JP3863873B2 - 放射線検査装置 - Google Patents

Description

本発明は、放射線を利用した放射線検査装置に係り、特に、Ｘ線ＣＴ及び陽電子放出型ＣＴ（Positron Emission computed Tomography、以下、「ＰＥＴ」という）等の複数種の放射線検査を行うのに好適な放射線検査装置に関する。

放射線を利用した検査技術は、被検体内部を非破壊で検査することができる。特に、人体に対する放射線検査技術には、Ｘ線ＣＴ、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ単光子放出型ＣＴ（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、検査対象の物理量を放射線飛翔方向の積分値として計測し、その積分値を逆投影することにより被検体内の各ボクセルの物理量を計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の技術の急速な発達に伴い、高速・高詳細画像を提供できるようになってきた。

Ｘ線ＣＴ技術は、被検体を通過したＸ線強度を測定し、Ｘ線の体内通過率から被検体の形態情報を画像化する技術である。Ｘ線源からＸ線を被検体に照射し、体内を通過したＸ線強度を被検体の反対側に配置した検出素子により測定し、被検体の積分吸収係数の分布を測定する。この積分吸収係数からアイトリプルイー・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巻の２１ページ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)などを用いて各ボクセルの吸収係数を求め、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や代謝の検出が可能な手法であり、身体の機能画像を提供することが可能である。ＰＥＴは、¹⁸Ｆ，¹⁵Ｏ，¹¹Ｃ，といったポジトロン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤には、フルオロデオキシグルコース（2-[F-18]fluoro-2-deoxy-D-glucose、¹⁸ＦＤＧ）等があり、これは、糖代謝により腫瘍組織に高集積することを利用し、腫瘍部位の特定に使用される。
体内に取り込まれた放射線核種が崩壊しポジトロン（β＋）を放出する。放出したポジトロンは電子と結合し消滅する際に、５１１ｋｅＶのエネルギーを有する一対の消滅γ線を放出する。この消滅γ線対はほぼ反対方向(１８０°±０.６°)に放射されるので、被検体の周りを取り囲むように配置した検出素子で消滅γ線対を同時検出し、その放射方向データを蓄積し投影データを得ることができる。投影データを逆投影（前記フィルタードバックプロジェクション法等を使用）することにより放射位置（放射線核種の集積位置）を同定し画像化することが可能となる。

ＳＰＥＣＴは、シングルフォトン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤からは１００ｋｅＶ程度のエネルギーをもった単一γ線が放出され、この単一γ線を検出素子で計測している。単一γ線の計測では、その飛翔方向を同定できないので、ＳＰＥＣＴでは検出素子の前面にコリメータを挿入し、特定の方向からのγ線のみを検出することにより投影データを得る。ＰＥＴ同様、フィルタードバックプロジェクション法等を利用し投影データを逆投影して画像データを得る。ＰＥＴと異なるところは、単一γ線の計測に起因して同時計測の必要がなく、検出素子の数が少なくて済むこと等であり、装置構成が簡単で比較的安価な装置である。その反面、ＳＰＥＣＴはコリメータを使用しているため、γ線の検出率が低く一般的に画質が悪い。

前記のようにＰＥＴ及びＳＰＥＣＴは、体内代謝を利用して機能画像を得るために、薬剤の集積した部位はコントラスト良く抽出可能であるが、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等の形態画像とＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ等の機能画像とを融合し、より高度な診断を行う技術が注目されている（特許文献１参照）。
特開平７−２０２４５号公報（段落番号００１０、図１）

ところで、従来のＸ線ＣＴ等の形態画像とＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ等の機能画像とを融合した放射線検査装置では、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ等の機能画像を得るために、γ線検出器としてシンチレータを使用している。シンチレータは、入射したγ線を一旦可視光に変換し、その後、光電子増倍管(ホトマル)により電気信号に変換し直すという処理が行われている。シンチレータは、可視光変換時のホトン発生数が少ない上に、前記のように２段階の変換過程を必要とするためにエネルギー分解能が低く、必ずしも高精度の診断を行なうことができないという問題を有していた。エネルギー分解能の低下は、特に、ＰＥＴの３Ｄ撮像時に定量性評価が出来ない原因となっている。なぜなら、エネルギー分解能が低いためにγ線のエネルギー閾値を低くせざるを得なく、３Ｄ撮像時に増加するノイズである体内散乱を多く検出してしまうからである。従って、シンチレータ方式のＰＥＴ装置では定量性の高い検査を行うために２Ｄ撮像機能を備えているのが一般的である。この２Ｄ撮像はシンチレータの内側にセプタを挿入し、２Ｄ領域以外からのγ線の入射を阻止している。
また、ＰＥＴ検査においてより高精度な画像を得るために、吸収補正を実施する必要がある。体表に比較して体深部からのγ線は体内で吸収される確率が高く、このγ線の体内吸収量を補正すること（吸収補正）により高画質、高定量性化することが出来る。１ガントリ式のＰＥＴ装置では、吸収補正を実施するために線源を保持し、この線源をシンチレータの内側で回転しながら計測する必要がある。
従ってシンチレータ方式のＰＥＴ装置では、ホトマル、セプタ、吸収補正用線源によりガントリーが大型化し、さらに、従来のＸ線ＣＴとＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ等の配置が直列配置された放射線検査装置では、装置全体がさらに大型化しやすく、被検者に威圧感を与えるという難点があった。
本発明は、第１の撮像装置の、ベッドの長手方向における長さを短くできる放射線検査装置を提供することを目的とする。

前記課題を解決する本発明は、被検体を載せるベッドと、前記ベッドの長手方向に沿って配置された陽電子放出型ＣＴ撮像装置及びＸ線ＣＴ撮像装置とを備え、前記陽電子放出型ＣＴ撮像装置は、前記被検体から放出されるγ線を検出する複数の半導体放射線検出器、及び前記複数の半導体放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する集積回路を含む複数のユニット基板を備え、前記ユニット基板は、前記ベッドの長手方向と直交する方向に、かつ前記ベッドを取り囲んで配置され、前記ユニット基板において、前記ベッドに近い方に格子状に配列された複数の前記半導体放射線検出器、前記ベッドから遠い方に前記集積回路がそれぞれ配置され、前記半導体放射線検出器が、前記ユニット基板の両面に配置され、前記半導体放射線検出器が、アノードとカソードに挟まれる半導体材料の層が２層以上形成された積層構造からなり、前記Ｘ線ＣＴ撮像装置は、前記被検体にＸ線を照射するＸ線源と、前記被検体を透過した、前記Ｘ線源からのＸ線を検出する放射線検出器とを有し、前記ベッドは前記陽電子放出型ＣＴ撮像装置及び前記Ｘ線ＣＴ撮像装置で共用されることを特徴とする。
複数の半導体放射線検出器、及び前記複数の半導体放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する集積回路を含むユニット基板を備えるため、半導体放射線検出器及び集積回路をベッドの長手方向と直交する方向に配置できる。このため、撮像装置の、ベッドの長手方向における長さを短くできる。
また、陽電子放出型ＣＴ撮像装置（ＰＥＴ撮像装置）に対して半導体放射線検出器を用いることで検出精度を上げることとした。この構成においては、半導体放射線検出器を用いてダイレクトに放射線を検出するようにしたので、位置分解能及びエネルギー分解能を向上させることができる。また、エネルギー分解能を向上させることができるので、体内散乱が除去（ノイズが低減）されるようになる。従って、３Ｄ撮像時における定量性の向上が図れ２Ｄ撮像用のセプタが不要となり装置の小型化が図れる。また、検出素子の小型化を図ることができるようになり、装置全体の小型化に寄与する放射線検査装置が得られる。
また、Ｘ線ＣＴ撮像装置を用いて吸収補正を行うことができるので、陽電子放出型ＣＴ撮像装置に吸収補正用の線源（γ線等）を設ける必要がなくよりいっそうの装置の小型化が図れる。

第２発明は、第２の撮像装置（Ｘ線ＣＴ撮像装置）の放射線検出器として半導体放射線検出器を用いることとした。この構成においては、検出素子の小型化を図ることができ、これにより、装置全体の小型化に寄与する放射線検査装置が得られる。

本発明によれば、第１の撮像装置の、ベッドの長手方向における長さを短くすることができる。

次に、本発明の好適な一実施形態である放射線検査装置について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、以下において、本実施形態の放射線検査装置を構成する第１の撮像装置であるＰＥＴ撮像装置、第２の撮像装置であるＸ線ＣＴ撮像装置の説明、及び半導体放射線検出器等の本実施形態に適用される要素等の説明を行う。

［実施形態１]
図１、図２に示すように、本実施形態の放射線検査装置は、寝台装置であるベッド１４と、第１の撮像装置であるＰＥＴ撮像装置１及び第２の撮像装置であるＸ線ＣＴ撮像装置４とを備えてなる、２つの独立したガントリーを有しており、図１に示すように、データ処理装置１２、表示装置１３等を含んで構成されている。被検体（被検者）Ｈは、被検者Ｈの体軸方向（Ｘ１，Ｘ２方向）に進退動可能に構成されたベッド１４に載せられて、ＰＥＴ撮像装置１及びＸ線ＣＴ撮像装置４で撮影されるようになっている。

Ａ．（ＰＥＴ撮像装置）
ＰＥＴ撮像装置１は、多数の半導体放射線検出器２１（図４、図８、図１１参照）を内蔵しており、被検体Ｈの体内から放出されるγ線を半導体放射線検出器（以下、単に検出器という）２１で検出する。ＰＥＴ撮像装置１は、そのγ線の波高値、検出時刻を計測するための集積回路（ＡＳＩＣ）を設置しており、検出した放射線（γ線）の波高値や検出時刻を測定するようになっている。

図３に示すように、ＰＥＴ撮像装置１の内部には、被検体Ｈから放出されるγ線を検出するため、検出器２１を多数備えた結合基板２０（詳細は図８（ａ）（ｂ）参照）を複数収納した検出器ユニット２（詳細は図１１参照）が、円周状に多数配置されている。被検体である被検者Ｈは、ベッド１４の上に横になり、ＰＥＴ撮像装置１の中心部に位置される。このとき、各検出器２１はベッド１４の周囲を取り囲んでいる。検出器ユニット２からは、検出器２１がγ線と相互作用を起こした際の検出信号に基づいて得られたγ線の波高値情報及びγ線検出の時刻情報、及び検出器２１のアドレス情報（検出器ＩＤ）が、検出器ユニット２に含まれる各検出器２１ごとに出力されるようになっている。検出器２１、結合基板２０及び検出器ユニット２の構成は、後に詳しく説明する。
ちなみに、被検体Ｈは、放射性薬剤、例えば、半減期が１１０分の¹⁸Ｆを含んだフルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ）を投与される。被検体Ｈの体内からは、ＦＤＧから放出された陽電子の消滅時にγ線（消滅γ線）が放出される。
このようなＰＥＴ撮像装置１は、図１に示すように、筐体の形状が後記するＸ線ＣＴ撮像装置４の筐体の形状よりも小さく形成されているとともに、被検体Ｈの体軸方向（図１中矢印Ｘ１，Ｘ２方向）において、Ｘ線ＣＴ撮像装置４よりも手前側に配置されている構成としてある。
次に、ＰＥＴ撮像装置１における細部の説明を行う。

（半導体放射線検出器）
まず、本実施形態に適用される検出器２１を説明する。図４に示すように、検出器２１は、板状の半導体材料Ｓからなる半導体放射線検出素子（以下、検出素子という）２１１の両面を薄板状（膜状）の電極（アノードＡ、カソードＣ）で覆った構成をしている（最小構成）。このうち、半導体材料Ｓは、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）、ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等のいずれかの単結晶で構成されている。また、電極（アノードＡ、カソードＣ）は、Ｐｔ（白金）、Ａｕ（金）、Ｉｎ（インジウム）等のいずれかの材料が用いられる。なお、以下の説明では、半導体材料ＳがＣｄＴｅの単結晶をスライスしたものであるとする。また、検出する放射線は、ＰＥＴ撮像装置１で用いる５１１ＫｅＶのγ線であるとする。

検出器２１によるγ線の検出原理の概略を、図４により説明する。検出器２１にγ線が入射して、γ線と検出器２１を構成する半導体材料Ｓとが相互作用を及ぼすと、図中に「＋」と「−」で模式的に示している正孔（hole）及び電子（electron）は、対になってγ線が持つエネルギーに比例した量だけ生成される。ここで、検出器２１のアノード（陽極）Ａとカソード（陰極）Ｃの電極間には、電荷収集用の電圧がかけられている（例えば３００Ｖ）。このため、正孔はカソードＣに引き寄せられて移動し、電子はアノードＡに引き寄せられて移動する。正孔と電子とを比較すると、移動し易さ（モビリティ）は電子の方が相対的に大きいことから、電子の方が相対的に短時間にアノードに到達する。一方、正孔は移動し易さが相対的に小さいことから、正孔の方が相対的に時間をかけてカソードに到達する。ちなみに、正孔は電極に到達する前に消滅することもある。

検出器２１の半導体材料Ｓ（検出素子２１１）の厚さが厚い場合と薄い場合の「時間−波高値曲線」を比較した図５に示されるように、厚さｔが薄い半導体材料Ｓの方が波高値の上昇（立ち上がり）は速く、波高値の最高値も高い。波高値の上昇する速さが速いことは、例えばＰＥＴにおける同時計測の精度を向上することに寄与する。また、波高値が高いことは、エネルギー分解能を高めることに寄与する。このように厚さｔが薄い方が波高値が上昇する速度が速くなると共に、波高値が高くなるのは（電荷の収集効率がよくなるのは）、電子や正孔が電極（アノードＡ、カソードＣ）に到達する時間（電荷の収集時間）が短くなるからである。また、途中で消滅するおそれのあった正孔が、距離が短い分、消滅しないで電極（カソードＣ）に到達できるからである。ちなみに、厚さｔは、対面（対峙）するアノードＡとカソードＣの電極間距離と表現することもできる。

なお、検出素子２１１の厚さ（電極間距離）ｔは、０．２ｍｍ〜２ｍｍが好ましい、厚さｔが２ｍｍ以上になると、波高値の上昇速度が遅くなる共に、波高値の最高値も低くなるからである。一方、厚さｔが０．２ｍｍ以下になると電極（アノード、カソード）の厚み（体積）が相対的に増し、基板上に設置した場合、放射線と相互作用を起こす肝心の半導体材料Ｓの割合が少なくなってしまうからである。つまり、半導体材料Ｓの厚さｔを薄くするとγ線と相互作用を起こさない電極の厚みが相対的に増し、その一方で、γ線と相互作用を起こす半導体材料Ｓの割合が相対的に減り、結果としてγ線を検出する感度が低くなる（γ線が素通りしてしまう）。また、厚さｔが薄いと、リーク電流が多く生じるため、電荷収集用に高い電圧をかけられなくなるということもある。
なお、同様の趣旨から、半導体材料Ｓの厚さｔは、０．５ｍｍ〜１．５ｍｍであることがより好ましく、この厚さｔであれば、より確実にγ線を検出することができると共に、波高値の測定等もより正しく行うことができる。

ちなみに、ＰＥＴ撮像装置１の場合、同時計測を行うことから、γ線の検出時刻を正しく測定することが課題としてあげられる。例えば、図４において、γ線と半導体材料Ｓとが相互作用を及ぼす位置が、カソードＣ寄りの場合とアノードＡ寄りの場合とで、検出時刻に差が生じる。即ち、正孔の移動速度が遅いことから、相互作用がアノードＡ寄りで起こった場合の検出時刻は相対的に遅くなり、カソードＣ寄りで起こった場合の検出時刻は相対的に早くなる（真の時刻に近くなる）。つまり、同じ検出素子２１１内でγ線が半導体材料Ｓと相互作用を生じる場合でも、相互作用を生じる位置によって検出時刻が変わってしまうという問題が生じる。具体的には、厚さｔが厚いと、相互作用を生じる位置による検出時刻の差が大きくなってしまう。このような事象は、他の分野では大きな問題にはならないが、ｎｓｅｃ（ナノ秒）オーダで同時計測を行うＰＥＴ撮像装置１の場合には大きな問題となる。従って、この意味からも、前記した厚さ範囲であれば、適切に検出時刻の決定を行うことができる。なお、ＰＥＴ撮像装置１における検出時刻の決定は、ＬＥＴ方式やＣＦＤ方式で行われる。

検出器２１の半導体材料Ｓの厚さｔと波高値（最高値）の関係を模式的に示した図６に示されるように、半導体材料Ｓの厚さｔが増すと波高値の最高値は小さくなる。波高値が小さくなる理由としては、例えば電極へ到達する前に正孔が消滅することがあげられる。なお、厚さｔが２ｍｍになると、検出した放射線の波高値が５１１ＫｅＶのγ線であると弁別することのできる閾値を下回るので、前記したとおり、２ｍｍよりも半導体材料Ｓの厚さｔを増すのは好ましくない。

図７に示されるように、検出器２１は、カソードＣとアノードＡに挟まれて５層に積層された半導体材料Ｓ（検出素子２１１）を有する。そして、半導体材料Ｓの１層１層がそれぞれ前記した厚さｔ（０．２〜２ｍｍ（より好ましくは０．５〜１．５ｍｍ））を有している単層の検出器２１である。アノードＡ及びカソードＣの厚みはそれぞれ約２０ミクロンである。ちなみに、この図７で示される積層構造の検出器２１は、アノードＡ同士、カソードＣ同士が共通で接続されていることから、各層それぞれが他の層とは独立に放射線を検出する構成ではない。換言すると、γ線と半導体材料Ｓとが相互作用を起こした場合、最上層で起こしたのか、最下層で起こしたのか等を判別しない構成である。もちろん、各層ごとに検出するような構成とすることもできる。ちなみに、このように５層構造としているのは、半導体材料Ｓの厚さｔを薄くした方が、波高値の上昇速度も、波高値の最高値も高くできてよいが、厚さｔが薄いと素通りをしてしまうγ線が多くなることから、電荷の収集効率を高めつつ、素通りをしてしまうγ線の量を少なくして、半導体材料Ｓとγ線との相互作用を増やすためである（カウント数を増やすためである）。
このような積層構造の検出器２１を用いることにより、より良好な波高値の上昇速度（立ち上がり）とより正確な波高値が得られると共に、半導体材料Ｓと相互作用を及ぼすγ線の数（カウント数）を増やすこと（感度を上昇させること）が可能となる。
なお、検出器２１は、２層以上の層構造となるようにすればよい。

電極（アノードＡ、カソードＣ）の面積ｓは、４〜１２０平方ｍｍが好ましい。面積ｓの増加は検出器２１の容量(浮遊容量)を増加させ、この浮遊容量の増加により、ノイズが重畳しやすくなるので、電極面積ｓは極力小さいほうが良い。また、γ線検出時に発生した電荷は、浮遊容量に一部蓄積されるので、浮遊容量が増加するとアナログＡＳＩＣ２４（図９参照）のチャージアンプ２４ｂで蓄積される電荷量ひいては出力電圧(波高値)が減少する問題が発生する。検出器２１としてＣｄＴｅを使用する場合、その比誘電率は１１であり、検出器２１の面積ｓを１２０平方ｍｍ、厚さｔを１ｍｍとするとその容量は１２ｐＦとなり回路のコネクタ等の浮遊容量が数ｐＦであることを考えると無視できなくなる。従って、電極面積ｓは、１２０平方ｍｍ以下が好ましい。
また、電極面積ｓの下限値は、ＰＥＴ撮像装置１の位置分解能から決定される。ＰＥＴ撮像装置１の位置分解能は検出器２１の大きさ（配列ピッチ）の他に陽電子の飛程等により決まるが、¹⁸Ｆの陽電子の飛程が２ｍｍであることから、検出器２１の大きさを２ｍｍ以下としても意味がない。電極面積が最も小さくなる実装方法は、電極面をＰＥＴ撮像装置１の半径方向に垂直に置く場合であり、前記の考察より電極の一辺の下限値は２ｍｍであり、電極面積ｓの下限値は４平方ｍｍとなる。

なお、以上の説明では、γ線と相互作用を及ぼす半導体材料ＳをＣｄＴｅとしたが、半導体材料ＳがＴｌＢｒやＧａＡｓ等であっても良いのはいうまでもない。また、積層構造や上層・下層の語を用いたが、この語は、図７を基準にしてのものであり、見る方向を９０度横にした場合は、積層構造は例えば並列構造、上下は例えば左右というように読み替えられるものである。また、γ線が入射する方向が、図７の上方・下方、左方・右方であってもよい。換言すれば、検出器２１は、複数（例えば５つ）の半導体材料Ｓが相互間にカソードＣとアノードＡとを交互に挟んで並列に配置した構造を有する。

（結合基板）
検出器ユニット２（図１１）内に設置される結合基板（ユニット基板）２０の詳細構造を、図８各図を用いて説明する。結合基板２０は、複数の検出器２１が設置された検出器基板（第１の基板）２０Ａ、及びコンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４、アナログ／デジタル変換器（ＡＤ変換器、以下、ＡＤＣという）２５及びデジタルＡＳＩＣ２６が設置されたＡＳＩＣ基板（第２の基板）２０Ｂを有する。

（検出器基板）
図８各図を参照して、検出器２１を設置した検出器基板２０Ａを説明する。図８（ａ）に示されるように、検出器基板２０Ａは、基板本体２０ａの片面上に、複数の検出器２１を格子状に配列して設置（実装）している（一列１６個の検出器２１が４列＝横１６個×縦４個の合計６４個）。ＰＥＴ撮像装置１の半径方向において、検出器２１は基板本体２０ａに４列配置される。なお、前記した横１６個の検出器２１は、ＰＥＴ撮像装置１の軸方向、即ちベッド１４の長手方向（進退動方向）に配置される。また、図８（ｂ）に示されるように、検出器基板２０Ａの両面に検出器２１が設置されているので、１つの検出器基板２０Ａには、合計１２８個の検出器２１が設置されていることになる。ここで、設置する検出器２１の数が多くなるほどγ線を検出し易くなり、かつγ線検出の際の位置精度を高めることできる。このため、検出器２１は、極力密に検出器基板２０Ａ上に設置される。ちなみに、ベッド１４上の被検体Ｈ（図３参照）から放出されたγ線が、図８（ａ）の紙面上において下方から上方（矢印３２の方向、即ち、ＰＥＴ撮像装置１の半径方向）に進行する場合、検出器基板２０Ａにおける左右方向の検出器２１の配置を密にした方が、素通りするγ線の数（検出器２１同士の隙間を通過するγ線の数）を減らすことができるので好ましい。これは、γ線の検出効率を高めることになり、得られる画像の空間分解能を高めることができる。
なお、本実施形態の検出器基板２０Ａは、図８（ｂ）に示されるように、検出器２１を基板本体２０ａの両面に設置しているので、片面にしか設置しない場合よりも、基板本体２０ａを両面搭載により共有化できる。このため、基板本体２０ａの数を半減することができ、周方向により密に検出器２１を配置することができる。併せて、前記のように、検出器基板２０Ａ（結合基板２０）の枚数を半分に減らせるので、結合基板２０を後記する筐体３０（図１１参照）に装着する作業等の手間が省けるというメリットもある。
前記説明では、横１６個の検出器２１は、カメラ１１の軸方向に配置される構造としたが、それに限定されない。例えば、横１６個の検出器２１を、カメラ１１の周方向に配置する構造としても良い。

図８（ｃ）に示されるように、各検出器２１は、前述した薄板状の半導体材料Ｓ（検出素子２１１）の単結晶を積層した積層構造をしている。この点の構成や作用は図７を参照して既に説明したとおりであるが、ここで補足的に説明する。検出器２１は、前記したとおりアノードＡとカソードＣが設けられており、アノードＡとカソードＣの間には、電荷収集のために、例えば３００Ｖの電位差（電圧）が設定されている。この電圧は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ側からコネクタＣ１（図８（ａ））を介して検出器基板２０Ａ側へ供給される。また、各検出器２１が検出した信号は、コネクタＣ１を介してＡＳＩＣ基板２０Ｂ側へ供給される。このため、検出器基板２０Ａの基板本体２０ａ内には、コネクタＣ１と各検出器２１を接続する図示しない基板内配線（電荷収集用・信号授受用）が設けられている。なお、この基板内配線は多層構造をしている。本実施例では、検出器２１の各検出素子２１１は基板本体２０ａに並行に配置される。しかし、各検出素子２１１が基板本体２０ａに対して垂直になるように検出器２１を設けてもよい。

（ＡＳＩＣ基板）
次に、ＡＳＩＣを搭載したＡＳＩＣ基板２０Ｂを説明する。図８（ａ）に示すように、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、基板本体２０ｂの片面に、２個のアナログＡＳＩＣ２４と１個のデジタルＡＳＩＣ２６を設置している。また、図８（ｂ）に示すように、アナログＡＳＩＣ２４が基板本体２０ｂの両面に設置されているので、１つのＡＳＩＣ基板２０Ｂは合計４個のアナログＡＳＩＣ２４を有する。また、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、基板本体２０ｂの片面で８個（＝４個×２）、その両面で１６個設置されたＡＤＣ２５を有する。また、１つの基板本体２０ｂの両面には、コンデンサ２２及び抵抗２３が検出器２１の数に対応した数だけ設置されている。また、これらの、コンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６を電気的に接続するため、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ（基板本体２０ｂ）内には、前記した検出器基板２０Ａと同様に図示しない基板内配線が設けられている。この基板内配線も積層構造をしている。
これらの各素子２２，２３，２４，２５，２６の配列（基板内配線）は、検出器基板２０Ａから供給された信号が、コンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６の順に供給されるようになっている。
なお、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、各コンデンサ２２に接続される基板内配線にそれぞれ接続されて検出器基板２０Ａとの電気的接続を行うコネクタ（スパイラルコンタクト）Ｃ１と、データ処理装置側（後記するユニット統合ＦＰＧＡ側）との電気的接続を行う基板コネクタＣ２とを有している。ちなみに、前記した検出器基板２０Ａも各検出器２１にそれぞれ接続される基板内配線と接続しているコネクタＣ１を有している。なお、アナログＡＳＩＣは、アナログ信号を処理する、特定用途向けＩＣであるＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）を意味し、ＬＳＩの一種である。

（検出器基板とＡＳＩＣ基板の接続構造）
検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの接続構造を説明する。
検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとは、その端面（端部）同士を突き合わせて接続するのではなく、図８（ｂ）に示すように、端部近傍に重なり合うオーバラップ部分を設けてこれらのオーバラップ部分に存在するコネクタＣ１同士を接続する。この接続は、締結用のネジ等により着脱自在（分離・接続自在）に行われる。このような接続を行うのは次の理由による。即ち、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとが接続（結合）された結合基板２０を、水平方向に片端支持（片持ち支持）や両端支持すると、結合基板２０の中央部（接続部分）には、該結合基板２０を下方に撓ませたり曲げたりする力が作用する。ここで、接続部分が端面同士を突き合わせたものである場合は、接続部分が撓み易かったり折れ曲がり易かったりするので好ましくない。

この点を踏まえて、本実施形態では、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとを、端面同士を付き合せて接続するのではなく、前記したように端部近傍を重なり合うようしてオーバラップ部を設けて接続している。このため、端面同士を突き合わせて接続するのに比べて撓みや曲げに対するタフネスさが向上するので好ましい。なお、結合基板の、撓みや曲げに対するタフネスさが向上すると、例えば検出器２１の位置ずれが抑制されてγ線の発生位置を特定する精度の低下が防止される。ちなみに、図３に示すように、ＰＥＴ撮像装置１には、図８（ａ）に示す結合基板２０を備える検出器ユニット２（図１１参照）がドーナツ状に多数配置されるため、図３を基準にした水平方向に相当する３時の方向や９時の方向に位置する結合基板２０は撓んだり曲がったりし易くなる。このため、結合基板２０の撓みや曲げに対するタフネスさが重要になる。

検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとは、前記したオーバラップ部分を利用して電気的に接続される。このため、図８（ｂ）に示す検出器基板２０Ａ及びＡＳＩＣ基板２０Ｂのそれぞれのオーバラップ部分には、両基板２０Ａ，２０Ｂの基板内配線を電気的に接続する接続子（コネクタ）Ｃ１（図８（ａ））が設けられる。コネクタＣ１としては、電気的な接続を良好にするため、例えばスパイラルコンタクト（登録商標）が使用される。スパイラルコンタクト（登録商標）は、螺旋状の接触子にボール状の接続端子が広い面積で接触して良好な電気的な接続が図られるという特性を有する。なお、ボール状の接続端子がＡＳＩＣ基板２０Ｂ側に設けられる場合は、螺旋状の接触子は検出器基板２０Ａ側に設けられ、ボール状の接続端子が検出器基板２０Ａ側に設けられる場合は、螺旋状の接触子はＡＳＩＣ基板２０Ｂ側に設けられる。
このような、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの電気的な接続構造を用いることで、信号を検出器基板２０ＡからＡＳＩＣ基板２０Ｂへと、低損失で伝送することができる。ちなみに、損失が少なくなると、例えば、検出器２１としてのエネルギー分解能が向上する。

また、前記したように、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの接続は、ネジ等による着脱自在な接続となっている。このため、例えば、検出器２１やＡＳＩＣ２４，２６に不具合が生じた場合でも、不具合のある部分だけを取り替えれば済む。よって、一部に不具合があるために、結合基板２０全体を取り替えるといったようなムダを無くすことができる。なお、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの電気的接続は、前記したスパイラルコンタクタ（登録商標）のようなコネクタＣ１によって行われることから、基板同士の接続・接続の解除（結合・結合の解除）は容易である。

前記の構成は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに１つの検出器基板２０Ａを接続しているが、検出器基板を複数に分割しても良い。例えば、横方向に８個、縦方向に４個の検出器２１を１つの基板実装とし、２枚の検出器基板をＡＳＩＣ基板に接続する構成でもよい。本構成では、１つの検出器２１が故障した場合に２枚の内の故障した検出器を搭載している検出器基板だけを交換すればよく、保守時の無駄を低減（コストダウン）が図れる。

（素子の配置レイアウト）
次に、結合基板２０における検出器２１やＡＳＩＣ２４，２６等の素子の配置レイアウトを、図８（ａ）及び図９を参照して説明する。

図９に示すように、検出器２１は、図示しない電気配線により、コネクタＣ１、コンデンサ２２及び抵抗２３を介してアナログＡＳＩＣ２４と接続されており、検出器２１で検出されたγ線の検出信号は、その電気配線を介して、コンデンサ２２及び抵抗２３を通り、アナログＡＳＩＣ２４で処理されるようになっている。また、アナログＡＳＩＣ２４で処理された信号は、ＡＤＣ２５及びデジタルＡＳＩＣ２６で処理されるようになっている。

ここで、回路の長さや配線の長さ（距離）は、これが短い方が、途中でのノイズの影響や信号の減衰が少なくて好ましい。また、ＰＥＴ撮像装置１で同時計測処理を行う場合は、回路や配線の長さが短い方が時間の遅れが少なくて好ましい（検出時間の正確さが損なわれないので好ましい）。このため、本実施形態では、ＰＥＴ撮像装置１の半径方向において中心軸から外側に向かって、図８（ａ）に示すように、検出器２１、コンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６の順に各素子２１，２２，２３，２４，２５，２６を配置（レイアウト）している。この順序は、各素子２１，２２，２３，２４，２５，２６による信号の処理順序と同じである（図９、図１０参照）。つまり、カメラ１１の中心軸から外側に向かって、「検出器、アナログの集積回路、ＡＤ変換器、デジタルの集積回路の順になるように基板上に配置され、かつこの順に配線」している。換言すると、検出器２１からデジタルＡＳＩＣ２４までの各素子２１，２２，２３，２４の配置順序と、各素子２１，２２，２３，２４による信号処理の処理順序とが一致している。このため、検出器２１で検出された微弱な信号を、配線の長さ（距離）を短くしてアナログＡＳＩＣ２４に伝送することができる。
なお、アナログＡＳＩＣ２４で信号が増幅される等の処理が行われているので、アナログＡＳＩＣ２４以降の配線の長さが長くともノイズの影響は受けにくい。つまり、ノイズの点を考慮すれば、アナログＡＳＩＣ２４以降の配線の長さが長くなろうとも支障はない。ただし、配線の長さが長くなると信号伝達が遅延するので、前記した通り検出時間の正確性は損なわれる可能性はある。
本実施形態では、検出器２１のみならずアナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６が１つの結合基板２０に含まれているため、検出器２１、アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を、ベッド１４の長手方向、即ち、検査を受ける被検体Ｈの体軸と直交する方向に配置できるため、ＰＥＴ撮像装置１のベッド１４の長手方向における長さを必要以上に長くしなくても済む。アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を環状に配置された検出器群の、半径方向の外側でベッド１４の長手方向に配置することも考えられるが、ＰＥＴ撮像装置１のベッド１４の長手方向における長さが必要以上に長くなる。また、検出器２１として半導体放射線検出器を用い、信号処理装置としてアナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を用いているため、結合基板２０の長手方向の長さが短縮され、シンチレータを用いた場合に比べてＰＥＴ撮像装置１の前記直交方向における長さを著しく小さくできる。更には、結合基板２０は、その長手方向に検出器２１、アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を順次配置しているため、これらを接続する配線の長さを短くでき、基板における配線が単純化される。したがって、小型化に寄与するＰＥＴ撮像装置１が得られる。

ここで、本実施形態では、１個のアナログＡＳＩＣ２４は、それぞれ３２個の検出器２１と接続されており、検出器２１から得られる信号を処理する。図９、図１０に示すように、１個のアナログＡＳＩＣ２４は、スロー系とファースト系とを有するアナログ信号処理回路（アナログ信号処理装置）３３を３２組備えている。アナログ信号処理回路３３は検出器２１ごとに設けられ、１つのアナログ信号処理回路３３は１つの検出器２１に接続される。ここで、ファースト系は、γ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号を出力するタイミングピックオフ回路２４ａを有している。また、スロー系は、検出したγ線の波高値を求めることを目的として、チャージアンプ（前置増幅器）２４ｂ、極性アンプ（線形増幅器）２４ｃ、バンドパスフィルタ（波形整形装置）２４ｄ、ピークホールド回路（波高値保持装置）２４ｅがこの順序に接続されて設けられている。ちなみに、スロー系は、波高値を求めるためにはある程度の処理の時間を要することから「スロー」という名前が付いている。検出器２１から出力されてコンデンサ２２及び抵抗２３を通過したγ線検出信号は、チャージアンプ２４ｂ、極性アンプ２４ｃで増幅される。増幅されたγ線検出信号はバンドパスフィルタ２４ｄを経てピークホールド回路２４ｅに入力される。ピークホールド回路２４ｅは、検出信号の最大値、つまり検出したγ線のエネルギーに比例したγ線検出信号の波高値を保持する。１個のアナログＡＳＩＣ２４は３２組のアナログ信号処理回路３３をＬＳＩ化したものである。
なお、コンデンサ２２及び抵抗２３をアナログＡＳＩＣ２４の内部に設けることもできるが、適切なコンデンサ容量や適切な抵抗値を得るため、及び、アナログＡＳＩＣ２４の大きさを小さくする等の理由から、本実施形態では、コンデンサ２２及び抵抗２３はアナログＡＳＩＣ２４の外に配置されている。ちなみに、コンデンサ２２及び抵抗２３は、外部に設けた方が、個々のコンデンサ容量や抵抗値のバラツキが少ないとされている。

図９に示すアナログＡＳＩＣ２４について、本実施形態では、このアナログＡＳＩＣ２４のスロー系の出力は、ＡＤＣ（アナログ・デジタル変換器）２５に供給されるようになっている。さらに、アナログＡＳＩＣ２４のファースト系の出力は、デジタルＡＳＩＣ２６に供給されるようになっている。

アナログＡＳＩＣ２４と各ＡＤＣ２５は、８ｃｈ分のスロー系の信号を纏めて送信する１本の配線でそれぞれ接続されている。また、各アナログＡＳＩＣ２４とデジタルＡＳＩＣ２６は、３２ｃｈのファースト系の信号を１つ１つ送信する３２本の配線で接続されている。つまり、１個のデジタルＡＳＩＣ２６は、４個のアナログＡＳＩＣ２４と合計１２８本の配線で接続されている。

なお、アナログＡＳＩＣ２４から出力されるスロー系の出力信号は、アナログの波高値（図５に示すグラフの最高値の値）である。また、アナログＡＳＩＣ２４からデジタルＡＳＩＣに出力されるファースト系の出力信号は、検出時刻に対応したタイミングを示すタイミング信号である。このうちスロー系の出力である波高値は、アナログＡＳＩＣ２４とＡＤＣ２５とを接続する配線（前記した８ｃｈを１本にした配線）によりＡＤＣ２５に入力され、ＡＤＣ２５によりデジタル信号に変換される。ＡＤＣ２５では、例えば波高値を８ビット（０〜２５５）のデジタルの波高値に変換する（ex.５１１ＫｅＶ→２５５）。また、スロー系の出力であるタイミング信号は、前記したアナログＡＳＩＣ２４とデジタルＡＳＩＣ２６とを接続する配線によりデジタルＡＳＩＣ２６に供給される。

ＡＤＣ２５は、デジタル化して８ビットの波高値情報をデジタルＡＳＩＣ２６に送信する。このため、各ＡＤＣ２５とデジタルＡＳＩＣ２６とは配線で接続されている。ちなみに、デジタルＡＳＩＣ２６は、ＡＤＣ２５が両面で１６個あることから、合計１６本の配線でＡＤＣ２５と接続されている。１個のＡＤＣ２５は、８ｃｈ分の信号（検出素子８個分の信号）を処理する。なお、ＡＤＣ２５は、デジタルＡＳＩＣ２６と、ＡＤＣ制御信号伝送用の配線、及び波高値情報伝送用の配線で接続される。

デジタルＡＳＩＣ２６は、図１０に示すように、８個の時刻決定回路（時刻決定装置）３５及び１個のＡＤＣ制御回路（ＡＤＣ制御装置）３６を含む複数のパケットデータ生成装置３４、及びデータ転送回路（データ送信装置）３７を有しており、これらをＬＳＩ化したものである。ＰＥＴ撮像装置１に設けられた全てのデジタルＡＳＩＣ２６は、図示されていない５００ＭＨｚのクロック発生装置（水晶発振器）からのクロック信号を受け、同期して動作している。各デジタルＡＳＩＣ２６に入力されたクロック信号は、全パケットデータ生成装置３４内のそれぞれの時刻決定回路３５に入力される。時刻決定回路３５は、検出器２１毎に設けられ、該当するアナログ信号処理回路３３のタイミングピックオフ回路２４ａからタイミング信号を入力する。時刻決定回路３５はタイミング信号を入力した時のクロック信号に基づいてγ線の検出時刻を決定する。タイミング信号は、アナログＡＳＩＣ２４のファースト系の信号に基づくものであるので、真の検出時刻に近い時刻を検出時刻（時刻情報）とすることができる。
ＡＤＣ制御回路３６は、時刻決定回路３５から、γ線を検出したタイミング信号を受けその検出器ＩＤを特定する。即ち、ＡＤＣ制御回路３６は、ＡＤＣ制御回路３６に接続される各時刻決定回路３５に対する検出器ＩＤを記憶しており、ある時刻決定回路３５から時刻情報を入力したとき、その時刻決定回路３５に対応する検出器ＩＤを特定できる。これは、時刻決定回路３５が検出器２１ごとに設けられているために可能となる。さらに、ＡＤＣ制御回路３６は、時刻情報を入力した後、検出器ＩＤ情報を含むＡＤＣ制御信号をＡＤＣ２５に出力する。ＡＤＣ２５は、その検出器ＩＤに対応するアナログ信号処理回路３３のピークホールド回路２４ｅから出力された波高値情報を、デジタル信号に変換して出力する。この波高値情報は、ＡＤＣ制御回路３６に入力される。ＡＤＣ制御回路３６は、時刻情報及び検出器ＩＤに波高値情報を付加してパケットデータを生成する。各パケットデータ生成装置３４のＡＤＣ制御回路３６から出力されたパケットデータ（検出器ＩＤ、時刻情報及び波高値情報を含む）は、データ転送回路３７に入力される。
データ転送回路３７は、各パケットデータ生成装置３４のＡＤＣ制御回路３６から出力されたデジタル情報であるパケットデータを、例えば定期的に、１２枚の結合基板２０を収めている検出器ユニット２（図１１、図１２）の筐体３０に１個設けられているユニット統合用の集積回路（ユニット統合ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate array）３１）に送信する。ユニット統合ＦＰＧＡ（以下、ＦＰＧＡという）３１は、それらのデジタル情報をコネクタ３８に接続された情報伝送用配線に出力する。

こうして、デジタルＡＳＩＣ２６から出力された、（１）波高値情報、（２）決定した時刻情報、及び（３）検出器２１の１個１個を一意に識別する検出器ＩＤを含むパケットデータは、情報伝送用配線を介して後段のデータ処理装置１２（図１参照）のＰＥＴデータ処理部１２ａ（図１６参照）に送信される。ＰＥＴデータ処理部１２ａの同時計測装置１２Ａは、デジタルＡＳＩＣ２６から送信されたパケットデータを基に、同時計測処理（設定時間の時間窓で所定エネルギのγ線を２個検出したときは、これらのγ線を、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線とみなす処理）を行って、同時計測したその一対のγ線を一個として計数し、その一対のγ線を検出した２つの検出器２１の位置をそれらの検出器ＩＤより特定する。ＰＥＴデータ処理部１２ａは、前述の時間窓内で検出されたγ線検出信号が３つ以上ある（γ線を検出した検出器２１が３つ以上ある）場合に、それらのγ線検出信号の波高値情報等を用いて３つ以上ある検出器２１のうち最初にγ線が入射された２つの検出器２１を特定する。特定された一対の検出器２１が同時計測されて１つの計数値（第１情報）が生成される。また、ＰＥＴデータ処理部１２ａの断層像情報作成装置１２Ｂは、同時計測で得た計数値及び検出器２１の位置情報（第２情報）を用いて、放射性薬剤の集積位置、即ち悪性腫瘍位置での被検体の断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置１３に表示される。前記のデジタル情報、同時計測で得た計数値及び検出器２１の位置情報、及び断層像情報等の情報は、データ処理装置１２の記憶装置に記憶される。

なお、以上の説明では、検出器基板２０Ａは検出器２１を有し、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、コンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６を有している。しかし、検出器基板（第１の基板）２０Ａが、検出器２１、コンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４等を有し、ＡＳＩＣ基板（第２の基板）２０ＢがＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６等を有するようにしてもよい。検出器基板２０Ａが検出器２１とアナログＡＳＩＣ２４とを有することで、検出器２１とアナログＡＳＩＣ２４との距離（配線の長さ）をさらに短くすることができる。このため、ノイズの影響をさらに低減することが可能になる。
さらに、結合基板２０を、３基板（検出器基板２０Ａ、アナログＡＳＩＣ基板、デジタルＡＳＩＣ基板）をそれぞれコネクタを介して着脱自在に連結した構成としてもよい。検出器基板２０Ａは検出器２１を有し、アナログＡＳＩＣ基板は、コンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４を有し、デジタルＡＳＩＣ基板は、ＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６を有している。本構成では、アナログ回路を搭載する基板とデジタル回路を搭載する基板とを分離することにより、デジタル回路側のノイズがアナログ回路に入りこむことを防止している。また本構成では、アナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの搭載基板を分離し、それを着脱自在なコネクタにより接続しているので、例えばデジタルＡＳＩＣのみが故障した場合でも、デジタルＡＳＩＣ基板のみを交換すれば良い。従って、本構成ではよりいっそう無駄の排除が可能となる。

ちなみに、前記した説明では、検出器２１を設置する基板本体２０ａ（検出器基板２０Ａ）と、ＡＳＩＣ２４，２６を設置する基板本体２０ｂ（ＡＳＩＣ基板２０Ｂ）とが別の基板になっている。このため、例えば、両ＡＳＩＣをＢＧＡ（Ball Grid Array）を介して基板にリフローでハンダ付けする際に、ＡＳＩＣ基板だけをハンダ付け処理できるので、検出器２１を高温に晒す必要がなく好ましい。もちろん、全ての素子２１〜２６を同一の基板上に配置することとして、コネクタＣ１を用いないようにすることもできる。

（結合基板の収納によるユニット化）
次に、前記した結合基板２０の筐体３０への収納によるユニット化を説明する。本実施形態では、１２枚の結合基板２０を筐体（枠体）３０内に収納して検出器ユニット（１２基板ユニット）２を構成している。ちなみに、ＰＥＴ撮像装置１は、この検出器ユニット２が周方向に６０〜７０個着脱自在に配置された構成をしており（図１３（ｂ）参照）、保守点検が容易なようにされている。

（筐体への収納）
図１１に示すように、検出器ユニット２は、１２枚の前記した結合基板２０、この１２枚の結合基板２０に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳ、前記したＦＰＧＡ３１、外部との信号の授受を行う信号用のコネクタ、外部から電源の供給を受けるための電源用のコネクタ等を収納したり保持したりする筐体３０等を備える。

図１１及び図１２に示すように、結合基板２０は、奥行方向（ベッド１４の長手方向）には重なり合わないように３列、間口方向（ＰＥＴ撮像装置１の周方向）には４列並んで筐体３０内に収められている。つまり、１個の筐体３０には、結合基板２０が１２枚収納されている。このように収納するため、奥行方向に伸びる１条のガイド溝（ガイドレール）Ｇ１を周方向に適宜離間して４列備えるガイド部材３９が、筺体３０内に配置され、筺体３０の上端部に取り付けられている。ガイド部材３９は、各ガイド溝Ｇ１の部分に，天板３０ａの各コネクタＣ３と対向する位置にそれぞれ開口４０を有する。更に、奥行方向に伸びる１条のガイド溝（ガイドレール）Ｇ２を有する４つのガイド部材４１が、周方向に適宜離間して筐体３０の底板３０ｂに設けられる（図１２参照）。ガイド溝Ｇ１，Ｇ２は、結合基板２０を３枚（３つ）収納する分の奥行を持っている。結合基板２０のＡＳＩＣ基板２０Ｂ側端部がガイド溝Ｇ１に、結合基板２０の検出器基板２０Ａ側端部がガイド溝Ｇ２に、それぞれ収納される。３つの結合基板２０がガイド溝Ｇ１，Ｇ２の奥行方向に３つの保持されるようになっている。ちなみに、結合基板２０は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ側端部と検出器基板２０Ａ側端部がガイド溝Ｇ１，Ｇ２で摺動するようになっているので、指等で結合基板２０を、ガイド溝Ｇ１，Ｇ２内を滑らして所定の箇所に容易に位置させることができる。このとき、各基板コネクタＣ２はそれぞれ開口４０の部分に位置している。所定枚数の結合基板２０が筺体３０内に配置された後、天板３０ａが筺体３０の上端にネジ等で着脱自在に取り付けられる。天板３０ａに設けられた各コネクタＣ３は、該当する開口４０内に挿入されて該当する基板コネクタＣ２に接続されている。なお、筐体３０の上部・下部とは、筐体３０をＰＥＴ撮像装置１から取り出した場合のことであり、図１３に示されるように、筐体３０がＰＥＴ撮像装置１に備えられた場合には、上下が反転したり、上下が９０°回転して左右になったり、或いは斜めになったりする。

図１２に示すように、筐体３０の天板３０ａには、前記した４列のガイド溝Ｇ１が備えられるほかに、ＦＰＧＡ３１及びコネクタ３８が備えられる。コネクタ３８はＦＰＧＡ３１に接続される。ＦＰＧＡ３１は、現場でプログラムを組むことができる。この点、プログラムを組むことができないＡＳＩＣとは異なる。従って、本実施形態のように、ＦＰＧＡ３１では、例えば収納する結合基板２０の数や種類が変わった場合でも、現場でプログラミングすることで、枚数変更にも適切に対応することができる。

なお、本実施形態で用いているＣｄＴｅを半導体材料Ｓとする検出器２１は、光に反応して電荷を発生することから、筐体３０はアルミニウムやアルミニウム合金といった遮光性を有する材料から構成されると共に、光が侵入する隙間をなくすようにしてある。即ち、筐体３０は遮光性を有する構成をしている。ちなみに、遮光性が他の手段により確保される場合は、筐体３０はそれ自体が遮光性を有する必要はなく、検出器２１を着脱自在に保持する枠（枠体）でよい（例えば遮光用の面材（パネル）等は不用である）。

図１３（ａ）に示すように、検出器ユニット２は、ユニット支持部材２Ａを介して装着される。また、この図１３（ｂ）に示すように、検出器ユニット２は、ユニット支持部材２Ａに片端支持されてＰＥＴ撮像装置１に装着されている。ユニット支持部材２Ａは、中空の円盤状（ドーナッツ状）をしており、検出器ユニット２を装着する窓をＰＥＴ撮像装置１の周方向に多数（装着する検出器ユニット２の数だけ）備えている。このように、検出器ユニット２を片端支持するため、検出器ユニット２の筐体３０の体軸方向手前側には、ストッパとなるフランジ部分が設けてある。ちなみに、検出器ユニット２を周方向に極力密に並べようとすると、周方向内側のフランジ部分は邪魔になる。そこで、この邪魔になる部分のフランジ部分を筐体３０からなくし、周方向外側のフランジ部分を残すようにしてもよい。また、ユニット支持部材２Ａをもう１つ設置し、検出器ユニット２の両端部を両方のユニット支持部材２Ａで保持してもよい。

なお、ＰＥＴ撮像装置１に検出器ユニット２を装着する場合は、蓋１１ａを取り外して、ユニット支持部材２Ａを露出させ、そこから検出器ユニット２をフランジ部分が突き当たるまで差し込んで装着するようになっている。なお、差し込んで装着することにより、ＰＥＴ撮像装置１と検出器ユニット２のコネクタの接続が行われ、ＰＥＴ撮像装置１と検出器ユニット２との信号及び電源の接続がなされる。

（電源）
次に、電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳについて説明をする。図１１に示すように、検出器ユニット２は、ＦＰＧＡ３１の裏面側で筺体３０内に形成される空間に、各検出器２１に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳを設置している。この高圧電源装置ＰＳは、低圧の電源を供給され、図示しないＤＣ−ＤＣコンバータ（電圧を昇圧する手段）により電圧を３００Ｖに昇圧して各検出器２１に供給するようになっている。ちなみに、検出器２１は、結合基板２０（＝検出器基板２０Ａ）１枚について、片面で６４個、両面で１２８個備えられている。そして、この結合基板２０が１つの筐体３０（つまり１つの検出器ユニット２）には１２枚収納される。よって、高圧電源装置ＰＳからは、１２８×１２＝１５３６個の検出器２１に電圧が供給される。

ちなみに、従来は、離れたところにある精密電源装置から変動の極めて少ない３００Ｖの電圧の電源を供給していたが、（１）精密電源装置からの距離が遠くなると、その分高電圧配線に対する広範な絶縁構造が必要になること（絶縁距離が長くなってしまうこと）、（２）検出器２１の温度変動により電圧が変動してしまうことから、精密電源装置から精度のよい電圧を供給しても、目的とする検出器２１の部分では、思ったほど精度のよい電圧になってないこと等の問題があった。
また、保守点検を容易にするため、例えば本実施形態のような検出器ユニット２に電源コネクタ（不図示）を備えて、この電源コネクタの部分で精密電源装置から伸びる高圧電源ラインを取り外しできるようにすることが考えられる。即ち、本実施形態でいえば、検出器ユニット２に、該ユニット２の外部から高圧電源を、電源コネクタを介して供給することも考えられる。しかし、３００Ｖの高電圧の場合、前記絶縁の問題に加えて電源コネクタが大掛かりになる等の問題があった。

本実施形態では、検出器ユニット２に内蔵する高圧電源装置ＰＳが、天板３０ａに設けられた電源用のコネクタ４２及びコネクタ３８を介して電源配線により外部の低電圧（５〜１５Ｖ）の直流電源に接続されている。高圧電源装置ＰＳの高電圧側端子は、天板３０ａに設けられたコネクタ４３を介して天板３０ａに設けられた１２個のコネクタＣ３にそれぞれ接続され、各結合基板２０のコネクタＣ２、基板本体２０ｂ内の電源配線（不図示）、コネクタＣ１及び基板本体２０ａ内の電源配線（不図示）を介して基板本体２０ａに設けられた各検出器２１の電極Ｃにそれぞれ接続される。コネクタＣ１，Ｃ２は、検出器２１の出力信号を伝えるコネクタ以外に、電源配線用のコネクタを含んでいる。高圧電源装置ＰＳが直流電源から印加される低電圧をＤＣ−ＤＣコンバータで３００Ｖに昇圧するため、高電圧部分を少なくすることができた。これにより、絶縁距離を短くすることができた。即ち、コネクタ４２から直流電源までは高電圧配線にする必要がなくなった。また、保守等が容易になった。また、電圧の変動の問題に対しては、本実施形態では、精密電源装置ではなく、温度による電圧の変動分に応じた精度を有する高圧電源装置ＰＳを備えることとした。これにより、高精度の電源を必要としなくなった。また、外部の電源から供給を受けるのは低電圧であるので、コネクタ３８に設けられる電源コネクタに小型のものを用いることができた。そして、電源コネクタが小型のものを用いた分、レイアウトの自由度が増大した。また、ＦＰＧＡ３１の裏面側で筺体３０内に形成される空間に、高圧電源装置ＰＳを配置しているため、高圧電源装置ＰＳの筺体３０内への配置によって検出器ユニット２が、大型化することがなくコンパクトになる。なお、天板３０ａを介してではなく、高圧電源装置ＰＳを、直接、基板本体２０ａに設けた電源配線にコネクタを介して接続してもよい。また、電源用のコネクタは、検出器２１の出力信号用のコネクタから分離して配置してもよい。これにより、電源系から信号用の配線にノイズが載ることを防止できる。

また、このように、検出器ユニット２への供給電源の低圧化により、例えば各ＡＳＩＣ２４，２６への電源の供給と同様に、高圧電源装置ＰＳには低電圧で給電できるようになった。
また、高圧電源装置ＰＳを用いて電源を供給することで、筐体（ＧＮＤ）との絶縁が不要になる。

ちなみに、高圧電源装置ＰＳに供給された電圧は、高圧電源装置ＰＳ内の図示しないＤＣ−ＤＣコンバータにより３００Ｖに昇圧され、昇圧後、筐体３０の天板３０ａ内を通って、結合基板２０ごと、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ→検出器基板２０Ａ→各検出器２１へと供給される。即ち、筐体３０（天板３０ａ）は、高圧電源装置ＰＳから各結合基板２０へ電圧を供給する図示しない電圧供給用の配線を備える。また、各結合基板２０は、基板コネクタＣ２を介して高圧電源装置ＰＳから供給された電圧を、各検出器２１に供給する電圧供給用の配線を備える。
Ｂ．（Ｘ線ＣＴ撮像装置）
Ｘ線ＣＴ撮像装置４は、図１に示すように、前記ＰＥＴ撮像装置１の後方に配置されており、図１４に示すように、放射線検出器４０、Ｘ線源周方向移動装置４１、駆動装置制御装置４２、Ｘ線源制御装置４３及びケーシング４０ａ（図１５参照）を有する。また、Ｘ線源周方向移動装置４１は、円盤型保持部４４、Ｘ線源４５及びＸ線源装置保持部４５ａを備える。Ｘ線源装置保持部４５ａは、円盤型保持部４４の一端部で円盤型保持部４４の外面に取り付けられる。Ｘ線源４５はＸ線源装置保持部４５ａの他端部に取り付けられる。

放射線検出器４０は、Ｘ線源４５から被検体Ｈを透過してきたＸ線を検出可能な位置に配置する。放射線検出器４０は円盤型保持部４４から検出器保持部４６を介して複数個（約１００個）並んでおり、Ｘ線源周方向移動装置４１と連動して被検体Ｈの周囲を回転するように構成されている。また、放射線検出器４０にはコリメータ４７が取り付けられており、Ｘ線源４５から発生したＸ線のみが放射線検出器４０に入射するようになっている。本実施形態では放射線検出器４０としてシンチレータ検出器を用いている。

Ｘ線源４５は図示しない公知の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陰極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（１４０ｋＶ）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。１４０ｋｅＶ以下のＸ線が、電子の陽極への衝突によって発生し、Ｘ線源４５から放出される。

Ｘ線源制御装置４３は、Ｘ線源４５からのＸ線の放出時間を制御する。即ち、Ｘ線源制御装置４３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４５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設定時間を経過した時に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設定時間を経過した時に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。

駆動装置制御装置４２は、Ｘ線ＣＴ検査を開始するとき、駆動開始信号を出力して、電源とつながる不図示の開閉器（以下、第１モータ開閉器という）を閉じる。電流の供給により第１モータが回転し、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。ピニオンの回転によって、円盤型保持部４４、つまりＸ線源４５が被検体Ｈの周囲を予め設定された速度で移動する。Ｘ線ＣＴ検査終了時には、駆動装置制御装置４２は駆動停止信号を出力して第１モータ開閉器を開く。これによって、Ｘ線源４５の周方向への移動が停止される。放射線検出器４０は、検出器保持部４６を介して円盤型保持部３４に固定されているため、Ｘ線源４５と共に回転する。そのため、Ｘ線源４５よりＸ線が照射されているときは、放射線検出器４０で被検体Ｈを透過したＸ線を計測することが可能となる。

Ｘ線ＣＴ検査を開始する際に駆動装置制御装置４２から出力された駆動開始信号はＸ線源制御装置４３に入力される。Ｘ線源制御装置４３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線発生信号を繰り返して出力する。このように、Ｘ線停止信号及びＸ線発生信号が繰り返し出力されることによって、Ｘ線源４５は、設定時間（例えば１μｓｅｃ）の間にＸ線を放出し、その後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４５の周方向への移動期間中に繰り返されることになる。Ｘ線源４５から放出されたそのＸ線は、ファンビーム状に、被検体Ｈに対して照射される。このＸ線は、被検体Ｈを透過した後、Ｘ線源４５から１８０度反対方向の位置にあって、Ｘ線源と同時に回転している放射線検出器４０によって検出される。これらの放射線検出器４０は、そのＸ線の検出信号（以下、Ｘ線検出信号という）を出力する。
前記ではＸ線をパルス照射する方法を説明したが、それに限定されない。Ｘ線は連続照射していて、計測側で電荷蓄積時間を制御し計測しても良い。

（データ処理装置）
データ処理装置１２は、図１６に示すように、ＰＥＴ撮像装置１からのデータを処理するＰＥＴデータ処理部１２ａ、Ｘ線ＣＴ撮像装置４からのデータを処理するＸ線ＣＴデータ処理部１２ｂを有し、ＰＥＴ／ＣＴ制御部１２ｃを含んで構成されている。
ＰＥＴデータ処理部１２ａは、記憶装置（不図示）、同時計測装置１２Ａ及び断層像情報作成装置１２Ｂを有する。ＰＥＴデータ処理部１２ａは、検出したγ線の波高値、検出時刻のデータ及び検出器（チャンネル）ＩＤを含むパケットデータを取り込む。同時計測装置１２Ａは、本パケットデータ、特に検出時刻のデータ及び検出器ＩＤに基づいて同時計測を行い、５１１ＫｅＶのγ線の検出位置を特定し記憶装置に記憶する。断層像情報作成装置１２Ｂは、この特定した位置に基づいて機能画像を作成し、これを出力する。ここで、ＰＥＴ画像再構成法としては、２次元の場合、例えば前記フィルタードバックプロジェクション法を用いればよい。３次元撮像を行った場合は、例えば１９９７年のアイトリプルイー・トランザクションズ・オン・メディカル・イメージング（IEEE Transactions on Medical Imaging）第１６巻、１４５頁に論じられているフーリエリビニング法を用いて画像再構成を行う。これによりＰＥＴ像を得る。ＰＥＴ像は、ガンマ線対の発生密度情報が得られる。

Ｘ線ＣＴデータ処理部１２ｂは、増幅回路１２Ｃ、サンプルホールド回路１２Ｄを含み、放射線検出器４０からのＸ線検出信号を入力してそのＸ線検出信号の強度をデータ化するようになっている。Ｘ線源４５から放出されるＸ線は、前記γ線に比べ圧倒的に入射レートが高くなっているので、Ｘ線ＣＴデータ処理部１２ｂは、一般に、いわゆる電流モード用（積分モード）計測回路で構成される。放射線検出器４０からのＸ線検出信号（電流信号）は、積分型の増幅回路１２Ｃによって蓄積されていき、サンプルホールド回路１２Ｄによってその信号のサンプル値が保持される。以上の動作をリセット信号によって一定周期（最大数１０ミリ秒程度）で繰り返されることで、一定時間毎のＸ線強度がサンプルホールド回路１２Ｄでデータ化される。Ｘ線ＣＴデータの画像再構成方法としては、例えば、前記と同様、アトリプルイー・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）を用いて行う。得られる像は体内をｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向にそれぞれ等間隔で区切った直方体もしくは立方体ボクセルにおけるＣＴ値である。

ＰＥＴ／ＣＴ制御部１２ｃは、コンピュータもしくはワークステーション等で構成されており、その内部においてＰＥＴ検査、ＣＴ検査におけるタイミングチャートを作成し、そのタイミングチャートに基づいてベッド１４、ＰＥＴ撮像装置１、Ｘ線ＣＴ撮像装置４、ＰＥＴデータ処理部１２ａ、Ｘ線ＣＴデータ処理部１２ｂに所望の動作を命令するとともに、ＰＥＴデータ処理部１２ａからのγ線撮像データを用いて断層像（ＰＥＴ像）と、Ｘ線ＣＴデータ処理部１２ｂからのＸ線撮像データとを元にＸ線ＣＴ像を再構成する。ここで、Ｘ線ＣＴ像を求めるにあたり、Ｘ線撮像データを元にＸ線の減衰率を用いて、Ｘ線源４５と放射線検出器４０との間における被検体Ｈ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等の方法により各ボクセルの線源弱係数を求める。そして、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像データが得られる。また、ＣＴ値から５１１ｋｅＶのγ線での吸収量を算出し、これにより被検体Ｈにおける体内吸収が補正され、正確なＰＥＴ断層像が再構成される。再構成された両断層像は、表示装置１３によって表示される。したがって、前記ＰＥＴ撮像装置１側において、吸収補正用の線源を設ける必要がなくなる。

ここで、ＰＥＴ像とＸ線ＣＴ像との合成は、両方の像データにおける、孔部５０（図２参照）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。なお、サイノグラムデータ及び周波数空間で画像を合成するようにしても良い。表示装置１３に表示される合成された断層像は、Ｘ線ＣＴ像を含んでいるので、ＰＥＴ像における患部の、被検体Ｈの体内における位置を容易に確認することができる。即ち、Ｘ線ＣＴ像は内臓及び骨の像を含んでいるので、患部（例えば、癌の患部）が存在している位置を、その内臓及び骨との位置関係で特定することができる。

なお、本実施形態では、ＰＥＴ撮像装置１とＸ線ＣＴ撮像装置４とをベッド１４の長手方向に沿って（被検体Ｈの体軸方向に前後して）配置してあるので、ＰＥＴ撮像装置１により撮像されたＰＥＴ像とＸ線ＣＴ撮像装置４により撮像されたＸ線ＣＴ像とを独立して撮影することができ、干渉等によって必要なデータが欠損するおそれがない。

（放射線検査装置の動作）
次に、以上の構成を有する放射線検査装置の動作を説明する。
放射線検査を行う前に、まず被検体Ｈに予め注射等の方法によりＰＥＴ用の放射性薬剤をその体内投与放射能が３７０ＭＢｑになるように投与する。放射性薬剤は、検査目的（癌の場所を把握、または心臓の動脈瘤の検査等）に応じて選ばれる。被検体Ｈは、放射性薬剤が撮像可能な状態に集まるまでの間、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体Ｈの患部に集まる。その所定時間が経過した後、被検体Ｈをベッド１４に寝かせる（図２参照）。なお、検査の種類によっては、放射性薬剤をベッド１４に寝かせられた被検体Ｈに投与することもある。

ＰＥＴ検査及びＣＴ検査を実行する検査者（診療放射線技師や医師）は、検査の目的に応じて必要な情報（断層像を得たい領域（撮像領域或いは関心領域）、スライス数、スライス間隔、ＣＴスキャンのタイミング、吸収線量等）を、ＰＥＴ／ＣＴ制御部１２ｃに入力する。これは表示装置１３に図１７に示すような情報入力画面を表示させて、必要なデータを、キーボードやマウス等により入力する手法を採ることができる。図１７に示すようにコンボボックスやラジオボタン等を画面に配置すれば、入力を簡単に行うことができる。ＰＥＴ／ＣＴ制御では、入力された情報に基づいてＰＥＴ検査／ＣＴ検査シーケンス（適宜「検査シーケンス」と省略する）が作成される。ちなみに、図１７の情報入力画面の「表示」ボタンをクリックすると、検査シーケンスがＰＥＴ／ＣＴ制御部１２ｃ内部で作成されて表示装置１３に表示され、「検査開始」ボタンをクリックすると検査が開始される。なお、ＰＥＴ／ＣＴ制御部１２ｃでは、以下のパラメータが全て一連の検査シーケンスの中でプログラム化され、検査を開始するための基準時間に対するクロック数に基づいたタイミングで実行される。

（１）ＰＥＴ撮像装置１及びＸ線ＣＴ撮像装置４の作動及び停止
（２）Ｘ線源４５の周回、体軸方向の移動、照射量（管電流、管電圧）
（３）ＰＥＴデータ処理部１２ａ及びＸ線ＣＴデータ処理部１２ｂの作動及び停止
（４）γ線撮像データ、Ｘ線撮像データ送信の許可及び禁止
（５）ベッド１４の移動制御

なお、ＰＥＴ撮像装置１とＸ線ＣＴ撮像装置４との撮影が切り替えられるようにシーケンス（ベッド１４の移動制御を含む）されている。

また、Ｘ線は体軸方向に照射領域が拡がるので、放射線検出器４０は、体軸方向に最大１０個程度の検出器の集合体として切り替えがなされる。補足すると、１つの放射線検出器４０が５ｍｍ角のサイズとすると、これを１０個直列に並べると５０ｍｍになる。この５０ｍｍという値は、体軸方向に照射領域が拡がっているＸ線（体軸方向に５°の拡がりを持った扇状）の拡がりの程度にマッチしたものになっている。

まず、ベッド１４に寝かされた被検体Ｈを所定の位置に移動するとともに、ＰＥＴ撮像装置１を作動させる。

ＰＥＴ／ＣＴ制御部１２ｃからの指示によりＰＥＴデータ処理部１２ａが作動し、ＰＥＴ検査を開始する。被検体Ｈの体内から放射されたγ線は、検出器２１によって検出され、γ線撮像データとしてＰＥＴデータ処理部１２ｃに送信される。ＰＥＴデータ処理部１２ａでは、既に説明したようにしてγ線撮像データを生成し、ＰＥＴ／ＣＴ制御部１２ｃへ送信する。シーケンスに従い、この状態でしばらくＰＥＴ検査を行い、所定の撮影が終了したら、ＰＥＴ撮像装置１を停止させる。

ＣＴ検査に先立ち、Ｘ線源４５を駆動し、Ｘ線を発生させる。Ｘ線発生強度を所定の値（管電流、管電圧）で安定化させ、スタンバイ状態にする。そしてベッド１４をＸ線ＣＴ撮像装置４の所定の位置に移動させる（図１４参照）。

Ｘ線が照射される領域に含まれる放射線検出器４０をＸ線ＣＴデータ処理部１２ｂに接続し、Ｘ線ＣＴデータ処理部１２ｂを作動させ、Ｘ線撮像データを取得する。ここでＸ線源４５は体軸方向に約５°、周方向に約６０°の拡がりを持ってＸ線を照射するため、体軸方向照射領域、周方向照射領域（いずれも不図示）に含まれる複数の放射線検出器４０がＸ線ＣＴデータ処理部１２ａに接続される（体軸方向の５°の拡がりを纏めて処理する）。Ｘ線源周方向移動装置４１により、Ｘ線源４５を周方向に回転させることによりＸ線源４５を周回させ、ＣＴ検査を行う。

なお、Ｘ線源４５の回転と各放射線検出器４０群の切り替えのタイミングが同期するように検査シーケンスが組んであるので、切替命令は、Ｘ線源４５の位置を検出することなく出される。つまり、各放射線検出器４０の回路切り替えのタイミングは、Ｘ線源４５の回転開始時間及び回転速度（角速度）が既知であるため、シーケンスプログラムの中で設定できる。

その後、Ｘ線源４５による照射を停止し、Ｘ線ＣＴ撮像装置４を停止させ、ベッド１４を初期の位置に移動させ、ＰＥＴ／ＣＴ検査を終了する。

ＰＥＴ／ＣＴ制御部１２ｃでは、ＰＥＴデータ処理部１２ａから受信したγ線撮像データを用いてＰＥＴ画像を、Ｘ線ＣＴデータ処理部１２ｂから得られたＸ線撮像データを用いてＸ線ＣＴ像を再構成する。そして、再構成されたＸ線ＣＴ像が表示装置１３に表示される。
以下では、本実施形態における効果を説明する。
（１）本実施形態では、半導体放射線検出器を使用することによりエネルギー分解能が向上し、散乱線が除去できる。特に、３Ｄ撮像時において、散乱線の増加が抑えられＰＥＴ画像の高画質化が図れると共に定量性のある検査が可能となる。図２２に３Ｄ撮像時を模擬したシミュレーション結果を示す。図２２はエネルギー閾値（Energy Threshold）と散乱率（Scatter Fraction）の関係をプロットしたものである。半導体放射線検出器のエネルギー分解能は数％でありエネルギー閾値を４７５ＫｅＶ程度まで上げることが出来る。図２２から、エネルギー閾値を４７５ＫｅＶとすれば、散乱率を２Ｄ撮像時並みの２０％以下に抑えられ、定量性の高い検査が可能となる。
（２）本実施形態では、半導体放射線検出器を使用することにより位置分解能が向上する。シンチレータにおいては、数十個のシンチレータの信号を１つのホトマルで増幅し、重心計算等を用いて検出したシンチレータ位置を算出しているために、位置分解能が劣化している。また、ホトマルを使用しているのでシンチレータ微細化には限界がある。一方、本実施形態の半導体放射線検出器を用いたＰＥＴ撮像装置では、半導体放射線検出器毎に増幅回路が形成され、位置分解能が劣化しない。さらに、ＡＳＩＣ等を使用し信号処理回路を形成しているので、半導体放射線検出器の微細化が容易であり、位置分解能の更なる向上が可能である。
（３）本実施形態では、前記効果（１）により、３Ｄ撮像においても定量性の高い検査が可能となるので、２Ｄ撮像が不要となり、３Ｄ専用ＰＥＴ装置が可能となる。従って、検出器の内側にセプタを入れる必要が無くなり、装置の小型化が図れる。
（４）本実施形態では、半導体放射線検出器を使用しその信号処理にＡＳＩＣを使用しているために、シンチレータで使用しているホトマルに比べて半導体放射線検出器周りの小型化が実現される。また、半導体放射線検出器と信号処理回路を統合基板上に順序良く配置しているので、更なる小型化を実現している。
（５）本実施形態では、Ｘ線ＣＴ撮像装置とＰＥＴ撮像装置とを直列配置しＣＴ値を用いて吸収補正を実施しているので、吸収補正用の線源が不要であり、線源を検出器の内側で回す必要が無くなり、装置の小型化が図れる。
（６）本実施形態では、前記効果（１）から（５）によりＸ線ＣＴ撮像装置とＰＥＴ撮像装置とを直列に配置しながら、装置全体を小型化し、被検者に威圧感を与えない構成となっていると共に、定量性の高い高分解能な画像を提供し、高精度な検査を可能としている。

［実施形態２］
他の実施形態である放射線検査装置を説明する。本実施形態の放射線検査装置は、図１８に示すように、Ｘ線ＣＴ撮像装置４における放射線検出器として半導体放射線検出器２１を用いている点が実施形態１と異なる。具体的には、図１９に示すような結合基板６０が検出器保持部４６を介してスライス方向に複数個（本実施形態では、４スライス）設けられており、Ｘ線源周方向移動装置４１と連動して被検体Ｈの周囲を回転するように構成されている。結合基板６０の構成は、実施形態１における結合基板２０と同様に、検出器２１、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４Ａ、ＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６Ａを有しており、検出器２１、アナログＡＳＩＣ２４Ａ、ＡＤＣ２５の数が少なく構成されている点を除いて同じである。即ち、検出器２１は、１列１６個、両面で３２個設けられており、これにともなって、アナログＡＳＩＣ２４ＡおよびＡＤＣ２５が１組設けられている。

このような検出器２１を有したＸ線ＣＴ撮像装置４における撮影は、ベッド１４が移動され、被検体ＨがＸ線源４５と検出器２１との間に移動されて行われる。その際、円盤型保持部４４が回転されることによって、Ｘ線源４５と検出器２１とが被検体Ｈの周囲を旋回する。そして、Ｘ線源４５から放射されたＸ線が所望の拡がりをもって対応する検出器２１に入射され、検出器２１はＸ線検出信号を出力する。このＸ線検出信号は、後記するアナログＡＳＩＣ２４Ａ及びデジタルＡＳＩＣ２６Ａで処理される。

ここで、結合基板（ユニット基板）６０を構成するＡＳＩＣ基板６０Ｂを、図２０，２１を用いて説明する。検出器基板６０ＡにコネクタＣ１により接続されているＡＳＩＣ基板６０Ｂは、検出器２１ごとに設けられた抵抗２３、１個のアナログＡＳＩＣ２４Ａ、及び１個のデジタルＡＳＩＣ２６Ａを有する。アナログＡＳＩＣ２４Ａは、アナログ信号処理回路（アナログ信号処理装置）３３Ａを３２組備えている。アナログ信号処理回路３３Ａは、検出器２１ごとに設けられる。ここで、チャージアンプ２４ｂ、極性アンプ２４ｃ、バンドパスフィルタ２４ｄ、及びピークホールド回路２４ｅがこの順序に接続されて設けられている。１個のアナログＡＳＩＣ２４Ａは、３２組のアナログ信号処理回路３３ＡをＬＳＩ化したものである。検出器２１から出力されて抵抗２３を通過したＸ線検出信号は、チャージアンプ２４ｂ、極性アンプ２４ｃ、バンドパスフィルタ２４ｄを経てピークホールド回路２４ｅに入力される。ピークホールド回路２４ｅは、Ｘ線検出信号の強度をサンプリング保持する。

デジタルＡＳＩＣ２６Ａは、パケットデータ生成装置３４及びデータ転送回路３７を有しており、これらをＬＳＩ化したものである。デジタルＡＳＩＣ２６Ａは、図示されていない６４ＭＨｚのクロック発生装置（水晶発振器）からのクロック信号を受け、同期して動作している。駆動装置制御装置４２から出力された駆動開始信号をユニット統合ＬＳＩ３１経由でＡＤＣ制御回路３６が受信し計測を開始する。ＡＤＣ制御回路３６では内部にカウンターを持っており計測時間を管理している。つまり、所定の時間間隔でＡＤＣ２５を動作させて各チャンネルを切り替えながら波高値情報を読み出している。また、同時にアナログＡＳＩＣ２４Ａを制御し波高値出力チャンネルを切り替えると共に、チャージアンプのリセットを行っている。ＡＤＣ制御回路３６は、時刻情報、検出器ＩＤ及び波高値情報を含むデジタル情報であるパケットデータを生成する。各ＡＤＣ制御回路３６から出力されたパケットデータは、データ転送回路３７より定期的に検出器ユニット２Ａのユニット統合ＦＰＧＡ３１に送信される。ユニット統合ＦＰＧＡ３１は、各結合基板５３のデータ転送回路３７から入力したパケットデータをまとめてコネクタ３８に接続された情報伝送用配線に出力する。

ユニット統合ＦＰＧＡ３１から出力された各パケットデータは、データ処理装置１２Ａに送信される。データ処理装置１２Ａは、検出器ＩＤ情報及び時刻情報を用いて、その検出器ＩＤ情報に対応する検出器２１のＸ線検出時における位置座標を求める。この位置座標は、円盤型保持部４４の旋回軌道に沿って旋回している検出器２１の、Ｘ線を検出した時点での位置を表している。円盤型保持部４４の旋回する角速度が一定であるため、時刻決定回路３５が決定した時間を用いて、Ｘ線を検出した時点での検出器２１の位置（位置座標）を求めることができる。データ処理装置１２Ａは、パケットデータを用いて求めた各検出器２１の位置で検出したＸ線ＣＴデータに基づいて、被検体Ｈの断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置１３に表示される。前記のパケット情報、検出器２１の位置情報、及び断層像情報等の情報は、データ処理装置１２Ａの記憶装置に記憶される。

本実施形態は、前記効果（１）から（６）に加えて以下に記す効果を有する。
（７）本実施形態では、Ｘ線ＣＴ撮像装置の検出器として半導体放射線検出器を使用し、信号処理回路にＡＳＩＣ等を使用して、統合基板上に順序良く配置することにより、Ｘ線ＣＴ撮像装置を小型化している。従って、Ｘ線ＣＴ撮像装置とＰＥＴ撮像装置とを直列に配置しながら、装置全体を更に小型化し、被検者に威圧感を与えない構成となっている。

なお、以上の各実施形態では、検出器ユニット２のＰＥＴ撮像装置１、Ｘ線ＣＴ撮像装置４への装着（収納）は、前記したユニット支持部剤２Ａによるものに限定されるものではなく、どのような装着・収納の手段・方法を用いてもよい。

本実施形態にかかる放射線検査装置の構成を示す斜視図である。 図１のＰＥＴ撮像装置とＸ線ＣＴ撮像装置とを模式的に示した図である。 図１のＰＥＴ撮像装置の周方向の断面を模式的に示した図である。 半導体放射線検出器の最小構成の構造を模式的に示した図である。 半導体放射線検出器の半導体材料の厚さｔが厚い場合と薄い場合の「時間−波高値曲線」を比較したグラフである。 半導体放射線検出器の半導体材料の厚さｔと波高値（最高値）の関係を模式的に示したグラフである。 半導体材料と電極（アノード、カソード）とが積層された積層構造を有する半導体放射線検出器の構成を模式的に示した図である。 （ａ）は本実施形態にかかる半導体放射線検出器の、検出器基板とＡＳＩＣ基板とを統合した結合基板を示した正面図である。 （ｂ）は、同（ａ）の側面図である。 （ｃ）は、同（ａ）の検出器基板上に搭載される半導体放射線検出器の構成を模式的に示した斜視図である。 アナログ系の検出回路を模式的に示したブロック図である。 デジタルＡＳＩＣの概略構成、及びアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示したブロック図である。 半導体放射線検出器を複数枚収納した検出器ユニットの構造を説明するために引用した透視斜視図である。 図１１の検出器ユニットの側板を外したところの側面図である。 （ａ）は検出器ユニットをＰＥＴ撮像装置に装着する際の様子を示した一部破断斜視図であり、（ｂ）は中央部の断面図である。 Ｘ線ＣＴ撮像装置を模式的に示した図である。 図１４のＸ線ＣＴ撮像装置の周方向の断面を模式的に示した図である。 データ処理装置を模式的に示したブロック図である。 表示装置に表示される操作画面の一例を示した図である。 他の実施形態にかかる放射線検査装置としてのＸ線ＣＴ撮像装置の構成を模式的に示した図である。 （ａ）は本実施形態にかかる半導体放射線検出器の、検出器基板とＡＳＩＣ基板とを統合した結合基板を示した正面図である。 （ｂ）は、同（ａ）の側面図である。 アナログ系の検出回路を模式的に示したブロック図である。 デジタルＡＳＩＣの概略構成、及びアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示したブロック図である。 ３Ｄ撮像時のシミュレーション結果であり、エネルギー閾値と散乱率の関係を示したグラフである。

符号の説明

１ ＰＥＴ撮像装置（第１の撮像装置）
４ Ｘ線ＣＴ撮像装置（第２の撮像装置）
１２ データ処理装置
１３ 表示装置
１４ ベッド
２ 検出器ユニット
２０ 結合基板
２０Ａ 検出器基板（第１の基板）
２０ａ 基板本体
２０Ｂ ＡＳＩＣ基板（第２の基板）
２０ｂ 基板本体
２１ 検出器（半導体放射線検出器）
２４ アナログＡＳＩＣ（アナログの集積回路）
２６ デジタルＡＳＩＣ（デジタルの集積回路）
３０ 筐体
ＰＳ 高圧電源装置

Claims (23)

1. 被検体を載せるベッドと、前記ベッドの長手方向に沿って配置された陽電子放出型ＣＴ撮像装置及びＸ線ＣＴ撮像装置とを備え、
   前記陽電子放出型ＣＴ撮像装置は、
   前記被検体から放出されるγ線を検出する複数の半導体放射線検出器、及び前記複数の半導体放射線検出器のそれぞれが出力するγ線検出信号を処理する集積回路を含む複数のユニット基板を備え、
   前記ユニット基板は、前記ベッドの長手方向と直交する方向に、かつ前記ベッドを取り囲んで配置され、
   前記ユニット基板において、前記ベッドに近い方に格子状に配列された複数の前記半導体放射線検出器、前記ベッドから遠い方に前記集積回路がそれぞれ配置され、
   前記半導体放射線検出器が、前記ユニット基板の両面に配置され、
   前記半導体放射線検出器が、アノードとカソードに挟まれる半導体材料の層が２層以上形成された積層構造からなり、
   前記Ｘ線ＣＴ撮像装置は、前記被検体にＸ線を照射するＸ線源と、前記被検体を透過した、前記Ｘ線源からのＸ線を検出する放射線検出器とを有し、
   前記ベッドは前記陽電子放出型ＣＴ撮像装置及び前記Ｘ線ＣＴ撮像装置で共用されることを特徴とする放射線検査装置。
2. 前記集積回路は、前記半導体放射線検出器が出力する信号を処理するアナログ集積回路、前記アナログ集積回路の出力であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換器、前記ＡＤ変換器から出力された前記デジタル信号を入力するデジタル集積回路を含み、
   前記アナログ集積回路は、前記半導体放射線検出器ごとにそれぞれ設けられた複数の信号処理装置を含み、
   前記デジタル集積回路は、先に前記信号処理装置から入力した信号に従って、前記半導体放射線検出器を特定する情報を含む制御信号を前記ＡＤ変換器に出力するＡＤＣ制御装置を含み、
   前記ＡＤ変換器は、前記複数の信号処理装置に対して１つ設けられ、その１つのＡＤ変換器が、前記ＡＤＣ制御装置から入力した制御信号に対応する信号処理装置が出力したアナログ信号をデジタル信号に変換し、そのデジタル信号を前記デジタル集積回路に出力すること、
   を特徴とする請求項１に記載の放射線検査装置。
3. 前記ユニット基板が収納される、遮光性を有する収納部材を備え、それぞれの前記ユニット基板に含まれた前記集積回路から出力される情報を外部に出力する他の集積回路が、前記収納部材の外面に設置されてい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。
4. 前記他の集積回路は、それぞれの前記ユニット基板の前記集積回路から出力される情報を統合して処理するプログラムを組むことが可能な統合用集積回路であることを特徴とする請求項３に記載の放射線検査装置。
5. 前記Ｘ線ＣＴ撮像装置における前記放射線検出器は、半導体放射線検出器であることを特徴とする請求項１乃至請求項４のいずれか１項に記載の放射線検査装置。
6. 前記Ｘ線ＣＴ撮像装置は、前記半導体放射線検出器が前記ベッドの長手方向に複数配置されていることを特徴とする請求項５に記載の放射線検査装置。
7. 前記集積回路から出力された第１情報を基に得られた第２情報を用いて断層像情報を作成する断層像情報作成装置を備えたことを特徴とする請求項１乃至請求項６のいずれか１項に記載の放射線検査装置。
8. 前記集積回路が、前記半導体放射線検出器が出力する信号を処理するアナログ集積回路、前記アナログ集積回路の出力であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換器、前記ＡＤ変換器から出力された前記デジタル信号を入力するデジタル集積回路を備えた請求項７に記載の放射線検査装置。
9. 前記半導体放射線検出器、前記アナログ集積回路、前記ＡＤ変換器及び前記デジタル集積回路が、前記ユニット基板の長手方向において、前記ユニット基板の一端部からその他端部に向けてその順序で配置されていることを特徴とする請求項８に記載の放射線検査装置。
10. 前記ユニット基板は、第１の基板と第２の基板とを含み、
    前記第１の基板は少なくとも前記半導体放射線検出器を有し、
    前記第２の基板は、少なくとも前記集積回路を有することを特徴とする請求項１乃至請求項９のいずれか１項に記載の放射線検査装置。
11. 前記陽電子放出型ＣＴ撮像装置は、２Ｄ撮像用のセプタ及び吸収補正用の線源を保持しない３Ｄ専用陽電子放出型ＣＴ撮像装置であることを特徴とする請求項１乃至請求項１０のいずれか１項に記載の放射線検査装置。
12. 前記半導体放射線検出器は、放射線と相互作用を及ぼして電荷を生成する半導体領域を有し、この半導体領域を挟んで、アノード電極とカソード電極とが対峙しており、前記アノード電極とカソード電極との電極間距離、或いは前記アノード電極とカソード電極の間に挟まれる前記半導体領域の厚さが０．２〜２ｍｍであることを特徴とする請求項１に記載の放射線検査装置。
13. 前記電極間距離、或いは前記半導体領域の厚さが０．５〜１．５ｍｍであることを特徴とする請求項１２に記載の放射線検査装置。
14. 前記第１の基板と前記第２の基板とが、互いに着脱自在に結合されていることを特徴とする請求項１０に記載の放射線検査装置。
15. 前記第１の基板と前記第２の基板がそれぞれの端部同士を重ねて結合されていることを特徴とする請求項１４に記載の放射線検査装置。
16. 前記アナログ集積回路は信号の増幅を行う機能を備え、前記デジタル集積回路は前記時刻情報を生成する機能を備えたことを特徴とする請求項８に記載の放射線検査装置。
17. 前記アナログ集積回路が、前記半導体放射線検出器ごとにそれぞれ設けられ、前記半導体放射線検出器が出力する前記放射線検出信号を入力する増幅器を含んで前記放射線検出信号を処理する複数の信号処理装置を有しており、前記デジタル集積回路が前記信号処理装置の出力に基づいて前記時刻情報及び前記識別情報を出力し、
    前記時刻情報に基づいて同時計測を行う同時計測装置と、前記識別情報及び前記同時計測装置で得られた情報を用いて前記断層像情報を作成する前記断層像情報作成装置とを備えたことを特徴とする請求項８乃至請求項１０のいずれか１項に記載の放射線検査装置。
18. 前記アナログ集積回路が、前記増幅器及びこの増幅器の出力を入力し前記放射線検出信号の波高値を出力する波高値出力装置を含むスロー系と、前記増幅器よりも上流側から前記放射線検出信号を入力し放射線検出タイミング信号を出力するタイミング検出装置を含むファースト系とを有し、前記デジタル集積回路が、前記半導体放射線検出器ごとに設けられ、前記放射線検出信号に基づいて時刻情報を生成する時刻情報生成装置を含んでおり、
    前記時刻情報に基づいて同時計測を行う同時計測装置と、前記識別情報及び前記同時計測装置で得られた情報を用いて前記断層像情報を作成する前記断層像情報作成装置とを備えたことを特徴とする請求項８乃至請求項１０のいずれか１項に記載の放射線検査装置。
19. 前記デジタル集積回路が、更に、前記時刻情報生成装置から時刻情報を入力したとき、前記時刻情報生成装置につながっている前記半導体放射線検出器の前記位置情報及び前記識別情報のうちの一方の情報を特定するＡＤ変換制御装置と、前記一方の情報、前記時刻情報及び波高値情報を統合する情報統合装置とを含み、
    前記ＡＤ変換器は、前記アナログ集積回路に含まれる複数の信号処理装置の前記波高値出力装置のうち、前記ＡＤ変換制御装置で特定された前記一方の情報により定まる前記波高値出力装置からの波高値をデジタル情報である波高値情報に変換し、前記情報統合装置に出力することを特徴とする請求項１８に記載の放射線検査装置。
20. 前記陽電子放出型ＣＴ撮像装置が、支持部材と、前記支持部材に着脱自在に取り付けられた複数の検出器ユニットを備え、
    前記検出器ユニットが、収納部材、及び前記収納部材内に着脱自在に収納される複数のユニット基板を有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。
21. 前記収納部材は、内部に前記ユニット基板をガイドする複数のガイド部材を設けていることを特徴とする請求項２０に記載の放射線検査装置。
22. 前記検出器ユニットは、電圧を昇圧する電圧昇圧装置、及び電圧昇圧装置から前記ユニット基板の前記半導体放射線検出器のそれぞれに電圧を供給する配線を備えたことを特徴とする請求項２０または請求項２１に記載の放射線検査装置。
23. 前記収納部材が、遮光性を有する構成を備えたことを特徴とする請求項２０乃至請求項２２のいずれか１項に記載の放射線検査装置。

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