JP2003270350A

JP2003270350A - 放射線検査装置

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Publication number: JP2003270350A
Application number: JP2002073676A
Authority: JP
Inventors: Norifumi Yanagida; 憲史柳田; Kensuke Amamiya; 健介雨宮; Yuichiro Ueno; 雄一郎上野; Hiroshi Kitaguchi; 博司北口; Shinichi Kojima; 進一小嶋; Kazuma Yokoi; 一磨横井
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2002-03-18
Filing date: 2002-03-18
Publication date: 2003-09-25
Anticipated expiration: 2022-03-18
Also published as: JP3790712B2

Abstract

(57)【要約】【課題】情報の伝送及び処理をより速やかに行うことが
できる放射線検査装置を提供する。【解決手段】被検体からのγ線の検出信号を出力する複
数の放射線検出器４と、これらに各々対応して設けられ
検出信号を出力した対応の放射線検出器４の位置及び検
出時刻の情報を含む検出データを出力する複数のγ線弁
別装置７と、これらをグループ分けして形成した信号処
理装置７Ａ，７Ｂから各々出力された検出データを各々
記憶するバッファ１０Ａ，１０Ｂと、これらに記憶され
た検出データを基に被検体の断層像データ作成に用いる
情報を出力する演算処理装置１９Ａ，１９Ｂと、これら
から出力された情報を基に断層像データを作成する画像
作成装置２２と、バッファ１０Ａ，１０Ｂに対し設定さ
れた期間内に記憶された各々の検出データを演算処理装
置１９Ａ，１９Ｂに対して設定期間毎に切り替えて伝送
する切替スイッチ１４Ａ，１４Ｂとを備える。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、放射線を利用した
放射線検査装置、特にポジトロン放出核種を利用した、
陽電子放出型ＣＴ（Positron Emission Computed Tomog
raphy，以下ＰＥＴという）検査装置に関するものであ
る。

【０００２】

【従来の技術】近年、Ｘ線ＣＴ、単光子放出型ＣＴ（Ｓ
ＰＥＣＴ）や、上記ＰＥＴ等のような、被検者体内の状
態を切開せずに検査する放射線検査技術が急速に進歩し
てきている。これらの技術は、被検者体内から放出され
る放射線、又は被検者を透過した放射線を検出し、検出
した放射線のエネルギー、入射方向、入射位置等を基
に、被検者体内の状態を演算し画像化する技術である。
これらの技術は膨大なデータを処理する必要があり、近
年のコンピュータ技術の急速な発達に伴い、高速・高精
細画像を提供できるようになってきた。特にＰＥＴにお
いては、Ｘ線ＣＴ等では困難である被検者の代謝機能を
検出し、画像化することが可能である。

【０００３】このＰＥＴとは、被検者に投与したＰＥＴ
用薬剤（放射性薬剤）の分布を計測して画像化する手法
である。ＰＥＴ用薬剤は、例えば¹⁸Ｆ，¹⁵Ｏ，¹¹Ｃ等と
いったポジトロン（β＋）を放出する放射性核種（ポジ
トロン放出核種）を含有しており、放出されたポジトロ
ンは、付近の電子と結合し消滅の際に所定のエネルギー
（では５１１keV）を持つ１対のγ線（γ線対）を放出
する。このγ線対は、互いにほぼ反対方向（１８０±
０．６°）に放射されるので、それぞれを検出した放射
線検出器の間で陽電子が放出されたことになる。ＰＥＴ
検査では、こうしたγ線対を多数検出することで、放射
性薬剤が集積した位置を特定する。例えば、ＰＥＴを癌
検査に適用する場合、癌細胞が糖を多量に代謝すること
から、糖の一種であるフルオロデオキシグルコース（¹⁸
ＦＤＧ）等をＰＥＴ用薬剤として用い、このＰＥＴ用薬
剤が高集積する位置を検出することにより、癌病巣位置
を特定することが可能である。こうしたＰＥＴ検査を行
う装置としては、例えば特開２００１−３３５５６号公
報に記載の放射線画像装置等、多数のものが既に提唱さ
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
においては、検査時、ベッドに横たわる被検者の周囲を
取り囲むよう、放射線を検出する放射線検出器が略リン
グ状に配置されている。そして、放射線検出器から出力
されたγ線の検出信号のうち、同時計数回路等の演算処
理装置により同時判定された検出信号をγ線対の検出信
号と判定し、これらγ線対の検出信号を出力したそれぞ
れの放射線検出器の位置情報を含む同時検出データを元
に放射線の発生頻度の空間分布を表す画像データを作成
し、放射線発生頻度分布画像、即ちＰＥＴ像を再構成し
て表示する。なお、本願明細書において、「同時」と
は、設定時間（例えば１０［nsec］）以内であることを
意味し、先の場合、設定時間内に出力された２つの検出
信号を、γ線対の検出信号と判定したことになる。

【０００５】ところで、現在、こうしたＰＥＴ検査装置
を始めとする放射線検査装置は、画像の空間分解能の向
上や被検者への負担軽減への配慮から検査時間短縮を図
るため、放射線検出器の数が著しく増加する傾向にあ
る。その結果、放射線検出器からの信号を伝送する配線
も増加し、これにより、内部配線が複雑かつ長尺とな
り、データの処理応答性の低下を招く可能性がある。

【０００６】そこで、上記従来技術においては、演算し
た同時検出データを一時的に記憶する複数の一時記憶部
と、各一時記憶部にそれぞれ接続し各一時記憶部からの
同時検出データを元に、画像データを作成しＰＥＴ像を
再構成する複数のコンピュータ（画像作成装置）とを設
け、最終的にＬＡＮを介して各コンピュータのＰＥＴ像
をいずれかのコンピュータに取り込み、合成して表示す
る例が開示されている。この従来技術においては、この
ように同時検出データを一時的に記憶し、ＰＥＴ像を再
構成する回路を複数設けることにより、最終的に画像デ
ータを生成しＰＥＴ像の再構成処理をする部分において
は効率化が図られている。

【０００７】しかしながら、上記従来技術では、ＰＥＴ
像を再構成する回路の前段において、各放射線検出器か
らの検出信号を１つの処理装置（信号処理装置）に集約
し、そこで全ての検出信号を同時判定している。こうし
た検出信号の量は、同時判定後の同時検出データ量に比
べて極めて大きく、γ線の被検者体内における通過率や
放射線検出器の感度にもよるが、一般的には、検出信号
の総量は、画像データのおよそ数十〜百倍程度と言われ
ている。加えて、前述のように、ＰＥＴ像の高精度化、
検査時間の短縮等を図るために、今後、放射線検出器の
設置数が更に増加することも十分に考えられる。このこ
とを考慮すると、上記従来技術のように、全検出信号を
１つの信号処理装置に集約させる構成とした場合、信号
処理装置へのデータ伝送能力や信号処理装置の処理能力
が十分に確保されない可能性が生じる。

【０００８】本発明の目的は、情報の伝送及び処理をよ
り速やかに行うことができる放射線検査装置を提供する
ことにある。

【０００９】

【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、本発明の放射線検査装置は、被検体からのγ
線を検出して検出信号を出力する複数の放射線検出器
と、前記放射線検出器毎に設けられ、前記検出信号を入
力して、少なくとも前記検出信号を出力した前記放射線
検出器の位置情報及び前記検出信号に対する時刻情報を
含む検出データを出力する複数の検出信号処理手段と、
これら複数の検出信号処理手段がグループ分けされて形
成される複数の検出信号処理手段群毎に設けられ、前記
各検出信号処理手段からそれぞれ出力された各々の前記
検出データを前記検出信号処理手段群毎に記憶する複数
の記憶手段と、これら複数の記憶手段に記憶された前記
検出データを基に、前記被検体の断層像データの作成に
用いる情報を出力する複数の演算処理装置と、前記複数
の演算処理装置から出力された前記情報を基に、前記断
層像データを作成する画像作成装置と、前記記憶手段毎
に設けられ、前記複数の記憶手段に設定された期間内に
記憶されたそれぞれの前記検出データを、前記複数の演
算処理装置に対して前記設定期間毎に切り替えて伝送す
る複数の切替手段とを備える。

【００１０】本発明においては、複数の記憶装置、複数
の演算処理装置及び複数の切替手段を設けることによっ
て、各検出信号処理手段からそれぞれ出力された各々の
検出データを検出信号処理手段群毎に対応する記憶手段
に記憶させ、複数の記憶手段に設定期間内に記憶された
それぞれの検出データを、複数の切替手段によって設定
期間毎に切り替えて交互に１つの演算処理装置に対して
伝送できる。即ち、ある設定期間内では１つの記憶手段
からある１つの演算処理装置に検出データが伝送され、
次の設定期間内では別の記憶装置から上記のある１つの
演算処理装置に検出データが伝送される。このため、設
定期間内に演算処理装置に伝送される情報量が著しく減
少し、情報を伝送する伝送路として情報伝送容量のより
小さい伝送路を用いることができる。また、複数の検出
信号処理手段群の各検出信号処理手段からそれぞれ出力
された検出データが、実質的に時間分割されて上記のあ
る１つの演算処理装置に伝送されることになるため、情
報伝送容量のより小さい伝送路を用いても、結果的に、
上記のある１つの演算処理装置に伝送される検出データ
の伝送速度を増大できる。上記のある１つの演算処理装
置は、ある設定期間内に複数の記憶手段内に記憶された
各検出データに基づいて、被検体の断層像データの作成
に用いられる情報を短時間に得ることができる。演算処
理装置が複数設けられているため、検出データの処理速
度も増大できる。従って、断層像の作成までに要する時
間も短縮できる。

【００１１】このとき、ある設定期間内に複数の記憶手
段に記憶された検出データは、最終的にいずれか１つの
演算処理装置に集約され、その１つの演算処理装置で同
時判定処理を受けるので、本発明をＰＥＴ検査装置に適
用しても、最終的に作成される上記断層像（ＰＥＴ像）
のデータの信頼性が低下することはない。即ち、本発明
によれば、ＰＥＴ検査装置の放射線検出器数が今後更に
増大した場合でも、演算処理装置に効率的にデータ伝送
を行うことができ、演算処理装置は円滑に同時判定処理
を行うことができる。この結果、画像作成装置に対し
て、断層像の作成に用いる情報を効率的に出力すること
ができ、画像作成装置におけるデータ記憶容量を軽減す
ることもできる。

【００１２】（２）上記（１）において、好ましくは、
前記切替手段を前記設定期間毎に切り替える制御を行う
制御装置を備える。

【００１３】（３）上記（１）又は（２）において、ま
た好ましくは、前記各検出信号処理手段に前記時刻情報
を出力する時刻情報発生手段を備える。

【００１４】（４）上記（３）において、また好ましく
は、前記制御装置は、前記時刻情報発生手段から出力さ
れた時刻情報に基づいて前記切替手段を前記設定期間毎
に切り替える。

【００１５】（５）上記（１）〜（４）のいずれか１つ
において、好ましくは、前記検出信号処理手段は、エネ
ルギーがエネルギー設定値未満である前記検出信号を除
去すると共に、エネルギーが前記エネルギー設定値以上
である前記検出信号に対し、少なくとも前記位置情報、
前記時刻情報を前記検出データとして出力する。

【００１６】（６）上記（１）〜（５）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、略環状に配置され、かつその径方向及び軸方向に多
層に配置されている。

【００１７】（７）上記（６）において、好ましくは、
前記略環状に配設された複数の放射線検出器は、それぞ
れの前記検出信号処理手段群に対応する複数の放射線検
出器群に分割されている。

【００１８】（８）上記目的を達成するために、また本
発明の放射線検査装置は、被検体からのγ線を検出して
検出信号を出力する複数の放射線検出器と、前記放射線
検出器毎に設けられ、前記検出信号を入力して、少なく
とも前記検出信号を出力した前記放射線検出器の位置情
報及び前記検出信号に対する時刻情報を含む検出データ
を出力する複数の検出信号処理手段と、これら複数の検
出信号処理手段がグループ分けされて形成される複数の
検出信号処理手段群毎に設けられ、前記各検出信号処理
手段からそれぞれ出力された各々の前記検出データを前
記検出信号処理手段群毎に記憶する複数の記憶手段と、
これら複数の記憶手段に記憶された前記検出データを入
力し、これらの前記検出データのうち、前記時刻情報の
差が設定時間以内に入る複数対の前記検出データを用い
て、前記被検体の断層像データの作成に用いる情報を作
成し、作成されたその情報を出力する複数の演算処理装
置と、前記複数の演算処理装置から出力された前記情報
を基に、前記断層像データを作成する画像作成装置と、
前記記憶手段毎に設けられ、前記複数の記憶手段に設定
された期間内に記憶されたそれぞれの前記検出データ
を、前記複数の演算処理装置のうちで前記設定期間毎に
切り替えて伝送する複数の切替手段とを備える。

【００１９】（９）上記（１）〜（８）のいずれか１つ
において、また好ましくは、ＰＥＴ検査を行う。

【００２０】（１０）上記（１）〜（９）のいずれか１
つにおいて、更に好ましくは、Ｘ線発生器と、前記放射
線検出器に接続したＣＴ信号処理装置とを更に有し、Ｃ
Ｔ検査を行う。

【００２１】

【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〜図３に示す
ように、この放射線検査装置に備えられた撮像装置２
は、ケーシング３と、放射線を検出する多数（例えば合
計１００００個）の放射線検出器４と、この放射線検出
器４を支持する複数の検出器支持板５とを有している。

【００２２】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、その孔部（内周部）６の
軸方向（図１中でいう左右方向）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。放射線検出器４
は、これら検出器支持板５の側面に取付けられ、軸方向
に複数列設けられると共に、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。また、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に固定され図２に示すよう
に放射線検出器４が略環状に設けられている（但し、検
出器支持板５そのものを、リング状に形成しても良
い）。

【００２３】このとき、図１に示すように、被検体とな
る被検者３０が検査時に横たわるベッド３１は、上記孔
部６に挿通されるよう、支持部材３２によりスライド可
能に支持されており、孔部６にベッド３０が挿入される
と、上記のように配設した多数の放射線検出器４が、被
検者３０の周囲を取り囲むようになっている。なお、本
実施の形態においては、これら複数の放射線検出器４を
上記孔部６の軸方向（図１中左右方向）ほぼ中央位置
で、複数（この例では２つ）の放射線検出器群４Ａ，４
Ｂに区画している。

【００２４】ここで、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、例えば、カドミウムテルル（Ｃｄ
Ｔｅ）やガリウムヒ素（ＧａＡｓ）、カドミウムテルル
亜鉛（ＣＺＴ）等で構成すると良い。そして、放射線検
出器４は、放射線が入射して減衰した場合、その減衰エ
ネルギー分の電荷を放射線の検出信号として出力するよ
うになっている。

【００２５】図４は本実施の形態の放射線検査装置にお
ける信号の伝送回路を表す概略図である。この図４に示
すように、上記放射線検出器群４Ａ，４Ｂは、それぞれ
対応する複数（この例では２つ）の信号処理装置（検出
信号処理手段群）７Ａ，７Ｂに接続されている。これら
信号処理装置７Ａ，７Ｂは、各放射線検出器４に対応し
て設けられたそれぞれのγ線弁別装置（検出信号処理手
段）７の集合体である。各放射線検出器４は、入力した
γ線が内部でエネルギー減衰したときに減衰エネルギー
に対応したエネルギーを有する検出信号を出力する。各
放射線検出器４から出力された検出信号は、対応するγ
線弁別装置７に入力され、ここで設定したエネルギーし
きい値に満たない信号は除去され、エネルギーしきい値
以上のもののみが検出データとして出力されるようにな
っている。これらγ線弁別装置７には、タイマ（時刻情
報発生手段）１１に接続された制御装置１２が接続して
おり、制御装置１２はタイマ１１から出力された時刻情
報を入力して各γ線弁別装置７に出力する。そして、各
γ線弁別装置７は、入力したγ線の検出信号の上記した
エネルギーの値（エネルギー検出値という）と、その検
出信号を出力した放射線検出器４の位置情報（アドレ
ス）と、時刻情報（例えば、検出信号がγ線弁別装置７
に入力されたときにγ線弁別装置７に入力された時刻情
報）とを含む検出データを後段のバッファ（記憶手段）
１０ａ〜１０ｆのいずれかに出力する。

【００２６】信号処理装置７Ａ，７Ｂからのγ線の検出
データは、それぞれ配線８Ａ，８Ｂを経て集約され、切
替スイッチ９Ａ，９Ｂを介しバッファ１０ａ〜１０ｆの
いずれかに入力されて、一時的に記憶される。切替スイ
ッチ９Ａは、信号処理装置７Ａからの検出データの出力
先をバッファ１０ａ〜１０ｃのいずれかに切替えるもの
で、その切替動作は、制御装置１２により制御されるよ
うになっている（詳細は後述）。切替スイッチ９Ｂは、
信号処理装置７Ｂからの検出データの出力先をバッファ
１０ｄ〜１０ｆのいずれかに切替えるもので、その切替
動作は、同様に、制御装置１２により制御されるように
なっている（詳細は後述）。なお、この図４において、
繁雑防止のため、切替スイッチ９Ｂのみが制御装置１２
に接続した状態を示したが、実際には切替スイッチ９Ａ
も制御装置１２に接続している。

【００２７】バッファ１０ａ〜１０ｃの後段には、切替
スイッチ１３Ａ，１４Ａが、バッファ１０ｄ〜１０ｆの
後段には、切替スイッチ１３Ｂ，１４Ｂが、それぞれ設
けられている。切替スイッチ１３Ａ及び１４Ａ、切替ス
イッチ１３Ｂ及び１４Ｂは、それぞれ互いの可動端子が
接続しており、これら４つの可動端子は、上記制御装置
１２により、タイマ１１から出力される時刻情報（例え
ば、パルス信号）に応じて切替制御されるようになって
いる。また、切替スイッチ１４Ａ，１４Ｂの後段には、
配線１５ａ〜１５ｄを介してバス１６Ａ，１６Ｂが接続
されている。詳細には、切替スイッチ１４Ａは、それぞ
れ配線１５ａ，１５ｂを介してバス１６Ａ，１６Ｂに接
続しており、切替スイッチ１４Ｂは、それぞれ配線１５
ｃ，１５ｄを介してバス１６Ａ，１６Ｂに接続してい
る。即ち、バッファ１０ａ〜１０ｆに記憶された検出デ
ータは、制御装置１２による切替スイッチ１３Ａ，１３
Ｂ，１４Ａ，１４Ｂの適宜の制御（詳細は後述）によ
り、それぞれバス１６Ａにもバス１６Ｂにも出力可能な
構成となっている。

【００２８】バス１６Ａを経由した検出データは同時計
数装置１７Ａに、バス１６Ｂを経由した検出データは同
時計数装置１７Ｂにそれぞれ出力される。同時計数装置
１７Ａは、入力された記憶データを一時的に記憶する補
助メモリ１８Ａ（例えばＤＲＡＭ等）と、この補助メモ
リ１８Ａの記憶データを基に同時検出データを演算処理
する演算処理装置（ＣＰＵ）１９Ａと、この演算処理装
置１９Ａで得られた同時検出データを記憶する主メモリ
２０Ａ（例えばハードディスクドライブ等）とを備えて
いる。また、同時計数装置１７Ｂも、同様に補助メモリ
１８Ｂと、演算処理装置１９Ｂと、主メモリ２０Ｂとを
備えている。なお、演算処理装置１９Ａ，１９Ｂでは、
入力された各検出データが、それに含まれる時刻情報を
基に同時判定され、ここで同時判定された検出データ同
士が、体内で１つのポジトロン（陽電子）の消滅によっ
て生じたγ線対のデータとして特定される。そして、演
算処理装置１９Ａ，１９Ｂは、こうしたγ線対のデータ
を多数特定し、特定したγ線対の２つのγ線を検出した
各放射線検出器４の位置情報及びこれらの放射線検出器
４が出力した検出信号の個数（計数値）を、ＰＥＴ像の
作成に用いる情報（同時検出データ）として、主メモリ
２０Ａ，２０Ｂに出力する。各放射線検出器の位置情報
は、図５に示したようなγ線対が入射した検出器位置の
対を示すファイル形式でそれぞれ主メモリ２０Ａ，２０
Ｂに格納するようになっている。

【００２９】そして、主メモリ２０Ａ，２０Ｂに記憶さ
れた同時検出データは、例えばＬＡＮ（Local Area Net
work）等といったネットワーク２１を介し、画像作成装
置２２に出力される。画像作成装置２２は、同時検出デ
ータを元に、放射線の発生頻度の空間分布を表す画像デ
ータ（被検者３０に対する断層像データ）を作成し、Ｐ
ＥＴ像として再構成する。ＰＥＴ像は患部を含む断層像
である。ＰＥＴ像のデータは表示装置２３に出力され、
表示される。なお、検出データ量が比較的少ない場合
や、演算処理装置１９Ａ，１９Ｂにおける同時判定の処
理速度が特に要求されない場合には、補助メモリ１８
Ａ，１８Ｂを設けず、バッファ１０ａ〜１０ｆの記憶デ
ータを直接主メモリ２０Ａ，２０Ｂに格納し、演算処理
装置１９Ａ，１９Ｂから主メモリ２０Ａ，２０Ｂにアク
セスして同時判定を行っても良い。

【００３０】ここで、詳細な説明は省略するが、本実施
の形態の放射線検査装置は、ＰＥＴ検査に加え、ＣＴ検
査（Ｘ線ＣＴ検査等）も併せて行うことができるように
なっている。先の図１において、３５はＸ線を放射する
Ｘ線発生器で、このＸ線発生器３５は、アーム３６先端
に取付けられている。そして、このアーム３６は、Ｘ線
発生器駆動装置３７を介し、上記ケーシング３の側面に
取付けた略リング状（図１ではその断面を図示してい
る）のガイドレール３８に対して走行可能に取付けられ
ている。これにより、Ｘ線発生器駆動装置３７を駆動力
として、ガイドレール３８に沿ってアーム３６が移動す
ることにより、Ｘ線発生器３５が、孔部６に挿入された
ベッド３１に横たわる被検者３０の周囲を周回するよう
になっている。また、Ｘ線発生器３５から放射されたＸ
線は、Ｘ線発生器３５の周回時、被検者３０を介してＸ
線発生器３５に対向する最も内側に配置された放射線検
出器４により検出される。

【００３１】このとき、Ｘ線を検出する放射線検出器４
（最も内側のもの）は、図４に示すように、上記信号処
理装置７Ａ又は７Ｂへの伝送経路と、Ｘ線検出信号処理
装置６１への伝送経路とを切替える切替えスイッチ６０
に接続している。これにより、最も内側の放射線検出器
４は、Ｘ線の検出信号をγ線の検出信号として出力しな
いよう、Ｘ線発生器３５が被検者３０を介して対向位置
に位置する僅かな時間だけ、Ｘ線検出信号処理装置（Ｃ
Ｔ信号処理装置）６１に検出信号を出力するようになっ
ている。なお、こうした切替制御は、例えば、上記Ｘ線
発生器駆動装置３７に内蔵されたエンコーダ（図示せ
ず）の出力信号を基にＸ線発生器３５の位置を演算し、
これに対向する幾つかの放射線検出器４を特定すること
により可能となる。

【００３２】そして、Ｘ線検出信号処理装置６１の演算
結果（Ｘ線ＣＴ像の画像データ）は、最終的に画像作成
装置２２に出力され、Ｘ線ＣＴ像として再構成されると
共に、上記ＰＥＴ像と合成されるようになっている。Ｘ
線ＣＴ像は、臓器や骨格等を含めた被検者３０の断層像
を撮像したもので、このＸ線ＣＴ像に上記ＰＥＴ像を合
成することにより、被検者３０の体内における病巣の位
置を視覚的に特定することができるようになっている。

【００３３】以上の構成の本実施の形態の放射線検査装
置のＰＥＴ検査時における動作を以下に説明する。ＰＥ
Ｔ検査時には、予め被検者３０に検査目的に応じたＰＥ
Ｔ用薬剤を投与（例えば注射）した後、ＰＥＴ用薬剤が
被検者３０の体内に拡散して患部（例えば癌の患部）に
集積するのを待つ。薬剤が十分拡散した頃、被検者３０
の横たわったベッド３１を上記孔部６に挿入し、被検者
３０の周囲を放射線検出器４で取り囲む。

【００３４】例えば癌検査の場合を例に挙げて説明する
と、通常、ＰＥＴ用薬剤として¹⁸ＦＤＧを用いる。この
場合、被検者３０の体内の癌病巣に集積したＰＥＴ用薬
剤からは５１１［keV］のエネルギーを持つ無数のγ線
対が放出される。これらγ線は、任意の放射線検出器４
に入射して減衰すると、γ線の入射した放射線検出器４
は、γ線の減衰エネルギーに応じた検出信号を出力し、
各検出信号は、対応するγ線弁別装置７に出力される。
各γ線弁別装置７は、入力した検出信号に対して前述し
た処理を行い、エネルギー検出値、放射線検出器４の位
置情報及び時刻情報を含む検出データを出力される。

【００３５】ここで、図６は、上記制御装置１２による
信号伝送の経路切替の一例を表すタイムチャートであ
る。本実施の形態においては、制御装置１２は、一例と
して以下のように上記切替スイッチ９Ａ，９Ｂ，１３
Ａ，１３Ｂ，１４Ａ，１４Ｂを切替える。まず、各切換
スイッチ９Ａ，９Ｂ，１３Ａ，１３Ｂ，１４Ａ，１４Ｂ
の切替えを指示する指令信号は、Ｔ［sec］周期（又は
Ｔの倍数［sec］周期）のタイミングで制御装置１２か
ら出力される。

【００３６】信号処理装置７Ａの各γ線弁別装置７に入
力された検出信号は、上記のように「検出された時刻・
検出器位置・エネルギー検出値」の情報を有する検出デ
ータに変換されて出力される。このとき、切替スイッチ
９Ａは、制御装置１２によりＴ［sec］周期で切替えら
れ、ほぼ同一時間帯における信号処理装置７Ａからの検
出データは、Ｔ［sec］周期で順次バッファ１０ａ〜１
０ｃに割り振られる。その結果、図６（ａ）に示すよう
に、バッファ１０ａには、時刻０〜Ｔの間に信号処理装
置７Ａからの検出データが記憶され、次のＴ秒間（時刻
Ｔ〜２Ｔの間）は、信号処理装置７Ａからの検出データ
は、バッファ１０ｂに記憶される。そして、その次のＴ
秒間（時刻２Ｔ〜３Ｔの間）は、信号処理装置７Ａから
の検出データは、バッファ１０ｃに記憶され、時刻３Ｔ
以降、以上の切替え動作を繰り返す。また、信号処理装
置７Ｂに関しても、時刻０〜Ｔの間の検出データはバッ
ファ１０ｄに、時刻Ｔ〜２Ｔの間の検出データはバッフ
ァ１０ｅに、時刻２Ｔ〜３Ｔの間の検出データはバッフ
ァ１０ｆに記憶され、時刻３Ｔ以降、この切替え動作を
繰り返す。

【００３７】次に、制御装置１２の制御による切替スイ
ッチ１３Ａ，１３Ｂ，１４Ａ，１４Ｂの切替動作を説明
する。本例では、上記のようにバッファ１０ａ〜１０ｃ
に検出データが記憶された後、例えば、時刻Ｔ以降、例
として切替スイッチ１３Ａを、Ｔ［sec］周期でバッフ
ァ１０ａ→バッファ１０ｂ→バッファ１０ｃ→バッファ
１０ａ・・・と繰り返し接続が切替わるよう制御し、同
時に切替スイッチ１４Ａを、Ｔ［sec］周期でバス１６
Ａ→バス１６Ｂ→バス１６Ａ・・・と繰り返し接続が切
替わるよう制御する。また、同様に、バッファ１０ｄ〜
１０ｆに検出データが記憶された後、例えば、時刻２Ｔ
以降、例として切替スイッチ１３Ｂを、Ｔ［sec］周期
でバッファ１０ｄ→バッファ１０ｅ→バッファ１０ｆ・
・・と繰り返し接続が切替わるよう制御し、これと同時
に切替スイッチ１４Ｂを、Ｔ［sec］周期でバス１６Ａ
→１６Ｂ・・・と繰り返し接続が切替わるよう制御す
る。Ｔ[sec]は設定期間であり、切替スイッチ９Ａ，９
Ｂ，１３Ａ，１３Ｂ，１４Ａ，１４Ｂは、設定毎に関係
する情報の送付先を切り替える。

【００３８】即ち、図６（ｂ）に示すように、バス１６
Ａに入力される検出データは、時刻Ｔ〜２Ｔの間はバッ
ファ１０ａ、時刻２Ｔ〜３Ｔの間はバッファ１０ｄ、時
刻３Ｔ〜４Ｔの間はバッファ１０ｃ、時刻４Ｔ〜５Ｔの
間はバッファ１０ｆ、時刻５Ｔ〜６Ｔの間はバッファ１
０ｂ、時刻６Ｔ〜７Ｔの間はバッファ１０ｅからの検出
データが入力され、時刻７Ｔ以降、以上が繰り返され
る。また、バス１６Ｂを見ると、図６（ｃ）に示すよう
に、時刻２Ｔ〜３Ｔの間はバッファ１０ｂ、時刻３Ｔ〜
４Ｔの間はバッファ１０ｅ、時刻４Ｔ〜５Ｔの間はバッ
ファ１０ａ、時刻５Ｔ〜６Ｔの間はバッファ１０ｄ、時
刻６Ｔ〜７Ｔの間はバッファ１０ｃから、時刻７Ｔ〜８
Ｔの間はバッファ１０ｆから、検出データがそれぞれ入
力され、時刻８Ｔ以降、以上が繰り返される。

【００３９】このとき、図６（ａ）〜図６（ｃ）に示す
ように、例えば時刻０〜Ｔの間の検出信号に基づく検出
データに注目すると、その間の検出データは全てバッフ
ァ１０ａ，１０ｄに一時的に記憶され、その後、時刻Ｔ
〜３Ｔの間にバス１６Ａを介して同時計数装置１７Ａに
出力される。また、例えば時刻Ｔ〜２Ｔの間の検出信号
に基づく検出データは、全てバッファ１０ｂ，１０ｅに
一時記憶され、時刻２Ｔ〜４Ｔの間にバス１６Ｂを介し
て同時計数装置１７Ｂに出力される。即ち、以上の切替
動作により、本実施の形態では、信号処理装置７Ａ，７
Ｂにおいて、同一時間帯に検出された検出信号に基づく
検出データは、最終的に、それぞれ同一のバスを経由し
て同じ同時計数装置に入力される。

【００４０】その後、同時計数装置１７Ａ，１７Ｂ（厳
密には演算処理装置１９Ａ，１９Ｂ）は、同時判定処理
を漏れなく行い、それぞれ高精度なＰＥＴ像の同時検出
データを作成しネットワーク２１を介して断層像作成装
置２２に出力する。そして、断層像作成装置２２は、入
力した同時検出データを基に放射線の発生頻度の空間分
布を表す画像データを作成し、この画像データを元にＰ
ＥＴ像を再構成し表示装置２３に表示出力する。なお、
前述したように、以上のＰＥＴ像の再構成と共に、本実
施の形態においては、Ｘ線ＣＴ像も再構成され、最終的
に表示装置２３に表示される断層像は、ＰＥＴ像及びＸ
線ＣＴ像の合成画像となる。

【００４１】以上のように、本実施の形態においては、
各放射線検出器４から演算処理装置１７Ａ，１７Ｂまで
の伝送経路を複数設け、複数の放射線検出器４で同一時
間帯に検出された検出信号に基づく検出データが、複数
の伝送経路を介して演算処理装置１７Ａ及び演算処理装
置１７Ｂに設定期間毎に交互に入力されるようにする。
これにより、特別に容量の大きな配線やバスを設けずと
も実質的に演算処理装置までの信号伝送の容量及び速度
を向上させることができる。従って、仮に放射線検出器
４が飛躍的に増加しても、信号の伝送及び処理の速度の
低下を防止し、速やかにＰＥＴ像を再構成することがで
きる。また、演算処理装置が複数設けられているので、
同時検出データの演算処理速度も向上させることがで
き、画像作成までに要する時間を短縮できる。このと
き、ほぼ同一時間帯に検出された検出データは、最終的
には全て同一の演算処理装置１７Ａ又は１７Ｂに集約さ
れ、そこで同時判定処理を受けるので、作成される同時
検出データの信頼性が低下することはない。

【００４２】また、本実施の形態によれば、画像作成装
置２２に対し同時検出データを効率的に出力することが
でき、画像作成装置２２におけるデータ記憶容量を軽減
することもできる。また、画像作成装置２２に送信され
る同時検出データは時間帯毎に区切られたパケットとし
て送信されるため、時間毎に区切られた再構成画像を容
易に取得することができる。

【００４３】また具体的には、例えば、通常、γ線弁別
装置から出力される検出データは、１０⁶〜１０⁷イベン
ト／秒程度のオーダーであり、一般的に、バッファへの
伝送速度は、約数十［Mbyte／sec］程度である。この場
合、上記した切替周期Ｔを、数ミリ秒〜数百ミリ秒程度
とすれば、１回当りに入力される検出データは、一般的
なバッファの容量で十分に記憶できると共に、次に検出
データが入力されるまでに、同時計数装置１７Ａ又は１
７Ｂに出力することが可能となる。

【００４４】また、同時計数装置１７Ａ，１７Ｂへの検
出データの伝送を、上記のように円滑に繰り返し行うた
めには、各同時計数装置１７Ａ，１７Ｂへの検出データ
の伝送能力（バスの転送能力）が、信号処理装置７Ａ，
７Ｂからバッファ１０ａ〜１０ｆへの伝送速度と同等で
あれば足り、本実施の形態では、例えば汎用のデータ転
送規格であるＣ−ＰＣＩバス等を用いれば十分足りる。
これにより、ほぼ同一の時間帯の時刻情報を有するγ線
検出に関する全データを、複数の伝送経路を経由させて
同一の同時計数装置に転送することができる。従って、
一般的な配線を用いても、実質的に伝送経路の容量を増
大させることができ、特に容量の大きなバッファやメモ
リ等を用いなくとも、今後、放射線検出器の数が更に増
加した場合にも、演算処理装置１９Ａ，１９Ｂへのデー
タ伝送容量を十分に確保することができ、ＰＥＴ像の再
構成処理を速やかに行うことができる。本実施の形態に
よれば、従来の一般的なＰＥＴ検査装置に比べ、同時計
数装置１７Ａ，１７Ｂから画像作成装置２２へのデータ
転送時間、画像作成装置１７Ａ，１７Ｂにおけるデータ
保存容量が、共に著しく軽減された。

【００４５】本発明の放射線検査装置の第２の実施の形
態を図７を用いて説明する。図７は、本発明の放射線検
査装置の第２の実施の形態における信号の伝送回路の概
略を表すブロック図である。但し、この図７において先
の各図と同様の部分には同符号を付し説明を省略する。
この図７に示すように、本実施の形態と上記題１の実施
の形態との異なる点は、第１の実施の形態においては、
独立した６つのバッファ１０ａ〜１０ｆを設けたのに対
し、独立した２つのバッファ１０Ａ，１０Ｂを設け、そ
の保存領域をそれぞれ３つづつに区画し、６つの保存領
域１０Ａａ〜１０Ａｃ，１０Ｂａ〜１０Ｂｃを設けた点
である。また、本実施の形態においては、上記切替スイ
ッチ９Ａ，９Ｂ，１３Ａ，１３Ｂを省略している。その
他の構成は第１の実施の形態と同様である。

【００４６】こうした構成の本実施の形態において、上
記バッファ１０Ａａ〜１０Ａｃ，１０Ｂａ〜１０Ｂｃ
は、それぞれ上記第１の実施の形態におけるバッファ１
０ａ〜１０ｆに対応し、第１の実施の形態と同じ要領
で、例えば図８（ａ）に示すように、信号処理装置７Ａ
からの検出データは全てバッファ１０Ａに出力され、時
刻０〜Ｔの間では保存領域１０Ａａに、時刻Ｔ〜２Ｔの
間では保存領域１０Ａｂに、時刻２Ｔ〜３Ｔの間では保
存領域１０Ａｃにそれぞれ記憶され、時刻３Ｔ以降、以
上を繰り返す。また、信号処理装置７Ｂからの検出デー
タは全てバッファ１０Ｂに出力され、時刻０〜Ｔの間で
は保存領域１０Ｂａに、時刻Ｔ〜２Ｔの間では保存領域
１０Ｂｂに、時刻２Ｔ〜３Ｔの間では保存領域１０Ｂｃ
に記憶され、時刻３Ｔ以降、これを繰り返す。

【００４７】また、こうして各保存領域１０Ａａ〜１０
Ａｃに記憶された検出データは、同時計数装置１７Ａ又
は１７Ｂに出力される。第１の実施の形態と同様、制御
装置１２による切替スイッチ１４Ａ，１４Ｂの制御によ
り、例えば図８（ｂ）に示すように、時刻Ｔ〜２Ｔの間
は保存領域１０Ａａ、時刻２Ｔ〜３Ｔの間は保存領域１
０Ｂａ、時刻３Ｔ〜４Ｔの間は保存領域１０Ａｃ、時刻
４Ｔ〜５Ｔの間は保存領域１０Ｂｃ、時刻５Ｔ〜６Ｔの
間は保存領域１０Ａｂ、時刻６Ｔ〜７Ｔの間は保存領域
１０Ｂｂから、検出データがバス１６Ａに出力され、同
時計数装置１７Ａに出力される。時刻７Ｔ以降、以上が
繰り返される。また、切替スイッチ１４Ａ，１４Ｂの制
御により、図８（ｃ）に示すように、時刻２Ｔ〜３Ｔの
間は保存領域１０Ａｂ、時刻３Ｔ〜４Ｔの間は保存領域
１０Ｂｂ、時刻４Ｔ〜５Ｔの間は保存領域１０Ａａ、時
刻５Ｔ〜６Ｔの間は保存領域１０Ｂａ、時刻６Ｔ〜７Ｔ
の間は保存領域１０Ａｃ、時刻７Ｔ〜８Ｔの間は保存領
域１０Ｂｃから、それぞれ検出データがバス１６Ｂに出
力され、同時計数装置１７Ｂに出力される。時刻８Ｔ以
降、以上が繰り返される。

【００４８】このように、第１の実施の形態と同様の伝
送を行う限りにおいては、必ずしも全て独立したバッフ
ァを設けずとも、バッファの保存領域を適宜分割して複
数の保存領域に区画することによって実現できる。ま
た、本実施の形態においては、第１の実施の形態におけ
る切替スイッチ９Ａ，９Ｂ，１３Ａ，１３Ｂを省略する
ことができる。本実施の形態においても第１の実施の形
態と同様の効果を得ることができる。

【００４９】本発明の放射線検査装置の第３の実施の形
態を図９を用いて説明する。図９は、本発明の放射線検
査装置の第３の実施の形態における主記憶装置までの信
号伝送経路の概略を表すブロック図である。この図９に
示すように、本実施の形態と上記第１の実施の形態との
異なる点は、信号処理装置７Ａの出力先として独立した
バッファ５０ａ，５０ｂを設け、これらバッファ５０
ａ，５０ｂへの出力切替を行う切替スイッチ４０Ａを設
けた点である。また、同様に、信号処理装置７Ｂの出力
先として独立したバッファ５０ｃ，５０ｄを設け、これ
らバッファ５０ｃ，５０ｄへの出力切替を行う切替スイ
ッチ４０Ｂを設けている。切替スイッチ４０Ａ，４０Ｂ
は、制御装置１２により、タイマ１１の時刻に基づき制
御されるようになっている。そして、バス１６Ａには、
配線１５ａ，１５ｃを介し、それぞれバッファ５０ａ，
５０ｃに記憶された検出データが出力され、バス１６Ｂ
には、配線１５ｂ，１５ｄを介し、それぞれバッファ５
０ｂ，５０ｄに記憶された検出データが出力される。そ
の他の構成は、前述の第１の実施の形態と同様である。

【００５０】本実施の形態において、切替スイッチ４０
Ａ，４０Ｂは、互いに同様の動きをするよう、例えば、
切替周期Ｔで切替られるようにする。即ち、時刻０〜Ｔ
の間では、切替スイッチ４０Ａ，４０Ｂは、それぞれバ
ッファ５０ａ，５０ｃに接続して共にバス１６Ａに出力
される検出データを信号処理装置７Ａ，７Ｂから伝送す
る。そして、時刻Ｔ〜２Ｔの間でこれらバッファ５０
ａ，５０ｃの検出データが、バス１６Ａに集約され、同
時計数装置１７Ａに出力される。また、この時刻Ｔ〜２
Ｔにおいて、切替スイッチ４０Ａ，４０Ｂは、それぞれ
バッファ５０ｂ，５０ｄに切替えられ、共にバス１６Ｂ
に出力される検出データを信号処理装置７Ａ，７Ｂから
伝送する。そして、次の時刻２Ｔ〜３Ｔの間にこれらの
検出データをバス１６Ｂを介して同時計数装置１７Ｂに
出力すると共に、切替スイッチ４０Ａ，４０Ｂの切替わ
りにより、時刻３Ｔ〜４Ｔの間に出力されるデータをバ
ッファ５０ａ，５０ｃに伝送する。こうした動作の繰り
返しにより、各バッファ５０ａ〜５０ｄは、周期Ｔでデ
ータの記憶、出力を繰り返し、ほぼ同一時間帯のデータ
は、全て集約され、最終的に同一の同時計数装置１７Ａ
又は１７Ｂに入力されるようになっている。

【００５１】本実施の形態においても第１及び第２の実
施の形態と同様の効果を得ることができると共に、予め
バスとバッファとの対応を取っているため、第１及び第
２の実施の形態に比べて同時計数装置１７Ａ，１７Ｂま
での伝送経路を簡略化することができる。また、第２の
実施の形態のように、データを受信するバッファ内部の
保存領域を考慮する必要もない。

【００５２】本発明の放射線検査装置における放射線検
出器群の分割に関する変形例を図１０を用いて説明す
る。図１０は、本変形例における放射線検出器群の分割
状態の一例を表す図で、先の図２に対応する図である。
本変形例においては、この図１０に示すように、多層の
リング状に配設した各放射線検出器４を、周方向に４等
分して放射線検出器群４ａ〜４ｄとし、各々対応する複
数の（この例では４つの）信号処理装置（図示せず）に
接続している（但し、この例では４つに分割する例を示
したが、これに限られず、周方向に複数に分割すれば良
い）。このように、リング状に配設した放射線検出器４
を周方向に分割することにより、互いにほぼ反対方向
（厳密には１８０±０．６°）に放射されるγ線対が、
同一の放射線検出器群に入射することがなくなる。その
ため、ある１つの放射線検出器群で検出された検出信号
同士が、上記演算処理装置１９Ａ，１９Ｂにて同時判定
された場合、その事象として考えられるケースは、以下
の３つである。被検者３０体内の異なる発生源から放射されたγ線
が、偶発的に同時（設定した時間範囲内）に検出された
場合（偶発事象）被検者３０体内での散乱により、進行方向が変わった
γ線が同時（設定した時間範囲内）に検出された場合
（散乱事象）一つのγ線が、同じ放射線検出器群内の複数の放射線
検出器４で減衰した場合以上３つのケースにおいて、及びのケースでは、同
時判定されたデータはγ線対の検出結果に基づくもので
はなく、ＰＥＴ像のノイズとなる成分である。それに対
し、のケースは元々一つのγ線の検出結果による事象
なので、真の成分である可能性がある。本変形例のよう
に、リング状に配設した放射線検出器４を、周方向に複
数の放射線検出器群に分割することにより、同一の放射
線検出器群の検出結果が同時判定された場合、その事象
が上記３つケースのいずれかによるものであると判定す
ることができる。

【００５３】そこで、各放射線検出器群４ａ〜４ｄにそ
れぞれ対応して信号処理装置（図示せず）を複数（この
例では４つ）設け、それら複数の信号処理装置内部で、
予めそれぞれγ線の検出信号を同時判定することによ
り、後段の信号伝送回路に出力するデータ量を軽減する
ことが可能となる。この場合、例えば各信号処理装置の
γ線弁別装置に予めエネルギーしきい値を設定してお
き、同時判定された検出信号のエネルギー検出値の合計
が、しきい値の範囲内であれば上記のケース、しきい
値の範囲外であれば上記又はのケースと判定するこ
とができる。又はのケースと判定された場合、その
信号を信号処理装置内で除去し、のケースと判定され
た場合、その検出データを後段の信号伝送回路に出力す
る。また、のケースと判定した場合、それぞれのエネ
ルギー検出値を基に、初期入射したγ線の検出信号と推
定される検出信号を出力するようにすることもできる。

【００５４】なお、以上の各実施の形態及び変形例にお
いて、信号処理装置数、バッファ数、バッファの保存領
域の分割数等は、以上に限られず、例えばバスの集約本
数や検出データの転送速度に応じて適宜変更して構わな
い。例えば、Ｃ−ＰＣＩバスを用いた場合、配線２０本
程度まで集約できるため、信号処理装置数もそれに応じ
て増設可能である。また、以上において、バス１６Ａ，
１６Ｂを同時計数装置１７Ａ，１７Ｂに対応して備える
構成を説明したが、バスを１つにまとめて構成しても良
い。また、同時計数装置を２つ設けた場合を例に説明し
たが、更に多数設けても良いし、データ量が比較的少な
い場合は、１つ設ける構成としても構わない。要する
に、同時装置までの信号伝送経路を、振り分けてやるこ
とにより、伝送経路の許容値を超えることなく円滑に信
号伝送を行うことができる構成とすれば良い。また、各
切替スイッチの切替制御に関しても、必ずしも図６や図
８に示したパターンに限られる必要はない。なお、以上
の実施例では同時計数装置から断層像の再構成に用いら
れる同時検出データを画像作成装置に出力し、画像作成
装置において同時検出データを基に画像データを作成し
ＰＥＴ像を表示しているが、同時計数装置内部で同時検
出データを作成するだけでなく、同時検出データから画
像データを作成し、その画像データを基本データと見な
して出力する機能を有しても良い。この場合画像作成装
置の機能が軽減される。

【００５５】また、以上においては、Ｘ線ＣＴ像を作成
し、ＰＥＴ像と合成可能な放射線検査装置を例として説
明したが、Ｘ線ＣＴ像の作成機能は必ずしも必要なく、
言うまでもなく単なるＰＥＴ装置にも本発明は適用でき
る。勿論、本発明の信号伝送経路に関する思想は、一般
的なＸ線ＣＴ検査装置等、他の種の放射線検査装置にも
適用可能である。また、較正線源を備え、トランスミッ
ション像の撮影を行う構成の放射線検査装置にも適用可
能である。

【００５６】更に、上記のＰＥＴ及びＸ線検査は、被検
者３０の全身に渡って実施する場合もあるし、被検者３
０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、事前
に被検者３０にＰＥＴ用薬剤を投与せず、ＰＥＴ用薬剤
をベッド３１上に横たわった被検者３０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。これら
の場合も同様の効果を得る。また、図２に示したよう
に、放射線検出器４を、一番内側のものを基点として半
径方向に直線状に多層配置したが、これにも限られず、
半径方向に千鳥配置する構成としても構わない。また、
放射線検出器４を多層配置とせず、単に単層でリング状
に配置する構成の放射線検査装置にも本発明は、勿論適
用可能である。これらの場合も、同様の効果を得ること
ができる。

【００５７】

【発明の効果】本発明によれば、情報伝送容量のより小
さい伝送路を用いても検出データの伝送速度を増大で
き、ある１つの演算処理装置は被検体の断層像データの
作成に用いられる情報を短時間に得ることができる。演
算処理装置が複数設けられているため、検出データの処
理速度も増大できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の放射線検査装置の第１の実施の形態の
撮像装置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】本発明の放射線検査装置の第１の実施の形態に
おける放射線検出器の支持構造を表す斜視図である。

【図４】本発明の放射線検査装置の第１の実施の形態に
おける信号の伝送回路を表す概略図である。

【図５】本発明の放射線検査装置の第１の実施の形態に
おける、同時検出データの保存形式を概略的に表す概念
図である。

【図６】本発明の放射線検査装置の第１の実施の形態に
おける信号伝送の経路切替のタイムチャートの一例であ
る。

【図７】本発明の放射線検査装置の第２の実施の形態に
おける信号の伝送回路の概略を表すブロック図である。

【図８】本発明の放射線検査装置の第２の実施の形態に
おける信号伝送の経路切替のタイムチャートの一例であ
る。

【図９】本発明の放射線検査装置の第３の実施の形態に
おける主記憶装置までの信号伝送経路の概略を表すブロ
ック図である。

【図１０】本発明の放射線検査装置における放射線検出
器群の分割状態の一変形例を表す図で、図２に対応する
図である。

【符号の説明】

４放射線検出器４ａ〜ｄ放射線検出器群４Ａ，Ｂ放射線検出器群７ γ線弁別装置（検出信号処理手段）７Ａ，Ｂ信号処理装置（検出信号処理手段群）１０ａ〜ｆバッファ（記憶手段）１０Ａ，Ｂバッファ（記憶手段）１０Ａａ〜ｃ保存領域（記憶手段）１０Ｂａ〜ｃ保存領域（記憶手段）１１タイマ（時刻情報発生手段）１２制御装置１３Ａ，Ｂ切替スイッチ（切替手段）１４Ａ，Ｂ切替スイッチ（切替手段）１９Ａ，Ｂ演算処理装置２２画像作成装置３５Ｘ線発生器４０Ａ，Ｂ切替スイッチ（切替手段）５０ａ〜ｄバッファ（記憶手段）６０Ｘ線発生器６１Ｘ線検出信号処理装置（ＣＴ信号処理装
置）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (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)発明者小嶋進一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 FF04 KK27

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】被検体からのγ線を検出して検出信号を出
力する複数の放射線検出器と、前記放射線検出器毎に設けられ、前記検出信号を入力し
て、少なくとも前記検出信号を出力した前記放射線検出
器の位置情報及び前記検出信号に対する時刻情報を含む
検出データを出力する複数の検出信号処理手段と、これら複数の検出信号処理手段がグループ分けされて形
成される複数の検出信号処理手段群毎に設けられ、前記
各検出信号処理手段からそれぞれ出力された各々の前記
検出データを前記検出信号処理手段群毎に記憶する複数
の記憶手段と、これら複数の記憶手段に記憶された前記
検出データを基に、前記被検体の断層像データの作成に
用いる情報を出力する複数の演算処理装置と、前記複数の演算処理装置から出力された前記情報を基
に、前記断層像データを作成する画像作成装置と、前記記憶手段毎に設けられ、前記複数の記憶手段に設定
された期間内に記憶されたそれぞれの前記検出データ
を、前記複数の演算処理装置に対して前記設定期間毎に
切り替えて伝送する複数の切替手段とを備えたことを特
徴とする放射線検査装置。
【請求項２】請求項１記載の放射線検査装置において、
前記切替手段を前記設定期間毎に切り替える制御を行う
制御装置を備えたことを特徴とする放射線検査装置。
【請求項３】請求項１又は２記載の放射線検査装置にお
いて、前記各検出信号処理手段に前記時刻情報を出力す
る時刻情報発生手段を備えたことを特徴とする放射線検
査装置。
【請求項４】請求項３記載の放射線検査装置において、
前記制御装置は、前記時刻情報発生手段から出力された
時刻情報に基づいて前記切替手段を前記設定期間毎に切
り替えることを特徴とする放射線検査装置。
【請求項５】請求項１〜４のいずれか１項記載の放射線
検査装置において、前記検出信号処理手段は、エネルギ
ーがエネルギー設定値未満である前記検出信号を除去す
ると共に、エネルギーが前記エネルギー設定値以上であ
る前記検出信号に対し、少なくとも前記位置情報、前記
時刻情報を前記検出データとして出力することを特徴と
する放射線検査装置。
【請求項６】請求項１〜５のいずれか１項記載の放射線
検査装置において、前記複数の放射線検出器は、略環状
に配置され、かつその径方向及び軸方向に多層に配置さ
れていることを特徴とする放射線検査装置。
【請求項７】請求項６記載の放射線検査装置において、
前記略環状に配設された複数の放射線検出器は、それぞ
れの前記検出信号処理手段群に対応する複数の放射線検
出器群に分割されていることを特徴とする放射線検査装
置。
【請求項８】被検体からのγ線を検出して検出信号を出
力する複数の放射線検出器と、前記放射線検出器毎に設けられ、前記検出信号を入力し
て、少なくとも前記検出信号を出力した前記放射線検出
器の位置情報及び前記検出信号に対する時刻情報を含む
検出データを出力する複数の検出信号処理手段と、これら複数の検出信号処理手段がグループ分けされて形
成される複数の検出信号処理手段群毎に設けられ、前記
各検出信号処理手段からそれぞれ出力された各々の前記
検出データを前記検出信号処理手段群毎に記憶する複数
の記憶手段と、これら複数の記憶手段に記憶された前記検出データを入
力し、これらの前記検出データのうち、前記時刻情報の
差が設定時間以内に入る複数対の前記検出データを用い
て、前記被検体の断層像データの作成に用いる情報を作
成し、作成されたその情報を出力する複数の演算処理装
置と、前記複数の演算処理装置から出力された前記情報を基
に、前記断層像データを作成する画像作成装置と、前記
記憶手段毎に設けられ、前記複数の記憶手段に設定され
た期間内に記憶されたそれぞれの前記検出データを、前
記複数の演算処理装置のうちで前記設定期間毎に切り替
えて伝送する複数の切替手段とを備えたことを特徴とす
る放射線検査装置。
【請求項９】請求項１〜８のいずれか１項記載の放射線
検査装置において、ＰＥＴ検査を行うことを特徴とする
放射線検査装置。
【請求項１０】請求項１〜９のいずれか１項記載の放射
線検査装置において、Ｘ線発生器と、前記放射線検出器
に接続したＣＴ信号処理装置とを更に有し、ＣＴ検査を
行うことを特徴とする放射線検査装置。