JP2005274586A - 放射線検査装置 - Google Patents
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Abstract
放射線のより正確な到達位置を把握し、作成される画像の精度を向上する。
【解決手段】
撮像装置2は、多数の放射線検出器4及び放射線検出器支持板5を有する。多数の放射線検出器4が、孔部6の周囲を取囲んで、かつ孔部6の軸方向に配置される。各放射線検出器4は、それぞれ三層配置で孔部6の中心から放射状に、放射線検出器支持板5の側面に取付けられる。放射線検出器4を、孔部6の軸方向及び周方向のみならず、半径方向にも複数配置することにより、孔部6の半径方向においてγ線が到達した正確な位置情報
(γ線撮像信号を出力した放射線検出器4の位置情報)を得ることができる。γ線の正確な到達位置の情報を使用することによる断層像の精度の向上が図られる。その結果、本実施例は、断層像の精度、つまりPET検査の精度を向上できる。
【選択図】図1
Description
Tomography)、以下、PETという),単光子放出型CT(シングル・フォトン・エミッション・コンピューテッド・トモグラフィ(Single Photon Emission Computed
Tomography))、以下、SPECTという)、及びデジタルX線検査に用いるフラットパネルディテクタ等に適用するのに好適な放射線検査装置に関するものである。
511keVのエネルギーを持つ、一対のγ線(対γ線という)を放射する。それらのγ線は、互いにほぼ正反対の方向(180°±0.6°) に放射されるので、この対γ線を放射線検出器で検知すれば、どの2つの放射線検出器の間で陽電子が放出されたかがわかる。それらの多数のγ線対を検知することで、PET用薬剤を多く消費する場所がわかる。そして、例えば陽電子放出核種と糖を結合して製造されたPET用薬剤を用いた場合、糖代謝の激しい癌病巣を発見することが可能である。なお、得られたデータは、アイトリプルイー トランザクション オン ニュークリア サイエンス (IEEE Transaction on
Nuclear Science)NS−21巻の21頁に記載されているフィルタードバックプロジェクション法(Filtered Back Projection Method )により、各ボクセルのデータに変換する。PET検査に用いられる陽電子放出核種(15O,13N、11C、18F等)の半減期は、2分から110分である。
keV以上の散乱線も同時に計測するため、ノイズが増大する。これはPET画像劣化の要因となる。
SPECTの場合も、得られたデータはフィルタードバックプロジェクションなどの方法により各ボクセルのデータに変換する。なお、SPECTでもトランスミッション像を撮影することがある。SPECTに用いる99Tc,67Ga,201Tl は、PET用の放射性核種の半減期よりも長く6時間から3日である。
12はコンピュータ11に接続される。表示装置13はコンピュータ11に接続される。被検診者保持装置14は、支持部材15、及び支持部材15の上端部に位置して長手方向に移動可能に支持部材15に設置されたベッド16を備える。撮像装置2は、ベッド16の長手方向と直行する方向に配置される。
(GaAs)またはカドミウムテルル亜鉛(CZT)で構成してもよい。
38の先端部に取付けられている。較正線源31は、図4に示すように、一方向に開口を有するγ線遮蔽体32内にγ線源33を収納している。躯体となるケーシング(図示せず)が、上記の開口部分を除いてγ線遮蔽体32の外側を覆っている。較正線源31は、γ線遮蔽体32の開口を塞ぐ移動可能なシャッター34を有する。γ線源33には、511
keVのγ線を放出するGa−Ge線源を用いる。Ga−Ge線源の替りに662keVのγ線を放出するCs線源を用いてもよい。較正線源31はトランスミッションデータ撮影時に用いられる線源である。γ線遮蔽体32の開口の前面に配置されたコリメータ39が、シャッター34の開閉動作を妨げないようにγ線遮蔽体32に取付けられる。
35は、トランスミッションデータ撮影を開始するとき、駆動開始信号を出力して、較正線源駆動装置30のモーターを回転させる。モーターの回転によって、較正線源駆動装置
30はガイドレール28に沿って被検診者17の周囲を移動する。較正線源31は孔部6内で被検診者17の周囲を移動する。このため、較正線源31から放出された高指向性のγ線は、被検診者17に周方向のあらゆる位置から照射される。ベッド16が孔部6の反対側に向かって移動する。被検診者17を透過したそのγ線は放射線検出器4によって計測される。高指向性のγ線が照射されるため、放射線検出器4が計測するγ線は、非散乱のγ線であり、γ線源33より放出された時と同じ511keVのエネルギーを有する。
PET検査が実施される。PET検査の実施の際には、ベッド16が撮像装置2に向かって移動され、被検診者17はベット16と共に孔部6内に挿入される。被検診者17の体内の患部より放出された511keVのγ線(PET用薬剤に18Fを含んでいる場合)は、放射線検出器4に入射される。各放射線検出器4は、PET用薬剤に起因して患部から放出されたγ線をそれぞれ検出し、γ線の検出信号(以下、γ線撮像信号という)を出力する。γ線撮像信号は、該当する配線13を介して該当するγ線弁別装置8に入力される。γ線弁別装置8は、波形整形装置(図示せず)を有する。この波形整形装置は、入力したγ線撮像信号を時間的なガウス分布の波形を有するγ線撮像信号に変換する。PET用薬剤から放出された陽電子の陽電子消滅(患部で発生)により生成されるγ線のエネルギーは、511keVである。しかし、体内でγ線が散乱した場合、エネルギーは511
keVより低くなる。γ線弁別装置8は、散乱γ線を除去するため、例えばエネルギーが511keVよりも低い400keVをエネルギー設定値として、このエネルギー設定値以上のエネルギーを有するγ線撮像信号を通過させるフィルター(図示せず)を備えている。このフィルターは波形整形装置から出力されたγ線撮像信号を入力する。ここで、例として、400keVをエネルギー設定値としたのは511keVのγ線が放射線検出器4に入射したときに発生するγ線撮像信号のばらつきを考慮したためである。γ線弁別装置8は、そのフィルターを通過したγ線撮像信号に対して、所定のエネルギーを有するパルス信号を発生させる。
56の判定が「Yes」の場合には、ステップ57で次の放射線検出器グループが選択され、ステップ56の判定が「No」になるまで、ステップ51以降の処理が実行される。ステップ56の判定が「No」になったとき、トランスミッション像を作成する(ステップ43)。すなわち、トランスミッションデータ撮影時に得られたγ線撮像信号に対する計数値を用いて、被検診者17の体内の各ボクセルにおけるγ線減衰率を算出する。各ボクセルにおけるこのγ線減衰率は記憶装置12に記憶される。
PET検査では対γ線が放出されるため、対γ線の体内における動距離の和に基づいて体内の減衰補正計数を算出する。PET検査時に得られた計数値,検出点の位置情報及びステップ43で算出したγ線減衰率を用いて、後述のステップ47で述べる断層像の再構成の手法により、被検診者17の断層像を再構成する。まず、ステップ43で得られた各ボクセルにおけるγ線減衰率を用いて、対γ線を検出するある一対の放射線検出器4(例えば、図7(b)に示す放射線検出器4fと放射線検出器4g)間におけるガンマ線減衰率をフォワードプロジェクション法により求める。求められたそのガンマ線減衰率の逆数が減衰補正計数である。ステップ45において、減衰補正計数を用い体内減衰補正を行う。
PET検査時において得られた計数値にその減衰補正計数を掛け合わせることによって、PET検査時において得られた計数値の補正が行われる。被検診者17の患部で発生したγ線は体内を透過する間に吸収・減衰されるが、上記の減衰補正計数を用いた補正をPET検査時において得られた計数値に対して行うことによって、更に高精度な計数値を得ることができる。
Xsiij=Xsekj×Xfiij/Xfikj …(2)
検出器の検出効率差を反映して補正された計数値)は記憶装置12に記憶される。
Xsiij、及び検出点の位置情報を用いて、断層像の再構成が行われる。その断層像の再構成について、具体的に説明する。その断層像再構成の処理は、フィルタードバックプロジェクション法を適用し、上記計数値の情報及び検出点の位置情報を用いてコンピュータ11で行われる。コンピュータ11は、断層像再構成装置である。その断層像は、フィルタードバックプロジェクション法では、前述した文献に記載されているように、距離t及び角度θの2つのパラメータによりソートされたデータを用いて再構成される。距離t及び角度θについて、図2を用いて具体的に説明する。被検診者17の患部から放出された対γ線が放射線検出器4d,4eで検出されたとする。放射線検出器4dと放射線検出器4eとを結ぶ直線18の中点を通り、直線18に垂直に交わる直線が19である。基準軸20(一番内側の放射線検出器4が配置される円の中心点、すなわち孔部6の中心点を通る直線であればどの方向でもよい)と直線19とのなす角度がθであり、孔部6の中心点21と直線18との距離がtである。角度θは、対γ線を検出した放射線検出器4dと放射線検出器4eとを結ぶ直線18が、基準軸20に対してどれだけ回転しているかを表している。
23a,23bが放射線検出器4f,4gに入射した場合を考える。検出器の内部のどの位置で減衰したかはわからないため、従来法では一対の放射線検出器4f,4hの先端位置を結ぶ線、つまり図7(b)に示す線24を検出線とした。しかし、放射線検査装置1では、孔部6の半径方向において放射線検出器4を積層配置しているため、その半径方向で外側に位置する放射線検出器4gのγ線撮像信号が得られ、放射線検出器4fと放射線検出器4gとを結ぶ線25を検出線とすることができる。つまり、従来の検出器ではわからなかった検出器の奥行き方向における減衰位置を把握することができる。この結果、検出線25は、γ線対が発生した位置を正確に通るため、画像の精度が向上する。この結果、検出線がより実際のガンマ線対発生点に近くなるため、測定データの精度が向上する。
PET検査の精度を向上できる。
CT値を求める。得られたCT値から、体内の各位置における物質組成を見積もる。そして物質組成データから511keVにおける各位置での線減弱係数を見積もる。得られた線減弱係数データを用いて、PET検査において一対のγ線を検出した一対の半導体素子部間の線減弱係数をフォワードプロジェクション法により求める。求められたその線減弱係数の逆数をγ線撮像信号の計数値に掛け合わせることにより体内減衰によるデータ差の補正がなされる。
(実施例2)
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図8を用いて以下に説明する。本実施例の放射線検査装置1Aは、SPECT検査に用いられるものであり、放射線検査装置1の撮像装置2を撮像装置2Aに、信号処理装置7を信号処理装置7Aに替えた構成を有する。放射線検査装置1Aにおけるそれら以外の構成は放射線検査装置1と同じである。信号処理装置7Aは、γ線弁別装置8A、及びγ線弁別装置8Aに接続された計数装置36を有し、放射線検出器4毎に設けられる。γ線弁別装置8Aは、実施例1におけるγ線弁別装置8のフィルターにおけるエネルギー設定値400keVを120keVに変えた構成を有する。撮像装置2Aは、撮像装置2の構成にコリメータ27を付加し、更に撮像装置2の構成のうち較正線源周方向移動装置37を較正線源周方向移動装置37Aに替えたものである。コリメータ27は、最も内側に配置される放射線検出器4の内側に配置され、放射線検出器支持板5に取付けられる。コリメータ27は、環状をしており、放射線検出器4に対して斜め入射使用とするγ線を吸収する。本実施例も複数の放射線検出器グループを有する。
16:3.2 )と大きく異なる(例えば±5%以上異なる)場合は、いずれかの放射線検出器4が劣化している。本実施例も、実施例1と同様にして、1つの放射線検出器グループ内における劣化放射線検出器4を見つけることができ、劣化による検出効率の低下パーセンテージを得ることができる。本実施例における故障検知方法の概念について説明する。
(実施例3)
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図10及び図11に基づいて説明する。本実施例の放射線検査装置1Bは、X線CT検査(X線源60から放射されて被検診者の体内を透過したX線を放射線検出器で検出する行為)及びPET検査に用いられるものであり、放射線検査装置1の撮像装置2を撮像装置2Bに替え、放射線検査装置1の信号処理装置7を信号処理装置7Aに替えた構成を有する。放射線検査装置1Bにおけるそれら以外の構成は放射線検査装置1と同じである。撮像装置2Bは、撮像装置2の構成のうち較正線源周方向移動装置37を較正線源周方向移動装置37Bに替えたものである。較正線源周方向移動装置37Bは、ガイドレール28及び較正線源装置29Bを備える。較正線源装置29Bは較正線源駆動装置30,較正線源31,X線源60及びアーム38を有する。較正線源31及びX線源60は、アーム38の先端部に取付けられる。較正線源
31及びX線源60は、孔部6の周方向に並ぶようにアーム38の先端部に取付けてもよい。較正線源周方向移動装置37BはX線源周方向移動装置,X線源装置,較正線源駆動装置30はX線源駆動装置でもある。本実施例は、駆動装置制御装置35及び線源制御装置69を有する。
CT検査が撮像装置2Bを用いて行われる。
X線CT検査及びPET検査は撮像装置2Bを用いて行われる。
α=2NABC …(3)
1つの検出素子でγ線が検出される確率Wは(4)式で与えられる。(4)式のWの値を
小さくするように照射時間Tを決めることによって、X線CT検査時に、1つの放射線検 W=1−exp(−Tα) …(4)
出器に入射されるγ線の影響は無視できる程度になる。
(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。
28に沿って周方向に移動する。X線源60は、孔部6内に挿入された状態で被検診者
17の周囲を設定速度で移動する。X線CT検査終了時には、駆動装置制御装置35は駆動停止信号を出力してモーター開閉器を開く。これによって、X線源60の周方向への移動が停止される。本実施例では、周方向に環状に配置された全ての放射線検出器4は、その周方向に移動しなく、かつ孔部6の軸方向にも移動しない。移動しないX線源制御装置及び駆動装置制御装置から移動するX線源装置への制御信号の伝送はX線源装置の移動に支障にならない公知の技術を適用する。
61に入力される。上記のX線を検出しているそれらの放射線検出器4は、便宜的に第1放射線検出器4と称する。
keVであるため、被検診者17を透過したほとんど(90%以上)のX線が一層目の放射線検出器4で検出されるからである。
60の周方向への移動に伴って別の放射線検出器4を選択したときには、新たに第1放射線検出器4となる放射線検出器4に接続された可動端子63は固定端子65に接続される。X線源60の周方向への移動に伴って第1放射線検出器4でなくなった放射線検出器4に接続された可動端子63は駆動装置制御装置35によって固定端子64に接続される。第一層目の個々の放射線検出器4は、X線源60の位置との関係で、あるときは第1放射線検出器4となり、別のあるときには第2放射線検出器4となる。このため、第一層目の1つの放射線検出器4は、時間的にずれてX線撮像信号及びγ線撮像信号の両方を出力する。
PET用薬剤に起因して被検診者17の体内で発生した多数のγ線は、特定の方向に放出されるのではなく、あらゆる方向に放出される。これらのγ線は、前述したように、対となってほぼ正反対の方向(180°±0.6° )に放出され、いずれかの第2放射線検出器4によって検出される。
PET像が得られる。このPET像のデータは、記憶装置12に記憶される。PET像のデータとX線CT像のデータとを合成して、両データを含む合成断層像のデータを求め、記憶装置12に記憶させる(ステップ73)。PET像のデータとX線CT像のデータとの合成は、両方の像データにおける共通の参照点(例えば、孔部6の中心軸の位置)を合わせることによって、簡単にかつ精度良く行うことができる。すなわち、PET像のデータ及びX線CT像のデータは、共有する放射線検出器4から出力された撮像信号に基づいて作成されるので、前述のように位置合せを精度良く行える。合成断層像のデータは、記憶装置12から呼び出されて表示装置13に出力され(ステップ74)、表示装置13に表示される。表示装置13に表示された合成断層像はX線CT像を含んでいるので、PET像における患部の、被検診者35の体内での位置を容易に確認することができる。すなわち、X線CT像は内臓及び骨の像を含んでいるので、医者は、患部(例えば、癌の患部)が存在する位置を、その内臓及び骨との関係で特定することができる。
(実施例4)
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図14を用いて以下に説明する。本実施例の放射線検査装置75は、フラットパネルディテクタを用いたデジタルX線検査装置である。放射線検査装置75は、支柱77によって支えられるX線源76,複数の放射線検出器(図示せず)が設置されて支柱79で支えられたフラットパネルディテクタ78,X線信号処理装置66及びX線像作成装置80を備える。フラットパネルディテクタ78は、高さ方向及び幅方向に多数の放射線検出器4を配置しており、更に奥行き方向(被検診者17を透過したX線の進行方向81)にも図15に示すように直線状に放射線検出器
4i,4j,4kのように三層配置されている。図15における82は、X線源76に対向する面である。X線信号処理装置66は、各放射線検出器4に接続されている。X線像作成装置80はコンピュータ11,記憶装置12及び表示装置13を有する。記憶装置
12及び表示装置13は全放射線検出器4が接続されているコンピュータ11に接続される。
CdTeで構成された検出部を有する放射線検出器4で被検診者17を透過したそのX検を検出した場合は、放射線検出器グループ内での検出効率の理論値の比は約84:13:2.5である。この検出効率の理論値の比は記憶装置12に記憶されている。
(3)はX線画像の精度が向上するとなる。
(実施例5)
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図16を用いて説明する。本実施例の放射線検査装置83はX線CT装置である。放射線検査装置83は、アーム86に設置されたX線源84,アーム86に設置された放射線検出部85,X線処理装置66及び断層像作成装置88を備える。アーム86は支柱87によって支えられる。X線源84と放射線検出部85は、相互間に被検診者17が入れる間隔で離れて配置され、相互に対向している。放射線検出部85には、フラットパネルディテクタ78と同様に、高さ方向及び幅方向に多数の放射線検出器4がされ、かつX線源84に対向する面から奥行き方向にも放射線検出器4が直線状に三層に渡って配置される。アーム86は、詳細な機構が示されていないが、X線源84及び放射線検出部85がベッド16上に横たわっている被検診者17の周囲を旋回するように回転することができる。
(被検診者17のある1断面に対し180°または360°)。各放射線検出器4から出力されたX線の測定信号は、それぞれのX線信号処理装置66に入力される。X線信号処理装置66はその測定信号に基づいてX線強度を求める。コンピュータ11は、そのX線強度に基づいて、回転するX線源84の位置と回転する放射線検出部85のX線源84に対向する位置との間における、被検診者17の体内でのX線減衰率を算出する。
この線減弱係数は記憶装置12に記憶する。
12に記憶された線源弱係数を補正し、補正された線源弱係数を用いてCT値を算出する。コンピュータ11は、各ボクセルのCT値を用いてX線CT像を再構成する。
29,29A,29B…較正線源装置、30…較正線源駆動装置、31,31A…較正線源、33,33A…γ線源、35…駆動装置制御装置、37,37A,37B…較正線源周方向移動装置、38…アーム、60,76,84…X線源、61…信号弁別装置、62…切替スイッチ、66…X線信号処理装置、69…線源制御装置、78…フラットパネルディテクタ、80…X線像作成装置。
Claims (25)
- 撮像装置を備え、
撮像装置は被検体からの放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、
第1の前記放射線検出器を通った放射線を検出する第2の前記放射線検出器が設けられ、
前記放射線検出器にそれぞれ接続され、前記放射線検出器によって検出された放射線検出信号を処理する信号処理装置を備えていることを特徴とする放射線検査装置。 - 前記撮像装置は、前記被検体にX線を照射するX線源、及び前記複数の放射線検出器を有するフラットパネルディテクタを備えている請求項1記載の放射線検査装置。
- 被検体を乗せるベッドと、撮像装置とを備え、
撮像装置は前記被検体からの放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、
ある前記放射線検出器を通った放射線を検出する他の前記放射線検出器が設けられ、
前記放射線検出器にそれぞれ接続され、前記放射線検出器によって検出された放射線検出信号を処理する信号処理装置を備えていることを特徴とする放射線検査装置。 - 前記ある放射線検出器及び前記他の放射線検出器は前記放射線検出器支持部材に設置されている請求項3記載の放射線検査装置。
- 前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動して前記被検体にX線を照射するX線源を有する請求項1,請求項3及び請求項4のいずれかに記載の放射線検査装置。
- 前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動して前記被検体にγ線を照射するγ線源を有し、前記放射線検出器は、前記γ線源から照射されて前記被検体を透過するγ線、及び前記被検体に投与された放射性薬剤に起因して前記被検体から放出されるγ線の両方を検出する請求項1,請求項3及び請求項4のいずれかに記載の放射線検査装置。
- 前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動して前記被検体にX線を照射するX線源を有し、前記放射線検出器は、前記X線源から照射されて前記被検体を透過するX線も検出する請求項6記載の放射線検査装置。
- 前記ある放射線検出器と前記他の放射線検出器が直線状に配置されている請求項1ないし請求項6のいずれかに記載の放射線検査装置。
- 被検体を乗せるベッドと、撮像装置とを備え、
撮像装置は前記被検体からの放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、
これらの放射線検出器は、前記撮像装置に形成されて前記ベッドが挿入される孔部の周囲を取囲んで配置され、かつ前記孔部の半径方向において異なる位置にも配置されており、
前記放射線検出器にそれぞれ接続され、前記放射線検出器によって検出された放射線検出信号を処理する信号処理装置を備えていることを特徴とする放射線検査装置。 - 被検体を乗せるベッドと、撮像装置とを備え、
撮像装置は前記被検体からの放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、
これらの放射線検出器は、前記撮像装置に形成されて前記ベッドが挿入される孔部の周囲に配置される放射線検出器支持部材に設置され、かつ前記孔部の半径方向において異なる位置においても前記放射線検出器支持部材に設置されており、
前記放射線検出器にそれぞれ接続され、前記放射線検出器によって検出された放射線検出信号を処理する信号処理装置を備えていることを特徴とする放射線検査装置。 - 前記孔部の半径方向において異なる位置に配置された複数の前記放射線検出器は、前記半径方向に直線状に配置されている請求項9または請求項10記載の放射線検査装置。
- 各前記信号処理装置からの出力情報を入力してこれらの出力情報に基づいて前記被検体の断層像のデータを作成する断層像作成装置を備えた請求項3、及び請求項9ないし請求項11のいずれかに記載の放射線検査装置。
- 前記各信号処理装置からの前記出力情報は、前記放射線検出信号であるγ線検出信号を前記信号処理装置が処理して得られる出力情報である請求項12記載の放射線検査装置。
- 前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動して前記被検体にγ線を照射するγ線源を有し、前記放射線検出器は、前記γ線源から照射されて前記被検体を透過した第1γ線、及び前記被検体に投与された放射性薬剤に起因して前記被検体から放出された第2γ線の両方を検出する請求項3、及び請求項9ないし請求項11のいずれかに記載の放射線検査装置。
- 断層像データ作成装置を備え、
前記信号処理装置は、前記第1γ線を検出することによって前記放射線検出器から出力される第1γ線検出信号を入力することにより、第1情報を出力し、かつ前記第2γ線を検出することによって前記放射線検出器から出力される第2γ線検出信号を入力することにより、第2情報を出力し、
前記断層像データ作成装置は、前記1情報に基づいて前記第2情報を補正し、補正された前記第2情報を用いて前記被検体の断層像データを作成する請求項14記載の放射線検査装置。 - 前記撮像装置は、前記被検体の周囲を移動して前記被検体にX線を照射するX線源を含んでおり、前記複数の放射線検出器は前記半径方向において複数層の放射線検出器配列を形成しており、前記複数層のうち、前記孔部側から少なくとも一層目の前記放射線検出器配列に含まれる前記放射線検出器は、前記放射線の1つである、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、及び他の前記放射線である、前記被検体から放出されたγ線の検出信号である第2検出信号の両方を出力する請求項3、及び請求項9ないし請求項11のいずれかに記載の放射線検査装置。
- 前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動して前記被検体にγ線を照射するγ線源を有し、前記放射線検出器は、前記γ線源から照射されて前記被検体を透過するγ線の検出信号である第3検出信号も出力する請求項16記載の放射線検査装置。
- 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16または請求項17記載の放射線検査装置。
- 前記第1検出信号の入力によって前記信号処理装置から出力される第1情報に基づいて、前記被検体の第1断層像のデータを作成し、前記第2検出信号の入力によって前記信号処理装置から出力される第2情報に基づいて、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16または請求項18記載の放射線検査装置。
- 前記第1検出信号の入力によって前記信号処理装置から出力される第1情報に基づいて、前記被検体の第1断層像のデータを作成し、前記第2検出信号の入力によって前記信号処理装置から出力される第2情報を、前記第3検出信号の入力によって前記信号処理装置から出力される第3情報に基づいて、補正し、補正された前記第2情報に基づいて、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17記載の放射線検査装置。
- 断層像データ作成装置を備え、
前記複数層の放射線検出器配列のうち、前記孔部側に位置する一部の層の前記放射線検出器配列内の各前記放射線検出器にそれぞれ接続された前記信号処理装置は、前記第1検出信号に基づいてX線に関する第1情報を出力するX線信号処理装置、及び前記第2検出信号に基づいてγ線に関する第2情報を出力するγ線信号処理装置を備え、前記複数層の放射線検出器配列のうち、残りの前記放射線検出器配列内の各前記放射線検出器にそれぞれ接続された前記信号処理装置は、前記X線信号処理装置を備えていなく前記γ線信号処理装置を備え、
前記断層像データ作成装置は、各前記X線信号処理装置からそれぞれ出力される前記第1情報に基づいて、前記被検体の第1断層像のデータを作成し、前記γ線信号処理装置から出力される前記第2情報に基づいて、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請求項16記載の放射線検査装置。 - 断層像データ作成装置を備え、
前記複数層の放射線検出器配列のうち、前記孔部側に位置する一部の層の前記放射線検出器配列内の各前記放射線検出器にそれぞれ接続された前記信号処理装置は、前記第1検出信号に基づいてX線に関する第1情報を出力するX線信号処理装置、及び前記第2検出信号に基づいてγ線に関する第2情報を出力すると共に、前記第3検出信号に基づいてγ線に関する第3情報を出力するγ線信号処理装置を備え、前記複数層の放射線検出器配列のうち、残りの前記放射線検出器配列内の各前記放射線検出器にそれぞれ接続された前記信号処理装置は、前記X線信号処理装置を備えていなく前記γ線信号処理装置を備え、
前記断層像データ作成装置は、各前記X線信号処理装置からそれぞれ出力される前記第1情報に基づいて、前記被検体の第1断層像のデータを作成し、前記γ線信号処理装置から出力される第2情報を、前記信号処理装置から出力される第3情報に基づいて、補正し、補正された前記第2情報に基づいて、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請求項17記載の放射線検査装置。 - 放射線検出器劣化判定装置を備え、前記複数の放射線検出器は前記半径方向において複数層の放射線検出器配列を形成しており、各前記放射線検出器に接続されたそれぞれの前記信号処理装置は、前記第1γ線を検出することによって前記放射線検出器から出力される第1γ線検出信号を入力することにより、第1情報を出力し、前記放射線検出器劣化判定装置は、前記複数層における各放射線検出器に対するそれぞれの前記第1情報に基づいて、それらの放射線検出器の検出効率の実測値の比を求め、その実測値の比、及びそれらの放射線検出器の検出効率の理論値の比に基づいて、それらの放射線検出器の劣化を判定する請求項14記載の放射線検査装置。
- 放射線検出器劣化判定装置を備え、各前記放射線検出器に接続されたそれぞれの前記信号処理装置は、前記放射線検出器から出力される第3検出器信号を入力することにより、第1情報を出力し、前記放射線検出器劣化判定装置は、前記複数層における各放射線検出器に対するそれぞれの前記第1情報に基づいて、それらの放射線検出器の検出効率の実測値の比を求め、その実測値の比、及びそれらの放射線検出器の検出効率の理論値の比に基づいて、それらの放射線検出器の劣化を判定する請求項17記載の放射線検査装置。
- 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24のいずれかに記載の放射線検査装置。
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