JP2006214916A

JP2006214916A - 放射線検査装置および放射線検査方法

Info

Publication number: JP2006214916A
Application number: JP2005029176A
Authority: JP
Inventors: Shinichi Kojima; 進一小嶋; Yuichiro Ueno; 雄一郎上野; Keiji Kobashi; 啓司小橋; Takaaki Ishizu; 崇章石津; Kensuke Amamiya; 健介雨宮
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2005-02-04
Filing date: 2005-02-04
Publication date: 2006-08-17
Anticipated expiration: 2025-02-04
Also published as: EP1688092A2; JP3841358B2; US20060175552A1

Abstract

【課題】放射線検査装置において、放射線の初期入射位置を求める回路を簡素化する。
【解決手段】撮像装置２の中心にベッド１６に載せられた被検者１７が位置しており、その周囲に放射線検出器４が多数配置されている。放射線検出器４は、被検者１７の体軸に対して法線方向に多段に配置されており、放射線検出器４ａ、４ｂおよび４ｃが被検者１７に近い方から遠い方に順に３段ほど設置されている。そして、放射線検出器４の３段の組合せが、被検者１７を取り囲むようにリング状に多数設置される。そして、各放射線検出器４が検出したγ線の信号の処理が行われる。放射線検出器４を用いて、放射線検出器４の内部の回路で複数の信号が同時とみなされて検出された場合に、放射線のエネルギに応じて被検者１７に近い方を選択するシステムを用いてどちらが先に入射したかを決定する。
【選択図】図１

Description

本発明は、医用放射線装置を含めた放射線検出装置、および該装置における検出感度を簡便な方法で向上させる放射線検査方法に関する。

体内の機能を無侵襲で撮像する技術として、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）検査やＳＰＥＣＴ(Single Photon Emission Computed Tomography）検査がある。

ＰＥＴ検査とは、陽電子放出核種を薬剤に付与し被検体に投与して、薬剤がどの部位で多く消費されているかを調べる方法である。例えば、糖の一種でがんに集積する性質を持つフルオロデオキシグルコースをＰＥＴ用薬剤として被検者に投与して検査することによって、がんの有無がわかる。ＰＥＴ用薬剤から放出された陽電子が付近の電子と結合して陽電子消滅し、５１１ｋｅＶのエネルギを持つ一対のガンマ線（以下、γ線という）を放射する。それらのγ線は、互いに正反対の方向に放射されるので、それらのγ線対をγ線検出器で検知すれば、どの２つの検出素子の間で陽電子が放出されたかがわかる。それらの多数のγ線対を検知することで、薬剤を多く消費する場所がわかる。そして、例えば、薬剤として糖を用いることによって、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、各検出器の間で発生したγ線対の数であるため、その数を各ボクセル（３次元画像を構成する微小立方体）のデータに変換する必要がある。その変換方法としては、例えば、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 Back Projection Method）がある。

ＳＰＥＣＴは、シングルフォトン放出核種を含む放射性薬剤を被検者に投与し、核種から放出されるγ線をγ線検出器で検出する。ＳＰＥＣＴによる検査時によく用いられるシングルフォトン放出核種から放出されるγ線のエネルギは、数１００ｋｅＶのオーダである。ＳＰＥＣＴの場合、単一のγ線が放出されるため、γ線が検出素子に入射した角度を特定できない。そこで、コリメータを用いて所定の角度から入射するγ線だけを検出することにより、γ線の入射角度を固定化している。ＳＰＥＣＴは、特定の腫瘍や分子に集積する性質を有する物質、およびシングルフォトン放出核種（⁹⁹Ｔｃ、⁶⁷Ｇａ、²⁰¹Ｔｌなど）を含む放射性薬剤を被検者に投与し、放射性薬剤から発生する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データ（体内のγ線透過率を測定したデータ）を取得することがしばしばある。また、ＳＰＥＣＴに用いられる⁹⁹Ｔｃ、⁶⁷Ｇａ、²⁰¹Ｔｌの半減期は、ＰＥＴに用いられる放射性同位元素の半減期よりも長く、約６時間ないし３日である。

ＰＥＴ検査やＳＰＥＣＴ検査では、被検体の体内で散乱したγ線は散乱時に進行方向が変化するため、そのようなγ線を検出しても場所の特定には利用できず、単なるノイズとなってしまう。そこで、従来は、散乱時にエネルギを失うことを応用して、エネルギ閾値を設けてエネルギ閾値以上のγ線のデータだけを利用している。
しかし、γ線は体内散乱だけでなく、検出器で散乱することもありうる。従来のＰＥＴ装置やＳＰＥＣＴ装置では、複数の検出器で散乱したγ線は各々独立に処理されていたため、検出器で減衰したエネルギの合計はエネルギ閾値を越えているが、それぞれの検出器で検出されたエネルギはエネルギ閾値を越えていない場合、全てが散乱線とみなされて、そのようなデータは利用されなかった。

そのような複数の検出器で減衰したデータを利用して検出効率を向上させる方法として、従来は、例えば、特許文献１や特許文献２に示すように複数の検出器で検出したデータを使う方法がある。検出効率が向上すれば短時間で高画質な像を得ることができるため、被検者の放射線被曝低減に寄与する。ＰＥＴやＳＰＥＣＴなどで複数に散乱したγ線を使用する場合は、初期散乱位置、つまり、複数の検出器のうちどれが最初に信号を検出した検出器なのかを推定する必要がある。なお、ＣＰＵおよび回路の動作周波数や処理精度を考慮すると、同時とみなされた複数の散乱γ線の検出時刻を比較して、早い方の検出器を初期散乱位置とする方法は、実現困難である。というのは、γ線は１ｎｓｅｃで３０ｃｍ程度進むが、例えば、数ｎｓｅｃ程度の動作周期を持つＣＰＵでは充分な時間分解能を発揮できないからである。
特開２０００−３２１３５７号公報（段落００４５〜００５６、図８、図９）特開２００３−２５５０４８号公報（段落００４８〜００４９、図９）アイトリプルイートランザクションズオンニュークリアサイエンス(IEEE Transactions on Nuclear Science)、ＮＳ−２１巻、１９７４年、２１頁

しかしながら、特許文献１の方法には、エネルギの和をとる回路や、どちらのエネルギが高いかを判定するための差分をとる回路が必要になるという問題がある。また、ＰＥＴで対のデータを利用する特許文献２の方法には、同時に放出されたγ線検出位置と、散乱により発生した複数の検出器位置情報とから散乱角度を求めるため、回路が煩雑になるという問題がある。このような回路の複雑化は、回路の高コスト、発熱、処理時間の増大などの要因になってしまう。

そこで、本発明は、前記問題に鑑み、放射線検査装置において、放射線の初期入射位置を求める回路を簡素化することを課題とする。

前記課題を解決する本発明は、少なくとも当該放射線検査装置の中心軸の法線方向に沿って複数段に設置され、その中心またはその付近に位置する被検体からの放射線を検出する放射線検出器を備えた放射線検査装置であって、複数の放射線検出器が放射線を検出した場合に、複数の放射線検出器と放射線検査装置の中心軸との位置関係を用いて放射線の散乱順序を推定することを主な特徴とする。散乱順序を推定するときに、複数の放射線検出器のうち、最も前記放射線検査装置の中心軸に近い放射線検出器を初期散乱位置として推定するように構成してもよい。また、放射線検出器は、さらに放射線検査装置の中心軸を中心にしてリング状に配置されるように構成してもよい。なお、本発明は、放射線検査装置における放射線検査方法を含む。

本発明によれば、放射線検査装置において、放射線の初期入射位置を求める回路を簡素化することができる。

以下、本発明を実施するための最良の形態について図面を参照して詳細に説明する。

≪装置の基本原理≫
図１は、本発明の実施の形態に係る撮像装置の基本構成を示す模式的断面図である。図１では、撮像装置２の中心にベッド１６に載せられた被検者（被検体）１７が位置しており、その周囲に放射線検出器４（４ａ、４ｂ、４ｃ、４ｄ、４ｅ、４ｆ、・・・）が多数配置されている。放射線検出器４は、被検者１７の体軸に対して法線方向に多段に配置されており、図１では、放射線検出器４ａ、４ｂおよび４ｃが被検者１７に近い方から遠い方に順に３段ほど設置されている。そして、放射線検出器４の３段の組合せが、被検者１７を取り囲むようにリング状に多数設置される。さらに、その多数設置された放射線検出器４は、４つのユニット１０１（１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃおよび１０１ｄ）に分割されて、そのユニット１０１ごとに各放射線検出器４が検出したγ線の信号の処理が行われる。

図１に示す放射線検出器４を用いて、放射線検出器４の内部の回路で複数の信号が同時とみなされて検出された場合に、放射線のエネルギに応じて被検者に近い方、遠い方のいずれかを選択するシステムを用いてどちらが先に入射したかを決定する。詳細は、後記する。

図２は、γ線の散乱角度と散乱確率の関係を示すグラフである。具体的には、図面の左側方向から入射したγ線が、座標の原点の位置で散乱した場合における散乱方向と散乱確率を示す。αは、入射γ線のエネルギを示しており、ｍ₀ｃ²（＝５１１ｋｅＶ）の何倍であるかを示す。例えば、α＝０．１の場合、入射エネルギは５１．１ｋｅＶである。また、原点からの方向が散乱方向を、原点から曲線までの距離が散乱確率を示す。ここで、図面に向かって、原点から右側の方向を前方とし、左側の方向を後方とする。

α≒０、つまり、エネルギが５１１ｋｅＶに比べて十分低い場合は、前方散乱する確率と後方散乱する確率が等しくなる。一方、α＞＞０、つまり、エネルギが５１１ｋｅＶに近い場合は、前方散乱する確率が後方散乱する確率より高くなる。このように前方散乱の確率が高いため、全てのエネルギの信号を正確に取得できる回路を作り、その回路を使ってγ線を検出すれば、放射線検査装置の中心軸に近い方の放射線検出器４が初期散乱位置である可能性が高くなる。

≪装置の構成≫
図３は、本発明の実施の形態に係る放射線検査装置の構成を示す図である。放射線検査装置１は、ＰＥＴ検査に用いられるものである。放射線検査装置１は、撮像装置２、信号処理装置７、断層像作成装置１０および被検者保持装置１４を備える。

撮像装置２は、ケーシング３、多数の放射線検出器４および放射線検出器支持板５を有している。ケーシング３は、被検体である被検者１７が挿入される孔部（貫通孔）６を有する。多数（例えば、合計１００００個）の放射線検出器４が、孔部６の周囲を取り囲み、かつ孔部６の軸方向に配置される。これらの放射線検出器４のうち最も内側に位置する放射線検出器４は、図１に示すように、孔部６の周囲に環状に配置される。その他の放射線検出器４は、最も内側に配置された放射線検出器４を基点に孔部６の中心から放射状になるように配置される。すなわち、放射線検出器４は、孔部６の半径方向に沿って異なる位置にも配置される。本実施の形態では、孔部６の半径方向に沿って３段になるように３個の放射線検出器４（例えば、図１に示す放射線検出器４ａ、４ｂ、４ｃ）を直線状に配置している。各段の放射線検出器４は、同心円状に配置される。なお、放射線検出器４は、３段であることに限定されることはなく、孔部６の半径方向に他の個数分配置されてもよい。

図４に示すように、放射線検出器４は、放射線検出器支持板５の側面に取付けられる。すなわち、放射線検出器４は、リングを半分にした形状を有する放射線検出器支持板５の側面に放射状に取付けられる。放射線検出器４が取付けられた複数の放射線検出器支持板５は、孔部６の下方で孔部６の軸方向に配置される。これらの放射線検出器支持板５はケーシング３に固定される。図４には示されていないが、放射線検出器４が取付けられた複数の放射線検出器支持板５は、孔部６より上方でも孔部６の軸方向に配置され、ケーシング３に固定される。孔部６より下方に配置された１つの放射線検出器支持板５は、孔部６より上方に配置された１つの放射線検出器支持板５と共に同一面内でリングを形成するように配置される。なお、放射線検出器支持板５は、環状に形成してもよい。

放射線検出器４は、図１に示すように、複数のユニット１０１ａないし１０１ｄによって４つに分割されている。ユニット１０１は、データを一括送信する単位であり、放射線検出器４の内部でγ線が散乱した場合において、エネルギ値を合計するのに有効な放射線検出器４の範囲を示す。

図３に戻って、信号処理装置７は、ユニットデータ統合装置１１２、γ線弁別装置８および同時計数装置９を備える。ユニットデータ統合装置１１２は、ユニット１０１ａないし１０１ｄごとに設けられてユニット単位でデータを統合する機能を持ち、放射線検出器４ごとに設けられた配線１３により放射線検出器４に接続される。γ線弁別装置８は、入力した信号から散乱γ線の信号を除去する機能を持ち、ユニットデータ統合装置１１２に接続される。同時計数装置９は、２つの信号データが同時に発生したものであるか否かを判定する機能を持ち、γ線弁別装置８に接続される。

断層像作成装置１０は、コンピュータ１１、記憶装置１２および表示装置１８を備える。コンピュータ１１は、同時計数装置９に接続される。記憶装置１２は、コンピュータ１１に接続される。表示装置１８は、コンピュータ１１に接続される。

被検者保持装置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を備える。撮像装置２は、ベッド１６の長手方向と直交する方向に配置される。

代表的な放射線検出器４として、シンチレータおよび半導体放射線検出器がある。シンチレータは、放射線検出部であるクリスタル（ＢＧＯ、ＮａＩなど）の後部に光電子増倍管などを配置する必要があるため、積層（多段）配置する場合（例えば、前記の３段）には不向きである。半導体放射線検出器は、光電子増倍管などが不要であるため、積層配置に向いている。本実施の形態では、放射線検出器４は、半導体放射線検出器を用いており、検出部である５ｍｍ立方体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。

≪装置の処理≫
次に、図３を参照して、放射線検査装置を用いた検査の手順について説明する。

まず、被検者１７の体内に、予め注射などの方法によりＰＥＴ用の放射性薬剤を投与し、その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を待つ。放射性薬剤は、検診する患部に応じて選ばれる。所定時間の経過によって放射性薬剤は、被検者１７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、被検者１７を被検者保持装置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者１７に投与することもある。また、その放射性薬剤を被検者１７に投与しながら、撮像装置２で被検者１７を撮像することもある。さらに、放射線検査装置１によってはトランスミッションデータの取得を行う場合もある。

次に、被検者１７を乗せたベッド１６を撮像装置２に向かって移動させる。被検者１７およびベッド１６が、図面の左側から孔部６内に挿入されて図面の右側に向かって移動する。被検者１７の体内の患部から放出された５１１ｋｅＶのγ線は、放射線検出器４に入射される。
各放射線検出器４は、放射性薬剤に起因して被検者１７の患部から放出されたγ線を検出し、γ線の検出信号を含む信号を出力し、配線１３を通じてユニットデータ統合装置１１２に送る。
ユニットデータ統合装置１１２では、同一ユニット内で発生したγ線のデータを結合する。データの結合時にどの方向に散乱する可能性が高いかを知る必要があるため、図５を用いて５１１ｋｅＶのγ線の散乱確率について説明する。

図５は、ＰＥＴで用いる５１１ｋｅＶのγ線の散乱角度分布を示すグラフである。５１１ｋｅＶの場合、前方散乱する可能性が高い。また、本実施の形態で用いる回路は、ノイズの影響で１００ｋｅＶ以下の信号が取れないとする。この場合、γ線の初期散乱が発生する放射線検出器４においては、図５に示す斜線の範囲の方向に散乱するγ線の場合、原点（放射線検出器４）に残るγ線の信号が１００ｋｅＶ以下であるため、その信号を検出することができない。しかし、残りの部分（α＝１の略楕円内で斜線以外の部分）について比較しても、前方散乱の可能性の方が高いと言うことができる。
この結果から、前方散乱の可能性が高いとしてデータ処理を行う。これらの回路は、ユニットデータ統合装置１１２の中に組み込まれている。このデータ処理には、アナログ回路を用いた処理およびデジタル回路を用いた処理があり、いずれか一方の処理が行われるものとする。

図６は、アナログ処理の場合の回路の構成を示す図である。各放射線検出器４で得られた信号が所定の閾値を超えた場合に、信号を出すシグナル（Signal）と波高値を送るエネルギ（Energy）の信号に分離する。まず、エネルギ積算回路３０１は、所定の時間幅を持ち、同時とみなされる時間帯ごとに入力した波高値をすべて足し合わせる。そして、その足し合わせた波高値が所定の範囲に入っている場合に、処理すべき信号とみなす。ＰＥＴ装置の場合、例えば、足し合わせた波高値が４００ｋｅＶ〜５５０ｋｅＶの範囲のときに、処理すべき信号とみなす。エネルギ積算回路３０１は、当該時間帯に入力した信号を処理すべき信号であるとみなした場合、その旨をトリガとしてＣｈ（チャネル）決定回路３０２に送る。Ｃｈ決定回路３０２は、エネルギ積算回路３０１からのトリガを受けて、当該時間帯に信号を入力した放射線検出器４のうちいずれの放射線検出器４の信号を代表値とするかを決定する。以下、その決定処理について説明する。

信号を１つしか入力しなかった場合は、そのＣｈを真とする。例えば、ＣｈＮからだけ信号が入っていれば、ＣｈＮという信号を送る。信号が２つ以上入っていた場合は、それらの信号のうち、最も装置の中心（放射線検査装置１の中心、詳しくは図１に示す撮像装置２の中心のこと。以下同様）に近い放射線検出器４の信号を真とする。例えば、Ｃｈ１とＣｈ３で信号が発生していた場合、Ｃｈ１が最も装置の中心に近い段の信号（図１に示す４ｆの信号）で、Ｃｈ３が装置の中心から２番目の段の信号（図１に示す４ｅの信号）とする。この場合、Ｃｈ決定回路３０２は、Ｃｈ１がＣｈ３より前段（装置の中心に近い方）にあるということを認識していて、Ｃｈ１の信号を出力する。なお、それらの信号のうち、最も装置の中心に近い放射線検出器４の信号が２つ以上ある場合は、例えば、それらの放射線検出器４の重心位置（位置座標の平均値）を示す信号を送信する。

一方、デジタル処理の場合、各放射線検出器４で得られた信号は、図７に示すデータ形式で前段から順に送信する。データ１０２は、エネルギ情報１０３、同一段ビット情報１０４、検出器アドレス１０５および検出時刻１０６から構成される。エネルギ情報１０３は、各放射線検出器４で検出したエネルギの大きさである。同一段ビット情報１０４は、検出した信号のうち、次のデータが同じ段のデータであるか否かを示すビットである（段については、図１の説明などを参照）。例えば、２つの信号を検出した場合、互いに違う段のデータであるときは、両方の信号のデータ１０２の同一段ビット情報１０４は０である。一方、２つとも同じ段のデータであるときは、最初のデータ１０２の同一段ビット情報１０４は１となり、次のデータ１０２の同一段ビット情報１０４は、それ以上データがないので０となる。このようにして、複数のデータ１０２が同一段で検出された場合にも対応する。検出器アドレス１０５は、各放射線検出器４に割り当てられた固有の番号である。検出時刻１０６は、放射線検出器４がγ線を検出した時刻である。ユニットデータ統合装置１１２は、所定の時間幅を持ち、同時とみなされる時間帯ごとに、同一ユニットの各放射線検出器４で得られたすべての信号を、このようなデータ形式にしてγ線弁別装置８に送信する。

図１を参照して、ユニット１０１ｃのように放射線検出器４ｄの信号だけが発生したユニット１０１は、その信号だけをユニットデータ統合装置１１２経由でγ線弁別装置８に送信する。そのとき、データ１０２の同一段ビット情報１０４は０である。
一方、ユニット１０１ａのように２つの放射線検出器４ｅ、４ｆの信号が発生したユニット１０１は、２つのデータ１０２をユニットデータ統合装置１１２経由でγ線弁別装置８に送る。例えば、図１の場合には、先に（Ｂ）のデータ１０２が来て、その後に（Ａ）のデータ１０２が来る。なお、２つのデータがあったとき、実際には装置上どちらが先でどちらが後かは不明であるが、いずれにしても、処理上は入射位置を推定することによって特定される。

γ線弁別装置８は、散乱γ線の信号を除去する機能を持つ。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線のエネルギは、５１１ｋｅＶである。しかし、体内でγ線が散乱した場合、エネルギは５１１ｋｅＶより低くなる。また、散乱したγ線は、γ線対が発生した位置を通らないので、その位置の特定には利用できない。そこで、γ線弁別装置８は、以下のような判定処理を行い、その判定結果に応じて信号を除去したり、同時計数装置９に送ったりする。

ユニット１０１ｃからの信号のデータ１０２は１つであるため、その信号のエネルギが閾値を超えているか否かを判定する。一方、ユニット１０１ａからの信号のデータ１０２は２つあるため、それぞれの信号のエネルギが閾値以下であっても放射線検出器４の内部で散乱したγ線である可能性がある。そこで、予め２つ以上のγ線が入射した場合、それぞれ入射した信号のエネルギ情報１０３を抽出し、ルックアップテーブルを用いて、それらが放射線検出器４の内部で散乱したγ線であるか否か、すなわち、処理すべき信号であるか否かを判定する。なお、ルックアップテーブルは、γ線弁別装置８が備える所定の記憶手段に格納されているものとする。

図８は、２つのγ線に対応するルックアップテーブルを示す図である。このルックアップテーブルは、２つの入力信号のエネルギ値の組合せに応じて、処理すべき信号（図８の“true”）であるか否かを示すものである。なお、入力信号１および入力信号２は、５０ｋｅＶごとの値になっているが、これは、例えば、０ｋｅＶ以上５０ｋｅＶ未満であれば、０ｋｅＶの行または列を参照することを示す。つまり、エネルギの範囲の下限値を示すものとなっている。なお、入力信号１および入力信号２における１、２は、検出時刻の先後を意味するものではない。例えば、検出器アドレス１０５の値が小さいデータ１０２の信号を１とし、大きいデータ１０２の信号を２とすることができる。

例として、信号（Ｂ）のエネルギ情報１０３が１１１ｋｅＶであり、信号（Ａ）のエネルギ情報１０３が４００ｋｅＶである場合を考える。この場合、ルックアップテーブルにおいて、入力信号１＝１００ｋｅＶの行および入力信号２＝４００ｋｅＶの列が交差する欄を参照すると、“true”であるので、処理すべき信号とする。そのとき、エネルギ情報１０３の合計が５１１ｋｅＶで本実施の形態の回路の場合は、後方散乱より前方散乱の可能性が高いので、信号を出力した放射線検出器４のうち最も被検者に近い放射線検出器４が初期散乱位置であると推定されるため、先頭のデータ１０２の検出器アドレス１０５を真として、同時計数装置９に信号を送る。なお、処理すべき信号であるか否かを判定するのに、アナログ処理と同様に、エネルギの合計値を計算し、その合計値が所定の範囲内であるか否かをチェックするようにしてもよい。

ユニットごとに集められた信号は、データ１０２の検出時刻１０６を用いて同時計数装置９で同時計数判定され、同時であるとみなされた信号は、コンピュータ１１に送信される。このときに送られる信号のデータは、２つの放射線検出器４の位置情報であるが、必要に応じてそれ以外のデータが付加されることもある。
この場合、例えば、図１の（Ａ）と（Ｂ）が同一段にあるときは、その２点の中点を検出位置情報とする。
コンピュータ１１は、このようにして得られたデータを再構成して、その再構成したデータを表示装置１８に表示させる。

以上、ユニットデータ統合装置１１２におけるアナログ処理およびデジタル処理を含めて説明したが、それらに共通する、γ線の入射位置を推定する基本的な処理（論理）について、図９のフローチャートで説明する。なお、ここで取り扱われる信号は、同時とみなされる時間帯に入力されたものであり、かつ、その合計値が所定の範囲であり、処理すべき信号であるとみなされたものとする。

まず、ユニットデータ統合装置１１２は、同一のユニット１０１から受信した信号が１つであるか否かをチェックする（ステップＳ８０１）。そして、信号が１つであるとき（ステップＳ８０１のＹｅｓ）、その１つの信号を出力した放射線検出器４の位置をγ線の入射位置とする（ステップＳ８０２）。信号が１つでないとき（ステップＳ８０１のＮｏ）、それらの信号を出力した複数の放射線検出器４のうち、最も装置の中心に近い放射線検出器４が１つであるか否かをチェックする（ステップＳ８０３）。そして、最も装置の中心に近い放射線検出器４が１つであるとき（ステップＳ８０３のＹｅｓ）、その１つの放射線検出器４の位置をγ線の入射位置とする（ステップＳ８０４）。最も装置の中心に近い放射線検出器４が１つでないとき（ステップＳ８０３のＹｅｓ）、それらの複数の放射線検出器４の重心位置をγ線の入射位置とする（ステップＳ８０５）。このような処理によって、ユニット１０１からの信号を複数受信した場合であっても、γ線の入射位置を適切に決定することができる。

以上によれば、放射線検出器４の内部で散乱したγ線を正確に検出することができ、データの信頼性を落とさずにデータの収集効率を向上させることが可能となる。また、回路が簡便であり、回路規模を縮小できるため、装置の小型化、発熱量の低下による消費電力の低減が可能となる。例えば、０．１ｎｓｅｃといった時間分解能を有する高価な処理装置は不要である。さらに、データの収集効率を向上させることにより、被検者からのγ線の測定時間が短縮できるので、被検者の放射線被曝を低減することができる。

≪その他の実施の形態≫
以上本発明について好適な実施の形態について一例を示したが、本発明は前記実施の形態に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更が可能である。例えば、以下のような実施の形態が考えられる。
（１）前記実施の形態では、ユニットデータ統合装置１１２が、放射線検出器４の内部でγ線が最初に入射した位置を特定するように記載したが、例えば、各放射線検出器４でエネルギの減衰量および減衰（散乱）した時刻をデータとして保存しておき、コンピュータ１１が、そのデータを用いてγ線の入射位置を特定する処理を行うように構成することも可能である。これによれば、γ線弁別装置８および同時計数装置９が不要になり、信号処理装置７を簡素化することができる。
（２）前記実施の形態では、ユニットデータ統合装置１１２が、１つのユニット１０１の範囲内における放射線検出器４からの複数の信号を処理するように記載したが、複数のユニット１０１にわたってγ線が散乱する可能性がある場合は、ユニットデータ統合装置１１２が、それらの複数のユニット１０１に属する放射線検出器４からの信号を配線１３経由で入力し、処理するように構成することも可能である。
（３）前記実施の形態では、放射線検査装置１としてＰＥＴ装置を例に示したが、ＳＰＥＣＴ装置でも同様のことが可能である。また、Ｘ線ＣＴ装置でも、Ｘ線の入射位置の特定に関して同様のことが可能である。
（４）γ線が被検体の方向から放射線検出器４に入射し、散乱すると、減衰したγ線が他の放射線検出器４に入射するため、被検体に近い方の放射線検出器４は検出感度が高く、被検体に遠い方の放射線検出器４は検出感度が低くなる。そこで、被検体に近い方の放射線検出器４を被検体の体軸に対する法線方向（γ線の入射方向）に短くし、被検体から遠い方の放射線検出器４を前記法線方向に長くすることによって、放射線検出器４の単位時間あたりのγ線の検出回数を平準化し、検出ミスを減らすことが可能となる。

本発明の実施の形態に係る撮像装置の基本構成を示す模式的断面図である。本発明の実施の形態に係るγ線の散乱角度と散乱確率の関係を示すグラフである。本発明の実施の形態に係る放射線検査装置の構成を示す図である。本発明の実施の形態に係る放射線検出器の配置構成を示す図である。本発明の実施の形態に係るＰＥＴで用いる５１１ｋｅＶのγ線の散乱角度分布を示すグラフである。本発明の実施の形態に係るアナログ処理の場合の回路構成を示す図である。本発明の実施の形態に係るデジタル処理の場合のデータ形式を示す図である。本発明の実施の形態に係るルックアップテーブルの構成を示す図である。本発明の実施の形態に係るγ線の入射位置を推定する処理を示すフローチャートである。

符号の説明

１放射線検査装置
２撮像装置
３ケーシング
４放射線検出器
５放射線検出器支持板
１６ベッド
１７被検者（被検体）

Claims

少なくとも当該放射線検査装置の中心軸の法線方向に沿って複数段に設置され、その中心またはその付近に位置する被検体からの放射線を検出する放射線検出器を備えた放射線検査装置であって、
複数の放射線検出器が放射線を検出した場合に、前記複数の放射線検出器と前記放射線検査装置の中心軸との位置関係を用いて前記放射線の散乱順序を推定する
ことを特徴とする放射線検査装置。
前記散乱順序を推定するときに、前記複数の放射線検出器のうち、最も前記放射線検査装置の中心軸に近い放射線検出器を初期散乱位置として推定する
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線検査装置。
前記放射線検出器は、
さらに前記放射線検査装置の中心軸を中心にしてリング状に配置される
ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線検査装置。
前記放射線検出器は、
さらに前記放射線検査装置の中心軸の方向に複数設置される
ことを特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれか一項に記載の放射線検査装置。
前記放射線検出器は、
前記法線方向に沿って設置された段に応じて前記法線方向の長さが異なる
ことを特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか一項に記載の放射線検査装置。
前記放射線検出器は、
前記被検体から遠い方にあるほど、前記法線方向に長くする
ことを特徴とする請求項５に記載の放射線検査装置。
前記放射線は、γ線であり、
前記放射線検査装置は、ＳＰＥＣＴ装置またはＰＥＴ装置である
ことを特徴とする請求項１ないし請求項６のいずれか一項に記載の放射線検査装置。
前記放射線は、Ｘ線であり、
前記放射線検査装置は、Ｘ線ＣＴ装置である
ことを特徴とする請求項１ないし請求項６のいずれか一項に記載の放射線検査装置。
少なくとも当該放射線検査装置の中心軸の法線方向に沿って複数段に設置され、その中心またはその付近に位置する被検体からの放射線を検出する放射線検出器を備えた放射線検査装置における放射線検査方法であって、
複数の放射線検出器が放射線を検出した場合に、前記複数の放射線検出器と前記放射線検査装置の中心軸との位置関係を用いて前記放射線の散乱順序を推定する
ことを特徴とする放射線検査方法。
前記散乱順序を推定するときに、前記複数の放射線検出器のうち、最も前記放射線検査装置の中心軸に近い放射線検出器を初期散乱位置として推定する
ことを特徴とする請求項９に記載の放射線検査方法。
前記放射線検出器は、
さらに前記放射線検査装置の中心軸を中心にしてリング状に配置される
ことを特徴とする請求項９または請求項１０に記載の放射線検査方法。
前記放射線は、γ線であり、
前記放射線検査装置は、ＳＰＥＣＴ装置またはＰＥＴ装置である
ことを特徴とする請求項９ないし請求項１１のいずれか一項に記載の放射線検査方法。
前記放射線は、Ｘ線であり、
前記放射線検査装置は、Ｘ線ＣＴ装置である
ことを特徴とする請求項９ないし請求項１１のいずれか一項に記載の放射線検査方法。