば、γ線の検出確率は０.３％以下となりほとんど無視
できるものとなる。本実施の形態では、以上のような原
理によりＸ線およびγ線を共用の放射線検出器４により
検出するようになっている。

【００３２】次に、上記構成のＰＥＴ検査装置１を用い
た検査手順を説明する。ＰＥＴ検査及びＸ線検査時に
は、予め被検者１７に検査目的に応じたＰＥＴ用薬剤を
投与（例えば注射）した後、ＰＥＴ用薬剤が被検者１７
の体内に拡散して患部（例えば癌の患部）に集積するま
で、被検者１７は、所定時間の間待機する。その後、被
検者１７が横たわったベッド１６を撮像装置２に挿入
し、被検者１７の周囲が放射線検出器４で囲まれた状態
とする。

【００３３】Ｘ線ＣＴ検査の際、駆動制御装置３５は、
Ｘ線源駆動装置３０をガイドレール２８に沿って走行さ
せ、Ｘ線源３１を被検者１７の周囲を周回させる。この
とき、線源制御装置６９は、所定のエネルギー（例えば
８０［keV］）を有するＸ線をパルス状に繰り返し放出
するよう、Ｘ線源３１からのＸ線の放出時間を制御す
る。Ｘ線は、上式（１）及び（２）に基づき、周回する
Ｘ線源３１から、例えば１［μsec］の照射が間欠的に
繰り返されるように設定され、被検者１７は周囲よりＸ
線を照射される。このＸ線は、被検者１７を透過した
後、孔部６を介してＸ線源３１とほぼ対向する所定範囲
内に存在する複数個の第１検出器４によって検出され
る。これら第１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）を配線１３を介し信号弁別装
置６１に出力する。

【００３４】一方、ＰＥＴ用薬剤に起因して前述のよう
に被検者１７の体内からは、所定のエネルギーのγ線が
放出されており、第１検出器４以外の放射線検出器４の
うち、検出器列４Ｙ，４Ｚに含まれる各放射線検出器４
は、こうしたγ線を検出し、配線１３を介しγ線弁別装
置８に検出信号（以下、γ線撮像信号という）を出力す
る。このとき、検出器列４Ｘに含まれる第１検出器４か
らのＸ線撮像信号は切替スイッチ６２の可動端子６３及
び固定端子６５をＸ線信号処理装置６６に、検出器列４
Ｘに含まれる第２検出器４からのγ線撮像信号は切替ス
イッチ６２の可動端子６３及び固定端子６４を経てγ線
弁別装置８に出力される。なお、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、駆動制御装置３５により行われる。具体
的には、駆動制御装置３５は、Ｘ線源駆動装置３０内の
エンコーダー（図示せず）の信号を基にＸ線源３１の位
置を随時算出し、その時点でこのＸ線源３１の位置と対
向する複数の放射線検出器４を第１検出器４として選択
し、これらに接続する可動端子６３を固定端子６５に接
続する。勿論、Ｘ線源３１の周回に伴い、第２検出器４
となった放射線検出器４に接続された可動端子６３は、
固定端子６４に接続される。

【００３５】Ｘ線信号処理装置６６は、入力されたＸ線
撮像信号を基に、Ｘ線撮像信号の強度を算出し、演算処
理装置１１に出力する。一方、γ線弁別装置８は、入力
されたγ線撮像信号を基に、その信号を出力した放射線
検出器４におけるγ線の減衰エネルギーに応じたパルス
信号を同時計数装置９に出力する。即ち、そのパルス信
号のパルスの波高がその減衰エネルギーに相当してい
る。γ線弁別装置８には、エネルギーフィルタが設けら
れている。このエネルギーフィルタはノイズレベル以上
のγ線撮像信号信号を全て通過させ、γ線弁別装置８は
エネルギーフィルタを通過したγ線撮像信号に対するパ
ルス信号を同時計測装置９に出力する。そのエネルギー
フィルタは、ノイズレベルより低いレベルのγ線撮像信
号を除去する。

【００３６】同時計数装置９は、各γ線弁別装置８から
出力されたパルス信号のうち、設定時間（例えば１０
［nsec］）以内に入力したパルス信号を基に、放射線検
出器４内で散乱していない状態のγ線（以下、非散乱γ
線という）の検出信号を出力した２つの放射線検出器４
を特定し、それらの各放射線検出器４のそれぞれの位置
（初期入射位置）及び初期入射方向を含むＰＥＴ像のデ
ータ信号を演算処理装置１１に出力する（詳細は後述す
る）。更に、同時係数装置９は、上記した設定時間内に
入力した、特定された２つの放射線検出器４からのγ線
撮像信号に起因して発生した２つのパルス信号を計数
し、得られた計数値を演算処理装置１１に出力する。演
算処理装置１１は、ＰＥＴ用薬剤が集積した位置（患部
位置）を特定された一対の放射線検出器４を結ぶ直線上
の位置に同定し、こうした直線を特定された多数対の放
射線検出器４に基づいて数多く得ることより、精度の高
いＰＥＴ像を再構成できる。同時計数装置９は、被検者
１７の体内で散乱したγ線の検出信号を除去するため
に、入力した各パルス信号を発生させた各γ線撮像信号
に対する減衰エネルギー量の合計（トータルエネルギ
ー）が、所定のエネルギーしきい値よりも高い（被検者
１７の体内で散乱したγ線でない）かを判定し、仮にエ
ネルギーしきい値以下であった場合、そのγ線撮像信号
に基づいたパルス信号の計数値を除去する。初期入射位
置とは、換言すれば、被検者１７の体内から放出された
γ線対のそれぞれのγ線を最初に検出した２つの放射線
検出器４のそれぞれの位置である。

【００３７】ここで、図６は、演算処理装置１１による
断層像の作成手順を表すフローチャートである。この図
６に示すように、演算処理装置１１は、まずステップ１
１０にて、同時計数装置９からのγ線撮像信号の計数値
及びそれらの検出点の位置情報と、Ｘ線信号処理装置６
６からのＸ線撮像信号の強度を入力する。ステップ１２
０では、これら各情報を記憶装置１２に記憶し、ステッ
プ１３０に移る。ステップ１３０では、被検者１７の横
断面の断層像を、別途算出した該当する位置でのＸ線撮
像信号の減衰率を用いて再構成する（再構成した断層像
をＸ線ＣＴ像という）。このとき、本例では詳細な説明
は省略するが、例えば、γ線撮像信号の計数値を補正す
る場合もある。方法としては、例えば、得られたＸ線Ｃ
Ｔ値から見積もった物質組成データを基に、例えばいわ
ゆるフォワードプロジェクション法により各位置での線
減弱係数を求め、その逆数を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を補正
することができる。

【００３８】ステップ１４０では、患部（例えば癌等の
病巣）を含む、被検者１７の横断面の断層像を、記憶装
置１２に記憶した同時計数装置９からのデータ信号を用
いて再構成する（再構成した断層像をＰＥＴ像とい
う）。次にステップ１５０に移り、ＰＥＴ像のデータと
Ｘ線ＣＴ像のデータとを合成し、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。そし
て、最後にステップ１６０にて、記憶装置１２から呼び
出した合成断層像のデータを表示装置１３に出力し、表
示装置１３に合成断層像を表示させ、図６の手順を終了
する。

【００３９】なお、Ｘ線ＣＴ像は２次元画像であるた
め、実際にはアーム３８を伸縮させることで、Ｘ線源３
１を孔部６の軸方向に順次移動させ、上記手順（ステッ
プ１１０〜１３０）を繰り返して複数のＸ線ＣＴ像を再
構成し、これらの２次元断面データを積み重ねることに
よって、３次元的なＸ線ＣＴ像のデータを得る。

【００４０】ここで、ある放射線検出器４で検出された
γ線は、そこで散乱する場合がある。散乱γ線は、発生
時と進行方向が異なるため、仮に同時計数装置９でγ線
対として検出された２つのγ線のどちらか一方、又は両
方が散乱γ線である場合、実際には、これらを検出した
放射線検出器４を結ぶ直線は検出したγ線の発生源を通
らない。そのため、ＰＥＴ検査において、撮像したＰＥ
Ｔ像に対する信頼性をより向上させるためには、検出さ
れたγ線撮像信号が、散乱γ線か非散乱γ線のいずれを
検出したものであるかを精度良く判定し、散乱前のγ線
対を検出した放射線検出器４を数多く特定する必要があ
る。

【００４１】そこで、以上説明してきたＰＥＴ検査装置
１における大きな特徴として、本実施の形態において
は、後述する特定手順に従って、γ線対の初期入射位置
及び初期入射方向を特定する。本実施の形態において
は、前述の同時計数装置９により、設定された時間範囲
（例えば１０［nsec］）内に検出信号（γ線撮像信号）
を出力した放射線検出器４が３つ以上ある場合と、２つ
以下の場合とを区別して考える。特徴的な手順は、同時
計数されたγ線撮像信号が３つ以上ある場合のγ線の初
期入射位置及び初期入射方向を特定する処理手順であ
る。

【００４２】まず、同時計数された放射線検出器４が３
つ以上ある場合の初期入射位置及び初期入射方向を特定
する処理手順を説明する。図７に、放射線検出器４内に
入射した後に非散乱γ線が放射線検出器４内で散乱して
生じたγ線（以下、散乱γ線という）の散乱前後におけ
るエネルギーと散乱角との関係を示す。本実施の形態に
おいては、このことを考慮し、例えば、γ線対の一方の
γ線が検出された放射線検出器４内で散乱した場合（即
ち、散乱γ線を含め、発生源を同一とするγ線があたか
も３つ以上存在する場合）、散乱γ線の発生源となる一
方の非散乱γ線と対をなす他方の非散乱γ線のデータを
利用して散乱γ線の散乱角度を用いて、非散乱γ線を検
出した放射線検出器４（初期入射位置）と初期入射方向
とを特定する。散乱γ線は、非散乱γ線がこの非散乱線
を検出した放射線検出器４内で散乱することによって発
生する。

【００４３】ここで、例えば、ＰＥＴ検査により癌検査
を行う場合を考えると、通常、まず糖の一種で癌細胞に
集積する性質を持つフルオロデオキシグルコース（¹⁸Ｆ
ＤＧ）をＰＥＴ用薬剤として被検者１７に投与する。投
与された¹⁸ＦＤＧは陽電子を放出し、陽電子消滅により
所定のエネルギー（¹⁸ＦＤＧの場合５１１[keV]）の一
対のγ線を放射する。この同一発生源から放射された散
乱前のγ線対は、互いにほぼ正反対（１８０°±０．６
°）の方向に放射される。また、放射線検出器４に入射
した非散乱γ線のエネルギーは、放射線検出器４に入射
する前に被検者１７の体内等で散乱した場合を除けば５
１１[keV]のままである。

【００４４】このように¹⁸ＦＤＧをＰＥＴ用薬剤として
用いた場合、それぞれ５１１[keV]のエネルギーを持つ
γ線対が体内から放出され、先の図２において、その一
方の非散乱γ線が、放射線検出器４ｅで１００[keV]減
衰し、放射線検出器４ｅでその非散乱γ線に基づいて発
生した散乱γ線が放射線検出器４ｆで１００[keV]減衰
し、他方の非散乱γ線が放射線検出器４ｄにて全減衰し
たとする（放射線検出器４ｄ〜４ｆの位置をそれぞれ位
置Ｏ，Ａ，Ｂとする）。γ線が減衰した放射線検出器４
ｄ〜４ｆがそれぞれγ線撮像信号を出力する。この場
合、γ線対は患部に集積したＰＥＴ用薬剤に起因して互
いにほぼ反対の方向に放出されているため、γ線対の進
行方向（厳密には他方の非散乱γ線の進行方向）は、ベ
クトルＯＡとベクトルＡＯ又はベクトルＯＢとベクトル
ＢＯのいずれかの組み合わせである。このとき、仮に、
非散乱γ線の方向がベクトルＯＡであれば（初期入射位
置が位置Ａであれば）、散乱γ線のエネルギーは４１１
[keV]、非散乱γ線の方向がベクトルＯＢであれば（初
期入射位置が位置Ｂであれば）、散乱γ線のエネルギー
は１００[keV]であることになる。これは言い換える
と、非散乱γ線が位置Ａに初期入射したなら散乱γ線の
方向はベクトルＡＢ、位置Ｂに初期入射したならベクト
ルＢＡであることになる。また、非散乱γ線のエネルギ
ーは、位置Ａに初期入射した場合でも、位置Ｂに初期入
射した場合においても、両方で減衰したエネルギー和、
つまり４１１＋１００＝５１１[keV]である。上記の各
減衰エネルギー値は、γ線弁別装置８から出力されるパ
ルス信号のパルスの波高に対応しているので、該当する
各γ線弁別装置８で検出されたものであると言える。

【００４５】本実施の形態においては、同時計数装置９
は、上記の各γ線に対して検出された各減衰エネルギー
値と、それらのγ線が入射された各放射線検出器４の位
置情報とを用いて、図８に示すスッテプ２００〜２５０
の処理を行うことによって、γ線の初期入射位置及び初
期入射方向を特定する。γ線撮像信号を出力した各放射
線検出器４の位置情報は、それらの放射線検出器４に対
応して設けられた各γ線弁別装置８によってパルス信号
に変換されて同時計数装置９に伝えられる。まず、同時
計数装置９は、ステップ２００によって、散乱γ線を発
生した放射線検出器の候補を特定する。同時計数装置９
は、前述の設定時間内に入力したパルス信号が３以上あ
る場合、それらのパルス信号を発生させた各γ線撮像信
号を出力した３以上の放射線検出器４のうち、散乱γ線
を発生した放射線検出器４を特定する。この特定は、該
当する放射線検出器４のそれぞれの間の距離に基づいて
行う。即ち、設定距離より短い距離だけ離れて位置する
放射線検出器４は散乱γ線を発生した放射線検出器４で
ある。散乱γ線の飛程距離は短いので、設定距離は例え
ば５［cm］とする。図２に示す例では、設定時間内にそ
れぞれγ線撮像信号を出力した放射線検出器４ｄ，４ｅ
及び４ｆのうち、放射線検出器４ｅ，４ｆ間の距離が５
［cm］以下であるとすると、放射線検出器４ｅ，４ｆの
いずれかが散乱γ線を発生した放射線検出器４である。
放射線検出器４ｅ，４ｆが散乱γ線を発生した放射線検
出器の候補として特定される。このため、同時計数装置
９は、残りの１つの放射線検出器４ｄが、非散乱γ線を
検出した放射線検出器であることを認識する。

【００４６】次に、ステップ２１０にて、散乱γ線を発
生した放射線検出器の候補として特定された放射線検出
器４ｅ、４ｆのうち、検出器４ｅ、即ち位置Ａが初期入
射位置である場合の散乱角（ベクトルＯＡ，ＡＢのなす
角）を算出する。ステップ２２０にて、放射線検出器４
ｆ、即ち位置Ｂが初期入射位置である場合の散乱角（ベ
クトルＯＢ，ＢＡのなす角）を算出する。このとき、例
えばベクトルＯＡ，ＡＢのなす角θは、以下のように算
出できる。

【００４７】次に、ステップ２３０において、非散乱γ
線の入射エネルギー及び散乱γ線のエネルギーを算出す
る。即ち、同時計数装置９は、放射線検出器４ｅ，４ｆ
におけるγ線の減衰エネルギーを、それぞれの放射線検
出器から出力された各γ線撮像信号に起因して発生した
各パルス信号のパルスの波高に基づいて、それぞれ算出
する。初期入射位置の放射線検出器４ｄに入射したγ線
の減衰エネルギーは、該当するパルス信号の波高に基づ
いて５１１［keV］と算出される。放射線検出器４ｅに
入射したγ線の減衰エネルギーも、該当するパルス信号
の波高に基づいて１００［keV］と算出される。放射線
検出器４ｆに入射したγ線の減衰エネルギーも同様に４
１１［keV］と算出される。放射線検出器４ｅ，４ｆの
うち、一方が散乱γ線を発生した放射線検出器であり、
他方が非散乱γ線を検出した放射線検出器である。非散
乱γ線の入射エネルギーは、放射線検出器４ｅ，４ｆの
各減衰エネルギーの和であり、５１１［keV］と算出さ
れる。

【００４８】次に、放射線検出器４ｅ，４ｆのそれぞれ
で散乱γ線が発生したと仮定して散乱γ線のエネルギー
を算出する。放射線検出器４ｅで散乱γ線が発生した場
合には、その散乱γ線のエネルギーは、４１１［keV］
（＝５１１［keV］−１００［keV］）となる。この場
合、散乱γ線は最終的に放射線検出器４ｆで減衰する。
放射線検出器４ｆで散乱γ線が発生した場合には、その
散乱γ線のエネルギーは、１００［keV］（＝５１１［k
eV］−４１１［keV］）となる。この場合、散乱γ線は
最終的に放射線検出器４ｆで減衰する。なお、例えば、
算出された非散乱γ線のエネルギーが５１１［keV］よ
りかなり低い（例えば３５０[keV]以下）の場合は、被
検者１７の体内で既に散乱したγ線であると考えられる
ため、除去する。

【００４９】ステップ２４０にて、初期入射位置が位置
Ａ，Ｂのいずれの場合において、ステップ２１０〜２３
０でそれぞれ演算した入射γ線エネルギー、散乱γ線エ
ネルギーと散乱角との関係が、図７の関係とほぼ照合す
るものかを比較し、いずれの減衰順序（散乱順序）が正
当なものであるかを特定する。例えば、散乱角で比較を
行う場合、図７より入射γ線エネルギー、散乱γ線エネ
ルギーを用いて理想的な散乱角を算出し、理想的な散乱
角が実際の散乱角とどの程度誤差が生じているかを算出
する。そして、演算結果と図７の関係との誤差に所定割
合（例えば１０％）のしきい値を設け、誤差がしきい値
以内であれば、その事象が起こり得る（正当な減衰順序
である）と判定する。そして、複数の事象のうち（例え
ば本例では２事例）起こり得ると判定された事象が１例
ならばその事象を選択する（複数の事象が起こりえると
判断された場合は後述する）。この結果、γ線対の初期
入射位置が特定され、最後にステップ２５０において、
非散乱γ線対の１対の初期入射位置、及びこれらを結ぶ
直線（初期入射方向）を含むＰＥＴ像のデータ信号を演
算処理装置１１に出力し、この手順を終了する。

【００５０】演算処理装置１１は、前述のように、こう
して入力されたＰＥＴ像のデータを記憶装置１２に多数
記憶し、これらを再構成して、ＰＥＴ像を作成し表示装
置１３にて表示する。

【００５１】なお、以上の３つ以上の検出信号が計数さ
れた場合の手順において、例えば初期入射位置が、位置
Ａの場合も位置Ｂの場合も、いずれも起こり得るという
結果になった場合、そのγ線撮像信号は除去しても良い
し、図７の関係との誤差がより小さい方の減衰順序を選
択するよにしても良い。更に、上記では、γ線対の片方
のγ線が２つの放射線検出器４で減衰（２回減衰）した
場合（即ち、２通りの減衰順序から選択する簡単な例）
を説明したが、発生したγ線対の双方のγ線が、放射線
検出器４の内部で複数回散乱した場合等も、考えられる
パターンを全て挙げ、各パターンに関し、以上の特定手
順を適用することにより、正当な減衰順序を特定するこ
とができる。また、各放射線検出器４の配列により、物
理的に同時計数され得ない放射線検出器４の位置関係を
設定しておき、この位置関係に当てはまるパルス信号を
除去するようにしておいても良い。

【００５２】一方、同時計数したγ線撮像信号が２つで
ある場合、同時計数装置９は、それらをγ線対と判定
し、それらを検出した放射線検出器４の位置情報、及び
それらを結ぶ直線方向を含むＰＥＴ像のデータ信号を演
算処理装置１１に出力する。また、計数したγ線撮像信
号が１つの場合、それを除去する構成としても良いし、
従来のように、その信号を検出した放射線検出器４と、
それに１８０°対向する放射線検出器４とを結ぶ直線の
方向を含むデータ信号を演算処理装置１１に出力する構
成としても良い。

【００５３】以下、本実施の形態により得られる作用効
果を順次説明する。（１）ＰＥＴ像の精度向上本実施の形態によれば、図８に示した所定の特定手順に
従い、γ線対の初期入射位置及び初期入射方向をより効
果的に特定することができる。これにより、演算処理装
置１１に信頼性の高いデータを出力することができ、更
に精度の高いＰＥＴ像を作成することができる。なお、
本実施の形態においては、¹⁸ＦＤＧをＰＥＴ用薬剤とし
て用いた場合を説明したが、上記のγ線の初期入射位置
及び初期入射方向の特定手順は、他の放射性核種を含む
ＰＥＴ用薬剤を用いた場合にも適用可能であることは言
うまでもない。

【００５４】（２）エネルギー分解能の向上従来のＰＥＴ検査装置は、本実施の形態のように放射線
検出器を多層配置とせず、内部に反射材をそれぞれ備え
た放射線検出器を単層配置するのが一般的であった。こ
ういった従来のＰＥＴ検査装置においては、信号伝達物
質が光電子増倍管に到達したパターンを基に、孔部の半
径方向においてγ線入射位置の位置情報を求めていた。
そのため、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
ことがあり、信号伝達物質が減少し、エネルギー分解能
が低下する場合があった。それに対し本実施の形態は、
放射線検出器４として半導体放射線検出器を用い、これ
らを多層配置することにより、信号伝達物質を減らさず
に、検出範囲としても孔部６の半径方向に奥行きを持た
せることができ、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（検出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、エネルギー分解能を
向上させることができる。

【００５５】（３）Ｘ線ＣＴ検査と並行したＰＥＴ検査
の実現従来、透過Ｘ線を検出する撮像装置と、γ線を検出する
撮像装置とはそれぞれ独立して設けられるのが一般的で
あったが、本実施の形態においては、共用の放射線検出
器４によりＸ線及びγ線を検出することができるので、
上記撮像装置２は、簡単かつコンパクトな構造でＸ線Ｃ
Ｔ検査とＰＥＴ検査の両方を単体で実施することができ
る。

【００５６】（４）患部位置の特定精度向上上記のＰＥＴ像及びＸ線ＣＴ像は、共用の放射線検出器
４からの撮像信号を基に再構成されるので、互いに精度
良く照合させることができ、両者の合成断層像から、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、被検者１７の患部位置を精度良く特定することがで
きる。

【００５７】（５）被検者の負担軽減本実施の形態は、Ｘ線撮像信号及びγ線撮像信号を共用
の放射線検出器４から得ることができるため、短時間で
それらＸ線撮像信号及びγ線撮像信号を得ることができ
る。これにより、検査に要する時間（検査時間）を短縮
することができ、被検者１７の精神的及び肉体的負担を
大きく低減することができる。また、従来のようにＸ線
ＣＴ検査とＰＥＴ検査を分けて行う場合と比べ、Ｘ線を
検出する撮像装置からγ線を検出する別の撮像装置まで
移動させる必要がなく、これによっても検査時間は短縮
される。更に、検査時間が短縮されることにより、検査
中、被検者１７が動いてしまう確率を低減することがで
き、それだけ質の高いＸ線ＣＴ像及びＰＥＴ像を得るこ
とができる。

【００５８】次に、非散乱γ線及び散乱γ線のエネルギ
ーと散乱角とを基に、γ線の減衰順序を特定する他の実
施の形態として、２次元計測型のＰＥＴ検査装置におけ
る単γ線検出による検出効率の向上を図る本発明の第２
の実施の形態を説明する。２次元計測においては、放射
線検出器の体軸方向（上記孔部６の軸方向に相当）に対
し、角度を持って初期入射するγ線をコリメータにより
除去し、体軸方向に対して垂直に初期入射するγ線のみ
を検出する。一般的に、この２次元計測では、角度を持
って入射するγ線を除去することから単位時間あたりの
γ線対カウント数が減るが、散乱γ線の影響が非常に少
なくなるといったメリットがある。

【００５９】図９は本発明のＰＥＴ検査装置の第２の実
施の形態の全体構造を表す概略図、図１０はこの図９中
Ｘ−Ｘ断面による断面図である。これら図９及び図１０
に示すように、本実施の形態のＰＥＴ検査装置１Ａは、
その２次元計測ＰＥＴ検査に用いられるもので、撮像装
置２にコリメータ５０を設けた点を除いて先に説明した
ＰＥＴ検査装置１と同様の構成である。このコリメータ
５０は、最も内側に配置される上記検出器列４Ｘ（図４
参照）を構成する放射線検出器４の前面（内周側）に位
置するよう、検出器支持板５に取付けられている。

【００６０】本実施の形態のＰＥＴ検査装置１Ａによる
ＰＥＴ検査及びＸ線ＣＴ検査の手順は、γ線の初期入射
位置及び初期入射方向の特定を除いて、先に説明した第
１の実施の形態と同様である。本実施の形態において
は、コリメータ５０を通過して放射線検出器４に入射し
たγ線が、任意の放射線検出器４で３回以上散乱した場
合、その減衰順序を特定する。ここでは、説明の簡略の
ために、例えば、図１０に示すように放射線検出器４に
入射したγ線が、放射線検出器４ｇ〜４ｉにおいて任意
の順番で減衰し、かつこれら３箇所で全減衰したとす
る。但し、放射線検出器４ｇ〜４ｉのそれぞれの位置を
位置Ａ〜Ｃ、これら位置Ａ〜Ｃで減衰したエネルギーを
それぞれＥ_A,Ｅ_B,Ｅ_Cとする。なお、繁雑防止のため、
この説明では位置Ａ〜Ｃが同一平面内に存在している場
合を図示するが、位置Ａ〜Ｃが図１０のように同一平面
内にない場合も、以下に説明する手順は適用できる。

【００６１】まず、図１０においてγ線の減衰順序とし
て考えられるのは、（Ｂ→Ａ→Ｃ）（Ｃ→Ａ→Ｂ）
（Ａ→Ｂ→Ｃ）（Ｃ→Ｂ→Ａ）（Ａ→Ｃ→Ｂ）
（Ｂ→Ｃ→Ａ）の６通りである。また、位置Ａ〜Ｃの
３箇所で全減衰したことから、初期入射時のγ線のエネ
ルギー（トータルエネルギー）Ｅは、Ｅ_A＋Ｅ_B＋Ｅ_Cで
ある。従って、２番目に減衰した位置に入射する散乱γ
線のエネルギーは、トータルエネルギーＥから１番目に
減衰したエネルギー（Ｅ_A〜Ｅ_Cのいずれか）を減算した
エネルギー、２番目の位置で散乱した散乱γ線のエネル
ギーは、３番目に減衰した位置に入射する散乱γ線のエ
ネルギー（Ｅ_A〜Ｅ_Cのいずれか）となる。

【００６２】従って、先の６通りの減衰順序に関し、２
番目の減衰位置における散乱γ線の散乱角と、２番目の
減衰位置で見た入射エネルギー及び出射エネルギーをそ
れぞれ算出し、各結果を先の図７の関係と照らし合わ
せ、６通りの減衰順序の中から実際に起こり得た正当な
減衰順序を特定する。

【００６３】次に、こうして特定された減衰順序を基
に、初期入射位置における散乱角度を特定する。ここ
で、仮に上記６通りの減衰順序の中から、（Ａ→Ｂ→
Ｃ）が正当な減衰順序と特定された場合、１番目の減衰
位置Ａで見た入射エネルギーはＥ _A＋Ｅ_B＋Ｅ_C、出射エ
ネルギーはＥ_B＋Ｅ_Cとなり、これらを図７の関係と照ら
し合わせると、位置Ａでの散乱角が一義的に求められ
る。従って、２次元測定ＰＥＴ検査において、体軸方向
に垂直なγ線のみが放射線検出器４に入射することを考
慮すると、γ線の初期入射時の方向が、例えば図１０中
の矢印９７ａ，９７ｂのいずれかであることになる。こ
の場合、図１０に示すように、検出したγ線の線源（発
生源）の存在範囲から矢印９７ｂは物理的にあり得ない
ので、必然的にγ線が初期入射した放射線検出器４（初
期入射位置）は放射線検出器４ｇ、その初期入射方向は
矢印９７ａと一義的に特定される。

【００６４】なお、同時計数されたγ線撮像信号が２つ
以下である場合（即ち放射線検出器４での減衰回数が２
回以下の場合）、そのデータは除去し利用しないか、又
は線源の存在する範囲から均一に入射すると仮定し、こ
の仮定の下、１回目の減衰位置を特定する。

【００６５】以上の本実施の形態のγ線の初期入射位置
及び初期入射方向の特定は、同時計数装置９で行われ
る。前述のように、γ線弁別装置８は、例えば所定のエ
ネルギーしきい値以上のγ線撮像信号を、パルス信号に
変換して同時計数装置９に出力する。このとき、勿論、
パルス信号と共に、γ線撮像信号を検出した放射線検出
器４の位置情報も同時計数装置９に出力する。同時計数
装置９は、γ線撮像装置８から入力したパルス信号を基
に、γ線の初期入射位置及び初期入射方向を特定し、こ
れらを含むＰＥＴ像のデータ信号を演算処理装置１１に
出力する。本実施の形態においては、同時計数したパル
ス信号が３つ以上のとき、同時計数装置９は、上記の初
期入射位置及び初期入射方向の特定手順を実行するが、
それ以外の場合、状況に応じて以下のような手順を実行
する。

【００６６】図１１は、同時計数装置９における信号の
入出力の一例を表す図である。但し、この図１１におい
て、（）内の数字は信号の入力数（又は出力数）を表し
ている。この図１１に示すように、例えば、図中ウ、
オ、カのケースのように、入力したパルス信号からγ線
の初期入射位置及び初期入射方向が特定されたら、同時
計数装置９は、その特定した初期入射位置及び初期入射
方向を含むＰＥＴ像のデータ信号を演算処理装置１１に
出力する。パルス信号の入力数がゼロの場合（ア）や、
全減衰したγ線のパルス信号が１つ入力された場合
（イ）、また例えば、放射線検出器４の配置上、同一発
生源からのγ線であり得ない任意のパルス信号が３つ計
数された場合（キ）等は、同時計数装置９は、それらパ
ルス信号を除去し、ＰＥＴ像のデータ信号を出力しな
い。また、全減衰したγ線のパルス信号が２つ計数され
た場合（エ）は、その信号を検出した放射線検出器４の
位置情報、及びこれらを結ぶ直線を含むデータ信号を演
算処理装置１１に出力する。

【００６７】演算処理装置１１では、前述の第１の実施
の形態と同様、入力したＰＥＴ像のデータ信号を記憶装
置１２に記憶する。また、前述の各γ線撮像信号に対す
る計数値も、演算処理装置１１により記憶装置１２に記
憶される。なお、３つ以上の信号が計数された場合
（キ）においては、その入射方向が分かっていれば、そ
の方向に応じたデータを出力しても良い。このようにし
て得られたデータを演算処理装置１１にて再構成して、
表示装置１３に表示する。

【００６８】本実施の形態においても、前述の第１の実
施の形態と同様の効果を得ることができる。またこれに
加え、第１の実施の形態においては、γ線対の片方又は
双方のγ線が散乱した場合、着目した一方の非散乱γ線
の減衰順序を、もう一方の非散乱γ線の検出信号を基に
特定したが、本実施の形態は、２次元測定ＰＥＴ検査に
おいて、γ線対のうちの他方が被検者の体内で全減衰し
た（吸収された）場合でも、もう一方のγ線の散乱状態
を考慮して非散乱γ線の初期入射位置とその方向性（即
ち初期入射方向）を特定することにより、効率的に非散
乱γ線のデータを収集でき、ＰＥＴ像の精度向上を図る
ことができる。また、これにより、２次元測定ＰＥＴ検
査における単位時間当りのカウント数が向上し、それだ
け検査時間の短縮が可能となり、被検者１７の負担低減
や、被検者数のスループット向上等といったメリットも
期待できる。なお、本実施例のように、２次元測定型の
ＰＥＴ検査装置に対しても、γ線対の双方の入射が確認
できれば、第１の実施の形態の散乱γ線の減衰順序の特
定は適用できる。

【００６９】以上のように説明してきた第１及び第２の
実施の形態においては、Ｘ線ＣＴ像の作成時、アーム３
８を順次伸縮させ、被検者１７の各断面の断層像を作成
する例を示したが、Ｘ線源３１の周回とアーム３８の伸
縮とを並行して行うことにより、Ｘ線のヘリカルスキャ
ンを行う場合にも、上記第１及び第２の実施の形態は適
用可能である。また、アーム３８を伸縮させる代わり
に、ベッド１６を孔部６の軸方向に移動させる構成とし
ても構わない。

【００７０】また、上記手順のＰＥＴ及びＸ線検査は、
被検者１７の全身に渡って実施する場合もあるし、被検
者１７の患部の位置が予め他の検査によってある程度特
定されている場合には、その特定された患部の位置の近
傍に対し実施することもある。更に、検査によっては、
被検者１７に予めＰＥＴ用薬剤を投与せず、ＰＥＴ用薬
剤をベッド１６上に横たわった被検者１７に投与するこ
ともあるし、投与しながら検査を行うこともある。ま
た、以上の第１及び第２の実施の形態では、特に説明し
なかったが、ＰＥＴ検査装置１，１Ａに較正線源を別途
設け、トランスミッション像の撮影を行う構成としても
良い。これらの場合も同様の効果を得る。

【００７１】また、第１及び第２の実施の形態において
は、同時計数装置９でγ線の減衰順序、初期入射位置、
及び初期入射方向を、所定の手順に従って特定している
が、本処理を実行する回路を別に設けて本処理を高速に
行ってもよい。また、同時計数を回路では同時事象の選
択のみを行いその後ソフトウェアで処理しても良い。つ
まり同時計数装置９においては、例えば３つの信号が入
力された場合、それらの信号が同時であることを示すデ
ータを付加して演算処理装置１１に送り、演算処理装置
１１にて減衰順序、初期入射位置、及び初期入射方向
を、所定の手順に従って特定する。さらには、例えば放
射線検出器毎に記憶領域を具備し、その記憶領域にγ線
が入射した時刻と、γ線がその放射線検出器で減衰した
エネルギーを書き込み、書き込んだデータを後で演算処
理装置１１にて同時か否かを判定するような収集法にお
いても、演算処理装置１１にて減衰順序、初期入射位
置、及び初期入射方向を、所定の手順に従って特定する
ことが可能である。この場合も同様の効果を得る。

【００７２】また、第１及び第２の実施の形態におい
て、片方のγ線が放射線検出器内で散乱し、もう片方の
γ線が放射線検出器で検出できなかった場合でも、入射
散乱角を求めることは可能である。この性質を利用し
て、そのγ線がある領域（例えば平面内）から放出され
たものであることが分かっていれば、その散乱角で入り
得る領域内のいずれかから発生したことがわかる。この
ようなデータを有効活用することにより放射線検出器の
検出効率が向上し患者の負担を軽減することが可能とな
る。

【００７３】また、以上の第１及第２の実施の形態で
は、図２及び図１０に示したように、多層配置した放射
線検出器４を、一番内側のものを基点として半径方向に
直線状に配置したが、これに限られず、半径方向に千鳥
配置する構成としても構わない。また、以上において
は、対をなして放出されるγ線を検出するＰＥＴ検査に
おいて説明したが、例えば、α線とγ線、又はβ線とγ
線が対を成して放出される場合もある。このような場
合、α線やβ線は透過力が弱いが、γ線が複数回散乱す
る場合があるので、以上で説明した減衰順序の特定が適
用可能である。以上においては、同時計数装置９にて、
γ線の初期入射位置の特定を行う場合を説明したが、例
えば各放射線検出器４の位置、エネルギー検出値、及び
検出時刻のデータを演算処理装置１１に出力し、演算処
理装置１１により、説明した処理手順を実行することも
可能である。これらの場合も勿論同様の効果を得ること
ができる。

【００７４】

【発明の効果】本発明によれば、設定時間内に出力され
た３つ以上の検出信号と、これら検出信号を出力した３
つ以上の放射線検出器の位置情報とを基に、非散乱γ線
の減衰順序（散乱順序）を特定し、γ線の初期入射位
置、初期入射方向を特定することにより、確率的にγ線
の初期入射位置を特定する場合と異なり、非散乱γ線を
効率良く特定し、精度の高いＰＥＴ像を作成することが
できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明のＰＥＴ検査装置の第１の実施の形態の
全体構造を表す概略図である。

【図２】図１中II−II断面による断面図である。

【図３】放射線検出器の詳細な取付構造を表す斜視図で
ある。

【図４】本発明のＰＥＴ検査装置の第１の実施の形態に
おける配線状態を表す概略図である。

【図５】信号弁別装置の詳細構造を表す概略図である。

【図６】演算処理装置による断層像の作成手順を表すフ
ローチャートである。

【図７】散乱前後のγ線のエネルギーと散乱角の関係を
表す図である。

【図８】本発明のＰＥＴ検査装置の第１の実施の形態に
おけるγ線の初期入射位置及び初期入射方向の特定手順
を表すフローチャートである。

【図９】本発明のＰＥＴ検査装置の第２の実施の形態の
全体構造を表す概略図である。

【図１０】図９中Ｘ−Ｘ断面による断面図である。

【図１１】本発明のＰＥＴ検査装置の第２の実施の形態
における同時計数装置の信号の入出力の一例を表す図で
ある。

【符号の説明】

１，１ＡＰＥＴ検査装置４放射線検出器８ γ線弁別装置９同時計数装置１０断層像作成装置１１演算処理装置１２記憶装置１３表示装置３１Ｘ線源５０コリメータ６１信号弁別装置

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (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)発明者梅垣菊男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 EE01 FF04 LL09 LL11

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】γ線を検出する複数の放射線検出器を備
え、設定時間範囲内に、前記複数の放射線検出器のうちの３
つ以上の前記放射線検出器からそれぞれ出力された検出
信号と、これらの検出信号を出力した前記３つ以上の放射線検出
器の位置情報とを基に、前記３つ以上の放射線検出器の中から、前記放射線検出
器内で散乱していない状態のγ線を検出した前記放射線
検出器を特定することを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項２】γ線を検出する複数の放射線検出器を備
え、設定時間範囲内に、前記複数の放射線検出器のうちの３
つ以上の放射線検出器から検出信号が出力された場合、少なくとも２つの前記放射線検出器のそれぞれの位置情
報と、これら少なくとも２つの放射線検出器のそれぞれのエネ
ルギー検出値と、前記γ線対の他方のγ線を検出した放射線検出器の位置
情報とを基に、前記一方のγ線の減衰順序、初期入射位置、及び初期入
射方向を特定することを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項３】請求項２記載のＰＥＴ検査装置において、
前記減衰順序、前記初期入射位置及び前記初期入射方向
の特定は、前記一方のγ線を検出した各放射線検出器の
位置情報と、前記他方のγ線を検出した放射線検出器の
位置情報とから、想定される前記一方のγ線の減衰順序
を複数通り設定し、これら複数通りの中から、前記一方
のγ線の散乱角度とエネルギー検出値との対応が正当な
ものを選定することにより行うことを特徴とするＰＥＴ
検査装置。
【請求項４】γ線を検出する複数の放射線検出器と、この複数の放射線検出器の前面に配置されたγ線を通過
させるコリメータとを備え、設定時間範囲内に、前記複数の放射線検出器のうちの３
つ以上の放射線検出器から検出信号が出力された場合、前記３つ以上の放射線検出器のそれぞれの位置情報と、前記３つ以上の放射線検出器のそれぞれのエネルギー検
出値とを基に、前記γ線の減衰順序、初期入射位置、及び初期入射方向
を特定することを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項５】請求項４記載のＰＥＴ検査装置において、
前記減衰順序、前記初期入射位置及び前記初期入射方向
の特定は、前記位置情報から、想定される前記γ線の減
衰順序を複数通り設定し、これら複数通りの中から、前
記エネルギー検出値との対応が正当なものを選定するこ
とにより行うことを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項６】請求項５記載のＰＥＴ検査装置において、
前記選定された正当な減衰順序に基づいて前記γ線の初
期入射位置を特定し、この特定した初期入射位置と、前
記エネルギー検出値とを基に、前記γ線の初期入射方向
を特定することを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項７】請求項１〜６のいずれか１項記載のＰＥＴ
検査装置において、前記複数の放射線検出器は略環状に
配設され、かつ軸方向に複数配列されると共に、径方向
に多層に配置されていることを特徴とするＰＥＴ検査装
置。
【請求項８】請求項７記載のＰＥＴ検査装置において、
前記放射線検出器からの検出信号をパルス信号に変換し
出力するγ線弁別装置を備えたことを特徴とするＰＥＴ
検査装置。
【請求項９】請求項８記載のＰＥＴ検査装置において、
前記特定された放射線検出器の位置情報、及びその放射
線検出器の検出信号に基づいた前記パルス信号の計数情
報を出力する同時計数装置を備えたことを特徴とするＰ
ＥＴ検査装置。
【請求項１０】請求項９記載のＰＥＴ検査装置におい
て、前記放射線検出器の位置情報及び前記計数情報に基
づいてＰＥＴ像のデータを作成するＰＥＴ像作成装置
と、前記ぺＴ像データを表示する表示装置とを更に備え
たことを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項１１】請求項１記載のＰＥＴ検査装置におい
て、前記特定された放射線検出器の位置情報、及び前記
特定された放射線検出器の出力である検出信号に基づい
て、ＰＥＴ像のデータを作成するＰＥＴ像作成装置を備
えたことを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項１２】請求項７〜１１のいずれか１項記載のＰ
ＥＴ検査装置において、Ｘ線を放射するＸ線源を更に備
えたことを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項１３】請求項１２記載のＰＥＴ検査装置におい
て、多層配置した前記放射線検出器のうち、少なくとも
最も内側に配列された複数の放射線検出器はγ線及びＸ
線の検出に共用され、これら共用の放射線検出器で検出
されたγ線及びＸ線の検出信号を弁別する信号弁別装置
を更に備えたことを特徴とするＰＥＴ検査装置。