JP2005164609A - 陽電子放出型ｃｔ装置 - Google Patents

陽電子放出型ｃｔ装置 Download PDF

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Abstract

【課題】
装置構成が単純化された放射線検査装置を提供することにある。
【解決手段】
放射線検査装置１の撮像装置２は、放射線検出器環状体３、及び放射線検出器環状体３より内側で放射線検出器環状体３に沿って周回するＸ線源９を有する。放射線検出器環状体３は環状保持部５の内側に環状に設置された多数の放射線検出器４を含む。被検診者
３５が乗ったベッド１６が放射線検出器環状体３の孔部３０内に挿入され、Ｘ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査が実施される。環状に配置された複数の放射線検出器４によって、被検診者３５から放出される複数のγ線の対を検出できると共に、周方向に移動するＸ線源９から放出されて被検診者３５を透過したＸ線も検出できる。Ｘ線源９は放射線検出器環状体３の横または放射線検出器環状体３の周囲を周回してもよい。
【選択図】図１

Description

本発明は、陽電子放出型ＣＴ装置（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）に関するものである。
放射線を利用した検査技術は、被検体の内部を非破壊で検査することができる。特に人体を被検体とする放射線検査としては、Ｘ線ＣＴ，ＰＥＴ及び単光子放出型ＣＴ装置（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）等がある。これらの技術はいずれも、人体から放出された放射線の積分値（飛翔方向）の物理量を計測し、その積分値を逆投影することにより人体内の各ボクセルの物理量を計算し画像化する。この画像化のためには膨大なデータを処理する必要がある。近年のコンピュータ技術の急速な発達は、人体の断層像を高速・高精細に提供できるようになった。
Ｘ線ＣＴは、Ｘ線源よりＸ線を被検診者に照射し、被検診者の体内を通過したＸ線強度を測定してＸ線の体内通過率から被検診者における断面の形態情報を画像化する、すなわち被検診者の断層像を得る技術である。被検診者の体内を通過したＸ線強度を被検診者に対してＸ線源の反対側に配置した放射線検出器により測定し、測定されたＸ線強度を用いてＸ線源と放射線検出器との間の線減弱係数を求める。Ｘ線源及び放射線検出器を、同時に被検診者の周囲を旋回させて体内における線減弱係数の分布を求める。この線減弱係数を非特許文献１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 BackProjection 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。
一方、ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴは、Ｘ線ＣＴ等では検出できない分子生物学レベルでの機能及び代謝の検出が可能であり、被検診者の体内の機能画像を提供することができる。
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を被検診者に投与し、その放射性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。放射性薬剤の一例として、フルオロデオキシグルコース（2-[F-18]fluoro-2-deoxy-D-glucose、18ＦＤＧ）がある。18ＦＤＧは、糖代謝により腫瘍組織に高集積するため、腫瘍部位の特定に使用される。特定の個所に集積した放射性薬剤に含まれた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線を放射する。これらのγ線は、互いにほぼ正反対の方向(１８０°±０.６°) に放射される。この一対のγ線をγ線検出器で検知すれば、どの２つのγ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、放射性薬剤を多く消費する場所がわかる。例えば、18ＦＤＧは前述のように糖代謝の激しい癌細胞に集まるため、ＰＥＴにより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方法により各ボクセルの放射線発生密度に変換され、γ線の発生位置（放射線核種が集積する位置、すなわち癌細胞の位置）を画像化することに貢献する。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。
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。
ＳＰＥＣＴは、単光子放出核種を含む放射性薬剤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単光子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、γ線検出器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、及び単光子放出核種
（99Ｔｃ，67Ｇａ，201Ｔｌ等）を含む放射性薬剤を被検診者に投与し、放射性薬剤より発生するγ線を検知して放射性薬剤を多く消費する場所(例えば、癌細胞が存在する場所)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99Ｔｃ，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。
上述のようにＰＥＴ及びＳＰＥＣＴは、体内代謝を利用して機能画像を得るために、放射性薬剤が集積した部位をコントラスト良く抽出できるが、周辺臓器との位置関係を把握できない問題がある。そこで、近年、Ｘ線ＣＴによって得られた断層像である形態画像と、ＰＥＴまたはＳＰＥＣＴによって得られた断層像である機能画像とを合成してより高度な診断を行う技術が注目されている。本技術の一例として、特許文献１記載の技術がある。
特許文献１記載の放射線検査装置は、Ｘ線ＣＴ検査装置とＰＥＴ検査装置とを直列に設置し、被検診者が横たわっているベッドを水平方向に移動させて両検査装置を用いて被検診者の検査を行う。この場合、２つの検査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つの検査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データとを合成し、被検診者の病巣位置の特定を行っている。
特許文献２は、ベッドを兼用して、Ｘ線ＣＴ検査装置とＳＰＥＣＴ検査装置を直列に配置した放射線検査装置を記載している。各検査装置で得られた撮像データであるＸ線ＣＴデータとＳＰＥＣＴデータとを合成し、被検診者の病巣位置の特定を行っている。
特開平７−２０２４５号公報 特開平９−５４４１号公報 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，２１頁
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、被検体である被検診者が両検査装置の間で動く可能性がある。最近のＰＥＴ検査装置の分解能は約５mmであり、Ｘ線ＣＴ検査装置の分解能はそれよりも約１桁小さく約０.５mm である。そのため、両検査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検査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、各画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。
本発明の目的は、装置構成が単純化された陽電子放出型ＣＴ装置を提供することにある。
上記の目的を達成する本発明の特徴は、撮像装置が、環状に設置された複数の放射線検出器を有する放射線検出器環状体と、Ｘ線を放出するＸ線源と、Ｘ線源を放射線検出器環状体よりも内側で放射線検出器環状体の周方向へ移動させるＸ線源移動手段とを含んでおり、放射線検出器が、被検体を透過したＸ線の検出信号である第１検出信号、及び被検体から放出されるγ線の検出信号である第２検出信号を出力することにある。
複数の放射線検出器が環状に配置されているため、これらの放射線検出器によって、被検体から放出される複数のγ線の対を検出できると共に、周方向に移動するＸ線源から放出されて被検体を透過したＸ線も検出できる。このため、放射線検査装置の構成が単純化できる。
上記の目的を達成する他の特徴は、撮像装置が、環状に設置された複数の放射線検出器を有する放射線検出器環状体と、Ｘ線を放出するＸ線源と、Ｘ線源を放射線検出器環状体よりも内側で放射線検出器環状体の周方向へ移動させるＸ線源移動手段とを含んでおり、放射線検出器が、被検体を透過したＸ線の検出信号である第１検出信号、及び被検体から放出されたγ線の検出信号である第２検出信号を含む出力信号を出力することにある。
本発明によれば、環状に配置された複数の放射線検出器によって、被検体から放出される複数のγ線の対を検出できると共に、周方向に移動するＸ線源から放出されて被検体を透過したＸ線も検出できる。このため、放射線検査装置の構成が単純化できる。
本発明の各実施例を、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に基づいて説明する。本実施例の放射線検査装置１は、撮像装置２，被検診者保持装置１４，信号弁別装置１９，同時計数装置２６，コンピュータ（例えば、ワークステーション）２７，記憶装置２８及び表示装置２９を備えている。被検診者保持装置１４は、支持部材１５、および支持部材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を有する。撮像装置２は、ベッド１６の長手方向に対して直角の方向に設置されており、放射線検出器環状体３，Ｘ線源周方向移動装置７，駆動装置制御装置１７及びＸ線源制御装置１８を有する。放射線検出器環状体３は、環状保持部５、及び環状保持部５の内側に環状に設置された多数の放射線検出器４を含む。放射線検出器環状体３の放射線検出器４の内側に、ベッド１６が挿入される貫通した孔部３０が形成される。多数の放射線検出器４（合計約１００００個）は、環状保持部５に周方向のみならず孔部３０の軸方向にも複数列設置されている。放射線検出器４は、半導体放射線検出器であり、検出部である５mm立方体の半導体素子部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。環状保持部５は、支持部材６上に設置される。支持部材６及び１５は、互いに連結されており、かつ検査室の床に据付けられている。駆動装置制御装置１７及びＸ線源制御装置１８は環状保持部５の外面に設置される。
Ｘ線源周方向移動装置７は、Ｘ線源装置８、及び環状のＸ線源装置保持部１３を備える。Ｘ線源装置保持部１３は、環状保持部５の一端部で環状保持部５の外面に取付けられる。環状のガイドレールであるスキャンレール１２が、Ｘ線源装置保持部１３の一端面に設置される。スキャンレール１２及びＸ線源装置保持部１３は孔部３０の周囲を取囲む。Ｘ線源装置８は、Ｘ線源９，Ｘ線源駆動装置１０及び軸方向移動アーム１１を有する。Ｘ線源駆動装置１０は、ケーシング内に、図示されていないが、第１モーター、及び減速機構を有する動力伝達機構を備える。動力伝達機構は第１モーターの回転軸に連結される。軸方向移動アーム１１はＸ線源駆動装置１０のケーシングに取付けられて孔部３０内に延びている。Ｘ線源９は軸方向移動アーム１１に取付けられる。軸方向移動アーム１１は、孔部３０の軸方向に伸縮し、Ｘ線源９を孔部３０の軸方向に移動させる。軸方向移動アーム１１は、Ｘ線源駆動装置１０に設置された第２モーター（図示せず）の作動により伸縮される。Ｘ線源駆動装置１０は、落下しないようにかつスキャンレール１２に沿って移動可能にスキャンレール１２に取付けられる。Ｘ線源駆動装置１０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。このピニオンはスキャンレール１２に設けられたラックと噛合う。
Ｘ線源９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９から放出される。
各放射線検出器４は、それぞれ配線２３によって対応する信号弁別装置１９に接続される。信号弁別装置１９は個々の放射線検出器４毎に１個設けられる。信号弁別装置の詳細な構成を図３に示す。信号弁別装置１９は、切替スイッチ３１，波形整形装置２０，γ線弁別装置２１、及びＸ線強度を求める信号処理装置２２を備える。切替装置である切替スイッチ３１は、可動端子３２、及び固定端子３３及び３４を有する。配線２３は可動端子３２に接続される。波形整形装置２０は固定端子３３及びγ線弁別装置２１に接続される。信号処理装置２２は固定端子３４に接続される。電源２５のマイナス端子は抵抗２４を介して配線２３に接続され、電源２５のプラス端子は放射線検出器４に接続される。γ線弁別装置２１は同時計数装置２６を介してコンピュータ２７に接続される。同時計数装置２６は１個でありγ線弁別装置２１に接続される。同時計数装置２６は、幾つかのγ線弁別装置２１毎に設けても良い。各信号処理装置２２はコンピュータ２７に接続される。記憶装置２８及び表示装置２９がコンピュータ２７に接続される。信号弁別装置１９は信号処理装置である。この信号処理装置は、信号処理装置２２を含む第１の信号処理装置、及び波形整形装置２０及びγ線弁別装置２１を有する第２信号処理装置を備える。
本実施例は、Ｘ線ＣＴ検査（Ｘ線源９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（ＰＥＴ用の放射性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２を用いて行う例である。
放射線検査を行う前に、まず、被検体である被検診者３５に、予め注射などの方法によりＰＥＴ用の前述した放射性薬剤が、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３５に投与される。放射性薬剤は、検査目的（癌の場所を把握、または心臓の動脈流の検査等）に応じて選ばれる。被検診者３５は、放射性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の間、待機する。その所定時間の経過によって放射性薬剤は、被検診者３５の患部（例えば癌の患部）に集まる。その所定時間が経過した後、被検診者３５を被検診者保持装置１４のベッド１６上に寝かせる。なお、検査の種類によっては、放射性薬剤をベッド１６上に寝かせられた被検診者３５に投与することもある。また、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３５に投与しながら撮像装置２による撮像を行う。
本実施例における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。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（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用の放射性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。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体への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用の放射性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（１）式で与えられる。（１）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
α＝２ＮＡＢＣ ……（１）
している。照射時間Ｔ内に１つの検出素子で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を決めることによって、Ｘ線ＣＴ
Ｗ＝１−exp(−Ｔα) ……（２）
検査時に、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。
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検査において被検体に投与する放射性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。
上記の原理を適用した本実施例を用いたＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査について具体的に説明する。本実施例におけるＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査は、ＰＥＴ用の放射性薬剤が投与された被検診者３５が横たわっているベッド１６を移動させて被検診者３５を孔部３０内に挿入された状態で撮像装置２を用いて行われる。
Ｘ線源制御装置１８はＸ線源９からのＸ線の放出時間を制御する。すなわち、Ｘ線源制御装置１８は、Ｘ線ＣＴ検査中において、Ｘ線発生信号を出力してＸ線源９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）を閉じ、第１設定時間経過した時にＸ線停止信号を出力してＸ線源開閉器を開き、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１
μsec に設定される。第２設定時間は、Ｘ線源９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、スキャンレール
１２の周方向におけるＸ線源９の移動速度で定まる。第１及び第２設定時間はＸ線源制御装置に記憶されている。
駆動装置制御装置１７は、Ｘ線ＣＴ検査を開始するとき、駆動開始信号を出力して、Ｘ線源駆動装置１０の第１モーターに接続された、電源とつながる開閉器（以下、第１モーター開閉器という）を閉じる。電流の供給により第１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。ピニオンがスキャンレール１２のラックと噛合っているため、Ｘ線源装置８、すなわちＸ線源９がスキャンレール１２に沿って周方向に移動する。Ｘ線源９は、孔部３０内に挿入された状態で被検診者
３５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１７は駆動停止信号を出力して第１モーター開閉器を開く。これによって、Ｘ線源９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３０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。
Ｘ線ＣＴ検査を開始する際に駆動装置制御装置１７から出力された駆動開始信号はＸ線源制御装置１８に入力される。Ｘ線源制御装置１８は、駆動開始信号の入力に基づいてＸ線発生信号を出力する。その後、Ｘ線停止信号及びＸ線発生信号を繰返して出力する。Ｘ線停止信号及びＸ線発生信号の繰返し出力によって、Ｘ線源９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３の周方向への移動期間中に繰返されることになる。Ｘ線源９から放出されたそのＸ線は、ファンビーム状に、孔部３０内に挿入された被検診者３５に照射される。Ｘ線源９の周方向の移動によって、ベッド１６上の被検診者３５は周囲よりＸ線を照射される。このＸ線は、被検診者３５を透過した後、孔部３０の軸心を基点にＸ線源９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２３を経て対応するそれぞれの信号弁別装置１９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。
孔部３０内に挿入された、ベッド１６上の被検診者３５から、ＰＥＴ用の放射性薬剤に起因した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、被検診者３５から放出されたそのγ線を検出し、このγ線の検出信号（以下、γ線撮像信号という）を出力する。このγ線撮像信号は、該当する配線２３を経て対応するそれぞれの信号弁別装置１９に入力される。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。
信号弁別装置１９内で、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２１に伝えられ、第１放射線検出器４から出力されたＸ線撮像信号は信号処理装置２２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１９の切替スイッチ３１の切替操作によって行われる。切替スイッチ３１の可動端子３２を固定端子３３または固定端子３４に接続する切替操作は、駆動装置制御装置１７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１７は、前述のようにＸ線源装置１０の移動動作を制御するが、同時に第１放射線検出器４を選択し、この第１放射線検出器２に接続される信号弁別装置１９における切替スイッチ３１の可動端子３２を固定端子３４に接続する。
第１放射線検出器４の選択について説明する。Ｘ線源駆動装置１０内の第１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１７は、エンコーダーの検出信号を入力して周方向におけるＸ線源駆動装置１０、すなわちＸ線源９の位置を求め、このＸ線源９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９から放射されるＸ線はスキャンレール１２の周方向である幅を有しているため、被検診者３５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１７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９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９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１７が、Ｘ線源９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３２は固定端子３４に接続される。Ｘ線源９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３２は駆動装置制御装置１７によって固定端子３３に接続される。
第１放射線検出器４は、切替スイッチ３１によって信号処理装置２２に接続された放射線検出器４であるとも言える。また、第２放射線検出器４は、切替スイッチ３１によってγ線弁別装置２１に接続された放射線検出器４であるとも言える。環状保持部５に設置された個々の放射線検出器４は、Ｘ線源９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、１つの放射線検出器４は、別々ではあるが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９から照射されて被検診者３５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
３５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。放射性薬剤に起因して被検診者３５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、放射線検出器環状体３のいずれかの第２放射線検出器４によって検出される。
被検診者３５の患部の位置が予め特定されていない場合には、ベッド１６を移動させて被検診者３５の全身にわたってＰＥＴ検査が実施される。このＰＥＴ検査が実施されている間に、Ｘ線源９が周方向に周回され、ＰＥＴ検査を実施する個所に対してＸ線ＣＴ検査が実施される。被検診者３５の患部の位置が予め他の検査によって特定されている場合には、ベッド１６を移動させて予め特定されている患部の位置を孔部３０内に挿入し、撮像装置２を用いてその患部付近に対しＰＥＴ検査及びＸ線ＣＴ検査を実施する。
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１９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３１の作用によって信号処理装置２２に入力される。信号処理装置２２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Ｘ線撮像信号の強度の情報を出力する。
第２放射線検出器４から出力されたγ線撮像信号は、切替スイッチ３１の作用によって波形整形装置２０に入力される。波形整形装置２０に入力されるγ線撮像信号は、図４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２０の出力信号を入力するγ線弁別装置２１は、図４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２０は、図４に示すような波形のγ線撮像信号を、例えば図５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。ＰＥＴ用の放射性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２１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２１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。
上記のように、γ線弁別装置２１において特定のエネルギーを有するγ線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ーをγ線弁別装置２１内（またはγ線弁別装置２１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フィルターがγ線弁別装置２１内に設けられる。γ線弁別装置２１は第１フィルターを通過した撮像信号に対してパルス信号を発生する。
同時計数装置２６は、各信号弁別装置１９のγ線弁別装置２１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２６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（孔部３０の軸心を中心にしてほぼ１８０°(厳密には１８０°±０.６°）方向が異なっている一対の放射線検出器４の位置）をγ線検出の位置情報としてデータ化する。
コンピュータ２７は、図６に示すステップ２１〜２８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２７は、断層像データ作成装置である。同時計数装置２６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２６から出力された検出点の位置情報、及び信号処理装置２２から出力されたＸ線撮像信号の強度が入力される（ステップ２１）。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線撮像信号の強度は、記憶装置２８に記憶される（ステップ２２）。
記憶装置２８に記憶されているＸ線撮像信号の強度を用いて、被検診者３５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２３）。この減衰率は記憶装置２８に記憶される。
被検診者３５の横断面の断層像を、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２４）。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２８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９とＸ線を検出した放射線検出器４の半導体素子部との間における被検診者３５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２８に記憶される。
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２５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３５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、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。
患部（例えば癌の患部）を含む、被検診者３５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２６）。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２８から読み出されたγ線撮像信号の計数値を用いて、陽電子の消滅によって発生したγ線を検出した一対の放射線検出器４（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γ線対発生数（複数の陽電子の消滅に応じて発生したγ線対の数）を求める。このγ線対発生数を用いて、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におけるγ線対発生密度を求める。これらのγ線対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２８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２８に記憶させる（ステップ２７）。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、孔部３０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
２８から呼び出されて表示装置２９に出力され(ステップ２８)、表示装置２９に表示される。表示装置２９ｍ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。
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１０を用いてＸ線源９をスキャンレール１２に沿って移動させることによって、放射線検出器４により必要なデータ量を得ることができる。このようなＸ線源９の周方向スキャンによって、本実施例は被検診者３５の１つの横断面におけるＸ線撮像信号に関する二次元断面データを得ている。他の横断面におけるＸ線撮像信号に関する二次元断面データは、軸方向移動アーム１１を伸縮させてＸ線源９を孔部３０の軸方向に移動させることによって得ることができる。これらの二次元断面データを積み重ねることによって、三次元の断面データを得ることができる。この三次元の断面データを用いて三次元のＸ線ＣＴ像のデータを得ることができる。また、Ｘ線源９の周回に伴い孔部３０の軸方向に軸方向移動アーム１１を連続的に伸縮することにより、Ｘ線のヘリカルスキャンを行うことも可能である。軸方向移動アーム１１を伸縮させる替りに、ベッド１６を孔部３０の軸方向に移動させても他の横断面におけるＸ線撮像信号に関する２次元断面データを得ることができる。
本実施例によれば、以下に示す効果を得ることができる。
（１）本実施例では、放射線検出器環状体３に設けられた複数の放射線検出器４が環状に配置されている。本実施例は、環状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３５から放出される複数のγ線の対を検出できると共に、周方向に移動するＸ線源９から放出されて被検診者３５を透過したＸ線も検出できる。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、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。
（２）本実施例は、環状に配置された放射線検出器４のそれぞれが被検診者３５の体内を透過したＸ線（透過Ｘ線という）の検出信号であるＸ線撮像信号、及び放射性薬剤に起因してその体内から放出されたγ線の検出信号である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。
（３）本実施例は、環状に配置された放射線検出器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、その放射線検出器４の他の出力信号であるγ線撮像信号を用いて、その被検診者３５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、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２の孔部３０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。
（４）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３５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。
（５）本実施例は、Ｘ線源９を周回させて放射線検出器環状体３、すなわち放射線検出器４を孔部３０の周方向及び軸方向に移動させないため、放射線検出器環状体３を移動させるに必要なモーターに比べてＸ線源９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。
（６）信号処理装置２２、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。
（７）本実施例は、環状に配置された放射線検出器４の内側でＸ線源９が周回するため、環状保持部５の直径が大きくなり、環状保持部５の内側で周方向に設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３５の横断面の分解能を向上させる。
（８）本実施例では、Ｘ線源９が取付けられる軸方向移動アーム１１及びＸ線源９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３５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、Ｘ線源駆動装置１０によってＸ線源９及び軸方向移動アーム１１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９及び軸方向移動アーム１１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。また、Ｘ線ＣＴ検査を行わない時は、Ｘ線ＣＴ検査関係の機器は放射線検出器４内から撤去し格納する構成とする。例えば、本実施例において、Ｘ線源９はＸ線源駆動装置１０の中に格納する構成としている。
更に、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、ＰＥＴ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することもできる。
（実施例２）
本発明の他の実施例である実施例２の放射線検査装置１Ａを、図７及び図８を用いて以下に説明する。放射線検査装置１Ａは、実施例１の放射線検査装置１における撮像装置２を撮像装置２Ａに、更に、信号弁別装置１９を信号弁別装置１９Ａに替えたものである。放射線検査装置１Ａの他の構成は放射線検査装置１の構成と同一である。放射線検査装置１Ａは、信号弁別装置１９Ａを設けている関係上、コンピュータ２７で図９に示す処理が実行される。撮像装置２Ａは実施例１における撮像装置２の駆動装置制御装置１７及びＸ線源制御装置１８を駆動装置制御装置１７Ａ及びＸ線源制御装置１８Ａにそれぞれ替えた構成を有する。撮像装置２Ａの他の構成は撮像装置２と同じである。
信号弁別装置１９Ａは、図８に示すように、波形整形装置２０，γ線弁別装置２１及び波高分析装置３８を有する。放射線検出器４一個毎に設けられる信号弁別装置２１は、切替スイッチ３１を有していなく、配線２３によって対応する放射線検出器４に接続される。配線２３は信号弁別装置１９Ａの波形整形装置２０に接続される。波高分析装置３８は波形整形装置２０及びコンピュータ２７に接続される。γ線弁別装置２１は同時計数装置２６を介してコンピュータ２７に接続される。信号弁別装置１９Ａは、信号処理装置であり、波高分析装置３８を有する第１の信号処理装置、及び波形整形装置２０及びγ線弁別装置２１を有する第２信号処理装置を備える。駆動装置制御装置１７Ａ及びＸ線源制御装置１８Ａが環状保持部５に設置される。
本実施例は、Ｘ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査を一台の撮像装置２Ａを用いて行う例である。ＰＥＴ用の放射性薬剤が投与され、べッド１６上に横たわっている被検診者３５は、ベッド１６の移動によって、孔部３０内に挿入される。被検診者３５の患部より放出された５１１ｋｅＶのγ線は、放射線検出器４によって検出される。一方、Ｘ線源９から照射されたＸ線（８０ｋｅＶ）は、被検診者３５を透過後、放射線検出器４によって検出される。Ｘ線源９はＸ線源駆動装置１０によってスキャンレール１２に沿って被検診者３５の周りを周回する。このため、Ｘ線は周方向のあらゆる位置から被検診者３５に照射される。本実施例の駆動装置制御装置１７Ａは、実施例１の駆動装置制御装置１７と同様に、駆動開始信号及び駆動停止信号を出力してＸ線源駆動装置１０の移動を制御する。しかしながら、駆動装置制御装置１７Ａは、駆動装置制御装置１７が行う切替スイッチ３１の切替制御を実施しない。Ｘ線源制御装置１８Ａは、実施例１と同様に、Ｘ線源開閉器を閉じるＸ線発生信号を出力し、Ｘ線源開閉器を開くＸ線停止信号を出力する。しかしながら、Ｘ線源制御装置１８Ａは、実施例１のＸ線源制御装置１８のように、放射線検出器４へのγ線の入射が無視できる第１設定時間の間だけＸ線を発生させるような制御を行わない。このため、本実施例では、Ｘ線を検出している放射線検出器４でもγ線を検出することになる。従って、一台の撮像装置２ＡでＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査を実施する本実施例では、各放射線検出器４はＸ線撮像信号及びγ線撮像信号を含む出力信号を出力する。放射線検出器４からのその出力信号は該当する信号弁別装置１９Ａに入力される。
信号弁別装置１９Ａの機能を以下に説明する。信号弁別装置１９Ａは、放射線検出器４の出力信号からＸ線撮像信号とγ線撮像信号とを別々に分離する機能を有する。すなわち、信号弁別装置１９Ａは、１つの放射線検出器４で検出したＸ線撮像信号とγ線撮像信号とをエネルギー弁別する装置である。なお、Ｘ線源９がＸ線を放射する時間間隔は、信号弁別装置１９Ａの動作タイムウィンドウΔτに比べて長い。信号弁別装置１９Ａの波形整形装置２０は、実施例１で述べたガウス分布に整形されたγ線撮像信号と共に、Ｘ線撮像信号も、波形整形装置２０で波形がガウス分布に整形されて出力される。図５に示すように時間的なガウス分布の波形を有する信号に整形されたＸ線撮像信号も出力する。
波形整形装置２０の出力であるγ線撮像信号及びＸ線撮像信号は、γ線弁別装置２１及び波高分析装置３８に入力される。γ線弁別装置２１がγ線撮像信号を処理し、波高分析装置３８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。
γ線弁別装置２１は、前述の第１フィルターを備えており、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パルス信号を発生させる装置である。波高分析装置３８は、波形整形装置２０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３５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３８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９０ｋｅＶ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３８の負荷は著しく軽減される。
上記のように、波高分析装置３８において特定エネルギーを有する撮像信号を処理するためには、設定のエネルギー範囲の撮像信号を通過させるフィルターを波高分析装置３８内（または波高分析装置３８の前段）に設けるとよい第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フィルターが、波高分析装置３８内に設けられる。波高分析装置３８は、第２フィルターを通過した撮像信号（Ｘ線撮像信号）を計数する。
本実施例は、信号弁別装置１９Ａを用いることによって、放射線検出器４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線撮像信号とＸ線撮像信号とを別々に分離することができる。同時計数装置２６は、各信号弁別装置１９Ａの各γ線弁別装置２１からの出力である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。
コンピュータ２７は、図９に示すステップ２１Ａ，２２Ａ，３９，２３Ａ、及び２４〜２８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２７も、断層像データ作成装置である。同時計数装置２６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２６から出力された検出点の位置情報、及び波高分析装置３８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２１Ａ）。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２８に記憶される（ステップ２２Ａ）。
次に、ステップ３９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。Ｘ線のエネルギー８０ｋｅＶは、放射性薬剤に起因して被検診者３５から放出されるγ線に比べて低いエネルギーである。波高分析装置３８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８０ｋｅＶ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４の半導体素子部に対して５１１ｋｅＶのγ線を照射したときのスペクトルが図１０のように得られたとする。そして、例えば被検診者３５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１０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１０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１１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２８に記憶される。
その後、実施例１と同様に、ステップ２４〜２８の処理が実行され、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作成された合成断層像のデータを得ることができ、合成断層像のデータを表示装置２９に表示することができる。
本実施例は、実施例１で生じる効果（１）〜（５），（７）及び（８）を得ることができる。更に、本実施例は、以下の（９）及び（１０）の効果を得ることができる。
（９）放射線検出器４から出力される出力信号からその信号に含まれたＸ線撮像信号とγ線撮像信号とを分離することができる。このため、分離されたＸ線撮像信号を用いて第１断層像データを、分離されたγ線撮像信号を用いて第２断層像データを簡単に作成できる。また、実施例１と同様に、第１断層像データと第２断層像データとを簡単に合成することができる。
（１０）放射線検出器４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４から出力されたＸ線撮像信号及びγ線撮像信号を信号弁別装置１９Ａで簡単に分離できる。
（実施例３）
本発明の第３実施例である放射線検査装置１Ｂを、図１２を用いて説明する。放射線検査装置１Ｂは、撮像装置２Ｂの構成を実施例１の撮像装置２の構成と少し変えている。すなわち、撮像装置２Ｂは撮像装置２における放射線検査装置１の構成のうちＸ線源周方向移動装置７をＸ線源周方向移動装置７Ａに替えたものである。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。Ｘ線源周方向移動装置７ＡはＸ線源装置８Ａ、及び環状のＸ線源装置保持部１３を備える。本実施例のＸ線源装置保持部１３は実施例１のそれと同じ構成である。Ｘ線源装置８Ａは、Ｘ線源９及びＸ線源駆動装置１０を有し、軸方向移動アーム８を有していない。本実施例では、Ｘ線源９は、放射線検出器環状体３の一端面に対向するように、すなわちその一端面の横に配置される。上記のように配置されたＸ線源９は、Ｘ線の放出口が放射線検出器環状体３の放射線検出器４でＸ線源９とは１８０°反対側に位置するその放射線検出器４の方向を向くように、孔部３０の軸方向に対して傾けてＸ線源駆動装置１０のケーシングに取付けられる。本実施例におけるＸ線源駆動装置１０のケーシングの長さは、実施例１におけるＸ線源駆動装置１０のケーシングのそれよりも短くなっている。
本実施例も、実施例１と同様に、１台の撮像装置を用いてＰＥＴ検査とＸ線ＣＴ検査を行う。本実施例におけるＰＥＴ検査は、実施例１と同様に、放射性薬剤に起因して被検診者３５から放出されたγ線を第２放射線検出器４で検出することによって行われる。また、Ｘ線ＣＴ検査は、実施例１においてＸ線源装置８を周回させた場合と同様に、Ｘ線源装置８Ａをスキャンレール１２に沿って周回させることによって行われる。ＰＥＴ検査及びＸ線ＣＴ検査の際には、ベッド１６により被検診者３５を軸方向に移動させて行う。本実施例では、傾いたＸ線源９から放出されたＸ線が、被検診者３５に対して斜め方向に照射され、被検診者３５の体内を斜めに透過する。この透過したＸ線は第１放射線検出器４で検出される。本実施例では、第１放射線検出器４は、Ｘ線源装置８と対向する、放射線検出器環状体３の一端部に位置する。第１放射線検出器４から出力されたＸ線撮像信号、及び第２放射線検出器４から出力されたγ線撮像信号を用いて合成断層像のデータを得る処理は、実施例１と同様に行われる。本実施例は、被検診者３５の体内を斜めに透過したＸ線に対するＸ線撮像信号を用いてＸ線ＣＴ像を得るため、そのＸ線ＣＴ像の精度が低下しないような角度でＸ線源９を傾ける必要がある。
本実施例は、実施例１で生じる（１）〜（６）の効果を得ることができる。更に、本実施例は、以下に示す（１１）〜（１３）の効果を得ることができる。
（１１）本実施例では、環状に放射線検出器４を設置した放射線検出器環状体３の横でＸ線源９が周回するため、環状保持部５の直径が小さくなる。このため、１８０°正反対に位置する２つの放射線検出器４間の距離が短くなり、ＰＥＴ像の画質を向上できる。被検診者３５の体内で発生した一対のγ線は完全に１８０°ではなく１８０°±０.６° の方向に放出される。それらの放射線検出器４間の距離が長くなると、±０.６° の影響が大きくなり、同時計数装置２６によって特定される、その一対のγ線に対する２つの検出点も若干ずれが生じる。それらの放射線検出器４間の距離が短いと、±０.６° の影響も小さくなり、同時計数装置２６によって特定される、その一対のγ線に対する２つの検出点も真の位置に近くなる。このため、本実施例ではＰＥＴ像の画質が向上する。
（１２）本実施例は、環状に放射線検出器４を設置した放射線検出器環状体３の横でＸ線源９が周回するため、実施例１におけるＸ線源９及び軸方向移動アーム１１のように被検診者３５から放出されるγ線を遮る物体が放射線検出器４の前面に存在しない。このため、本実施例では、実施例１のような検出データが欠損するという問題が生じない。
（１３）本実施例は、放射線検出器環状体３の直径が小さくなる関係上、実施例１に比べて放射線検査装置を更に小型化できる。
本実施例は、Ｘ線源９の周方向の回転に伴い被検診者保持装置１４のベッド１６を用いて被検診者３５を孔部３０内で連続的に移動させることにより、Ｘ線のヘリカルスキャンを行うことも可能である。
（実施例４）
本発明の他の実施例である実施例４の放射線検査装置を、図１３に基づいて以下説明する。本実施例の放射線検査装置１Ｃは、放射線検査装置１における撮像装置２を撮像装置２Ｃに変えた構成を有する。放射線検査装置１Ｃにおける他の構成は放射線検査装置１と同じである。撮像装置２Ｃは、一対の放射線検出器環状体３Ａ及び３Ｂを備えている。放射線検出器環状体３Ａは、環状保持部５Ａ、及び環状保持部５Ａの内側に実施例１と同様に環状に設置された多数の放射線検出器４を含む。放射線検出器環状体３Ｂは、環状保持部５Ｂ、及び環状保持部５Ｂの内側に実施例１と同様に環状に設置された多数の放射線検出器４を含む。放射線検出器環状体３Ａ及び３Ｂに設けられた各放射線検出器４は、実施例１で用いられる放射線検出器４と同じ物である。放射線検出器環状体３Ａ及び３Ｂに設けられた各放射線検出器４は、配線２３によって、実施例１と同様に、対応する信号弁別装置１９、具体的には信号弁別装置１９の切替スイッチ３１にそれぞれ接続される。放射線検出器環状体３Ａ及び３Ｂにおけるそれぞれの放射線検出器４の内側に、ベッド１６が挿入される貫通した孔部３０がそれぞれ形成される。放射線検出器環状体３Ａと放射線検出器環状体３Ｂは、相互の間にスリット（間隙）３６が形成されるように互いに隣接して配置されている。スリット３６は放射線検出器環状体の全周にわたって形成される。放射線検出器環状体３Ａは、環状保持部５Ａを床面に固定される支持部材６Ａに取付けられる。放射線検出器環状体３Ｂは、環状保持部５Ｂを床面に固定される支持部材６Ｂに取付けられる。放射線検出器環状体３Ａの軸心と放射線検出器環状体３Ｂの軸心とは一致しており、環状保持部５Ａ及び５Ｂの内径及び外径は同じである。
更に、撮像装置２Ｃは、Ｘ線源装置８Ｂ及び環状のＸ線源装置保持部１３を有するＸ線源周方向移動装置７Ｂを備えている。Ｘ線源周方向移動装置７ＢのＸ線源装置保持部１３は、実施例１のそれと同じ構成であって環状保持部５Ａの外面に取付けられる。Ｘ線源装置８Ｂは、Ｘ線源９及びＸ線源駆動装置１０を有し、軸方向移動アーム１１を有していない。本実施例では、Ｘ線源９は、環状保持部５Ａ及び５Ｂよりの外側に位置し、スリット３６と対向している。Ｘ線源９は、Ｘ線の放出口が放射線検出器環状体３Ｂの放射線検出器４でＸ線源９とは１８０°反対側に位置するその放射線検出器４の方向を向くように、孔部３０の軸方向に対して傾けてＸ線源駆動装置１０のケーシングに取付けられる。
本実施例も、実施例１と同様に、１台の撮像装置を用いてＰＥＴ検査とＸ線ＣＴ検査を行う。本実施例におけるＰＥＴ検査は、実施例１と同様に、放射性薬剤に起因して被検診者３５から放出されたγ線を第２放射線検出器４で検出することによって行われる。また、Ｘ線ＣＴ検査は、実施例１においてＸ線源装置８を周回させた場合と同様に、Ｘ線源装置８Ｂをスキャンレール１２に沿って被検診者３５の周囲を周回させることによって行われる。ＰＥＴ検査及びＸ線ＣＴ検査の際には、実施例３と同様に、被検診者３５を軸方向に移動させて行う。本実施例は、Ｘ線源装置８Ｂの周回を円滑に行うため、環状保持部
５Ａよりも外側で支持部材６ＢとＸ線源装置保持部１３との間に空間３７が形成される。Ｘ線源装置８Ｂは周回する際にこの空間３７を通過する。本実施例では、傾いたＸ線源９から放出されてスリット３６を通過したＸ線は、ベッド１６上に横たわっている被検診者３５に対して斜め方向に照射され、被検診者３５の体内を斜めに透過する。この透過したＸ線は第１放射線検出器４で検出される。本実施例では、第１放射線検出器４は、Ｘ線源９と対向する、放射線検出器環状体３Ｂの一端部に位置する。Ｘ線源９から放出されるＸ線は広がりをもつため、放射線検出器環状体３Ｂに対向する、放射線検出器環状体３Ａの一端面側にも、第１放射線検出器４が存在する。第１放射線検出器４は、Ｘ線源９の周回に伴って、実施例１のように放射線検出器環状体の周方向に移動する。
第１放射線検出器４から出力されたＸ線撮像信号、及び第２放射線検出器４から出力されたγ線撮像信号を用いて合成断層像のデータを得る処理は、実施例１と同様に行われる。本実施例は、被検診者３５の体内を斜めに透過したＸ線に対するＸ線撮像信号を用いてＸ線ＣＴ像を得るため、そのＸ線ＣＴ像の精度が低下しないような角度でＸ線源９を傾ける必要がある。
本実施例は、実施例１で生じる（１）〜（６）の効果及び実施例３で生じる（１１）〜（１３）の効果を得ることができる。
本実施例において、Ｘ線源駆動装置１０を放射線検出器環状体３Ｂ側に伸ばして、Ｘ線源９におけるＸ線の放出口が放射線検出器環状体３Ａの放射線検出器４でＸ線源９とは
１８０°反対側に位置するその放射線検出器４の方向を向くように、孔部３０の軸方向に対して傾けてＸ線源駆動装置１０のケーシングに取付けてもよい。また、Ｘ線源装置保持部１３を環状保持部５Ｂに取付け、上記のようにＸ線源９のＸ線放出口が放射線検出器環状体３Ａの放射線検出器４を向くように傾けてもよい。
（実施例５）
本発明の他の実施例である実施例５の放射線検査装置１Ｄを図１４及び図１５を用いて以下説明する。本実施例の放射線検査装置１Ｄは、撮像装置２Ｄを備え、撮像装置２Ｄ以外の構成は放射線検査装置１と同じである。撮像装置２Ｄは、放射線検出器環状体３Ｃ及びＸ線源周方向移動装置７Ｃを備えている。放射線検出器環状体３Ｃは、保持部材６に設置される環状保持部５Ｃの内面に実施例１と同様に多数の放射線検出器４を設置している。環状保持部５Ｃは、１８０°にわたって切り込まれて形成された貫通孔であるスリット３６Ａを有する。スリット３６Ａは環状保持部５Ｃの上半分に位置している。スリット
３６Ａの部分には放射線検出器４が設置されていない。環状保持部５Ｃの内側でスリット３６Ａの部分にコリメータ３９が設置される。コリメータ３９は鉛で構成される。放射線検出器４はコリメータ３９の外側に配置される。
Ｘ線源周方向移動装置７Ｃは、実施例４のＸ線源周方向移動装置７Ｂと同様に、環状保持部材の外側に配置されて、ほぼ半円形のＸ線源装置保持部１３Ａを環状保持部５Ｃの上部でその外面に設置している。半円形のスキャンレール１２ＡがＸ線源装置保持部１３Ａに取付けられる。Ｘ線源周方向移動装置７ＣはＸ線源９及びＸ線源駆動装置１０を有するＸ線源装置８Ｃを備える。Ｘ線源装置８Ｃは、Ｘ線源９のＸ線放出口が孔部３０の軸心に対して垂直な方向を向くようにＸ線源９がＸ線源駆動装置１０に取付けられている点でのみＸ線源装置８Ｂと異なる。
本実施例も、ＰＥＴ用の放射性薬剤を投与してベッド１６上に横たわっている被検診者３５に対して一台の撮像装置２Ｄを用いてＰＥＴ検査及びＸ線ＣＴ検査を行う。ＰＥＴ検査及びＸ線ＣＴ検査の際には、実施例３と同様に、被検診者３５を軸方向に移動させて行う。Ｘ線ＣＴ検査は、Ｘ線源９から放出されてスリット３６Ａ及びコリメータ３９内を通過したＸ線を被検診者３５に照射することによって行われる。スリットを通過したＸ線を被検診者３５に照射することは、実施例４と同じである。本実施例は、実施例１と同様に、ＰＥＴ検査が被検診者３５から放出されたγ線を第２放射線検出器４で検出することによって行われ、Ｘ線ＣＴ検査が被検診者３５を透過したＸ線を第１放射線検出器４で検出することによって行われる。
本実施例におけるＸ線ＣＴ検査では、Ｘ線源９はＸ線源駆動装置１０をスキャンレールＡに沿って移動させることによって１８０°の範囲内で被検診者３５の周囲を移動し、第１放射線検出器４でＸ線撮像信号を得ている。このＸ線撮像信号を用いてコンピュータ
２７の処理によりＸ線ＣＴ像の二次元断面データを得る。それの他の二次元断面データは、被検診者３５の、孔部３０の軸方向への移動、及びＸ線源９のスキャンレール１２Ａに沿った移動によって得られるＸ線撮像信号を用いて作成できる。これらの二次元断面データを積み重ねてＸ線ＣＴ像の三次元断面データを得ることができる。また、Ｘ線源９の周方向の移動に伴い被検診者３５を連続的に移動させることによりＸ線の模擬的なヘリカルスキャンが可能である。ただし、Ｘ線源９が１８０度の範囲しか移動できない本実施例では、Ｘ線源９は連続的に往復運動することで模擬的なヘリカルスキャンが実現できる。
本実施例によれば、実施例１で生じる(１)〜(６)の効果及び実施例３で生じる（１１）〜（１３）の効果を得ることができる。更に、本実施例は、以下の（１４）及び（１５）の効果を得ることができる。
（１４）コリメータ３９の放射線遮蔽機能によって、スリット３６Ａ隣接している放射線検出器４へのＸ線の入射が阻止される。また、コリメータ３９によって、Ｘ線源９から放出されるＸ線がファンビーム状にコリメートされる。
（１５）下記のＸ線源９にコリメータを設置する場合に比べて、Ｘ線源９の重量が軽減されるので、Ｘ線源駆動装置１０でＸ線源９を移動させる際に、Ｘ線源駆動装置１０に加わる負荷が減少する。このため、Ｘ線源駆動装置１０の第１モーターによる消費電力が減少する。
環状保持部５Ｃに設けるコリメータ３９の替りに、Ｘ線源９にコリメータを取付けてもよい。このコリメータにより、孔部３０の軸心方向のＸ線の広がりを抑えるためスリット３６Ａの幅を小さくできる。従って、Ｘ線はスリット３６Ａの近傍の放射線検出器４に入射されない。
環状保持部５Ｃにおいて、複数のスリット３６Ａを環状保持部５Ｃの軸方向に近接させて形成してもよい。この場合には、Ｘ線源９を外側に向かって環状保持部５Ｃから遠ざけて配置し、Ｘ線源９から放出されるＸ線がそれらのスリット３６Ａを通過できるようにする。複数のスリット３６Ａ通過したそれぞれのＸ線は、環状保持部５Ｃの軸方向において異なる位置に存在するそれぞれの第１放射線検出器４によって検出できる。このような構成は、Ｘ線源９を周方向に１回スキャンすることによって、Ｘ線ＣＴ像の複数の２次元断面データを作成できるＸ線撮像信号を同時に得ることができる。このため、Ｘ線ＣＴ検査の高効率化が図れる。
（実施例６）
本発明の他の実施例である実施例６の放射線検査装置１Ｅを図１６及び図１７を用いて以下説明する。実施例１〜５は放射線検出器環状体を固定していたのに対し、本実施例は放射線検出器環状体をＸ線源と共に周回させる構成を有する。放射線検査装置１Ｅは、図７に示す放射線検査装置１Ａの撮像装置２を撮像装置２Ｅに替えた構成を有する。放射線検査装置１Ｅの他の構成は放射線検査装置１の構成と同じである。撮像装置２Ｅは環状回転体４０，周方向駆動装置４１，駆動装置制御装置１７Ａ及びＸ線源制御装置１８Ａを備える。
環状回転体４０は、放射線検出器環状体３Ｄ，Ｘ線源装置８Ｃ及びＸ線源装置保持部
４８を有する。放射線検出器環状体３Ｄは、放射線検出器４、及び環状保持部５Ｄを有する。放射線検出器４は、実施例２と同様に、環状保持部５Ｄ内面に取付けられる。環状保持部５Ｄは、軸方向に延びて横断面が矩形状をしているスリット３６Ｂを周方向の一箇所に形成する。放射性検出器４はスリット３６Ｂの部分に設置されていない。Ｘ線源装置保持部４８は、軸方向に延びており、環状保持部５Ｄの外面に設置される。本実施例のＸ線源装置８Ｃは、実施例５のそれと同様な構成を有する。Ｘ線源装置８ＣのＸ線源駆動装置１０が、Ｘ線源装置保持部４８に設けられたスキャンレール１２Ｂに沿って移動する。このため、Ｘ線源９は放射線検出器環状体３Ｄの軸方向に移動する。
周方向駆動装置４１は、実質的に環状の回転体保持部４２、及び駆動装置４４を有する。回転体保持部４２は図１８に示すように床面に固定される保持部材６Ｃに設置される。回転体保持部４２は、図１８に示すように保持部材６Ｃに接する部分の一部が切込まれて空間４３を形成している。駆動装置４４は空間４３内に配置される。駆動装置４４は、モーター４５，モーター４５の回転軸に連結される減速装置４６、及び減速装置４６に連結されるピニオン４７を有する。モーター４５及び減速装置４６は支持部材６Ｃに設置される。回転体保持部４２は、環状回転体４０に面する一端面に、実質的に環状であるガイド溝４９を有する。支持部材１５も、環状回転体４０に面する一端面に、円弧を描くガイド溝５０を有する。環状保持部５Ｄの一端部がガイド溝４９内に挿入され、その多端部がガイド溝５０内に挿入される。環状保持部５Ｄの回転体保持部４２側における端部の外面には、図示されていないがラックが設けられる。このラックはピニオン４７と噛合っている。環状保持部５Ｄの端部がガイド溝４９及び５０内にそれぞれ挿入された環状回転体４０は、支持部材１５及び回転体保持部４２によって支持されている。
本実施例は、環状回転体４０を回転されてＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査を実施する。両検査を実施する際、放射線検出器４及びＸ線源９は共に周方向に旋回する。検査開始時にモーター４５が駆動され、その回転力が減速装置４６を介してピニオン４７に伝えられる。ピニオン４７の回転によって、環状保持部５Ｄがガイド溝４９及び５０にガイドされながら回転する。このようにして環状回転体４０が回転される。環状回転体４０が回転している間は、Ｘ線がＸ線源９から放出される。Ｘ線源９に設置されたコリメータ(図示せず)は、孔部３０の軸方向へのＸ線の広がりを抑えかつ周方向にはファン状のＸ線を形成する。
本実施例は、放射線検出器４及びＸ線源９は共に周方向に旋回するため、実施例１ないし５のようにＸ線を検出する放射線検出器４の位置が変わることはない。すなわち、Ｘ線源９が旋回した場合において、放射線検出器環状体３Ｄ内の特定の位置に存在する複数の放射線検出器４（放射線検出器４Ａと称する、図１７参照）が常に被検診者３５を透過したＸ線を検出する。これらの放射線検出器４Ａは、被検診者３５から放出されるγ線も検出し、Ｘ線撮像信号及びγ線撮像信号の両方を出力する。放射線検出器４Ａに接続された信号弁別装置１９Ａは、実施例２と同様に、Ｘ線撮像信号及びγ線撮像信号の処理を行う。放射線検出器４Ａ以外の放射線検出器４(放射線検出器４Ｂと称する、図１７参照)は、γ線を検出するが、Ｘ線を検出しない。放射線検出器４Ｂは、Ｘ線撮像信号を出力せず、γ線撮像信号を出力する。このため、放射線検出器４Ｂに接続される信号弁別装置１９Ａは、Ｘ線撮像信号を処理する波高分析装置３８を設けていなく、構造が単純化される。放射線検出器４Ｂに接続される信号弁別装置１９Ａはγ線撮像信号を処理する。本実施例のコンピュータ２７は図９に示す処理を実行して合成断層像のデータを作成する。
本実施例は、実施例１で得られる効果（２）〜（４）、実施例２で得られる効果（９）及び（１０）、及び実施例３で得られる効果（１１）及び（１３）を生じる。本実施例は、更に、以下の（１６）の効果を得ることができる。本実施例においても、実施例５で用いたコリメータをスリット３６Ｂの出口側に設置してもよい。このコリメータの設置は実施例５で得られる効果（１４）を生じる。
（１６）本実施例では、回転する放射線検出器環状体３に設けられた複数の放射線検出器４が環状に配置されている。本実施例は、環状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３５から放出される複数のγ線の対を検出できると共に、環状に配置されたそれらの放射線検出器４の一部によって周方向に移動するＸ線源９から放出されて被検診者３５を透過したＸ線も検出できる。このため、本実施例は、実施例１と同様に、撮像装置が一台あればよく、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を単純化できる。
本実施例はスリット３６Ｂの横断面形状を放射線検出器環状体の軸方向に細長い矩形としその軸方向にＸ線源９を移動できる構成を有するが、これに限定されずに、例えばＸ線源のビーム形状に合った最小限のスリットを形成してもよい。このような構成によって、Ｘ線源の軸方向移動機構（スキャンレール１２Ｂを有するＸ線源装置保持部４８等）は不必要となる。この場合には、被検診者３５をベッド１６によりその軸方向に移動させればよい。
実施例１ないし実施例６では、Ｘ線の照射はファンビーム形状で行われているがＸ線の照射はこれに限定されない。例えばＸ線をコーンビーム状に照射して３次元の合成断層像のデータを得ることも可能である。実施例１ないし実施例６では、放射線検出器４としてＣｄＴｅを適用した半導体放射線検出器を用いているが、ＣＺＴ及びＧａＡｓ等を適用した半導体放射線検出器を用いることもできる。また、半導体放射線検出器以外の放射線検出器であるシンチレータを使用することも可能である。実施例１ないし実施例６では、Ｘ線源、またはＸ線源及び放射線検出器を被検体の周りで旋回させているが、Ｘ線源及び放射線検出器を固定して被検体を回転させてもよい。
実施例１〜６は、被検体に対する孔部３０の軸方向における検査をベッド１６の移動により行っている。これに対して、その検査を、ベッド１６を固定して撮像装置をその軸方向に移動することによって実施することもできる。また、実施例１〜６では、放射線検出器を円筒形に配置しているが、その配置はそれに限定されない。例えば、放射線検出器を設置した平面パネルを６枚組合せ６面体状に配置するなどその形は様々に構成可能である。
本発明の好適な一実施例である実施例１の放射線検査装置の縦断面図である。 図１のII−II断面図である。 図１に示す実施例１における信号弁別装置の詳細構成図である。 図３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３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。 本発明の他の実施例である実施例２の放射線検査装置の縦断面図である。 図７に示す実施例２における信号弁別装置の詳細構成図である。 図７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７の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。 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。 本発明の他の実施例である実施例３の放射線検査装置の縦断面図である。 本発明の他の実施例である実施例４の放射線検査装置の縦断面図である。 本発明の他の実施例である実施例５の放射線検査装置の縦断面図である。 図１４のXV−XV断面図である。 本発明の他の実施例である実施例６の放射線検査装置の縦断面図である。 図１６のXVII−XVII断面図である。 図１６のXVIII−XVIII断面図である。
符号の説明
１，１Ａ，１Ｂ，１Ｃ，１Ｄ，１Ｅ…放射線検査装置、２，２Ａ，２Ｂ，２Ｃ，２Ｄ，２Ｅ…撮像装置、３，３Ａ，３Ｂ，３Ｃ，３Ｄ…放射線検出器環状体、４…放射線検出器、６…支持部材、７…Ｘ線源周方向移動装置、８，８Ａ，８Ｂ，８Ｃ…Ｘ線源装置、９…Ｘ線源、１０…Ｘ線源駆動装置、１１…被検診者保持装置、１２，１２Ａ，１２Ｂ…スキャンレール、１３，１３Ａ…Ｘ線源装置保持部、１６…ベッド、１７，１７Ａ…駆動装置制御装置、１８，１８Ａ…Ｘ線源制御装置、１９，１９Ａ…信号弁別装置、２０…波形整形装置、２１…γ線弁別装置、２２…信号処理装置、２６…同時計数装置、３１…切替スイッチ、３６，３６Ａ，３６Ｂ…スリット、３９…コリメータ。

Claims (8)

  1. 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、環状に設置された複数の放射線検出器を有する放射線検出器環状体と、Ｘ線を放出するＸ線源と、前記Ｘ線源を前記放射線検出器環状体よりも内側で前記放射線検出器環状体の周方向へ移動させるＸ線源移動手段とを含んでおり、
    前記放射線検出器は、前記被検体を透過した前記Ｘ線の検出信号である第１検出信号、及び前記被検体から放出されるγ線の検出信号である第２検出信号を出力することを特徴とする陽電子放出型ＣＴ装置。
  2. 前記Ｘ線源を前記放射線検出器環状体よりも内側で前記放射線検出器環状体の軸方向に移動させるＸ線源軸方向移動手段を有する請求項１記載の陽電子放出型ＣＴ装置。
  3. 前記Ｘ線源からの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制御装置を備えた請求項１または請求項２記載の陽電子放出型ＣＴ装置。
  4. 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、環状に設置された複数の放射線検出器を有する放射線検出器環状体と、Ｘ線を放出するＸ線源と、前記Ｘ線源を前記放射線検出器環状体よりも内側で前記放射線検出器環状体の周方向へ移動させるＸ線源移動手段とを含んでおり、
    前記放射線検出器は、前記被検体を透過した前記Ｘ線の検出信号である第１検出信号、及び前記被検体から放出されたγ線の検出信号である第２検出信号を含む出力信号を出力することを特徴とする陽電子放出型ＣＴ装置。
  5. 前記Ｘ線源を前記放射線検出器環状体よりも内側で前記放射線検出器環状体の軸方向に移動させるＸ線源軸方向移動手段を有する請求項４記載の陽電子放出型ＣＴ装置。
  6. 入力した前記出力信号から前記第１検出信号と前記第２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４または請求項５記載の陽電子放出型ＣＴ装置。
  7. 前記第１検出信号に基づいて前記被検体の第１断層像のデータを作成し、前記第２検出信号に基づいて前記被検体の第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ないし請求項６のいずれか１項に記載の陽電子放出型ＣＴ装置。
  8. 前記放射線検出器は半導体放射線検出器である請求項１ないし請求項６のいずれか１項に記載の陽電子放出型ＣＴ装置。
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