JP3938078B2 - Radiation inspection equipment - Google Patents

Radiation inspection equipment Download PDF

Info

Publication number
JP3938078B2
JP3938078B2 JP2003076768A JP2003076768A JP3938078B2 JP 3938078 B2 JP3938078 B2 JP 3938078B2 JP 2003076768 A JP2003076768 A JP 2003076768A JP 2003076768 A JP2003076768 A JP 2003076768A JP 3938078 B2 JP3938078 B2 JP 3938078B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
ray
radiation
ray detection
detection signal
rays
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP2003076768A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP2004181204A (en
JP2004181204A5 (en
Inventor
健介 雨宮
雄一郎 上野
博司 北口
菊男 梅垣
進一 小嶋
憲史 柳田
一磨 横井
隆司 岡崎
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Hitachi Ltd
Original Assignee
Hitachi Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hitachi Ltd filed Critical Hitachi Ltd
Priority to JP2003076768A priority Critical patent/JP3938078B2/en
Publication of JP2004181204A publication Critical patent/JP2004181204A/en
Publication of JP2004181204A5 publication Critical patent/JP2004181204A5/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3938078B2 publication Critical patent/JP3938078B2/en
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線を利用した放射線検査装置及び放射線検査方法に係り、特にＸ線ＣＴ及び陽電子放出型ＣＴ（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）による放射線検査、またはＸ線ＣＴ及び単光子放出型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）による放射線検査を行うのに好適な放射線検査装置及び放射線検査方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
人体を被検体とする放射線検査としては、Ｘ線ＣＴ，ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴ等がある。ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴは、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。
【０００３】
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。
【０００４】
ＰＥＴは、陽電子放出核種（15Ｏ，13Ｎ，11Ｃ，18Ｆ等で、半減期は２分から１１０分）を含む放射性薬剤(以下、ＰＥＴ用薬剤という)を被検診者に投与し、そのＰＥＴ用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。ＰＥＴ用薬剤の一例として、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ＰＥＴ用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（γ線対という）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。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。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、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２２８〜２２９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。
【０００５】
ＳＰＥＣＴは、特定の腫瘍や分子に集積する性質を有する物質，単光子放出核種（99Ｔｃ，67Ｇａ，201Ｔｌ等)を含む放射性薬剤（ＳＰＥＣＴ用薬剤という）を被検診者に投与し、体内のその核種から放出されるγ線をγ線検出器で検出する。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用薬剤は癌の患部等に集積するため、癌患部を特定できる。
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される。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。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。
【０００６】
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、特開平７−２０２４５号公報記載の技術がある。
【０００７】
特開平７−２０２４５号公報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。すなわち、Ｘ線ＣＴ検査装置を用いて被検診者に対するＸ線ＣＴ検査を行い、その後、ＰＥＴ検査装置を用いてその被検診者に対するＰＥＴ検査を行う。２つの検査装置で得られたそれぞれの撮像データである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。
【０００８】
特開平９−５４４１号公報は、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。
【０００９】
【特許文献１】
特開平７−２０２４５号公報
【特許文献２】
特開平９−５４４１号公報
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
上記の各公開公報に記載された放射線検査装置では、異なる２つの検査は位置がずれた状態で行われている、必然的に両検査には時間的な間隔があいてしまう。
【００１１】
本発明の目的は、被検診者から放出されるγ線をＸ線源が遮って検出データが欠損することを防止し、被検体に対する診断精度を向上できる放射線検査装置を提供することにある。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成する第１発明の特徴は、ベッドの周囲を移動してＸ線を放射するＸ線源と、ベッドの長手方向に複数の放射線検出器が配置されてベッドの周囲に位置し、γ線の検出信号を出力するγ線検出部と、Ｘ線の検出信号を出力するＸ線検出部とを備え、Ｘ線検出部の少なくとも一部は、ベッドの長手方向においてγ線検出部の一端とγ線検出部の他端との間に形成される領域に位置しており、Ｘ線源を長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームを備えた放射線検査装置である。
【００１３】
第１発明は、Ｘ線検出部の少なくとも一部が上記領域内に位置しているため、ベッドの移動によらないで被検体が検査中に動いた場合でも、γ線検出部から出力されたγ線検出信号より得られた第１情報、及びＸ線検出部から出力されたＸ線検出信号より得られた第２情報を用いて作成された被検体の断層像の精度を向上することができる。これは、その断層像を用いることにより、被検体に対する診断精度を向上させることができる。具体的には癌の患部の位置及び大きさを精度良く認識できる。特に、小器官であるリンパ腺の癌を精度良く診断できる。また、Ｘ線源を長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームを備えた放射線検査装置により、被検診者から放出されるγ線をＸ線源が遮って検出データが欠損することを防止し、被検体に対する診断精度を向上できる。
【００１４】
具体的には、作成された断層像は、第１情報を用いて作成された第１断層像情報（例えば、放射性薬剤が集積した部位（癌の患部）の画像を含む、）と、第２情報を用いて作成された第２断層像情報（例えば、骨の画像を含む）とを合成することによって作成される。Ｘ線検出部が上記領域内に位置しているため、第１断層像情報と第２断層像情報との合成を精度良く行うことができ、断層像の精度が向上する。
【００１５】
好ましくは、Ｘ線検出部は、ベッドの長手方向においてγ線検出部の一端とγ線検出部の他端との間に形成される領域に位置しているとよい。
【００１６】
好ましくは、γ線検出部及びＸ線検出部は、一体となって、γ線検出部でありＸ線検出部である放射線検出部を構成し、この放射線検出部はγ線検出信号及びＸ線検出信号の両方を出力する放射線検出器で構成されることが望ましい。これによれば、γ線検出部及びＸ線検出部を別々に設ける必要がなく、γ線検出部及びＸ線検出部の両方の機能を有する放射線検出部が形成される。この放射線検出部は、γ線検出信号及びＸ線検出信号の両方を出力する。このため、放射線検査装置がコンパクトになる。
【００１７】
上記の目的を達成する第２発明の他の特徴は、ベッドの周囲を移動してＸ線を放出するＸ線源と、ベッドの長手方向に複数の放射線検出器が配置されてベッドの周囲に位置し、γ線を検出してそのγ線の検出信号を出力するγ線検出部と、γ線を検出する位置で、Ｘ線を検出してそのＸ線の検出信号を出力するＸ線検出部と、Ｘ線源を長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームとを備えたことを特徴とする放射線検査装置にある。γ線を検出する位置で、Ｘ線を検出してそのＸ線の検出信号を出力するＸ線検出部とを備えているので、ベッドの移動によらないで検査中に被検体が動いた場合でも第１発明と同様に精度の良い断層像を得ることができる。このため、被検体に対する診断精度を向上させることができる。また、Ｘ線源を長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームを備えた放射線検査装置により、被検診者から放出されるγ線をＸ線源が遮って検出データが欠損することを防止し、被検体に対する診断精度を向上できる。
【００１８】
上記の目的を達成する第３発明の他の特徴は、被検体にＸ線を照射するＸ線源と、Ｘ線源から照射されて被検体を透過するＸ線を検出し、このＸ線の検出信号を出力するＸ線検出部と、Ｘ線を照射している被検体の位置で被検体から放出されるγ線を検出し、このγ線の検出信号を出力するγ線検出部と、Ｘ線源を長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームとを備えた放射線検査装置にある。第３発明も、ベッドの移動によらないで検査中に被検体が動いた場合でも第１発明と同様に精度の良い断層像を得ることができる。また、Ｘ線源を長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームを備えた放射線検査装置により、被検診者から放出されるγ線をＸ線源が遮って検出データが欠損することを防止し、被検体に対する診断精度を向上できる。
【００２０】
上記の目的を達成する第４発明の他の特徴は、被検体を乗せるベッドと、撮像装置と、制御装置とを備え、撮像装置は、複数の第１放射線検出器を有し、ベッドの周囲に位置するγ線検出部と、複数の第２放射線検出器を有し、Ｘ線の検出信号を出力するＸ線検出部と、被検体にＸ線を放出するＸ線源と、Ｘ線源を、ベッドの周囲における周方向に移動させる第１Ｘ線源移動装置と、Ｘ線源を前記ベッドの長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームを含んでおり、制御装置は、複数の放射線検出器と電源とを接続して複数の放射線検出器に電圧を印加させ、放射線検出器への電圧印加時から設定時間が経過した時点でＸ線源からＸ線を放出させ、Ｘ線を放出したＸ線源を、第１Ｘ線源移動装置を用いて周方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に伸縮アームを縮ませて、Ｘ線源をベッドの長手方向に移動させる制御を行う放射線検査装置にある。第４発明は、Ｘ線源がベッドの長手方向に移動できるので、被検体をベッドの長手方向に移動させないで、被検体に対してＸ線検出及びγ線検出の両検査を実施することができる。また、制御装置が、Ｘ線検査終了後、Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に伸縮アームを縮ませて、Ｘ線源をベッドの長手方向に移動させる制御を行う放射線検査装置により、被検診者から放出されるγ線をＸ線源が遮って検出データが欠損することを防止し、被検体に対する診断精度を向上できる。
【００２２】
第４発明の他の特徴は、撮像装置と、制御装置とを備え、制御装置は、複数の放射線検出器と電源とを接続して複数の放射線検出器に電圧を印加させ、放射線検出器への電圧印加時から設定時間が経過した時点でＸ線源からＸ線を放出し、Ｘ線を放出したＸ線源を、第１Ｘ線源移動装置を用いて前記周方向に移動させる制御を行うことにある。第４発明によれば、複数の放射線検出器に電圧を印加させ、放射線検出器への電圧印加時から設定時間が経過した時点でＸ線源からＸ線を放出するので、γ線を検出する期間内でＸ線の検出を行うので、γ線を検出する検査及びＸ線を検出する検査を含む放射線検査に要する時間を短縮できる。
【００３２】
好ましくは、Ｘ線検出信号を得る前記Ｘ線の検出は、γ線検出信号を得る前記γ線の検出を行う放射線検出器を用いて行う。Ｘ線検出信号及びγ線検出信号が各放射線検出器からそれぞれ得られるので、これらの検出信号に基づいて作成される、被検体の断層像の精度が向上する。
【００３３】
【発明の実施の形態】
前述の各公開公報に記載された放射線検査装置では、異なる２つの検査は位置がずれた状態で、すなわち被検体を透過したＸ線を検出する検査を行って、その後に被検体の位置をずらして被検体から放出されるγ線を検出する検査を行っている。このような上記の各公開公報に記載された放射線検査では、必然的に両検査を行う場所がずれているため、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正確にとれなくなる、という新たな課題が生じる。この新たな課題は、発明者等が発見したものである。発明者等は、その新たな課題の解決案を種々検討した結果、放射性薬剤が投与された被検体を透過したＸ線を検出し、Ｘ線を照射している被検体の位置で、被検体内の放射性薬剤に起因して放出されるγ線を検出することによって、γ線検出信号により得られた第１情報を用いて作成された画像データとＸ線検出信号により得られた第２情報を用いて作成された画像データを精度よく合成できることを見出した。また、上記の課題は、Ｘ線検出部は、ベッドの長手方向においてγ線検出部の一端とγ線検出部の他端との間に形成される領域に位置していることによっても解決できることを見出した。以下に、具体的な実施例を説明する。
【００３４】
（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，表示装置２９及び統括制御装置４７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及びＸ線源周方向移動装置７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。放射線検出器環状体３に含まれる多数の放射線検出器４は筒状の放射線検出部６５を構成する。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。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。
【００３５】
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１２が、Ｘ線源装置保持部１３の一端面に設置される。ガイドレール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、モーター１７、及び減速機構を有する動力伝達機構（図示せず）を備える。動力伝達機構はモーター１７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に設置されたモーター１８の駆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ガイドレール１２に沿って移動可能にガイドレール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。このピニオンはガイドレール１２に設けられたラックと噛合う。
【００３６】
Ｘ線源９は、図３（Ａ）に示すように、公知のＸ線管４２，放射線遮へい体４３及びシャッター４４を有する。Ｘ線管４２は開口部４６を有する放射線遮へい体４３内に設置される。放射線遮蔽材で構成されたシャッター４４は軸４５によって放射線遮へい体４３に回転可能に取付けられる。Ｘ線管４２は、図示されていないが、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。高圧電源５６が開閉器５７を介して電流源及び電圧源に接続される。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３０ｋｅＶ〜８０ｋｅＶ程度のＸ線が発生する。このＸ線６７がシャッター４４が開いているときに開口部４６より放出される。
【００３７】
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１９の詳細な構成を図４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Ｘ線検出信号処理装置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。Ｘ線検出信号処理装置２２は固定端子３４に接続される。電源２５のプラス側端子は、抵抗を介して、放射線検査装置１に設けられる各放射線検出器４に接続された配線２３に接続される。電源２５のマイナス側端子は、電源用開閉器２４を介してそれぞれの放射線検出器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毎に設けてもよい。各Ｘ線検出信号処理装置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、Ｘ線検出信号処理装置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。
【００３８】
統括制御装置４７は、図５に示すように、統括制御部４８，検出器電源制御部４９，Ｘ線源移動制御部５０，Ｘ線放出制御部５１，切替スイッチ制御部５２及びベッド移動制御部５３を有する。ボタンスイッチ５４及び入力装置５５が統括制御装置４７に接続される。
【００３９】
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６７を放射線検出器で検出する行為）及びＰＥＴ検査（ＰＥＴ用薬剤に起因して被検診者３５の体内に存在する患部６６から放射されるγ線６８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。
【００４０】
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している。照射
α＝２ＮＡＢＣ …（１）
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
Ｗ＝１−exp(−Ｔα) …（２）
なる。
【００４１】
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。
【００４２】
放射線検査を行う前に、まず、予め注射などの方法によりＰＥＴ用薬剤が、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。ＰＥＴ用薬剤は、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に投与されたＰＥＴ用薬剤は、被検診者３５の患部（例えば癌の患部）６６に集まる。ＰＥＴ用薬剤を投与した被検診者３５を被検診者保持装置１４のベッド１６上に寝かせる。
【００４３】
放射線検査装置のオペレータ（例えば、放射線技師）は、その放射線検査開始前に、入力装置５５より、被検診者３５に対して検査を行う検査対象範囲及びＸ線ＣＴ検査の回数を入力する。これらの情報は統括制御装置４７の制御装置用記憶装置（図示せず）に記憶されると共に、統括制御部４８に入力される。検査対象範囲の孔部３０の軸方向における長さは、例えば放射線検出器環状体３の軸方向長さよりも短い。統括制御部４８は、それらの情報に基づいてＰＥＴ検査に要する時間を算出すると共に、γ線検出期間であるＰＥＴ検査期間，ＰＥＴ検査期間内におけるＸ線検出開始時間（Ｘ線ＣＴ検査開始時間）、及びＸ線検出期間であるＸ線ＣＴ検査期間を設定する。この処理により、Ｘ線ＣＴ検査開始時点を含む、図６に示す一例の制御スケジュールが作成される。作成された制御スケジュールの情報は制御装置用記憶装置に記憶される。表示装置（図示せず）にその制御スケジュールが表示されるため、オペレータはそれを見ることができる。その制御スケジュールは、ＰＥＴ検査期間中において４回のＸ線ＣＴ検査を行うものである。
【００４４】
放射線検査開始に際して、オペレータはボタンスイッチ５４を押して、統括制御部４８に検査開始信号を入力する。統括制御部４８は、検査開始信号を入力したとき、ベッド移動開始信号及び、制御装置用記憶装置に記憶された、被検診者３５に対する検査対象範囲の情報をベッド移動制御部５３に出力する。ベッド移動制御部５３は、ベッド移動開始信号及び検査対象範囲情報に基づいて、支持部材５５に設けられてベッド１６を移動させるベッド移動用モーター（図示せず）を回転させ、被検診者３５の検査対象範囲が孔部３０内に入るように、ベッド１６を移動させる。
【００４５】
この状態で、本実施例を用いたＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査が実施される。これらの検査は、撮像装置２を用いて行われる。これらの検査の具体的な内容を以下に説明する。
【００４６】
統括制御装置４７は、放射線検出器４の電源制御，Ｘ線源移動制御，ベッド移動制御，切替スイッチ３１の切替制御、及びＸ線源９からのＸ線放出制御を行う。統括制御装置４７の機能を順次以下に説明する。まず、統括制御部４８は、検査開始信号を入力したとき、検出器電源制御部４９に対して電源ＯＮ信号を出力する。検出器電源制御部４９は、電源ＯＮ信号を入力すると、電源用開閉器２４を閉じる。電源２５の電圧が各放射線検出器４に印加され、各放射線検出器４はγ線及びＸ線を検出できる状態になる。被検診者３５の患部６６に集積したPET用薬剤に起因して体内より放出された５１１ｋｅＶの一対のγ線６８は、電源用開閉器２４を閉じることによって、放射線検出部６５の各放射線検出器４によって検出される。すなわち、電源用開閉器２４を閉じることによってγ線検出期間（図６参照）が開始される。γ線検出期間は放射線検出期間である。患部６６からは、多数のγ線対が四方八方に放出される。統括制御部４８は、制御スケジュールにおける第１回のＸ線ＣＴ検査に対するＸ線ＣＴ検査開始時間よりも所定時間前に、Ｘ線放出制御部５１に対してＸ線管起動信号を出力する。Ｘ線放出制御部５１は、その信号を受けて第１開閉器閉信号を出力し、開閉器５７を閉じる。高圧電源５６からＸ線管４２の電圧源に電圧が印加され、電流源に電流が流れる。やがて、前述のようにしてＸ線管４２でＸ線が発生する。この時点では、シャッター４４が閉じており、そのＸ線はＸ線源９の外部に放出されない。
【００４７】
孔部３０内に挿入されてベッド１６上にいる被検診者３５から、上記のように放出されたγ線６８は、放射線検出部６５の各放射線検出器４で検出される。γ線６８を検出した各放射線検出器４は検出信号であるγ線検出信号を出力する。このγ線検出信号は、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、後述するように処理される。Ｘ線源９は、放射線検出器４によるγ線６８の検出を妨げないように、軸方向移動アーム１１を縮めてＸ線源駆動装置１０内に収納されている。
【００４８】
Ｘ線ＣＴ検査開始信号を出力する前に、統括制御部４８はＸ線源移動制御部５０に第１Ｘ線源移動信号を出力する。この信号を受けたＸ線源移動制御部５０は第２開閉器閉信号を出力する。これによって、モーター１８に接続されて電源にもつながっている第２開閉器（図示せず）が閉じられ、モーター１８の駆動によりＸ線源９が孔部３０の軸方向に移動する。Ｘ線源９が検査対象範囲内の所定の位置まで移動したとき、Ｘ線源移動制御部５０は第２開閉器開信号を出力して第２開閉器を開くので、孔部３０の軸方向におけるＸ線源９の移動は停止する。その後、統括制御部４８は、Ｘ線ＣＴ検査開始信号をＸ線源移動制御部５０，Ｘ線放出制御部５１及び切替スイッチ制御部５２に出力する。Ｘ線放出制御部５１は、シャッター開信号を出力してシャッター用モーター（図示せず）と電源とを接続する第２開閉器（図示せず）を閉じる。シャッター用モーターが駆動してシャッター４４が開く（図３（Ｂ）参照）。Ｘ線管４２で発生したＸ線６７は、開口部４６を通して放出され、ファンビーム状に、ベッド１６上の被検診者３５に照射される。Ｘ線源移動制御部５０は、Ｘ線ＣＴ検査開始信号を入力したときＸ線源回転開始信号を出力し、モーター１７と電源とを接続する第１開閉器（図示せず）を閉じる。モーター１７の回転によってピニオンが回転する。従って、Ｘ線源装置８がガイドレール１２に沿って移動し、Ｘ線源９が被検診者３５の周囲を設定速度で移動する。このようにして、Ｘ線ＣＴ検査が開始される。
【００４９】
Ｘ線放出制御部５１は、Ｘ線源９からのＸ線６７の放出時間を制御する。すなわち、Ｘ線放出制御部５１は、Ｘ線ＣＴ検査中において、第１設定時間及び第２設定時間の間隔で、シャッター開信号及びシャッター閉信号を交互に出力してシャッターの開閉を制御し、Ｘ線源９からのＸ線６７の放出，停止を制御する。この制御により、シャッター４４は、第１設定時間の間で開き、第２設定時間の間で閉じる。結果的に、Ｘ線源９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６８の検出確率を無視できるように例えば１μsec 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、ガイドレール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設定時間は制御装置用記憶装置に記憶されている。
【００５０】
被検診者３５に照射されて被検診者３５を透過したＸ線６７は、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６７の検出信号であるＸ線検出信号を出力する。このＸ線検出信号は、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。放射線検出部６５において、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。また、放射線検出部６５において、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という。Ｘ線ＣＴ検査の期間中、Ｘ線源９は、Ｘ線源移動制御部５０による制御によって軸方向移動アーム１１が伸ばされるため、検査対象範囲で孔部３０の軸方向に移動される。Ｘ線源９から放出されたＸ線６７が被検診者３５の患部６６を透過しているときには、第１放射線検出器４はその患部を透過したＸ線６７を検出する。
【００５１】
次に、切替スイッチ３１の切替制御について説明する。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線検出信号は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線検出信号はＸ線検出信号処理装置２２に伝えられる。このような各検出信号の伝送は、信号弁別装置１９の切替スイッチ３１の切替制御によって切り替えられる。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に接続する切替制御は、Ｘ線ＣＴ検査開始信号入力後で、切替スイッチ制御部５２から出力される第１切替信号及び第２切替信号に基づいて行われる。第１切替信号によって可動端子３２は固定端子３３に接続され、第２切替信号によって可動端子３２は固定端子３４に接続される。Ｘ線ＣＴ検査開始信号を入力した切替スイッチ制御部５２は、第１放射線検出器４を選択して、選択した第１放射線検出器４が接続される切替スイッチ３１に第２切替信号を出力し、可動端子３２を固定端子３４に接続する。
【００５２】
第１放射線検出器４の選択は切替スイッチ制御部５２において以下のように行われる。切替スイッチ制御部５２は、モーター１７に連結されたエンコーダー５８（図５参照）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６７はガイドレール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４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。切替スイッチ制御部５２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。切替スイッチ制御部５２は、Ｘ線源９の周方向への移動に際し、エンコーダー５８の検出信号に基づいて別の放射線検出器４を選択したときには、その新たな第１放射線検出器４に接続される切替スイッチ３１に第２切替信号を出力し、可動端子３２を固定端子３４に接続する。また、切替スイッチ制御部５２は、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に接続された切替スイッチ３１に第１切替信号を出力し、可動端子３２を固定端子３３に接続する。以上の切替スイッチの切替制御は、Ｘ線ＣＴ検査期間内で順次行われる。
【００５３】
図６に示す一回目のＸ線検査を終了する時間になったとき、統括制御部４８は、Ｘ線ＣＴ検査終了信号をＸ線源移動制御部５０、Ｘ線放出制御部５１及び切替スイッチ制御部５２にそれぞれ出力する。Ｘ線ＣＴ検査終了信号を入力した上記３つの制御部の機能について説明する。Ｘ線源移動制御部５０は、まず、Ｘ線源回転停止信号を出力し、第１開閉器を開いてモーター１７の回転を止め、Ｘ線源９の旋回を停止させる。Ｘ線源移動制御部５０は、第２開閉器閉信号を出力して第２開閉器を閉じ、モーター１８を逆転させて軸方向伸縮アーム１１を縮めてＸ線源９をＸ線源駆動装置１０内に収納する。Ｘ線放出制御部５１は、シャッター閉信号を出力してシャッター４４を閉じる。シャッター４４が閉じられることによってＸ線６７の被検診者３５への照射は停止される。シャッター４４を閉じる操作は、Ｘ線ＣＴ検査終了信号の入力後、直ちに行われる。Ｘ線放出制御部５１は、更に、第１開閉器開信号を出力して開閉器５７を開き、高圧電源５６からＸ線管４２への電圧の印加を停止する。切替スイッチ制御部５２は、可動端子３２が固定端子３４に接続されている全切替スイッチ３１に対してそれぞれ第１切替信号を出力してそれらの切替スイッチ３１の可動端子３４を固定端子３３に接続する。
【００５４】
一回目のＸ線ＣＴ検査終了後の設定時間経過後に、二回目のＸ線ＣＴ検査を実行するために、統括制御装置４７の各制御部は前述と同様な制御を行う。三回目及び四回目のＸ線ＣＴ検査に対しても、統括制御装置４７は同様な制御を実行する。四回のＸ線ＣＴ検査が終了し、残りのＰＥＴ検査も終了したとき、統括制御部４８は、放射線検査を終了させるため、電源ＯＦＦ信号を検出器電源制御部４９に出力する。その信号を受けた検出器電源制御部４９は、電源用開閉器２４を開く。これにより、各放射線検出器４への電圧の印加が停止される。以上の制御によって放射線検査が終了する。
【００５５】
前述の制御スケジュールの情報は、検査開始信号入力後における、ベッド移動開始信号，電源ＯＮ信号，Ｘ線管起動信号，第１Ｘ線源移動信号，Ｘ線ＣＴ検査開始信号，Ｘ線ＣＴ検査終了信号及び電源ＯＦＦ信号の各信号を出力する各時間情報を含んでいる。なお、Ｘ線管起動信号，第１Ｘ線源移動信号，Ｘ線ＣＴ検査開始信号及びＸ線ＣＴ検査終了信号の各信号を出力する各時間情報は、放射線検査期間内に実施するＸ線ＣＴ検査の回数分含まれている。統括制御部４８は、制御スケジュール情報に含まれる時間情報で指定された各時間に、該当する制御信号を統括制御装置４７内の該当する制御部に出力する。
【００５６】
放射線検査期間において、Ｘ線ＣＴ検査を実施していない場合はもとより、Ｘ線ＣＴ検査を実施している場合でも第２放射線検出器４によって被検診者３５の患部６６から放出されたγ線６８を検出できる。このため、本実施例は、Ｘ線ＣＴ検査中であっても、ＰＥＴ検査を並行して実施できる。換言すれば、ＰＥＴ検査期間中においてＸ線ＣＴ検査を実施できる。
【００５７】
放射線検出部６５の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、個々の放射線検出器４は、別々ではあるがＸ線検出信号及びγ線検出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の間に被検診者３５を透過したＸ線６７を検出する。１μsec の間に第１放射線検出器４が被検診者３５の患部６６から放出されるγ線６８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。ＰＥＴ薬剤に起因して被検診者３５の患部６６で発生した多数のγ線６８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６８は、前述したように、対となってほぼ正反対の方向に放出され、放射線検出部６５のいずれかの第２放射線検出器４によって検出される。
【００５８】
放射線検出器４から出力されたＸ線検出信号及びγ線検出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線検出信号は、前述したように、切替スイッチ３１の固定端子３４を経てＸ線検出信号処理装置２２に入力される。Ｘ線検出信号処理装置２２は、Ｘ線検出信号を積分装置によって設定周期で積算し、Ｘ線検出信号の設定周期ごとの積算値、すなわちＸ線強度の情報を出力する。Ｘ線検出信号処理装置２２はＸ線強度情報と共に、Ｘ線検出信号処理装置２２に接続される放射線検出器４の位置であるＸ線検出位置情報も出力する。
【００５９】
第２放射線検出器４から出力されたγ線検出信号は、切替スイッチ３１の固定端子３３を経て波形整形装置２０に入力される。波形整形装置２０に入力されるγ線検出信号は、図７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は、γ線弁別装置２１でのγ線検出信号の処理を円滑に行わせるために、図７に示す波形のγ線検出信号を、例えば図８に示す時間的なガウス分布の波形を有するγ線検出信号に変換して出力する。ところで、放射線検出器４の半導体素子部内で５１１ｋｅＶの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を第１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線検出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γ線検出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。γ線弁別装置２１は、γ線検出信号処理装置であり、出力するパルス信号に、時刻情報、及びγ線弁別装置２１に接続される放射線検出器４の位置を示す位置情報を付与する。時刻情報は、γ線検出信号がγ線弁別装置２１に入力されたときの時刻、及びパルス信号がγ線弁別装置２１から出力されるときの時刻のいずれかの情報である。
【００６０】
上記のように、γ線弁別装置２１において第１エネルギー設定値以上のγ線検出信号を処理するためには、第１エネルギー設定値以上のγ線検出信号を通過させる第１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。γ線弁別装置２１は第１フィルターを通過したγ線検出信号に対してパルス信号を発生する。
【００６１】
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する。同時計数装置２６は、γ線対のそれぞれのγ線６８を検出した２つの第２放射線検出器（孔部３０の軸心を中心にしてほぼ１８０°（厳密には１８０°±０.６°)方向が異なった位置に存在する一対の第２放射線検出器）から出力されたそれぞれのγ線検出信号に対する各パルス信号を用いて同時計数を行い、それらのγ線検出信号に対する計数値（γ線計数情報）を求める。同時計数装置２６は、各パルス信号がそのγ線対のそれぞれのγ線の検出信号に対応したものであるかは、それらのパルス信号に付与された各時刻情報に基づいて判断する。すなわち、２つの時刻情報の差が設定時間(例えば、１０ｎsec）以内であれば、１つの陽子の消滅によって発生した一対のγ線６８に対するパルス信号であると判断する。更に、同時計数装置２６は、それらのパルス信号に付与された各位置情報を、該当する一対の第２放射線検出器４の各位置、すなわち各γ線検出点の位置情報としてデータ化する。
【００６２】
各γ線判別装置２１及び同時計数装置２６は、断層像の再構成に用いられる、γ線計数情報及びγ線対に対する各γ線検出点の位置情報等の第１情報を生成する第１信号処理装置を構成する。Ｘ線検出信号処理装置２２は、断層像の再構成に用いられる、Ｘ線強度情報及びＸ線検出位置情報等の第２情報を生成する第２信号処理装置である。上記のγ線検出点の位置情報は、具体的には、γ線を検出した放射線検出器４の位置情報である。Ｘ線検出位置情報は、具体的には、Ｘ線を検出した放射線検出器４の位置情報である。同時計数装置２６は、γ線検出信号処理装置であるそれぞれのγ線弁別装置２１からの出力信号を入力し、第１断層像情報（具体的にはＰＥＴ像データ）の作成に必要とする第１情報を出力する。
【００６３】
コンピュータ２７は、図９に示すステップ３６〜４１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、第１情報（具体的にはγ線計数情報及びγ線検出点の位置情報）を用いて第１断層像情報を作成し、及び第２情報（具体的にはＸ線強度情報及びＸ線検出位置情報）を用いて第２断層像情報（具体的にはＸ線ＣＴ像データ）を作成し、第１断層像情報及び第２断層像情報を用いてそれらの断層像情報を含む第３断層像情報（具体的には合成断層像データ）を作成する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線検出信号の計数値情報，同時計数装置２６から出力されたγ線検出点の位置情報，Ｘ線検出信号処理装置２２から出力されたＸ線強度情報、及びＸ線強度に付与されたＸ線検出位置情報が入力される（ステップ３６）。入力された、γ線検出信号の計数値情報，γ線検出点の位置情報，Ｘ線強度情報、及びＸ線検出位置情報は、記憶装置２８に記憶される（ステップ３７）。
【００６４】
Ｘ線強度情報及びＸ線検出位置情報を用いて、被検診者３５の横断面（以下、横断面とは被検診者が立った状態での横断面をいう）の断層像を再構成する（ステップ３８）。再構成した断層像をＸ線ＣＴ像と称する。この断層像の再構成の具体的な処理を説明する。まず、Ｘ線強度情報を用いて、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。本実施例では、各ボクセルにおけるＸ線の減衰率は、四回のＸ線ＣＴ検査で検出された各Ｘ線検出信号により得られた各Ｘ線強度情報を用いて算出される。この減衰率は記憶装置２８に記憶される。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線検出信号の減衰率を用いて、Ｘ線源９の位置とＸ線を検出した放射線検出器４の位置（Ｘ線検出位置情報より得る）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。エンコーダー５８により検出された、移動時におけるＸ線源９の位置は、各Ｘ線検出信号処理装置２２によりＸ線強度情報に付与されてコンピュータ２７に伝えられる。各ボクセルにおけるＣＴ値は、そ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得られる、各ボクセルでの線減弱係数の値に基づいて、算出される。Ｘ線ＣＴ像のデータは、それらのＣＴ値を用いて得られ、記憶装置２８に記憶される。ステップ３８においては、ＰＥＴ薬剤が集積している患部を通る横断面でのＸ線ＣＴ像も再構成される。
【００６５】
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線検出信号の計数値を用いて再構成する（ステップ３９）。γ線検出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線検出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第２放射線検出器４（γ線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。
【００６６】
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４０）。患部の位置におけるＰＥＴ像データとその位置のＸ線ＣＴ像データを合成して、患部の位置での被検診者３５の横断面の合成断層像データを求める。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から出力された検出信号に基づいて作成されるので、前述のように位置合わ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４１)、表示装置２９に表示される。表示装置２９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。
【００６７】
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をガイドレール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線検出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線検出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線検出信号に関する２次元断面データを得ることができる。
【００６８】
本実施例では、放射線検出部６５がＸ線検出信号及びγ線検出信号の両方を出力する複数の放射線検出器４で構成されているため、放射線検出部６５はγ線検出部でありＸ線検出部でもある。本実施例は、Ｘ線検出部が、ベッド１６の長手方向においてγ線検出部の一端とγ線検出部の他端との間に形成される領域内に位置している。また、上記放射線検出部６５は、Ｘ線源９から照射されて被検診者３５を透過するＸ線６７を検出し、このＸ線６７の検出信号を出力するＸ線検出部であり、かつＸ線６７を照射している被検診者３５の位置において被検診者３５内のＸ線６７が透過する部位（患部６６）からＰＥＴ薬剤に起因して放出されるγ線６８を検出し、このγ線６８の検出信号を出力するγ線検出部である。γ線検出部及びＸ線検出部を有する放射線撮像装置２は、放射線検出装置である。
【００６９】
本実施例によれば、以下に示す効果を得ることができる。
【００７０】
（１）本実施例では、被検体である被検診者３５から放出されるγ線を検出する放射線検査期間内の一部の期間で、γ線の検出と並行して被検診者３５を透過したＸ線の検出を実施するので、ＰＥＴ検査を実施しながらＸ線ＣＴ検査を行うことができる。このため、ＰＥＴ検査及びＸ線ＣＴ検査を行う放射線検査に要するトータルの検査時間を短縮できる。特に、特開平７−２０２４５号公報のようにＸ線ＣＴ検査とＰＥＴ検査を連続的に行う場合でＸ線ＣＴ検査を複数回行う場合には、最初のＸ線ＣＴ検査及び最初のＰＥＴ検査を終了した後に以下のような操作が行われる。すなわち、最初のＰＥＴ検査終了時にＰＥＴ検査装置の放射線検出器（放射線検出器Ａという）への電圧印加を停止し、ベッドを移動して被検診者３５の検査対象範囲をＸ線ＣＴ検査装置の位置まで移動する。その後、Ｘ線ＣＴ装置の放射線検出器（放射線検出器Ｂという）に電圧を印加してＸ線ＸＴ検査を実施する。このＸ線ＣＴ検査終了時に放射線検出器Ｂへの電圧印加を停止し、ベッドを移動して被検診者３５の検査対象範囲をＸ線ＣＴ検査装置の位置まで移動する。その後、再度、放射線検出器Ａに電圧を印加してＰＥＴ検査を実施する。このＰＥＴ検査終了時に放射線検出器Ａへの電圧の印加を停止する。以下、必要なだけこれらの操作を繰返す。以上のように、特開平７−２０２４５号公報での放射線検査では、ベッドの移動，放射線検出器の電圧の印加及びその印加停止をＸ線ＣＴ検査の回数に応じて何回か行う必要があり、放射線検査に長い時間を要する。
【００７１】
（２）本実施例は、Ｘ線ＣＴ検査を放射線検査期間の一部で実施しているため、Ｘ線ＣＴ検査時において被検診者３５がＸ線の照射によって受ける放射線量は許容被曝線量以下となる。
【００７２】
（３）Ｘ線を検出する放射線検出器４として、γ線を検出した放射線検出器４を用いるため、放射線検査装置１は、Ｘ線を検出する放射線検出器４とγ線を検出した放射線検出器４とを別々に設ける必要がなく、構成を単純化でき、小型化できる。放射線検出器４は、Ｘ線検出信号及びγ線検出信号の両方を出力する。
【００７３】
（４）放射線検査期間内で複数回のＸ線ＣＴ検査を実施しているため、もし、被検診者３５が放射線検査期間内で動いた場合に、動いた後の状態でのＸ線検出信号を得ることができる。従って、放射線検査期間内で得たγ線検出信号、及びその放射線検査期間内で実施された複数回のＸ線ＣＴ検査で得た各Ｘ線検出信号に基づいて、被検診者３５が動いた場合でも、被検診者３５に対する精度の高い断層像（患部の像、骨及び内臓等の像を含む）を得ることができる。すなわち、被検診者３５が動いた場合の影響が後述のＸ線ＣＴ像及びＰＥＴ像にそれぞれ現れるため、その影響を含む両像を用いて後述するように精度の良い合成断層像を得ることができる。
【００７４】
（５）本実施例は、Ｘ線を検出する放射線検出器４としてγ線を検出した放射線検出器４を用いている（Ｘ線検出信号を得るＸ線の検出は、γ線検出信号を得るγ線の検出を行う放射線検出器４を用いて行う）。このため、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線検出信号を用いて、被検診者３５の内臓及び骨等の画像を含む患部（ＰＥＴ用薬剤が集積）の位置での第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線検出信号を用いて、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４の出力信号に基づいて再構成されているので、患部の位置における第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わせして合成することができる。このため、患部，内臓及び骨等の画像を含む精度の良い断層像（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。
【００７５】
（６）本実施例は、Ｘ線源９から照射されて被検診者３５の患部を透過するＸ線をＸ線検出部によって検出し、そのＸ線を照射している被検診者３５の位置で被検診者３５の体内のＸ線が透過する部位（患部）から放射性薬剤に起因して放出されるγ線を、γ線検出部によって検出するため、被検診者３５をベッド１６により移動させずに同じ位置でＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査を実施できる。その両検査中に、Ｘ線検出部は被検診者３５の患部を透過したＸ線の検出信号を、γ線検出部は患部から放出されたγ線の検出信号をそれぞれ出力する。そのＸ線検出信号に基づいて得られた、患部の位置における第１断層像データ、及びそのγ線検出信号に基づいて得られた、患部の位置における第２断層像データを合成するため、検査中に耐え切れずに被検診者３５がベッド１６上で動いた場合でも、それらの断層像データを精度よく合成することができる。すなわち、精度の良い合成断層像データを得ることができる。このため、表示装置２９に表示された、患部の位置での合成断層像データ（合成断層像画像）を用いることによって、患部の診断精度を向上できる。特に、臓器が込み入っている箇所に患部が存在する場合でも、本実施例で得られた合成断層画像により患部の位置を適切に把握でき、患部の診断精度が向上する。
【００７６】
（７）本実施例は、Ｘ線源軸方向移動装置（例えば、軸方向移動アーム１１）を用いてＸ線源９を放射線検査期間中に放射線検出部６５の軸方向に移動できるので、被検診者３５を放射線検出部６５の軸方向に移動させないで、検査対象範囲に対してＰＥＴ検査を実施しながらその検査対象範囲に対してＸ線ＣＴ検査を実施できる。検査対象範囲に対するＸ線ＣＴ検査を、Ｘ線源９をその軸方向に移動させずに被検診者３５をベッド１６の移動によって実行する場合には、ＰＥＴ用薬剤が集積した部位の位置もその軸方向に移動する。これは、γ線対を発生する位置をその軸方向に移動させることになり、ＰＥＴ像データの作成に対するノイズが増大し、精度の良いＰＥＴ像のデータが得られなくなる。本実施例は、γ線対を発生する位置がその軸方向に移動しないため、精度の良いＰＥＴ像のデータが得られ、合成断層像データの精度も向上する。
【００７７】
（８）本実施例は、放射線検出部６５に含まれるそれらの放射線検出器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。このため、従来技術は撮像装置として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、Ｘ線及びγ線を検出する一台の撮像装置があればよく、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。
【００７８】
（９）本実施例は、第１の断層像を作成するために必要なＸ線検出信号、及び第２の断層像を作成するために必要なγ線検出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Ｘ線検出信号、及び第２の断層像を作成するために必要なγ線検出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なるため、被検診者の検査時間の短縮に更に、貢献する。
【００７９】
（１０）本実施例は、Ｘ線源９を周回させて放射線検出部６５を孔部３０の周方向及び軸方向に移動させないため、放射線検出部６５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。
【００８０】
（１１）Ｘ線検出信号処理装置２２、すなわち第１信号処理装置に入力されるγ線検出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。
【００８１】
（１２）本実施例は、放射線検出部６５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，分解能の向上をもたらし、被検診者３５の横断面の分解能を向上させる。
【００８２】
（１３）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、Ｘ線ＣＴ検査時においてそれらが被検診者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検査が行われずＰＥＴ検査が実施されるときには、Ｘ線源９がＸ線源駆動装置１０内に収納されるため、Ｘ線源９及び軸方向移動アーム１１がγ線検出の障害にはならない。
【００８３】
（１４）本実施例は、Ｘ線検出部がベッドの長手方向においてγ線検出部の一端とγ線検出部の他端との間に形成される領域に位置しているため、ベッドの移動によらないで被検体が検査中に動いた場合でも、γ線検出部から出力されたγ線検出信号より得られた第１情報、及びＸ線検出部から出力されたＸ線検出信号より得られた第２情報を用いて作成された被検体の断層像の精度を向上することができる。これは、その断層像を用いることにより、被検体に対する診断精度を向上させることができる。具体的には癌の患部の位置及び大きさを精度良く認識できる。特に、小器官であるリンパ腺の癌を精度良く診断できる。
【００８４】
更に、Ｘ線ＣＴ像の作成のために必要なＸ線検出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線検出信号得るための検査時間の間、常にＸ線源９からＸ線を被検診者に照射してＸ線検出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線検出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。
【００８５】
実施例１において、統括制御装置４７の制御機能をコンピュータ２７にてプログラムを用いて実施してもよい。この場合、その制御機能を有するコンピュータ２７は、実質的に、断層像データ作成装置及び統括制御装置４７を一体化した装置である。
【００８６】
実施例１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。
【００８７】
実施例１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、放射線検出器の配置は、円筒形に限定されず、例えば、六角形等の多角形の筒状にしてもよい。
【００８８】
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。
【００８９】
実施例１では図６に示すようにＸ線ＣＴ検査を４回実施しているが、被検体を完全固定できる場合、或いは検査対象範囲が狭くＰＥＴ検査が短時間で終了する場合にはＸ線ＣＴ検査の回数は１回でもよい。
【００９０】
実施例１において、図４の信号弁別装置１９の替りに図１０に示す信号弁別装置１９Ａを用いてもよい。信号弁別装置１９Ａは、図１０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５８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、波形整形装置２０が配線２３によって対応する放射線検出器４に接続される。波高分析装置５９は波形整形装置２０及びコンピュータ２７に接続される。波形整形装置２０に接続されるγ線弁別装置２１は同時計数装置２６に接続される。波高分析装置５９はＸ線検出信号処理装置である。
【００９１】
信号弁別装置１９Ａを用いる場合には、Ｘ線放出制御部５１は、Ｘ線ＣＴ検査開始信号の入力によりシャッター開信号を出力し、Ｘ線ＣＴ検査終了信号の入力により、シャッター閉信号を出力する。このため、Ｘ線ＣＴ検査期間中においては、Ｘ線を照射する際にシャッター４４は常に開いており、放射線検出器４はＸ線を検出すると共にγ線も検出する。信号弁別装置１９Ａは放射線検出器４の出力信号からＸ線検出信号とγ線検出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から出力されたＸ線検出信号とγ線検出信号とをエネルギー弁別する装置である。波形整形装置２０は、γ線検出信号と共にＸ線検出信号をもガウス分布に整形して出力する。波形整形装置２０の出力であるγ線検出信号及びＸ線検出信号は、γ線弁別装置２１及び波高分析装置５９に入力される。γ線弁別装置２１がγ線検出信号を処理し、波高分析装置５９がＸ線検出信号を処理する必要がある。γ線弁別装置２１は信号弁別装置１９のγ線弁別装置２１と同じ機能を発揮する。被検診者３５に照射されるＸ線のエネルギーは８０ｋｅＶである。波高分析装置５９は、第２エネルギー設定値（７０ｋｅＶ）以上で第３エネルギー設定値（９０ｋｅＶ）以下の範囲のエネルギーを有するＸ線検出信号が波形整形装置２０から入力されたとき、そのＸ線検出信号の設定周期ごとの積算値、すなわちＸ線強度の情報を出力する。波高分析装置５９の負荷はそのような特定エネルギーのＸ線検出信号の処理を行うことによって著しく軽減される。
【００９２】
（実施例２）
次に、図１に示す放射線検査装置１を用いた放射線検査支援方法を図１１を用いて説明する。医療機関である病院は、各日にち毎の放射線検査を受ける各被検診者の氏名を情報端末６３に入力し、病院のサーバ６２，通信回線６４を介して放射線検査支援事業者のサーバ６０宛てに送信し、放射線検査支援事業者に放射線検査の依頼をする。送信された放射線検査日及び放射線検査日毎の各被検診者の氏名は、放射線検査支援事業者の情報端末６１の表示装置に表示される。放射線検査支援事業者が所有する、検査に用いる放射線検査装置１は、その病院内に設置されている。ＰＥＴ用薬剤は、その病院が被検診者３５に投与する。放射線検査支援事業者の従業員である放射線技師が、その薬剤を投与された被検診者３５をベッド１６上に寝かせる。その放射線技師がボタンスイッチ５４を押すと、実施例１で述べたように、統括制御装置４７による制御によって、放射線検査装置１を用いた該当する被検診者３５に対する放射線検査、すなわちＰＥＴ検査及びＸ線ＣＴ検査が実施される。この放射線検査によって放射線検出器４からの出力であるγ線検出信号及びＸ線検出信号が実施例１のように処理される。この処理によって得られた各情報がコンピュータ２７に入力されて図９の処理が実行され、合成断層データが作成される。合成断層像データは、被検診者の氏名の情報と共に、コンピュータ２７からサーバ６０に出力され、通信回線６４，サーバ６２を経て検査の依頼者である病院の情報端末６３に入力されて表示装置に表示される。病院の医者は、表示された合成断層を見て患部の診断を行う。放射線検査装置１を用いて放射線検査を実施するため、実施例で生じる効果(１)〜(１３)を得ることができる。特に、本実施例は、前述したように放射線検査期間内でＰＥＴ検査行っているときにＸ線ＣＴ検査を行うので、患部及び骨等を含む精度の良い断層像を病院に提供できる。病院の医者はその断層像に基づいて患部の適切な診断を行うことができる。本放射線支援方法は、Ｘ線の検出位置とγ線の検出位置が少なくとも一部で同じ位置（複数の放射線検出器４の少なくとも一部を共用してその一部の各放射線検出器４のそれぞれがＸ線及びγ線の両検出信号を出力）で行われる放射線検査を実施するとも言える。
【００９３】
本実施例において、放射線検査装置１の替りに後述の実施例における放射線検査装置１Ａ，１Ｂ，１Ｃ及び１Ｄのいずれかを用いてもよい。
【００９４】
（実施例３）
本発明の他の実施例である実施例３の放射線検査装置を、図１２及び図１３に基づいて説明する。本実施例の放射線検査装置１Ａは、撮像装置２Ａ及び被検診者保持装置１４を備え、更に、図示されていないが、実施例１で述べた信号弁別装置１９，同時計数装置２６，コンピュータ２７，記憶装置２８及び表示装置２９を備えている。本実施例の被検診者保持装置１４の構成は、実施例１で述べたその構造と同じである。
【００９５】
撮像装置２Ａ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３Ａ、Ｘ線源周方向移動装置７、駆動装置制御装置７０及びＸ線源制御装置７１を有する。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の内側に環状に設置された多数の放射線検出器４を含む。図１２及び図１３に示すように、放射線検出器環状体３Ａには間隙である半円形のスリット６９が軸方向に複数個設けられている。具体的には、それらのスリット６９は環状保持部５Ａに形成されている。それらのスリット６９の部分を除いて、環状保持部５Ａの内側に実施例１と同様に多数の放射線検出器（半導体放射線検出器）４が設置されている。放射線検出器環状体３Ａに含まれる多数の放射線検出器４は筒状の放射線検出部６５Ａを構成する。環状保持部５Ａは、支持部材６上に設置される。
【００９６】
本実施例のＸ線源周方向移動装置７は、実施例１のその構成と同じである。Ｘ線源装置８のＸ線源駆動装置１０は、図１２に図示されていないが、モーター１７及び１８（図１参照）を備える。本実施例では、Ｘ線源９及び軸方向移動アーム１８は、放射線検出部６５Ａの外側、具体的には放射線検出器環状体３Ａの外側に配置される。駆動装置制御装置７０及びＸ線源制御装置７１は環状保持部５Ａの外周面に設置される。本実施例も、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。
【００９７】
放射線検査を行う前に、実施例１と同様に予め注射などの方法によりＰＥＴ用薬剤が、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。被検診者３５は、ＰＥＴ用薬剤が撮像可能な状態に体内に拡散して患部６６に集まるまでの所定時間の間、待機する。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。本実施例におけるＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査は、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２Ａを用いて行われる。
【００９８】
Ｘ線源制御装置７１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７１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４２の陽極（または陰極）と電源との間に設けられた開閉器５７（図１参照）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開閉器５７を開き、そして第２設定時間経過した時に開閉器５７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４２からＸ線６７がパルス状に放出される。本実施例のＸ線源９は、実施例１のようにシャッター４４を設けていない。第１設定時間である照射時間Ｔは、実施例１と同じで、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１μsec 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、ガイドレール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７１に記憶されている。
【００９９】
Ｘ線源９から放射されるＸ線６７がスリット６９を通ってスリット６９と対向する位置にある放射線検出器４と孔部３０の軸方向で隣接する放射線検出器４に入射するように、Ｘ線源９は斜めに取付けられている。各スリット６９はＸ線を通すＸ線用開口部である。Ｘ線ＣＴ検査を開始するときは、駆動装置制御装置７０が駆動開始信号を出力して、モーター１７に接続された、電源とつながる第１開閉器（図示せず）を閉じる。電流の供給によりモーター１７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。ピニオンがガイドレール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がガイドレール１２に沿って周方向に移動する。Ｘ線源９は、放射線検出器環状体３Ａ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７０は駆動停止信号を出力して第１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。スリット６９は半円形に設置されており、Ｘ線源９の移動もこの範囲内である。本実施例では、放射線検出部６５Ａ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７１及び駆動装置制御装置７０から移動するＸ線源装置８への制御信号の伝送はＸ線源装置８の移動に支障にならない公知の技術を適用する。
【０１００】
Ｘ線ＣＴ検査を開始する際に駆動装置制御装置７０から出力された駆動開始信号はＸ線源制御装置７１に入力される。Ｘ線源制御装置７１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。Ｘ線停止信号及びＸ線発生信号の繰り返し出力によって、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９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９から放出されたそのＸ線６７は、ファンビーム状に、スリット６９を通過して孔部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６７を照射される。このＸ線６７は、被検診者３５を透過した後、孔部３０の軸心を基点にスリット６９から１８０度の位置にある放射線検出器４の隣の放射線検出器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。これらの第１放射線検出器４は、そのＸ線の検出信号を出力する。このＸ線検出信号は、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。
【０１０１】
図１２に示されたＸ線６７が通過しているスリット６９の位置でスリット６９の範囲内で周方向におけるＸ線源９の移動が終了し、そのスリット６９の位置でのＸ線ＣＴ検査が終了した後、駆動装置制御装置７０はＸ線源駆動装置１０のモーター１８に接続された電源とつながる第２開閉器（図示せず）を閉じる。これにより、モーター１８が駆動して軸方向移動アーム１１が縮んで、Ｘ線源９がスリット６９Ａの位置まで移動される。Ｘ線源９からのＸ線６７の放出は、軸方向移動アーム１１が伸縮動作するときには、Ｘ線源制御装置７１の作用により停止される。
【０１０２】
Ｘ線源９がスリット６９Ａの位置に到達した後、Ｘ線源制御装置７１はＸ線源９からＸ線６７を放出させる。Ｘ線６７はスリット６９Ａを通過し、スリット６９Ａに対向している患部６６を透過する。患部６６を透過したＸ線６７は放射線検出器４で検出される。
【０１０３】
孔部３０内に挿入された、ベッド１６上の被検診者３５の患部６６からは、ＰＥＴ用薬剤に起因した５１１ｋｅＶのγ線６８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（第２放射線検出器）４は、そのγ線６８を検出し、このγ線６８の検出信号を出力する。このγ線検出信号は、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。
【０１０４】
信号弁別装置１９における切替スイッチ３１の切り替え操作は、駆動装置制御装置７０によって制御される。駆動装置制御装置７０は、実施例１における切替スイッチ制御部５２と同様な制御を行い、可動端子３２の固定端子３３または固定端子３４への接続を切り替える。駆動装置制御装置７０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７０によって固定端子３３に接続される。
【０１０５】
本実施例も、実施例１と同様に、放射線検出部６５Ａにおける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、時間的に別々ではあるがＸ線検出信号及びγ線検出信号の両方を出力する。第１設定時間である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６８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。
【０１０６】
被検診者３５の患部６６の位置が予め特定されていない場合には、被検診者３５の全身に対して、一度にＰＥＴ検査が実施できる範囲（放射線検出部６５Ａの軸方向の長さ）毎にそれぞれＰＥＴ検査が実施される。この各ＰＥＴ検査毎に、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検査がそれぞれ実施される。被検診者３５の患部６６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６６の位置を孔部３０内に挿入し、撮像装置２Ａ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。
【０１０７】
放射線検出器４から出力されたＸ線検出及びγ線検出信号は、信号弁別装置１９で実施例１と同様に処理される。同時計数装置２６は、各信号弁別装置１９のγ線弁別装置２１からのパルス信号を入力し、実施例１と同様な処理を実行する。コンピュータ２７は、実施例１で述べた、図９に示すステップ３６〜４１の各処理を実行し、被検診者３５の患部６６の位置における横断面の合成断層像データを求めてその合成断層像データを表示装置２９に表示する。
【０１０８】
本実施例も、被検診者３５の断層像データの作成に必要とするγ線７８の検出信号を得るための放射線検査期間内で、患部６６から放出されるγ線６８を検出するＰＥＴ検査と、被検診者３５を透過するＸ線６７を検出するＸ線ＣＴ検査を実施している。そのＸ線ＣＴ検査に要する時間は、そのＰＥＴ検査に要する時間よりも短い。本実施例におけるＸ線ＣＴ検査の開始は、放射線技師等のオペレータが操作盤（図示せず）上のＸ線ＣＴ検査開始用ボタンを押すことによって、駆動装置制御装置７０のＸ線ＣＴ検査開始信号が入力され、駆動装置制御装置７０が前述の駆動開始信号を出力することに行われる。本実施例も、図６に示すように１放射線検査期間内で複数回のＸ線ＣＴ検査を実施してもよい。
【０１０９】
本実施例では、Ｘ線源９を周方向に移動させて１つのスリット６９を通過するＸ線６７の検出信号を用いて、被検診者３５の１つの横断面における二次元断面データを得ている。被検診者３５の他の横断面におけ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を他のスリット６９の位置へ移動させることによって得られる。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。
【０１１０】
本実施例によれば、実施例で生じる（１）〜（１１）及び（１４）の効果を得ることができる。本実施例は、更に、以下に示す（１５）及び（１６）の効果を得ることができる。γ線検出部及びＸ線検出部を有する放射線撮像装置２Ａも、放射線検出装置である。
【０１１１】
（１５）本実施例は、筒状の放射線検出部６５Ａの外側でＸ線源９が周回するため、放射線検出部の直径が小さくなる。陽電子消滅の際に放射される一対のγ線は１８０度±０.６ 度に放出されるので、放射線検出部の直径が小さくなると誤差が小さくなり、画像分解能が向上する。また、放射線検出器４の個数を減少できる。
【０１１２】
（１６）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の外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完全に無くなる。
【０１１３】
（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１４及び図１５に基づいて説明する。本実施例の放射線検査装置１Ｂは、撮像装置２Ｂ，被検診者保持装置１４を備え、図１４に図示されていないが、図１０に示されたγ線弁別装置２１，及び実施例１で述べた同時計数装置２６，コンピュータ２７，記憶装置２８及び表示装置２９を備える。実施例３との違いは撮像装置２Ｂにあるので、以下主に撮像装置２Ｂを中心に説明する。
【０１１４】
撮像装置２Ｂは、複数の放射線検出器環状体３Ｂ，Ｘ線源装置８Ａ，Ｘ線検出装置７７，検出器保持装置７２，周方向ガイドレール７４，Ｘ線源軸方向ガイドレール７５及び検出器軸方向ガイドレール７６を備えている。
【０１１５】
複数の放射線検出器環状体３Ｂは、各々独立に検出器保持装置７２により、軸方向において並行に支持部材６に設置される。各々の放射線検出器環状体３Ｂは、環状保持部５Ｂの内面に複数の放射線検出器４を周方向及び軸方向に設置している。環状保持部５Ｂが検出器保持装置７２に取り付けられる。各放射線検出器環状体３Ｂの相互間に、間隙７３がそれぞれ形成される。環状の周方向ガイドレール７４が各環状保持部５Ｂの外面に設けられる。Ｘ線源軸方向ガイドレール７５及び検出器軸方向ガイドレール７６は、お互いに１８０°離れた位置で各環状保持部５Ｂの外面に軸方向に延びて設けられる。
【０１１６】
Ｘ線源装置８Ａは、Ｘ線源駆動装置１０、及びＸ線源駆動装置１０に設けられたＸ線源９を有する。Ｘ線源駆動装置１０は、そのケーシング内に、図示されていないが、モーター，減速機構、及び周方向移動用と軸方向移動用の２種のピニオンを有する。Ｘ線源装置８Ａの周方向移動時には、減速機構が周方向移動用ピニオンに接続され、モーターが回転した駆動力を周方向移動用ピニオンに伝達する。Ｘ線源装置８Ａの軸方向移動時には、減速機構が軸方向移動用ピニオンに接続され、モーターが回転した駆動力を軸方向移動用ピニオンに伝達する。周方向移動用ピニオンは周方向ガイドレール７４に設けられたラックと噛み合うことにより、また軸方向移動用ピニオンはＸ線源軸方向ガイドレール７５に設けられたラックと噛み合うことにより、自走式のＸ線源装置８Ａは環状保持部３Ｂの外面側においてそれぞれの方向に移動可能である。Ｘ線源９はＸ線源装置８Ａ内で環状保持部５Ｂに面して設けられる。
【０１１７】
Ｘ線検出装置７７は、環状保持部５Ｂの外側で、半円の連結部材（図示せず）によってＸ線源装置８Ａに連結される。このため、Ｘ線源装置８Ａが周方向ガイドレール７４に沿って環状保持部５Ｂの周方向に移動するときには、Ｘ線検出装置７７は、Ｘ線源装置８Ａの移動に伴って周方向ガイドレール７４に沿って環状保持部５Ｂの外側で環状保持部５Ｂの周方向に移動する。Ｘ線源装置８ＡがＸ線源軸方向ガイドレール７５に沿って環状保持部５Ｂの軸方向に移動するときには、Ｘ線検出装置７７は、Ｘ線源装置８Ａの移動に伴って検出器軸方向ガイドレール７６に沿って環状保持部５Ｂの外側で環状保持部５Ｂの軸方向に移動する。Ｘ線検出装置７７は複数のＸ線検出器７８を孔部３０の周方向に配置している。その複数のＸ線検出器７８によってＸ線検出部が構成される。Ｘ線検出器７８は環状保持部５Ｂの軸方向にも複数個配列してもよい。
【０１１８】
筒状のγ線検出部８０は、全ての放射線検出器環状体３Ｂに設けられた放射線検出器４によって構成される。Ｘ線検出部は、ベッド１６の長手方向においてγ線検出部８０の一端とγ線検出部８０の他端との間に形成される領域内に位置している。放射線検出器４及びＸ線検出器７８は、実施例１で述べた半導体放射線検出器である。本実施例では、Ｘ線源９が放射線検出器環状体３Ｂ、すなわちγ線検出部８０の外側に配置される。
【０１１９】
本実施例は、Ｘ線検出部及びγ線検出部が一体である実施例１及び３と異なり、Ｘ線検出部及びγ線検出部が別々に設けられている。Ｘ線検出部及びγ線検出部が別々である構成は、後述の実施例５及び６においても適用される。γ線検出部及びＸ線検出部を有する放射線撮像装置２Ｂも、放射線検出装置である。
【０１２０】
ＰＥＴ用薬剤を投与された被検診者３５は、ベッド１６を移動させることによって孔部３０内の所定の位置まで移動される。放射線技師等のオペレータが操作盤（図示せず）上のＸ線ＣＴ検査開始用ボタンを押すことによって、駆動装置制御装置（図示せず）及びＸ線源制御装置（図示せず）にＸ線ＣＴ検査開始信号が入力され、本実施例におけるＸ線ＣＴ検査が開始される。Ｘ線ＣＴ検査開始信号を入力したＸ線源制御装置は、開閉器５７（図１参照）を閉じる。これにより、Ｘ線源９からＸ線６７が放出される。Ｘ線源９から放出されたＸ線６７は間隙７３を通過して被検診者３５に照射される。駆動装置制御装置の制御により上記モーターが回転され、Ｘ線源装置８Ａが周方向ガイドレール７４に沿って移動する。Ｘ線源装置８Ａ及びＸ線検出装置７７は、隣接する検出器保持装置７２間に形成される空間７９内を移動して回転する。このため、Ｘ線源９から放出されるＸ線６７は、周囲から被検診者３５に照射される。被検診者３５を透過したＸ線６７は、Ｘ線検出部のＸ線検出器７８によって検出される。Ｘ線源装置８Ａ及びＸ線検出装置７７を隣の間隙７３（例えば間隙７３Ａ）まで移動させるためには、１つの間隙７３を通しての被検診者３５へのＸ線６７の照射が完了した後、Ｘ線源装置８ＡをＸ線源軸方向ガイドレール７５に沿って移動させる。そのとき、Ｘ線検出装置７７は検出器軸方向ガイドレール７６に沿って移動する。Ｘ線源装置８ＡのＸ線源軸方向ガイドレール７５に沿った移動時においては、Ｘ線源制御装置の制御により開閉器５７が開くため、Ｘ線源９からはＸ線が放出されない。Ｘ線源装置８Ａが隣の間隙７３Ａに達したとき、Ｘ線源装置８Ａ及びＸ線検出装置７７を周方向ガイドレール７４に沿って移動させる。このとき、Ｘ線源制御装置の作用によりＸ線源９からＸ線６７が放出される。このＸ線６７は、その間隙７３Ａを通過して被検診者３５の患部６６に照射される。患部６６を透過したＸ線６７は放射線検出器７８によって検出される。Ｘ線ＣＴ検査は、Ｘ線源装置８ＡがＸ線ＣＴ検査終了時の所定位置に到達したときに終了する。
【０１２１】
γ線検出部８０の各放射線検出器４は、患部６６から放出されるγ線６８を検出する。放射線検出器４から出力されたγ線検出信号は、波形整形装置２０を介してγ線弁別装置２１に入力される。γ線弁別装置２１は、実施例１に示す処理を実行してパルス信号を出力する。同時計数装置２６は、各信号弁別装置１９のγ線弁別装置２１からのパルス信号を入力し、実施例１と同様な処理を実行する。 Ｘ線検出器７８から出力されたＸ線検出信号は、信号処理装置（図示せず）で処理される。その信号処理装置は、Ｘ線検出信号の積分値であるＸ線の強度情報を出力する。上記したＸ線強度情報を入力するコンピュータ２７は、実施例１で述べた、図９に示すステップ３６〜４１の各処理を実行し、被検診者３５の患部６６の位置における横断面の合成断層像データを求めてその合成断層像データを表示装置２９に表示する。
【０１２２】
本実施例も、被検診者３５の断層像データの作成に必要とするγ線７８の検出信号を得るための放射線検査期間内で、患部６６から放出されるγ線６８を検出するＰＥＴ検査と、被検診者３５を透過するＸ線６７を検出するＸ線ＣＴ検査を実施している。本実施例も、図６に示すように１放射線検査期間内で複数回のＸ線ＣＴ検査を実施してもよい。
【０１２３】
本実施例によれば、実施例３で生じる（１），（２），（４）,（６）,（７），（１０），（１１）及び（１４）〜（１６）の効果を得ることができる。さらに、以下に示す効果も得ることができる。
【０１２４】
（１７）本実施例は、Ｘ線検出部（具体的にはＸ線検出器７８）がγ線検出部８０の軸方向における一端とその他端との間に配置されているため、ＰＥＴ検査を実施している被検診者３５の所定の領域に対して、被検診者３５をベッド１６により移動させずに同じ位置でＸ線ＣＴ検査を実施できる。このため、検査中に被検診者３５がベッド１６上で動いた場合でも、患部の位置での第１断層像データ及び第２断層像データを精度よく合成できる。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２Ｂの孔部３０の軸心を中心に合わせることによって、簡単にかつ精度良く合成することができる。従って、特に、臓器が込み入っている箇所に患部が存在する場合でも、本実施例で得られた断層画像により患部の位置を適切に把握でき、患部の診断精度が向上する。
【０１２５】
（１８）本実施例では実施例１で用いられる切替スイッチ３１が不要となる。つまり、環状保持部５Ｂ上に設置している放射線検出器４は、配線２３で波形整形装置２０を介してγ線弁別装置２１に接続されている。一方、Ｘ線検出器７８は、配線（図示せず）で信号処理装置に直接接続されている。したがって回路構成が単純化される。また、切替スイッチ等の制御も必要なくなり制御方法も単純化できる。
【０１２６】
（１９）本実施例では、Ｘ線源装置８Ａ及びＸ線検出装置７７が３６０度回転可能な構成となっている。従って、Ｘ線ＣＴ検査において、１断層像を得るために３６０度方向のデータを得ることが可能となり、Ｘ線ＣＴ画像の画質の向上が図れる。
【０１２７】
（２０）本実施例では、孔部３０の中心軸に対してＸ線源装置８ＡとＸ線検出装置７７を対向の位置に配置している。従って、Ｘ線ＣＴ検査の２次元の断面画像の撮影時にＸ線をこの断面に平行に照射することが可能となり、Ｘ線ＣＴ画像の画質の向上が図れる。
【０１２８】
（２１）本実施例では、Ｘ線を間隙７３に対して平行に照射できる。従って、間隙７３の幅をビーム幅とほぼ同等な幅まで最小化することが可能である。間隙７３はＰＥＴ検査時のデータ欠損領域であり、間隙７３幅の最小化により、PET検査の高速化，画質の向上が図れる。
【０１２９】
（２２）本実施例では、Ｘ線検出装置７７をＰＥＴ検査用のγ線を検出する放射線検出器４と独立に備えている。従って、Ｘ線検出装置７７におけるＸ線検出器７８の配列ピッチを任意に設定可能であり、Ｘ線ＣＴ画像の高分解能化が容易に実施できる。
【０１３０】
（実施例５）
本発明の他の実施例である実施例５の放射線検査装置を図１６及び図１７に基づいて説明する。本実施例の放射線検査装置１Ｃは、撮像装置２Ｃ及び被検診者保持装置１４を備え、図１６に図示されていないが、図１０に示されたγ線弁別装置２１，及び実施例１で述べた同時計数装置２６，コンピュータ２７，記憶装置２８及び表示装置２９を備える。γ線検出部及びＸ線検出部を有する放射線撮像装置２Ｃも、放射線検出装置である。
【０１３１】
本実施例における撮像装置２Ｃは、構造的には、撮像装置２Ａに軸方向伸縮アーム８１及びＸ線検出部８２を付加した構成を有する。ただし、Ｘ線源装置保持部１３は、支持部材６に着脱可能取り付けられる支持部材８３に設置される。軸方向伸縮アーム８１は、軸方向伸縮アーム１１とは１８０°反対の位置でＸ線源駆動装置１０のケーシングに取り付けられる。Ｘ線検出部８２は、軸方向伸縮アーム８１の先端に設置され、図１７に示すように孔部３０の周方向に複数のＸ線検出器７８を備える。本実施例におけるＸ線源周方向移動装置７Ａは、Ｘ線源９，Ｘ線源駆動装置１０，Ｘ線源装置保持部１３，軸方向伸縮アーム１１，８１及びＸ線検出部８２を有する。筒状に配置された複数の放射線検出器４によって、γ線検出部８０Ａが構成される。軸方向伸縮アーム８１の伸縮動作は、軸方向伸縮アーム１１と同様にモーター１８の駆動によって行われる。撮像装置２Ｃの他の構成は、撮像装置２Ａと同じ構成を有する。なお、撮像装置２Ｃは、Ｘ線撮像装置８４及びγ線撮像装置８５を有する。Ｘ線撮像装置８４は、Ｘ線源周方向移動装置７Ａ，駆動装置制御装置７０，Ｘ線源制御装置７１及び支持部材８３を有する。γ線撮像装置８５は放射線検出器環状体３Ａ及び支持部材６を有する。
【０１３２】
Ｘ線源９及び軸方向伸縮アーム１１とＸ線検出部８２及び軸方向伸縮アーム８１は、Ｘ線源駆動装置１０がガイドレール１２に沿って移動することによって、実施例３と同様に、スリット６９の周方向の長さの範囲で、ベッド１６上の被検診者３５の周囲を移動する。Ｘ線源９から放出されたＸ線６７は、例えばスリット６９Ａを通ってＰＥＴ薬剤が投与された被検診者３５に照射され、患部６６を透過する。患部６６を透過したＸ線６７は、Ｘ線検出部８２のＸ線検出器７８によって検出される。Ｘ線源９及びＸ線検出部８２は、軸方向伸縮アーム１１，８１を伸縮動作させることによって、互いに対向した状態で孔部３０の軸方向に移動する。ＰＥＴ用薬剤に起因して患部６６から放出されたγ線６８は、γ線検出部８０Ａの放射線検出器４によって検出される。
【０１３３】
Ｘ線検出器７８から出力されたＸ線検出信号及び放射線検出器４から出力されたγ線検出信号は、実施例４と同様に処理される。この処理によって、被検診者３５の患部６６の位置における横断面の合成断層像データが求められ、その合成断層像データが表示装置２９に表示される。
【０１３４】
本実施例によれば、実施例４で生じる（１），（２），（４）,（６）,（７），（１０），（１１），（１４）〜（１８）及び（２０）〜（２２）の効果を得ることができる。本実施例は、更に、以下の効果を生じる。
【０１３５】
（２３）本実施例では、Ｘ線源９及びＸ線検出部８２が対向する位置でＸ線源駆動装置１０に取付けられており、Ｘ線源駆動装置１０の周方向移動によりＸ線検査が可能な構造である。従って、Ｘ線ＣＴ検査時に、Ｘ線源９及びＸ線検出部８２の、孔部３０の周方向への移動が同時に制御可能となり、制御方法が単純化できる。
【０１３６】
（２４）本実施例では、Ｘ線撮像装置８４が着脱可能な構造であり、取外し時には、Ｘ線撮像装置８４を用いて独立にＸ線ＣＴ検査を実施することができる。
【０１３７】
（実施例６）
本発明の他の実施例である実施例６の放射線検査装置を図１８及び図１９に基づいて説明する。本実施例の放射線検査装置１Ｄは、撮像装置２Ｄ及び被検診者保持装置１４を備え、図１８に図示されていないが、図１０に示されたγ線弁別装置２１，及び実施例１で述べた同時計数装置２６，コンピュータ２７，記憶装置２８及び表示装置２９を備える。撮像装置２Ｄは、概念的には、撮像装置２Ｂ（図１４）に撮像装置２ＣのＸ線撮像装置８４（図１６）を適用したものである。すなわち、撮像装置２Ｄは、Ｘ線撮像装置８４及びγ線撮像装置８５Ａを備える。γ線撮像装置８５Ａは、実施例４における複数の放射線検出器環状体３Ｂ，支持部材６及び各放射線検出器環状体３Ｂを支持部材６に設置する検出器保持装置７２を有する。本実施例においては、Ｘ線検出部８２及び軸方向伸縮アーム８１は放射線検出器環状体３Ｂの外側に配置する。本実施例では、Ｘ線源９及びＸ線検出部８２が、検出器保持装置７２以外の領域で、Ｘ線源駆動装置１０により孔部３０の周方向に移動できる。Ｘ線検出部８２は、図示されていないが、実施例５と同じ構成を有する。γ線検出部及びＸ線検出部を有する放射線撮像装置２Ｄも、放射線検出装置である。
【０１３８】
Ｘ線検出器７８から出力されたＸ線検出信号及び放射線検出器４から出力されたγ線検出信号は、実施例４と同様に処理される。この処理によって、被検診者３５の患部６６の位置における横断面の合成断層像データが求められ、その合成断層像データが表示装置２９に表示される。
【０１３９】
本実施例によれば、実施例５で生じる（１），（２），（４）,（６）,（７），（１０），（１１），（１４）〜（１８）及び（２０）〜（２４）の効果を得ることができる。本実施例は、実施例５に比べて放射線検出器環状体の直径を小さくできる。
【０１４０】
実施例１〜５において、Ｘ線検出部の少なくとも一部を、記ベッドの長手方向においてγ線検出部の一端とγ線検出部の他端との間に形成される領域に位置させてもよい。
【０１４１】
【発明の効果】
本発明によれば、被検体に対する診断精度、例えば癌の診断精度を向上できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の好適な一実施例である放射線検査方法に用いられる放射線検査装置の縦断面図である。
【図２】図１のII−II断面図である。
【図３】図１のＸ線源の縦断面を示し、（Ａ）はシャッターが閉じている状態を示す説明図であり、（Ｂ）はシャッターが開いた状態を示す説明図である。
【図４】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５】図１の統括制御装置の詳細構成図である。
【図６】本実施例の放射線検査方法に適用される制御スケジュールの説明図である。
【図７】図４の波形整形装置に入力されるγ線検出信号の波形を示す説明図である。
【図８】図４の波形整形装置から出力されたγ線検出信号の波形を示す説明図である。
【図９】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。
【図１０】信号弁別装置の他の実施例の構成図である。
【図１１】本発明の他の実施例である実施例２の放射線検査支援方法に用いられる断層像データの伝送システムの構成図である。
【図１２】本発明の好適な一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。
【図１３】図１２のＡ−Ａ断面図である。
【図１４】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。
【図１５】図１４のＢ−Ｂ断面図である。
【図１６】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１７】図１６のＣ−Ｃ断面図。
【図１８】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１９】図１８のＤ−Ｄ断面図である。
【符号の説明】
１，１Ａ，１Ｂ，１Ｃ，１Ｄ…放射線検査装置、２，２Ａ，２Ｂ，２Ｃ，２Ｄ…撮像装置、３，３Ａ，３Ｂ…放射線検出器環状体、４…放射線検出器、７，７Ａ…Ｘ線源周方向移動装置、８，８Ａ…Ｘ線源装置、９…Ｘ線源、１０…Ｘ線源駆動装置、１１，８１…軸方向伸縮アーム、１２…ガイドレール、１４…被検診者保持装置、１６…ベッド、１９，１９Ａ…信号弁別装置、２１…γ線弁別装置、２２…Ｘ線検出信号処理装置、２４…電源開閉器、２６…同時計数装置、２７…コンピュータ、２８…記憶装置、２９…表示装置、３０…孔部、３１…切替スイッチ、３２…可動端子、３８…波高分析装置、４２…Ｘ線管、４４…シャッター、４７…統括制御装置、４８…統括制御部、４９…検出器電源制御部、５０…Ｘ線源移動制御部、５１…Ｘ線放出制御部、５２…切替スイッチ制御部、５３…ベッド移動制御部、５４…ボタンスイッチ、６５，６５Ａ…放射線検出部、６６…患部、６７…Ｘ線、６８…γ線、６９，６９Ａ…スリット、７０…駆動装置制御装置、７１…Ｘ線源制御装置、７２…検出器保持装置、７３，７３Ａ…間隙、７４…周方向ガイドレール、７５…Ｘ線源軸方向ガイドレール、７６…検出器軸方向ガイドレール、７７…Ｘ線検出装置、７８…Ｘ線検出器、８０，80Ａ…γ線検出部、８２…Ｘ線検出部、８４…Ｘ線撮像装置、８５，８５Ａ…γ線撮像装置。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a radiation inspection apparatus and a radiation inspection method using radiation, and in particular, X-ray CT and positron emission CT (Positron Emission Computed Tomography, hereinafter referred to as PET). Suitable for X-ray CT or X-ray CT and single-photon emission computed tomography (Single Photon Emission Computed Tomography) (hereinafter referred to as SPECT) The present invention relates to a radiation inspection apparatus and a radiation inspection method.
[0002]
[Prior art]
Examples of radiation examinations using the human body as a subject include X-ray CT, PET, and SPECT. PET and SPECT measure the physical quantity of the integral value (flight direction) of the radiation emitted from the human body, and calculate and image the physical quantity of each voxel in the human body by back projecting the integral value. For this imaging, it is necessary to process a huge amount of data. The rapid development of computer technology in recent years has made it possible to provide tomographic images of the human body at high speed and with high definition.
[0003]
PET and SPECT can detect a function and metabolism at a molecular biology level that cannot be detected by X-ray CT or the like, and can provide a functional image in the body of the examinee.
[0004]
PET is a positron emitting nuclide (15O,13N,11C,18A method of investigating which part of the body the PET drug is consumed by administering a radiopharmaceutical (hereinafter referred to as a PET drug) containing F or the like and having a half-life of 2 to 110 minutes) It is. As an example of a drug for PET, fluorodeoxyglucose (2- [F-18] fluoro-2-deoxy-D-glucose,18FDG).18Since FDG is highly accumulated in a tumor tissue by sugar metabolism, it is used for identifying a tumor site. A positron emitted from a positron emitting nuclide contained in a PET drug accumulated at a specific location is combined with an electron in a nearby cell and disappears to emit a pair of γ-rays having energy of 511 keV. These γ rays are emitted in directions almost opposite to each other (180 ° ± 0.6 °). If this pair of γ-rays (referred to as a γ-ray pair) is detected by a radiation detector, it can be determined between which two radiation detectors the positron has been emitted. By detecting a large number of gamma ray pairs, a place where a lot of PET drug is consumed can be found. For example,18As described above, FDG collects in cancer cells with intense glucose metabolism, and thus it is possible to detect cancer foci by PET. In addition, the obtained data is obtained by using the filtered back projection method (Filtered Back Projection Method) described in pages 228 to 229 of the IEEE Transaction on Nuclear Science NS-21 volume. It is converted to the radiation generation density of γ-rays and contributes to imaging the generation position of γ rays (position where radionuclides accumulate, that is, the position of cancer cells).
[0005]
SPECT is a substance that accumulates in a specific tumor or molecule, a single photon emitting nuclide (99Tc,67Ga,201A radiopharmaceutical (hereinafter referred to as SPECT drug) containing Tl or the like is administered to the examinee, and γ-rays released from the nuclide in the body are detected by a γ-ray detector. The energy of γ rays emitted from the single photon emitting nuclide is around several hundred keV. Since the SPECT drug accumulates in the affected area of cancer, the affected area of cancer can be identified.
Also in the case of SPECT, the obtained data is converted into data of each voxel by a method such as filtered back projection. Note that transmission images are often taken even in SPECT.99Tc,67Ga,201Tl is 6 hours to 3 days longer than the half-life of the radioisotope used for PET.
[0006]
As described above, PET and SPECT can extract a site where radiopharmaceuticals are accumulated with good contrast in order to obtain a functional image using in-vivo metabolism, but there is a problem that the positional relationship with surrounding organs cannot be grasped. Therefore, in recent years, attention has been paid to a technique for performing a more advanced diagnosis by synthesizing a morphological image that is a tomographic image obtained by X-ray CT and a functional image that is a tomographic image obtained by PET or SPECT. As an example of this technique, there is a technique described in JP-A-7-20245.
[0007]
In the radiation inspection apparatus described in Japanese Patent Laid-Open No. 7-20245, an X-ray CT inspection apparatus and a PET inspection apparatus are installed in series, and the bed on which the examinee lies is moved in the horizontal direction and both inspection apparatuses are used. To examine the patient. That is, an X-ray CT examination is performed on the examinee using the X-ray CT examination apparatus, and then a PET examination is performed on the examinee using the PET examination apparatus. The PET data and X-ray CT data, which are the respective imaging data obtained by the two inspection apparatuses, are synthesized and the lesion position of the examinee is specified.
[0008]
Japanese Laid-Open Patent Publication No. 9-5441 describes a radiation inspection apparatus in which an X-ray CT inspection apparatus and a SPECT inspection apparatus are arranged in series using a bed. X-ray CT data, which is imaging data obtained by each inspection apparatus, and SPECT data are combined to identify the lesion position of the examinee.
[0009]
[Patent Document 1]
Japanese Patent Laid-Open No. 7-20245
[Patent Document 2]
Japanese Patent Laid-Open No. 9-5441
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
In the radiation inspection apparatus described in each of the above publications, two different inspections are performed in a state of being out of position. Naturally, both inspections have a time interval.
[0011]
  The purpose of the present invention is toPrevent X-ray source from blocking the γ-rays emitted from the patient being examined,Radiation inspection equipment that can improve the diagnostic accuracy of the subjectPlaceIt is to provide.
[0012]
[Means for Solving the Problems]
  The feature of the first invention for achieving the above object is as follows:An X-ray source that moves around the bed and emits X-rays, and a γ-ray detector that outputs a γ-ray detection signal, with a plurality of radiation detectors arranged in the longitudinal direction of the bed and positioned around the bed And an X-ray detector that outputs an X-ray detection signal, and at least part of the X-ray detector is between one end of the γ-ray detector and the other end of the γ-ray detector in the longitudinal direction of the bed. A radiological examination apparatus equipped with an extendable arm that moves in the longitudinal direction, and contracts so that the X-ray source does not interfere with the detection of γ-rays after the X-ray examination is completed. is there.
[0013]
  In the first invention, since at least a part of the X-ray detection unit is located within the region, even when the subject moves during the examination without depending on the movement of the bed, the X-ray detection unit outputs the X-ray detection unit. Improving the accuracy of a tomographic image of a subject created using the first information obtained from the γ-ray detection signal and the second information obtained from the X-ray detection signal output from the X-ray detection unit. it can. This can improve diagnostic accuracy for the subject by using the tomographic image. Specifically, the position and size of the affected area of cancer can be recognized with high accuracy. In particular, cancer of lymph glands that are organelles can be diagnosed with high accuracy.Further, after the X-ray source is moved in the longitudinal direction and the X-ray examination is finished, the X-ray source is released from the examinee by a radiation inspection apparatus having an extendable arm that contracts so as not to prevent the detection of γ-rays. It is possible to prevent the detection data from being lost due to the X-ray source blocking the line and improve the diagnostic accuracy for the subject.
[0014]
Specifically, the created tomogram includes first tomogram information created using the first information (for example, including an image of a site where a radiopharmaceutical is accumulated (an affected area of cancer)), a second It is created by synthesizing second tomographic image information (for example, including a bone image) created using the information. Since the X-ray detection unit is located in the region, the first tomogram information and the second tomogram information can be synthesized with high accuracy, and the accuracy of the tomogram is improved.
[0015]
Preferably, the X-ray detection unit is located in a region formed between one end of the γ-ray detection unit and the other end of the γ-ray detection unit in the longitudinal direction of the bed.
[0016]
Preferably, the γ-ray detection unit and the X-ray detection unit integrally form a radiation detection unit that is a γ-ray detection unit and an X-ray detection unit, and the radiation detection unit includes the γ-ray detection signal and the X-ray detection unit. It is desirable to comprise a radiation detector that outputs both detection signals. According to this, it is not necessary to separately provide a γ-ray detection unit and an X-ray detection unit, and a radiation detection unit having functions of both a γ-ray detection unit and an X-ray detection unit is formed. This radiation detection unit outputs both a γ-ray detection signal and an X-ray detection signal. For this reason, the radiation inspection apparatus becomes compact.
[0017]
  Another feature of the second invention for achieving the above object is as follows:An X-ray source that moves around the bed and emits X-rays, and a plurality of radiation detectors arranged in the longitudinal direction of the bed and positioned around the bed, detects γ-rays, and detects the γ-rays A γ-ray detector that outputs X-rays, an X-ray detector that detects X-rays at a position where γ-rays are detected and outputs a detection signal of the X-rays, and an X-ray source is moved in the longitudinal direction. A radiation inspection apparatus comprising: an extendable arm that contracts so that the X-ray source does not interfere with detection of γ-rays after the inspectionIt is in. The X-ray detection unit that detects X-rays and outputs X-ray detection signals at the position where γ-rays are detected. However, an accurate tomographic image can be obtained as in the first invention. For this reason, the diagnostic accuracy with respect to the subject can be improved.Further, after the X-ray source is moved in the longitudinal direction and the X-ray examination is finished, the X-ray source is released from the examinee by a radiation inspection apparatus having an extendable arm that contracts so as not to prevent the detection of γ-rays. It is possible to prevent the detection data from being lost due to the X-ray source blocking the line and improve the diagnostic accuracy for the subject.
[0018]
  Another feature of the third invention for achieving the above object is as follows:An X-ray source that irradiates the subject with X-rays, an X-ray detector that detects X-rays emitted from the X-ray source and transmitted through the subject, and outputs an X-ray detection signal; After detecting the γ-rays emitted from the subject at the position of the subject and outputting the γ-ray detection signal, the X-ray source is moved in the longitudinal direction, and the X-ray examination is completed. , Radiation inspection apparatus provided with telescopic arm that contracts so that X-ray source does not interfere with detection of γ-rayIt is in. In the third invention as well, even when the subject moves during the examination without depending on the movement of the bed, it is possible to obtain an accurate tomographic image as in the first invention.Further, after the X-ray source is moved in the longitudinal direction and the X-ray examination is finished, the X-ray source is released from the examinee by a radiation inspection apparatus having an extendable arm that contracts so as not to prevent the detection of γ-rays. It is possible to prevent the detection data from being lost due to the X-ray source blocking the line and improve the diagnostic accuracy for the subject.
[0020]
  Achieve the above objectives4Other features of the invention are:A bed on which a subject is placed, an imaging device, and a control device are provided. The imaging device includes a plurality of first radiation detectors, a γ-ray detection unit positioned around the bed, and a plurality of second radiation detections. An X-ray detection unit that outputs an X-ray detection signal, an X-ray source that emits X-rays to the subject, and a first X-ray source that moves the X-ray source in the circumferential direction around the bed A moving device and an extendable arm that moves the X-ray source in the longitudinal direction of the bed and contracts so that the X-ray source does not interfere with detection of γ-rays after the X-ray inspection is completed. A radiation detector and a power source are connected to apply a voltage to a plurality of radiation detectors, and when a set time has elapsed since the voltage application to the radiation detector, X-rays are emitted from the X-ray source, The emitted X-ray source is moved in the circumferential direction using the first X-ray source moving device. Radiation inspection apparatus that controls the X-ray source to move in the longitudinal direction of the bed by contracting the telescopic arm so that the radiation source does not interfere with the detection of γ-raysIt is in. First4Invention, XSince the radiation source can move in the longitudinal direction of the bed, both X-ray detection and γ-ray detection can be performed on the subject without moving the subject in the longitudinal direction of the bed.Moreover, after the X-ray examination is completed, the control apparatus contracts the telescopic arm so that the X-ray source does not interfere with the detection of γ-rays, and the radiation examination apparatus performs control to move the X-ray source in the longitudinal direction of the bed. Therefore, it is possible to prevent the detection data from being lost due to the X-ray source blocking the γ rays emitted from the examinee, and to improve the diagnostic accuracy for the subject.
[0022]
  First4InventionotherFeatures include an imaging device and a control device. The control device connects a plurality of radiation detectors and a power supply, applies a voltage to the plurality of radiation detectors, and is set from the time when the voltage is applied to the radiation detector. X-rays are emitted from the X-ray source when time elapses, and the X-ray source that has emitted X-rays is controlled to move in the circumferential direction using the first X-ray source moving device. First4According to the invention, voltage is applied to a plurality of radiation detectors, and X-rays are emitted from the X-ray source when a set time has elapsed since the voltage application to the radiation detectors., ΓSince X-ray detection is performed within a period for detecting a line, the time required for radiation inspection including inspection for detecting γ-ray and inspection for detecting X-ray can be shortened.
[0032]
Preferably, the X-ray detection for obtaining the X-ray detection signal is performed using a radiation detector that detects the γ-ray for obtaining the γ-ray detection signal. Since the X-ray detection signal and the γ-ray detection signal are obtained from each radiation detector, the accuracy of the tomographic image of the subject created based on these detection signals is improved.
[0033]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
In the radiological examination apparatus described in each of the above-mentioned publications, two different examinations are in a shifted state, that is, an examination for detecting X-rays transmitted through the subject is performed, and then the subject position is shifted. Thus, a test for detecting γ rays emitted from the subject is performed. In such a radiological examination described in each of the above-mentioned publications, the place where both examinations are performed is inevitably shifted, so that the examinee moves between the examination apparatuses and the angle of the examinee changes. Thus, there arises a new problem that the correspondence between the respective image data obtained by both inspection apparatuses cannot be accurately taken. This new problem has been discovered by the inventors. As a result of various studies on solutions for the new problem, the inventors have detected X-rays transmitted through a subject to which a radiopharmaceutical has been administered, and at the position of the subject irradiating the X-ray, the subject Image data created using the first information obtained from the γ-ray detection signal and the second information obtained from the X-ray detection signal by detecting the γ-rays emitted due to the radioactive drug in the inside It was found that image data created using can be synthesized with high accuracy. The above problem can also be solved by the X-ray detection unit being located in a region formed between one end of the γ-ray detection unit and the other end of the γ-ray detection unit in the longitudinal direction of the bed. I found. Specific examples will be described below.
[0034]
Example 1
A radiation inspection apparatus according to a preferred embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. The radiation inspection apparatus 1 according to the present embodiment includes an imaging device 2, a patient holding device 14, a signal discriminating device 19, a coincidence counting device 26, a computer (for example, a workstation) 27, a storage device 28, a display device 29, and an overall control. A device 47 is provided. The examinee holding device 14 includes a support member 15 and a bed 16 that is located on the upper end portion of the support member 15 and is installed on the support member 15 so as to be movable in the longitudinal direction. The imaging device 2 is installed in a direction perpendicular to the longitudinal direction of the bed 16, and includes a radiation detector annular body 3 and an X-ray source circumferential direction moving device 7. The radiation detector annular body 3 includes an annular holder 5 and a large number of radiation detectors 4 arranged in an annular shape inside the annular holder 5. A through hole 30 through which the bed 16 is inserted is formed inside the radiation detector 4 of the radiation detector annular body 3. A large number of radiation detectors 4 (about 10,000 in total) are arranged in a plurality of rows not only in the circumferential direction but also in the axial direction of the hole 30 in the annular holding part 5. A number of radiation detectors 4 included in the radiation detector annular body 3 constitute a cylindrical radiation detector 65. In the present embodiment, all the radiation detectors 4 arranged annularly in the circumferential direction do not move in the circumferential direction and do not move in the axial direction of the hole 30. The radiation detector 4 is a semiconductor radiation detector, and a 5 mm cubic semiconductor element portion as a detection portion is made of cadmium tellurium (CdTe). The detector may be composed of gallium arsenide (GaAs) or cadmium tellurium zinc (CZT). The annular holding part 5 is installed on the support member 6. The support members 6 and 15 are connected to each other and installed on the floor of the examination room.
[0035]
The X-ray source circumferential direction moving device 7 includes an X-ray source device 8 and an annular X-ray source device holding unit 13. The X-ray source device holding unit 13 is attached to the outer surface of the annular holding unit 5 at one end of the annular holding unit 5. An annular guide rail 12 is installed on one end surface of the X-ray source device holding unit 13. The guide rail 12 and the X-ray source device holding unit 13 surround the periphery of the hole 30. The X-ray source device 8 includes an X-ray source 9, an X-ray source driving device 10, and an axial movement arm 11. The X-ray source driving device 10 includes a motor 17 and a power transmission mechanism (not shown) having a speed reduction mechanism in a casing. The power transmission mechanism is connected to the rotating shaft of the motor 17. The axial movement arm 11 is attached to the casing of the X-ray source driving device 10 and extends into the hole 30. The X-ray source 9 is attached to the axial movement arm 11. The axial movement arm 11 expands and contracts in the axial direction of the hole 30 and moves the X-ray source 9 in the axial direction of the hole 30. The axial movement arm 11 is expanded and contracted by driving a motor 18 installed in the X-ray source driving apparatus 10. The X-ray source driving device 10 is attached to the guide rail 12 so as not to fall and move along the guide rail 12. Although not shown, the X-ray source driving device 10 has a pinion that receives a rotational force from the power transmission mechanism described above. The pinion meshes with a rack provided on the guide rail 12.
[0036]
As shown in FIG. 3A, the X-ray source 9 includes a known X-ray tube 42, a radiation shield 43 and a shutter 44. The X-ray tube 42 is installed in a radiation shield 43 having an opening 46. A shutter 44 made of a radiation shielding material is rotatably attached to the radiation shielding body 43 by a shaft 45. Although not shown, the X-ray tube 42 includes an anode, a cathode, a current source for the cathode, and a voltage source for applying a voltage between the anode and the cathode in the outer cylinder. A high voltage power source 56 is connected to a current source and a voltage source via a switch 57. Electrons are emitted from the filament by passing a current from the current source to the cathode. The electrons are accelerated by a voltage (several hundred kV) applied between the cathode and the anode from the voltage source, and collide with the target anode (W, Mo, etc.). X-rays of about 30 keV to 80 keV are generated by the collision of electrons with the anode. The X-ray 67 is emitted from the opening 46 when the shutter 44 is open.
[0037]
Each radiation detector 4 is connected to a corresponding signal discriminating device 19 by a wiring 23. One signal discriminating device 19 is provided for each radiation detector 4. A detailed configuration of the signal discriminating apparatus 19 is shown in FIG. The signal discriminating device 19 includes a changeover switch 31, a waveform shaping device 20, a γ-ray discriminating device 21, and an X-ray detection signal processing device 22 for obtaining X-ray intensity. The changeover switch 31 that is a changeover device has a movable terminal 32 and fixed terminals 33 and 34. The wiring 23 is connected to the movable terminal 32. The waveform shaping device 20 is connected to the fixed terminal 33 and the γ-ray discrimination device 21. The X-ray detection signal processing device 22 is connected to the fixed terminal 34. The positive terminal of the power supply 25 is connected to a wiring 23 connected to each radiation detector 4 provided in the radiation inspection apparatus 1 through a resistor. The negative terminal of the power supply 25 is connected to each radiation detector 4 via the power switch 24. The γ ray discriminating device 21 is connected to a computer 27 via a coincidence counting device 26. One coincidence device 26 is connected to the γ-ray discriminating device 21. The coincidence counting device 26 may be provided for each of several γ-ray discriminating devices 21. Each X-ray detection signal processing device 22 is connected to a computer 27. A storage device 28 and a display device 29 are connected to the computer 27. The signal discriminating device 19 is a signal processing device. This signal processing device includes a first signal processing device including an X-ray detection signal processing device 22, and a second signal processing device having a waveform shaping device 20 and a γ-ray discrimination device 21.
[0038]
As shown in FIG. 5, the overall control device 47 includes an overall control unit 48, a detector power source control unit 49, an X-ray source movement control unit 50, an X-ray emission control unit 51, a changeover switch control unit 52, and a bed movement control unit. 53. A button switch 54 and an input device 55 are connected to the overall control device 47.
[0039]
In this embodiment, an X-ray CT examination (an act of detecting with a radiation detector the X-ray 67 emitted from the X-ray source 9 and transmitted through the body of the examinee) and a PET examination (because of the PET drug) This is an example in which a single imaging device 2 is used to perform an action of detecting γ-rays 68 radiated from an affected part 66 existing in the body of the examiner 35 with a radiation detector.
[0040]
Before specifically describing the inspection in this embodiment, the principle of radiation detection in this embodiment will be described. This example was made based on the following examination by the inventors. X-ray CT images (tomographic images including visceral and bone images of the subject obtained by X-ray CT) are obtained by scanning X-rays emitted from an X-ray source in a specific direction for a predetermined time. The operation (scanning) of irradiating the subject and detecting the X-rays transmitted through the body by the radiation detector is repeated, and is created based on the intensities of the X-rays detected by the plurality of radiation detectors. In order to obtain highly accurate X-ray CT image data, the X-ray CT examination is released from the inside of the subject due to the PET radiopharmaceutical to the X-ray detection radiation detector. It is desirable that γ rays do not enter. For this purpose, the inventor says that "in one radiation detector, the influence of γ rays can be ignored if the X-ray irradiation time to the subject is shortened corresponding to the incidence rate of γ rays". Based on these new findings, the X-ray irradiation time to the subject was shortened. In order to determine the irradiation time T of the X-ray, first, the incidence rate of γ rays to one radiation detector is considered. Incidence rate obtained from N (Bq) in the body based on the PET radiopharmaceutical administered to the subject in the PET examination, A through-passage rate of the generated γ-ray from the solid angle of one radiation detector Where B is the sensitivity of the detection element and C is the sensitivity of the detection element, the rate α (number / sec) of γ rays detected by one radiation detector is given by equation (1). In the formula (1), the coefficient “2” means that a pair (two) of γ-rays are emitted when one positron is annihilated. Irradiation
α = 2NABC (1)
The probability W that γ rays are detected by one detection element within time T is given by equation (2). By determining the irradiation time T so as to reduce the value of W in the expression (2), the influence of γ rays incident on one radiation detector can be ignored at the X-ray CT examination.
W = 1−exp (−Tα) (2)
Become.
[0041]
An example of the X-ray irradiation time T will be described below. A specific X-ray irradiation time T was determined based on the equations (1) and (2). The intensity of radiation in the body caused by the radiopharmaceutical administered to the subject in the PET examination is about 370 MBq at the maximum (N = 370 MBq). Assuming that, it is about 0.6 (A = 0.6). For example, considering a case where a radiation detector having a side of 5 mm is arranged in a ring shape with a radius of 50 cm, the incidence rate B obtained from the solid angle of one radiation detector is 8 × 10.-6(B = 8 × 10-6). The detection sensitivity C of the radiation detector is about 0.6 (C = 0.6) at the maximum when a semiconductor radiation detector is used. From these values, the detection rate α of γ rays of one radiation detector is about 2000 (pieces / sec). If the X-ray irradiation time T is 1.5 μsec, for example, the probability W that one radiation detector detects γ rays during X-ray detection is 0.003, and these γ rays can be almost ignored. When the radioactivity administered to the body is 360 MBq or less, if the X-ray irradiation time is 1.5 μsec or less, W <0.003, that is, the detection probability of γ rays is 0.3% or less and can be ignored.
[0042]
Prior to performing a radiological examination, first, a PET drug is administered in advance to a subject to be examined 35 such as an injectable radioactivity of 370 MBq by a method such as injection. The PET drug is selected depending on the purpose of the examination (for example, grasping the location of cancer or examining the arterial flow of the heart). The PET drug administered to the examinee 35 gathers in an affected area (for example, an affected area of cancer) 66 of the examinee 35. The examinee 35 to whom the PET drug is administered is laid on the bed 16 of the examinee holding device 14.
[0043]
An operator (for example, a radiographer) of the radiation examination apparatus inputs the examination target range to be examined for the examinee 35 and the number of X-ray CT examinations from the input device 55 before starting the radiation examination. These pieces of information are stored in a control device storage device (not shown) of the overall control device 47 and input to the overall control unit 48. The length in the axial direction of the hole 30 in the inspection target range is shorter than the axial length of the radiation detector annular body 3, for example. The overall control unit 48 calculates the time required for the PET examination based on the information, and also the PET examination period, which is the γ-ray detection period, and the X-ray detection start time (X-ray CT examination start time) within the PET examination period. And an X-ray CT examination period that is an X-ray detection period. By this process, an example control schedule shown in FIG. 6 including the X-ray CT examination start time is created. The created control schedule information is stored in the control device storage device. The control schedule is displayed on a display device (not shown) so that the operator can see it. The control schedule is to perform four X-ray CT examinations during the PET examination period.
[0044]
When starting the radiation inspection, the operator presses the button switch 54 and inputs an inspection start signal to the overall control unit 48. When the examination control signal is input, the overall control unit 48 outputs to the bed movement control unit 53 the bed movement start signal and information on the examination target range for the examinee 35 stored in the control device storage device. Based on the bed movement start signal and the examination target range information, the bed movement control unit 53 rotates a bed movement motor (not shown) that is provided on the support member 55 and moves the bed 16, and The bed 16 is moved so that the inspection object range is within the hole 30.
[0045]
In this state, an X-ray CT inspection and a PET inspection using the present embodiment are performed. These inspections are performed using the imaging device 2. Specific contents of these inspections will be described below.
[0046]
The overall control device 47 performs power supply control of the radiation detector 4, X-ray source movement control, bed movement control, switching control of the changeover switch 31, and X-ray emission control from the X-ray source 9. The functions of the overall control device 47 will be sequentially described below. First, the overall control unit 48 outputs a power ON signal to the detector power control unit 49 when an inspection start signal is input. The detector power supply control unit 49 closes the power switch 24 when receiving a power ON signal. The voltage of the power supply 25 is applied to each radiation detector 4, and each radiation detector 4 becomes a state which can detect a gamma ray and an X-ray. A pair of 511 keV γ-rays 68 released from the body due to the PET drug accumulated in the affected part 66 of the examinee 35 closes the power switch 24, whereby each radiation detector of the radiation detector 65. 4 is detected. That is, the γ-ray detection period (see FIG. 6) is started by closing the power switch 24. The γ-ray detection period is a radiation detection period. A large number of gamma ray pairs are emitted in all directions from the affected area 66. The overall control unit 48 outputs an X-ray tube activation signal to the X-ray emission control unit 51 a predetermined time before the X-ray CT examination start time for the first X-ray CT examination in the control schedule. The X-ray emission control unit 51 receives the signal and outputs a first switch closing signal to close the switch 57. A voltage is applied from the high voltage power source 56 to the voltage source of the X-ray tube 42, and a current flows through the current source. Eventually, X-rays are generated in the X-ray tube 42 as described above. At this time, the shutter 44 is closed, and the X-rays are not emitted outside the X-ray source 9.
[0047]
The γ rays 68 emitted from the examinee 35 inserted into the hole 30 and on the bed 16 as described above are detected by each radiation detector 4 of the radiation detector 65. Each radiation detector 4 that has detected the γ-ray 68 outputs a γ-ray detection signal that is a detection signal. This γ-ray detection signal is input to the corresponding signal discriminating device 19 via the corresponding wiring 23 and processed as described later. The X-ray source 9 is housed in the X-ray source driving device 10 by contracting the axial movement arm 11 so as not to prevent the detection of the γ-ray 68 by the radiation detector 4.
[0048]
Before outputting the X-ray CT examination start signal, the overall control unit 48 outputs the first X-ray source movement signal to the X-ray source movement control unit 50. Upon receiving this signal, the X-ray source movement control unit 50 outputs a second switch closing signal. As a result, the second switch (not shown) connected to the motor 18 and also connected to the power source is closed, and the X-ray source 9 moves in the axial direction of the hole 30 by driving the motor 18. When the X-ray source 9 moves to a predetermined position within the inspection target range, the X-ray source movement control unit 50 outputs a second switch opening signal to open the second switch, so that the axial direction of the hole 30 The movement of the X-ray source 9 is stopped. Thereafter, the overall control unit 48 outputs an X-ray CT examination start signal to the X-ray source movement control unit 50, the X-ray emission control unit 51, and the changeover switch control unit 52. The X-ray emission control unit 51 outputs a shutter open signal and closes a second switch (not shown) that connects a shutter motor (not shown) and a power source. The shutter motor is driven to open the shutter 44 (see FIG. 3B). X-rays 67 generated by the X-ray tube 42 are emitted through the opening 46 and irradiated to the examinee 35 on the bed 16 in the form of a fan beam. The X-ray source movement control unit 50 outputs an X-ray source rotation start signal when an X-ray CT examination start signal is input, and closes a first switch (not shown) that connects the motor 17 and the power source. The pinion is rotated by the rotation of the motor 17. Accordingly, the X-ray source device 8 moves along the guide rail 12, and the X-ray source 9 moves around the patient 35 at a set speed. In this way, the X-ray CT examination is started.
[0049]
The X-ray emission control unit 51 controls the emission time of the X-ray 67 from the X-ray source 9. That is, during the X-ray CT examination, the X-ray emission control unit 51 alternately outputs the shutter open signal and the shutter close signal at intervals of the first set time and the second set time, and controls the opening and closing of the shutter. The emission and stop of the X-ray 67 from the X-ray source 9 are controlled. By this control, the shutter 44 opens during the first set time and closes during the second set time. As a result, X-rays are emitted from the X-ray source 9 in a pulse shape. The irradiation time T, which is the first set time, is set to, for example, 1 μsec so that the detection probability of the γ-ray 68 at the radiation detector 4 can be ignored. The second set time is a time T0 in which the X-ray source 9 moves between one radiation detector 4 and another radiation detector 4 adjacent to the radiation detector 4 in the circumferential direction, and the X-ray in the circumferential direction of the guide rail 12 It is determined by the moving speed of the source 9. The first and second set times are stored in the control device storage device.
[0050]
The X-ray 67 irradiated to the examinee 35 and transmitted through the examinee 35 extends in the circumferential direction around the radiation detector 4 located 180 degrees from the X-ray source 9 with the axial center of the hole 30 as a base point. It is detected by a plurality of radiation detectors 4 positioned. These radiation detectors 4 output an X-ray detection signal that is a detection signal of the X-ray 67. This X-ray detection signal is input to the corresponding signal discriminating device 19 via the corresponding wiring 23. Those radiation detectors 4 that detect the X-rays in the radiation detector 65 are referred to as first radiation detectors 4 for convenience. The radiation detector 4 that detects γ rays in the radiation detector 65 is referred to as a second radiation detector 4 for convenience. During the X-ray CT examination, the X-ray source 9 is moved in the axial direction of the hole 30 in the examination target range because the axial movement arm 11 is extended under the control of the X-ray source movement control unit 50. When the X-ray 67 emitted from the X-ray source 9 is transmitted through the affected area 66 of the examinee 35, the first radiation detector 4 detects the X-ray 67 transmitted through the affected area.
[0051]
Next, switching control of the changeover switch 31 will be described. In the signal discriminating device 19, the γ-ray detection signal output from the second radiation detector 4 is transmitted to the γ-ray discriminating device 21, and the X-ray detection signal output from the first radiation detector 4 is the X-ray detection signal. It is transmitted to the processing device 22. Such transmission of each detection signal is switched by switching control of the selector switch 31 of the signal discriminating device 19. The switching control for connecting the movable terminal 32 of the changeover switch 31 to the fixed terminal 33 or the fixed terminal 34 is the first changeover signal and the second changeover signal output from the changeover switch controller 52 after the X-ray CT inspection start signal is input. Based on. The movable terminal 32 is connected to the fixed terminal 33 by the first switching signal, and the movable terminal 32 is connected to the fixed terminal 34 by the second switching signal. The changeover switch control unit 52 having received the X-ray CT examination start signal selects the first radiation detector 4 and outputs the second changeover signal to the changeover switch 31 to which the selected first radiation detector 4 is connected. The movable terminal 32 is connected to the fixed terminal 34.
[0052]
Selection of the first radiation detector 4 is performed in the changeover switch control unit 52 as follows. The changeover switch control unit 52 receives the detection signal of the encoder 58 (see FIG. 5) connected to the motor 17 to obtain the position of the X-ray source driving device 10, that is, the X-ray source 9 in the circumferential direction. The radiation detector 4 positioned 180 ° opposite to the position of the source 9 is selected using the stored data of the position of each radiation detector 4. Since the X-ray 67 radiated from the X-ray source 9 has a width that is the circumferential direction of the guide rail 12, the radiation detector 4 that detects the X-ray transmitted through the body of the examinee 35 is selected. In addition to the radiation detector 4, there exist a plurality in the circumferential direction. The changeover switch control unit 52 also selects the plurality of radiation detectors 4. These radiation detectors 4 are first radiation detectors. As the X-ray source 9 moves in the circumferential direction, the first radiation detector 4 also changes. As the X-ray source 9 moves in the circumferential direction, the first radiation detector 4 also appears to move in the pseudo circumferential direction. When the X-ray source 9 is moved in the circumferential direction and another radiation detector 4 is selected based on the detection signal of the encoder 58, the changeover switch control unit 52 is connected to the new first radiation detector 4. The second switching signal is output to the changeover switch 31 to connect the movable terminal 32 to the fixed terminal 34. Further, the changeover switch control unit 52 outputs a first changeover signal to the changeover switch 31 connected to the radiation detector 4 that is no longer the first radiation detector 4 as the X-ray source 9 moves in the circumferential direction. The movable terminal 32 is connected to the fixed terminal 33. The above switching control of the changeover switch is sequentially performed within the X-ray CT examination period.
[0053]
When it is time to finish the first X-ray examination shown in FIG. 6, the overall control section 48 sends an X-ray CT examination end signal to the X-ray source movement control section 50, the X-ray emission control section 51, and the changeover switch control. The data are output to the unit 52, respectively. The functions of the three control units that have received the X-ray CT examination end signal will be described. The X-ray source movement control unit 50 first outputs an X-ray source rotation stop signal, opens the first switch, stops the rotation of the motor 17, and stops the turning of the X-ray source 9. The X-ray source movement control unit 50 outputs a second switch closing signal to close the second switch, reverses the motor 18 and contracts the axial telescopic arm 11 to make the X-ray source 9 the X-ray source driving device. 10 is housed. The X-ray emission control unit 51 outputs a shutter close signal and closes the shutter 44. When the shutter 44 is closed, the irradiation of the examinee 35 with the X-ray 67 is stopped. The operation of closing the shutter 44 is performed immediately after inputting the X-ray CT examination end signal. The X-ray emission control unit 51 further outputs a first switch opening signal to open the switch 57 and stops the application of voltage from the high voltage power source 56 to the X-ray tube 42. The changeover switch control unit 52 outputs a first changeover signal to all changeover switches 31 in which the movable terminals 32 are connected to the fixed terminals 34, and connects the movable terminals 34 of those changeover switches 31 to the fixed terminals 33. To do.
[0054]
In order to execute the second X-ray CT examination after the elapse of a set time after the end of the first X-ray CT examination, each control unit of the overall control device 47 performs the same control as described above. The overall control device 47 performs similar control for the third and fourth X-ray CT examinations. When the four X-ray CT examinations are finished and the remaining PET examinations are finished, the overall control unit 48 outputs a power OFF signal to the detector power source control unit 49 in order to finish the radiation examination. Receiving the signal, the detector power control unit 49 opens the power switch 24. Thereby, application of the voltage to each radiation detector 4 is stopped. The radiological examination is completed by the above control.
[0055]
The control schedule information includes the bed movement start signal, the power ON signal, the X-ray tube activation signal, the first X-ray source movement signal, the X-ray CT examination start signal, and the X-ray CT examination end signal after the examination start signal is input. And time information for outputting each signal of the power OFF signal. In addition, each time information which outputs each signal of an X-ray tube starting signal, a 1st X-ray source movement signal, an X-ray CT inspection start signal, and an X-ray CT inspection end signal is an X-ray CT inspection performed within a radiation inspection period. Is included in the number of times. The overall control unit 48 outputs a corresponding control signal to the corresponding control unit in the overall control device 47 at each time specified by the time information included in the control schedule information.
[0056]
In the radiation examination period, not only when the X-ray CT examination is not performed, but also when the X-ray CT examination is performed, the γ-ray 68 emitted from the affected part 66 of the examinee 35 by the second radiation detector 4. Can be detected. For this reason, in this embodiment, PET inspection can be performed in parallel even during X-ray CT inspection. In other words, the X-ray CT inspection can be performed during the PET inspection period.
[0057]
The individual radiation detectors 4 of the radiation detection unit 65 become the first radiation detectors 4 when the relationship with the position of the X-ray source 9 is present, and the second radiation detectors 4 when there is another relationship. For this reason, each radiation detector 4 outputs both an X-ray detection signal and a γ-ray detection signal although they are separate. The first radiation detector 4 detects the X-ray 67 that has passed through the examinee 35 during 1 μsec, which is the first set time. As described above, the probability that the first radiation detector 4 detects the γ-ray 68 emitted from the affected part 66 of the examinee 35 during 1 μsec is small enough to be ignored. A number of gamma rays 68 generated in the affected area 66 of the examinee 35 due to the PET drug are not emitted in a specific direction, but are emitted in all directions. As described above, these γ-rays 68 are emitted as a pair in substantially opposite directions, and are detected by one of the second radiation detectors 4 of the radiation detector 65.
[0058]
The signal processing of the signal discriminator 19 when the X-ray detection signal and the γ-ray detection signal output from the radiation detector 4 are input will be described. As described above, the X-ray detection signal output from the first radiation detector 4 is input to the X-ray detection signal processing device 22 via the fixed terminal 34 of the changeover switch 31. The X-ray detection signal processing device 22 integrates the X-ray detection signals with a setting cycle by an integration device, and outputs an integrated value for each set cycle of the X-ray detection signals, that is, X-ray intensity information. The X-ray detection signal processing device 22 outputs X-ray detection position information that is the position of the radiation detector 4 connected to the X-ray detection signal processing device 22 together with the X-ray intensity information.
[0059]
The γ-ray detection signal output from the second radiation detector 4 is input to the waveform shaping device 20 via the fixed terminal 33 of the changeover switch 31. As shown in FIG. 7, the γ-ray detection signal input to the waveform shaping device 20 has a shape that first suddenly falls and then approaches exponentially 0. For smooth processing of the γ-ray detection signal in the γ-ray discriminating device 21, the waveform shaping device 20 converts the γ-ray detection signal having the waveform shown in FIG. It is converted into a γ-ray detection signal having a waveform and output. By the way, not all of the energy of 511 keV γ rays in the semiconductor element portion of the radiation detector 4 is necessarily changed into electric charges. For this reason, the γ-ray discriminating device 21 uses, for example, a pulse having a predetermined energy when a γ-ray detection signal having an energy equal to or higher than the energy set value is input with 450 keV lower than 511 keV as the first energy set value. Generate a signal. That is, the γ-ray discriminating device 21 is a device that generates a pulse signal having the above energy when a γ-ray detection signal having an energy equal to or higher than the first energy set value is input. The γ-ray discriminating device 21 is a γ-ray detection signal processing device, and adds time information and position information indicating the position of the radiation detector 4 connected to the γ-ray discriminating device 21 to the output pulse signal. The time information is any information of the time when the γ-ray detection signal is input to the γ-ray discriminator 21 and the time when the pulse signal is output from the γ-ray discriminator 21.
[0060]
As described above, in order to process the γ-ray detection signal equal to or higher than the first energy set value in the γ-ray discriminating device 21, the first filter that allows the γ-ray detection signal equal to or higher than the first energy set value to pass is γ-ray discriminated. It is provided in the device 21 (or in front of the γ-ray discriminating device 21). The γ-ray discriminating device 21 generates a pulse signal for the γ-ray detection signal that has passed through the first filter.
[0061]
The coincidence counting device 26 receives the pulse signal output from the γ-ray discriminating device 21 of each signal discriminating device 19. The coincidence counting device 26 includes two second radiation detectors (approximately 180 ° ± 0.6 ° to be exact about the axis of the hole 30) that detect the respective γ rays 68 of the γ ray pair. ) Simultaneous counting is performed using each pulse signal for each γ-ray detection signal output from a pair of second radiation detectors located at different positions, and the count value (γ for those γ-ray detection signals) Line count information). The coincidence counting device 26 determines whether each pulse signal corresponds to a detection signal of each γ ray of the γ ray pair based on each time information given to those pulse signals. That is, if the difference between the two pieces of time information is within a set time (for example, 10 nsec), it is determined that the pulse signals are for the pair of γ rays 68 generated by the disappearance of one proton. Further, the coincidence counting device 26 converts each position information given to these pulse signals into data as each position of the corresponding pair of second radiation detectors 4, that is, position information of each γ-ray detection point.
[0062]
Each γ ray discriminating device 21 and coincidence counting device 26 generate first information such as γ ray counting information and position information of each γ ray detection point with respect to a γ ray pair, which is used for reconstruction of tomographic images. A processing apparatus is configured. The X-ray detection signal processing device 22 is a second signal processing device that generates second information such as X-ray intensity information and X-ray detection position information used for reconstruction of tomographic images. Specifically, the position information of the γ-ray detection point is position information of the radiation detector 4 that has detected γ-rays. Specifically, the X-ray detection position information is position information of the radiation detector 4 that has detected X-rays. The coincidence counting device 26 receives an output signal from each γ-ray discriminating device 21 which is a γ-ray detection signal processing device, and is necessary for the creation of first tomographic image information (specifically, PET image data). 1 information is output.
[0063]
The computer 27 executes processing based on the processing procedure of steps 36 to 41 shown in FIG. The computer 27 that executes such processing creates first tomogram information using the first information (specifically, the γ-ray counting information and the position information of the γ-ray detection point), and the second information (specifically, Specifically, second tomogram information (specifically, X-ray CT image data) is created using X-ray intensity information and X-ray detection position information, and the first tomogram information and second tomogram information are used. This is a tomographic image data creation device for creating third tomographic image information (specifically, synthetic tomographic image data) including such tomographic image information. The count value information of the γ-ray detection signal counted by the coincidence device 26, the position information of the γ-ray detection point output from the coincidence device 26, the X-ray intensity information output from the X-ray detection signal processing device 22, and X-ray detection position information given to the X-ray intensity is input (step 36). The input count value information of the γ-ray detection signal, position information of the γ-ray detection point, X-ray intensity information, and X-ray detection position information are stored in the storage device 28 (step 37).
[0064]
Using the X-ray intensity information and the X-ray detection position information, a tomographic image of the cross section of the examinee 35 (hereinafter, the cross section refers to a cross section in a state where the examinee is standing) is reconstructed ( Step 38). The reconstructed tomographic image is referred to as an X-ray CT image. A specific process for the reconstruction of the tomographic image will be described. First, using the X-ray intensity information, the attenuation rate of X-rays in each voxel in the body of the examinee 35 is calculated. In this embodiment, the X-ray attenuation rate in each voxel is calculated using each X-ray intensity information obtained from each X-ray detection signal detected in four X-ray CT examinations. This attenuation rate is stored in the storage device 28. In order to reconstruct the X-ray CT image, the attenuation rate of the X-ray detection signal read from the storage device 28 is used to determine the position of the X-ray source 9 and the position of the radiation detector 4 that detects X-rays (X The line attenuation coefficient in the body of the examinee 35 is obtained from (obtained from the line detection position information). The position of the X-ray source 9 at the time of movement detected by the encoder 58 is given to the X-ray intensity information by each X-ray detection signal processing device 22 and transmitted to the computer 27. The CT value in each voxel is calculated based on the value of the linear attenuation coefficient in each voxel obtained by the filtered back projection method using the linear attenuation coefficient. X-ray CT image data is obtained using these CT values and stored in the storage device 28. In step 38, an X-ray CT image in a cross section passing through the affected area where the PET drug is accumulated is also reconstructed.
[0065]
A cross-sectional tomographic image of the examinee 35 including the affected part (for example, an affected part of cancer) is reconstructed using the count value of the γ-ray detection signal at the corresponding position (step 39). A tomographic image reconstructed using the count value of the γ-ray detection signal is referred to as a PET image. This process will be described in detail. Using the count value of the γ-ray detection signal read from the storage device 28, the pair of second radiation detectors 4 (identified from the position information of the γ-ray detection point) that detected the γ-rays generated by the annihilation of positrons. The number of γ ray pairs generated in the body between the semiconductor element portions (the number of γ ray pairs generated in response to the disappearance of a plurality of positrons) is obtained. Using this number of γ-ray pairs generated, the γ-ray pair generation density in each voxel is obtained by the filtered back projection method. Based on these γ-ray pair generation densities, PET image data can be obtained. The PET image data is stored in the storage device 28.
[0066]
The data of the PET image and the data of the X-ray CT image are synthesized, and the data of the synthesized tomographic image including both data is obtained and stored in the storage device 28 (step 40). By combining the PET image data at the position of the affected area and the X-ray CT image data at the position, the combined tomographic image data of the cross section of the examinee 35 at the position of the affected area is obtained. The synthesis of the PET image data and the X-ray CT image data can be easily and accurately performed by matching the position of the central axis of the hole 30 in both image data. That is, since the PET image data and the X-ray CT image data are created based on the detection signal output from the shared radiation detector 4, alignment can be performed with high accuracy as described above. The composite tomogram data is called from the storage device 28 and output to the display device 29 (step 41), and displayed on the display device 29. Since the synthetic tomographic image displayed on the display device 29 includes the X-ray CT image, the position of the affected part in the PET image in the body of the examinee 35 can be easily confirmed. That is, since the X-ray CT image includes images of the internal organs and bones, the doctor can specify the position where the affected part (for example, an affected part of cancer) exists in relation to the internal organs and bones.
[0067]
Since the X-ray CT image requires a plurality of scan data, the radiation detector 4 moves the X-ray source 9 along the guide rail 12 by using the X-ray source driving device 10, so that the amount of data required by the radiation detector 4 is obtained. Can be obtained. According to the circumferential scan of the X-ray source 9 as described above, the present embodiment obtains two-dimensional cross-section data related to the X-ray detection signal in one cross section of the examinee 35. Two-dimensional cross-section data relating to X-ray detection signals in other cross sections can be obtained by moving the X-ray source 9 in the axial direction of the hole 30 by expanding and contracting the axial movement arm 11. By stacking these two-dimensional section data, three-dimensional section data can be obtained. Using this three-dimensional cross-sectional data, three-dimensional X-ray CT image data can be obtained. Moreover, it is also possible to perform an X-ray helical scan by continuously expanding and contracting the axial movement arm 11 in the axial direction of the hole 30 as the X-ray source 9 circulates. Even if the bed 16 is moved in the axial direction of the hole 30 instead of expanding and contracting the axial movement arm 11, two-dimensional cross-section data relating to X-ray detection signals in other cross sections can be obtained.
[0068]
In this embodiment, since the radiation detection unit 65 is composed of a plurality of radiation detectors 4 that output both X-ray detection signals and γ-ray detection signals, the radiation detection unit 65 is a γ-ray detection unit and is an X-ray. It is also a detector. In the present embodiment, the X-ray detection unit is located in a region formed between one end of the γ-ray detection unit and the other end of the γ-ray detection unit in the longitudinal direction of the bed 16. The radiation detector 65 is an X-ray detector that detects X-rays 67 irradiated from the X-ray source 9 and transmitted through the examinee 35 and outputs a detection signal of the X-rays 67. The γ-ray 68 emitted due to the PET drug is detected from the site (affected part 66) through which the X-ray 67 transmits in the examinee 35 at the position of the examinee 35 irradiating the line 67, and this γ A γ-ray detection unit that outputs a detection signal of the line 68. The radiation imaging apparatus 2 having a γ-ray detection unit and an X-ray detection unit is a radiation detection device.
[0069]
According to the present embodiment, the following effects can be obtained.
[0070]
(1) In the present embodiment, transmission through the examinee 35 is performed in parallel with the detection of γ-rays during a part of the radiological examination period for detecting γ-rays emitted from the examinee 35 as the subject. Since the detected X-ray is detected, the X-ray CT inspection can be performed while the PET inspection is performed. For this reason, the total inspection time required for the radiation inspection for performing the PET inspection and the X-ray CT inspection can be shortened. In particular, when the X-ray CT inspection and the PET inspection are continuously performed as in JP-A-7-20245, and the X-ray CT inspection is performed a plurality of times, the first X-ray CT inspection and the first PET inspection are performed. After finishing, the following operations are performed. That is, at the end of the first PET examination, the voltage application to the radiation detector (referred to as radiation detector A) of the PET examination apparatus is stopped, the bed is moved, and the examination object range of the examinee 35 is set in the X-ray CT examination apparatus. Move to position. Thereafter, a voltage is applied to a radiation detector (referred to as radiation detector B) of the X-ray CT apparatus to perform an X-ray XT examination. At the end of the X-ray CT examination, voltage application to the radiation detector B is stopped, the bed is moved, and the examination target range of the examinee 35 is moved to the position of the X-ray CT examination apparatus. Thereafter, a voltage is again applied to the radiation detector A to perform a PET inspection. At the end of this PET inspection, application of voltage to the radiation detector A is stopped. Thereafter, these operations are repeated as necessary. As described above, in the radiation inspection in Japanese Patent Application Laid-Open No. 7-20245, it is necessary to carry out the movement of the bed, the application of the voltage of the radiation detector, and the application stop several times according to the number of X-ray CT inspections. Radiation inspection takes a long time.
[0071]
(2) In this embodiment, since the X-ray CT examination is performed during a part of the radiological examination period, the radiation dose received by the examinee 35 by the X-ray irradiation at the X-ray CT examination is less than the allowable exposure dose. It becomes.
[0072]
(3) Since the radiation detector 4 that detects γ-rays is used as the radiation detector 4 that detects X-rays, the radiation inspection apparatus 1 uses the radiation detector 4 that detects X-rays and the radiation detection that detects γ-rays. It is not necessary to provide the device 4 separately, and the configuration can be simplified and the size can be reduced. The radiation detector 4 outputs both an X-ray detection signal and a γ-ray detection signal.
[0073]
(4) Since a plurality of X-ray CT examinations are performed within the radiological examination period, if the examinee 35 moves within the radiological examination period, the X-ray detection signal in the state after movement Can be obtained. Therefore, the examinee 35 moved based on the γ-ray detection signal obtained during the radiological examination period and the respective X-ray detection signals obtained by the multiple X-ray CT examinations performed during the radiological examination period. Even in this case, it is possible to obtain a tomographic image (including an image of an affected area, an image of a bone, a viscera, and the like) with high accuracy for the examinee 35. That is, since the influence when the examinee 35 moves appears in an X-ray CT image and a PET image, which will be described later, it is possible to obtain an accurate composite tomographic image as described later using both images including the influence. it can.
[0074]
(5) In the present embodiment, the radiation detector 4 that detects γ-rays is used as the radiation detector 4 that detects X-rays (X-ray detection to obtain an X-ray detection signal obtains a γ-ray detection signal) This is performed using the radiation detector 4 that detects γ-rays). For this reason, the present embodiment uses an X-ray detection signal which is one output signal of the radiation detector 4 arranged in a ring shape, and an affected part (PET drug) including images of the internal organs and bones of the examinee 35. The first tomogram (X-ray CT image) at the position of (accumulation) can be reconstructed, and the affected part of the examinee 35 is detected using a γ-ray detection signal which is another output signal of the radiation detector 4. The second tomographic image (PET image) including the image can be reconstructed. Since the data of the first tomogram and the data of the second tomogram are reconstructed based on the output signal of the radiation detector 4 that detects both transmitted X-rays and γ-rays, the first tomogram at the position of the affected part And the data of the second tomographic image can be accurately aligned and synthesized. For this reason, it is possible to easily obtain an accurate tomographic image (synthetic tomographic image) including images of the affected area, internal organs, bones and the like. According to this synthetic tomographic image, the position of the affected part can be accurately known in relation to the internal organs and bones. For example, by aligning the data of the first tomographic image and the data of the second tomographic image with the axial center of the hole 30 of the imaging device 2 as the center, it is possible to easily obtain image data obtained by combining the two tomographic images.
[0075]
(6) In this embodiment, the X-ray detection unit detects X-rays irradiated from the X-ray source 9 and transmitted through the affected part of the examinee 35, and the position of the examinee 35 irradiating the X-rays In order for the γ-ray detector to detect γ-rays emitted from the site (affected part) through which X-rays pass through the body of the examinee 35 in the γ-ray detection unit, the examinee 35 is moved by the bed 16. X-ray CT inspection and PET inspection can be performed at the same position. During both examinations, the X-ray detection unit outputs an X-ray detection signal transmitted through the affected part of the examinee 35, and the γ-ray detection unit outputs a detection signal of γ-ray emitted from the affected part. In order to synthesize the first tomographic image data at the position of the affected area obtained based on the X-ray detection signal and the second tomographic image data at the position of the affected area obtained based on the γ-ray detection signal. Even when the examinee 35 moves on the bed 16 without being able to endure it, the tomographic image data can be synthesized accurately. That is, highly accurate synthetic tomographic image data can be obtained. Therefore, the diagnosis accuracy of the affected area can be improved by using the synthetic tomographic image data (synthetic tomographic image) at the position of the affected area displayed on the display device 29. In particular, even when an affected part exists in a place where an organ is complicated, the position of the affected part can be appropriately grasped by the synthetic tomographic image obtained in the present embodiment, and the diagnosis accuracy of the affected part is improved.
[0076]
(7) In this embodiment, the X-ray source 9 can be moved in the axial direction of the radiation detection unit 65 during the radiation examination period by using the X-ray source axial movement device (for example, the axial movement arm 11). Without moving the examiner 35 in the axial direction of the radiation detection unit 65, the X-ray CT inspection can be performed on the inspection target range while performing the PET inspection on the inspection target range. When the X-ray CT examination for the examination target range is executed by moving the bed 16 without moving the X-ray source 9 in the axial direction, the position of the site where the PET drug is accumulated is also the same. Move in the axial direction. This means that the position where the γ ray pair is generated is moved in the axial direction, noise for the creation of PET image data increases, and accurate PET image data cannot be obtained. In this embodiment, since the position where the γ ray pair is generated does not move in the axial direction, highly accurate PET image data can be obtained, and the accuracy of the combined tomographic image data can be improved.
[0077]
(8) In this embodiment, the radiation detectors 4 included in the radiation detector 65 can detect a plurality of pairs of γ rays emitted from the examinee 35 and move in the circumferential direction. X-rays emitted from 9 and transmitted through the examinee 35 can also be detected. For this reason, the prior art has required an imaging device that detects X-rays and another imaging device that detects γ-rays as an imaging device, but this embodiment is a single imaging device that detects X-rays and γ-rays. Therefore, the configuration of the radiation inspection apparatus capable of performing both the X-ray CT inspection and the PET inspection can be simplified.
[0078]
(9) In this embodiment, the X-ray detection signal necessary for creating the first tomographic image and the γ-ray detection signal necessary for creating the second tomographic image are shared by the radiation detector 4. Therefore, the time required for the examination of the examinee 35 (examination time) can be remarkably shortened. In other words, the X-ray detection signal necessary for creating the first tomographic image and the γ-ray detection signal necessary for creating the second tomographic image can be obtained in a short examination time. In this embodiment, unlike the prior art, it is not necessary to move the examinee from an imaging device that detects transmitted X-rays to another imaging device that detects γ-rays. Contribute further.
[0079]
(10) In this embodiment, since the X-ray source 9 is circulated and the radiation detection unit 65 is not moved in the circumferential direction and the axial direction of the hole 30, the X-ray source 9 does not move as compared with the motor necessary for moving the radiation detection unit 65. The capacity of the motor that circulates the radiation source 9 can be reduced. The power consumption required to drive the latter motor can also be less than that of the former motor.
[0080]
(11) Since the γ-ray detection signals input to the X-ray detection signal processing device 22, that is, the first signal processing device are remarkably reduced, highly accurate first tomographic image data can be obtained. For this reason, the position of the affected part can be known more accurately by using image data obtained by combining the data of the first tomographic image and the data of the second tomographic image.
[0081]
(12) In this embodiment, since the X-ray source 9 circulates inside the radiation detection unit 65, the diameter of the annular holding unit 5 becomes large, and the radiation detector 4 can be installed in the circumferential direction inside the annular holding unit 5. The number of can be increased. An increase in the number of radiation detectors 4 in the circumferential direction brings about an improvement in sensitivity and resolution, and improves the resolution of the cross section of the examinee 35.
[0082]
(13) In this embodiment, since the axial movement arm 11 to which the X-ray source 9 is attached and the X-ray source 9 are located inside the radiation detector 4, they are examined during X-ray CT examination. There is a possibility that the γ-rays emitted from 35 are blocked, and the radiation detector 4 located immediately behind them cannot detect the γ-rays, and detection data necessary for creating a PET image may be lost. However, in the present embodiment, since the X-ray source 9 and the axial movement arm 11 circulate in the circumferential direction by the X-ray source driving device 10 as described above, data loss is not a problem in practice. . In particular, the revolving speed of the X-ray source 9 and the axial movement arm 11 is about 1 second / 1 slice, which is sufficiently short compared with the time required for the PET inspection of the order of several minutes at the shortest. Even in this case, the loss of the data is not substantially a problem. When the X-ray CT inspection is not performed and the PET inspection is performed, the X-ray source 9 is accommodated in the X-ray source driving device 10, so that the X-ray source 9 and the axial movement arm 11 are used for γ-ray detection. It will not be an obstacle.
[0083]
(14) In this embodiment, the X-ray detection unit is located in a region formed between one end of the γ-ray detection unit and the other end of the γ-ray detection unit in the longitudinal direction of the bed. Therefore, even if the subject moves during the examination, the first information obtained from the γ-ray detection signal output from the γ-ray detection unit and the X-ray detection signal output from the X-ray detection unit are obtained. The accuracy of the tomographic image of the subject created using the second information thus obtained can be improved. This can improve diagnostic accuracy for the subject by using the tomographic image. Specifically, the position and size of the affected area of cancer can be recognized with high accuracy. In particular, cancer of lymph glands that are organelles can be diagnosed with high accuracy.
[0084]
Furthermore, the inspection time required to obtain an X-ray detection signal necessary for creating an X-ray CT image is shorter than the inspection time required to obtain a γ imaging signal necessary for creating a PET image. Therefore, during the examination time for obtaining the γ-ray detection signal, the examinee is moved during the examination by always irradiating the examinee with X-rays from the X-ray source 9 to obtain the X-ray detection signal. Even in this case, it is possible to correct the deviation of the PET image data accompanying the swing of the examinee from the continuous image of the X-ray CT image obtained based on the X-ray detection signal.
[0085]
In the first embodiment, the control function of the overall control device 47 may be implemented by the computer 27 using a program. In this case, the computer 27 having the control function is substantially an apparatus in which the tomographic image data creation device and the overall control device 47 are integrated.
[0086]
In the first embodiment, the X-ray irradiation is performed in a fan beam shape, but the X-ray irradiation is not limited to this. For example, it is possible to obtain three-dimensional composite tomographic image data by irradiating X-rays in a cone beam shape. In the first embodiment, a semiconductor radiation detector to which CdTe is applied is used as the radiation detector 4, but a semiconductor radiation detector to which CZT, GaAs, or the like is applied can also be used. It is also possible to use a scintillator that is a radiation detector other than the semiconductor radiation detector. In the first embodiment, the X-ray source or the X-ray source and the radiation detector are rotated around the subject. However, the subject may be rotated with the X-ray source and the radiation detector fixed.
[0087]
In the first embodiment, the inspection of the subject in the axial direction of the hole 30 is performed by moving the bed 16. On the other hand, the inspection can be performed by fixing the bed 16 and moving the imaging device in the axial direction. The arrangement of the radiation detectors is not limited to a cylindrical shape, and may be a polygonal cylinder such as a hexagon.
[0088]
When the position of the affected part of the examinee 35 is not specified in advance, the bed 16 is moved and the PET examination is performed over the entire body of the examinee 35. While the PET inspection is being performed, the X-ray source 9 is circulated in the circumferential direction, and the X-ray CT inspection is performed on the place where the PET inspection is performed.
[0089]
In Example 1, the X-ray CT examination is performed four times as shown in FIG. 6. However, when the subject can be completely fixed, or the examination target range is narrow and the PET examination is completed in a short time, the X-ray CT is performed. The number of CT examinations may be one.
[0090]
In the first embodiment, a signal discriminating device 19A shown in FIG. 10 may be used instead of the signal discriminating device 19 shown in FIG. As shown in FIG. 10, the signal discriminating device 19 </ b> A includes a waveform shaping device 20, a γ-ray discriminating device 21, and a wave height analyzing device 58. The signal discriminating device 21 provided for each radiation detector 4 does not have the changeover switch 31, and the waveform shaping device 20 is connected to the corresponding radiation detector 4 by the wiring 23. The wave height analyzer 59 is connected to the waveform shaping device 20 and the computer 27. The γ-ray discriminating device 21 connected to the waveform shaping device 20 is connected to the coincidence counting device 26. The pulse height analyzer 59 is an X-ray detection signal processor.
[0091]
When the signal discriminating device 19A is used, the X-ray emission control unit 51 outputs a shutter open signal when an X-ray CT inspection start signal is input, and outputs a shutter close signal when an X-ray CT inspection end signal is input. . For this reason, during the X-ray CT examination period, the shutter 44 is always open when irradiating X-rays, and the radiation detector 4 detects X-rays as well as γ-rays. The signal discriminating device 19A has a function of separately separating the X-ray detection signal and the γ-ray detection signal from the output signal of the radiation detector 4. That is, the signal discriminating apparatus 19A is an apparatus that discriminates energy between the X-ray detection signal and the γ-ray detection signal output from one radiation detector 4. The waveform shaping device 20 shapes the X-ray detection signal together with the γ-ray detection signal into a Gaussian distribution and outputs it. The γ-ray detection signal and the X-ray detection signal, which are outputs of the waveform shaping device 20, are input to the γ-ray discriminating device 21 and the wave height analyzing device 59. The γ-ray discriminator 21 needs to process the γ-ray detection signal, and the wave height analyzer 59 needs to process the X-ray detection signal. The γ ray discriminating device 21 exhibits the same function as the γ ray discriminating device 21 of the signal discriminating device 19. The energy of X-rays irradiated to the examinee 35 is 80 keV. When the X-ray detection signal having energy in the range of the second energy set value (70 keV) or more and the third energy set value (90 keV) or less is input from the waveform shaping device 20, the wave height analyzer 59 detects the X-ray. The integrated value for each signal setting period, that is, information on the X-ray intensity is output. The load on the pulse height analyzer 59 is significantly reduced by processing such a specific energy X-ray detection signal.
[0092]
(Example 2)
Next, a radiation examination support method using the radiation examination apparatus 1 shown in FIG. 1 will be described with reference to FIG. The hospital, which is a medical institution, inputs the name of each examinee who undergoes a radiological examination for each day to the information terminal 63, and sends it to the server 60 of the radiological examination support provider via the hospital server 62 and communication line 64. Send it and request a radiological examination support provider for radiological examination. The transmitted radiation examination date and the name of each examinee for each radiation examination date are displayed on the display device of the information terminal 61 of the radiation examination support company. A radiation inspection apparatus 1 used for inspection owned by a radiation inspection support company is installed in the hospital. The PET drug is administered to the examinee 35 by the hospital. A radiographer who is an employee of a radiological examination support company lays the examinee 35 who has received the medicine on the bed 16. When the radiographer presses the button switch 54, as described in the first embodiment, under the control of the overall control device 47, the radiological examination for the corresponding examinee 35 using the radiological examination apparatus 1, that is, PET examination and X A line CT examination is performed. By this radiation inspection, the γ-ray detection signal and the X-ray detection signal that are the outputs from the radiation detector 4 are processed as in the first embodiment. Each piece of information obtained by this process is input to the computer 27, and the process of FIG. 9 is executed to create synthetic tomographic data. The combined tomographic image data is output from the computer 27 to the server 60 together with the name information of the examinee, and is input to the information terminal 63 of the hospital as the requester of the examination via the communication line 64 and the server 62 and is displayed on the display device. Is displayed. The doctor of the hospital makes a diagnosis of the affected area by looking at the displayed synthetic tomography. Since the radiation inspection is performed using the radiation inspection apparatus 1, the effects (1) to (13) generated in the embodiments can be obtained. In particular, since the present embodiment performs the X-ray CT examination while performing the PET examination within the radiological examination period as described above, it can provide a hospital with a high-accuracy tomographic image including the affected area and bones. The doctor in the hospital can make an appropriate diagnosis of the affected area based on the tomographic image. In the present radiation support method, the X-ray detection position and the γ-ray detection position are at least partially the same position (each of the radiation detectors 4 sharing at least part of the plurality of radiation detectors 4 It can be said that a radiological examination is performed by outputting both X-ray and γ-ray detection signals.
[0093]
In this embodiment, instead of the radiation inspection apparatus 1, any of the radiation inspection apparatuses 1A, 1B, 1C, and 1D in the embodiments described later may be used.
[0094]
(Example 3)
A radiation inspection apparatus according to embodiment 3, which is another embodiment of the present invention, will be described with reference to FIGS. The radiation inspection apparatus 1A of the present embodiment includes an imaging device 2A and a patient holding device 14, and although not shown, the signal discrimination device 19, the coincidence counting device 26, the computer 27, and the like described in the first embodiment. A storage device 28 and a display device 29 are provided. The configuration of the examinee holding device 14 of the present embodiment is the same as the structure described in the first embodiment.
[0095]
The imaging device 2A is installed in a direction perpendicular to the longitudinal direction of the bed 16, and includes a radiation detector annular body 3A, an X-ray source circumferential direction moving device 7, a drive device control device 70, and an X-ray source control device 71. Have The radiation detector annular body 3A includes an annular holding portion 5A and a large number of radiation detectors 4 arranged in an annular shape inside the annular holding portion 5A. As shown in FIGS. 12 and 13, the radiation detector annular body 3A is provided with a plurality of semicircular slits 69 as gaps in the axial direction. Specifically, these slits 69 are formed in the annular holding portion 5A. Except for the slit 69, a number of radiation detectors (semiconductor radiation detectors) 4 are installed inside the annular holding portion 5A as in the first embodiment. A large number of radiation detectors 4 included in the radiation detector annular body 3A constitute a cylindrical radiation detection unit 65A. The annular holding portion 5 </ b> A is installed on the support member 6.
[0096]
The X-ray source circumferential direction moving device 7 of the present embodiment has the same configuration as that of the first embodiment. Although not shown in FIG. 12, the X-ray source driving device 10 of the X-ray source device 8 includes motors 17 and 18 (see FIG. 1). In the present embodiment, the X-ray source 9 and the axial movement arm 18 are disposed outside the radiation detector 65A, specifically, outside the radiation detector annular body 3A. The drive device control device 70 and the X-ray source control device 71 are installed on the outer peripheral surface of the annular holding portion 5A. The present embodiment is also an example in which the X-ray CT inspection and the PET inspection are performed using a single imaging apparatus 2A.
[0097]
Prior to performing the radiological examination, the PET drug is administered to the examinee 35, which is the subject, so that the in-vivo radioactivity becomes 370 MBq by a method such as injection in the same manner as in Example 1. The examinee 35 waits for a predetermined time until the medicine for PET diffuses into the body in a state where it can be imaged and collects in the affected area 66. After the predetermined time has elapsed, the examinee 35 is laid on the bed 16 of the examinee holding device 14. The X-ray CT examination and the PET examination in the present embodiment are performed using the imaging apparatus 2 </ b> A in a state where the bed 16 on which the examinee 35 lies is moved and the examinee 35 is inserted into the hole 30. .
[0098]
The X-ray source controller 71 controls the X-ray emission time from the X-ray source 9. That is, the X-ray source control device 71 outputs an X-ray generation signal during the X-ray CT examination, and opens and closes provided between the anode (or cathode) of the X-ray tube 42 in the X-ray source 9 and the power source. The controller 57 (see FIG. 1) is closed, an X-ray stop signal is output when the first set time elapses, the switch 57 is opened, and the switch 57 is closed when the second set time elapses. A voltage is applied between the anode and the cathode during the first set time, and no voltage is applied during the second set time. By this control, X-rays 67 are emitted from the X-ray tube 42 in a pulse shape. The X-ray source 9 of this embodiment is not provided with the shutter 44 as in the first embodiment. The irradiation time T, which is the first set time, is the same as that of the first embodiment, and is set to 1 μsec, for example, so that the detection probability of γ rays at the radiation detector 4 can be ignored. The second set time is a time T0 in which the X-ray source 9 moves between one radiation detector 4 and another radiation detector 4 adjacent to the radiation detector 4 in the circumferential direction, and the X-ray in the circumferential direction of the guide rail 12 It is determined by the moving speed of the source 9. The first and second set times are stored in the X-ray source control device 71.
[0099]
The X-rays 67 emitted from the X-ray source 9 pass through the slit 69 and enter the radiation detector 4 adjacent to the radiation detector 4 at the position facing the slit 69 in the axial direction of the hole 30. The radiation source 9 is attached obliquely. Each slit 69 is an X-ray opening through which X-rays pass. When starting the X-ray CT examination, the drive device control device 70 outputs a drive start signal and closes the first switch (not shown) connected to the motor 17 and connected to the power source. When the current is supplied, the motor 17 rotates, and the rotational force is transmitted to the pinion via the power transmission mechanism, so that the pinion rotates. Since the pinion meshes with the rack of the guide rail 12, the X-ray source device 8, that is, the X-ray source 9 moves in the circumferential direction along the guide rail 12. The X-ray source 9 moves around the radiation detector annular body 3A at a set speed. At the end of the X-ray CT examination, the drive device controller 70 outputs a drive stop signal and opens the first switch. Thereby, the movement of the X-ray source 9 in the circumferential direction is stopped. The slit 69 is installed in a semicircular shape, and the movement of the X-ray source 9 is within this range. In the present embodiment, the radiation detection unit 65A does not move in the circumferential direction and does not move in the axial direction of the hole 30 as well. A known technique that does not hinder the movement of the X-ray source device 8 is applied to the transmission of the control signal from the X-ray source control device 71 that does not move and the X-ray source device 8 that moves from the drive device control device 70.
[0100]
The drive start signal output from the drive device controller 70 when starting the X-ray CT examination is input to the X-ray source controller 71. The X-ray source control device 71 outputs an X-ray generation signal based on the input of the drive start signal. Thereafter, the X-ray stop signal and the X-ray generation signal are repeatedly output. By repeatedly outputting the X-ray stop signal and the X-ray generation signal, the X-ray source 9 emits X-rays during the first set time, that is, 1 μsec, and stops emitting X-rays during the second set time. . This X-ray emission and stop is repeated during the movement of the X-ray source 9 in the circumferential direction. The X-ray 67 emitted from the X-ray source 9 irradiates the examinee 35 inserted into the hole 30 through the slit 69 in the form of a fan beam. By the movement of the X-ray source 9 in the circumferential direction, the examinee 35 on the bed 16 is irradiated with X-rays 67 from the surroundings. The X-ray 67 passes through the examinee 35 and then extends in the circumferential direction around the radiation detector 4 adjacent to the radiation detector 4 located 180 degrees from the slit 69 with the axial center of the hole 30 as a base point. It is detected by a plurality of radiation detectors 4 positioned. These first radiation detectors 4 output the X-ray detection signals. This X-ray detection signal is input to the corresponding signal discriminating device 19 via the corresponding wiring 23.
[0101]
The movement of the X-ray source 9 in the circumferential direction within the slit 69 is completed at the position of the slit 69 through which the X-ray 67 shown in FIG. 12 passes, and the X-ray CT inspection at the position of the slit 69 is performed. After the completion, the driving device control device 70 closes a second switch (not shown) connected to the power source connected to the motor 18 of the X-ray source driving device 10. Thereby, the motor 18 is driven and the axial movement arm 11 is contracted, and the X-ray source 9 is moved to the position of the slit 69A. The emission of the X-ray 67 from the X-ray source 9 is stopped by the action of the X-ray source control device 71 when the axial movement arm 11 expands and contracts.
[0102]
After the X-ray source 9 reaches the position of the slit 69 </ b> A, the X-ray source control device 71 emits the X-ray 67 from the X-ray source 9. The X-ray 67 passes through the slit 69A and passes through the affected part 66 facing the slit 69A. The X-ray 67 transmitted through the affected part 66 is detected by the radiation detector 4.
[0103]
From the affected part 66 of the examinee 35 on the bed 16 inserted into the hole 30, 511 keV γ-rays 68 caused by the PET drug are emitted. A radiation detector (second radiation detector) 4 other than the first radiation detector 4 detects the γ-ray 68 and outputs a detection signal of the γ-ray 68. This γ-ray detection signal is input to the corresponding signal discriminating device 19 via the corresponding wiring 23.
[0104]
The switching operation of the changeover switch 31 in the signal discriminating device 19 is controlled by the drive device control device 70. The drive device control device 70 performs the same control as the changeover switch control unit 52 in the first embodiment, and switches the connection of the movable terminal 32 to the fixed terminal 33 or the fixed terminal 34. When the driving device controller 70 selects another radiation detector 4 as the X-ray source 9 moves in the circumferential direction, the movable device is newly connected to the radiation detector 4 that becomes the first radiation detector 4. The terminal 32 is connected to the fixed terminal 34. The movable terminal 32 connected to the radiation detector 4 that is no longer the first radiation detector 4 as the X-ray source 9 moves in the circumferential direction is connected to the fixed terminal 33 by the driving device controller 70.
[0105]
In the present embodiment, as in the first embodiment, each radiation detector 4 in the radiation detection unit 65A has a relationship with the position of the X-ray source 9, and when it is, the first radiation detector 4 becomes another. Sometimes it becomes the second radiation detector 4. For this reason, one radiation detector 4 outputs both an X-ray detection signal and a γ-ray detection signal although they are temporally separated. As described above, the probability that the first radiation detector 4 detects the γ-ray 68 emitted from the examinee 35 during the first set time of 1 μsec is so small that it can be ignored.
[0106]
When the position of the affected part 66 of the examinee 35 is not specified in advance, the range in which the PET examination can be performed on the whole body of the examinee 35 at once (the length in the axial direction of the radiation detection unit 65A). Each PET inspection is performed. For each of these PET examinations, the X-ray source 9 is circulated in the circumferential direction, and X-ray CT examinations are respectively carried out at locations where the PET examination is performed. When the position of the affected part 66 of the examinee 35 is specified in advance by another examination, the bed 16 is moved and the position of the affected part 66 specified in advance is inserted into the hole 30, and the imaging device 2 </ b> A. A PET examination and an X-ray CT examination are carried out on the vicinity of the affected area using the.
[0107]
The X-ray detection and γ-ray detection signals output from the radiation detector 4 are processed by the signal discriminator 19 in the same manner as in the first embodiment. The coincidence counting device 26 receives the pulse signal from the γ-ray discriminating device 21 of each signal discriminating device 19 and executes the same processing as in the first embodiment. The computer 27 executes the processes of Steps 36 to 41 shown in FIG. 9 described in the first embodiment, obtains the composite tomographic image data of the cross section at the position of the affected part 66 of the examinee 35, and the composite tomographic image. The data is displayed on the display device 29.
[0108]
In this embodiment as well, a PET examination for detecting γ-rays 68 emitted from the affected part 66 within a radiological examination period for obtaining a detection signal of γ-rays 78 necessary for generating tomographic image data of the examinee 35 An X-ray CT examination for detecting an X-ray 67 that passes through the examinee 35 is performed. The time required for the X-ray CT inspection is shorter than the time required for the PET inspection. In the present embodiment, the X-ray CT examination is started by an operator such as a radiologist pressing an X-ray CT examination start button on an operation panel (not shown) to start the X-ray CT examination of the drive device controller 70. The signal is input, and the drive device control device 70 outputs the drive start signal described above. Also in this embodiment, as shown in FIG. 6, a plurality of X-ray CT examinations may be carried out within one radiation examination period.
[0109]
In the present embodiment, the X-ray source 9 is moved in the circumferential direction, and the two-dimensional cross-sectional data of one cross section of the examinee 35 is obtained using the detection signal of the X-ray 67 passing through one slit 69. Yes. The two-dimensional cross-sectional data in the other cross section of the examinee 35 is obtained by moving the X-ray source 9 to the position of another slit 69 by expanding and contracting the axial movement arm 11. By stacking these two-dimensional section data, three-dimensional section data can be obtained.
[0110]
According to the present embodiment, the effects (1) to (11) and (14) produced in the embodiment can be obtained. In this example, the following effects (15) and (16) can be obtained. The radiation imaging apparatus 2A including the γ-ray detection unit and the X-ray detection unit is also a radiation detection device.
[0111]
(15) In this embodiment, since the X-ray source 9 circulates outside the cylindrical radiation detection unit 65A, the diameter of the radiation detection unit is reduced. Since the pair of γ rays emitted at the time of positron annihilation is emitted at 180 ° ± 0.6 °, the error is reduced and the image resolution is improved when the diameter of the radiation detecting portion is reduced. In addition, the number of radiation detectors 4 can be reduced.
[0112]
(16) In this embodiment, since the axial movement arm 11 to which the X-ray source 9 is attached and the X-ray source 9 are located outside the radiation detector 4, they are emitted from the examinee 35. The radiation detector 4 located immediately behind the lines is not able to detect the γ-rays, and the possibility of missing detection data necessary for creating a PET image is completely eliminated.
[0113]
(Example 4)
A radiation inspection apparatus according to embodiment 4, which is another embodiment of the present invention, will be described with reference to FIGS. The radiation inspection apparatus 1B of the present embodiment includes an imaging apparatus 2B and a patient holding apparatus 14, and is not illustrated in FIG. 14, but is described in the γ-ray discrimination apparatus 21 illustrated in FIG. A coincidence counting device 26, a computer 27, a storage device 28, and a display device 29. Since the difference from the third embodiment resides in the imaging device 2B, the following description will mainly focus on the imaging device 2B.
[0114]
The imaging device 2B includes a plurality of radiation detector annular bodies 3B, an X-ray source device 8A, an X-ray detection device 77, a detector holding device 72, a circumferential guide rail 74, an X-ray source axial guide rail 75, and a detector shaft. A direction guide rail 76 is provided.
[0115]
The plurality of radiation detector annular bodies 3 </ b> B are installed on the support member 6 in parallel in the axial direction by the detector holding device 72. Each of the radiation detector annular bodies 3B is provided with a plurality of radiation detectors 4 on the inner surface of the annular holding portion 5B in the circumferential direction and the axial direction. The annular holding portion 5B is attached to the detector holding device 72. A gap 73 is formed between each of the radiation detector annular bodies 3B. An annular circumferential guide rail 74 is provided on the outer surface of each annular holding portion 5B. The X-ray source axial guide rail 75 and the detector axial guide rail 76 are provided so as to extend in the axial direction on the outer surface of each annular holding portion 5B at positions 180 ° apart from each other.
[0116]
The X-ray source device 8 </ b> A includes an X-ray source driving device 10 and an X-ray source 9 provided in the X-ray source driving device 10. The X-ray source driving apparatus 10 includes a motor, a speed reduction mechanism, and two types of pinions for circumferential movement and axial movement, which are not shown in the casing. When the X-ray source device 8A moves in the circumferential direction, the speed reduction mechanism is connected to the circumferential movement pinion, and the driving force rotated by the motor is transmitted to the circumferential movement pinion. When the X-ray source device 8A moves in the axial direction, the speed reduction mechanism is connected to the axial movement pinion, and the driving force rotated by the motor is transmitted to the axial movement pinion. The circumferential movement pinion engages with a rack provided on the circumferential guide rail 74, and the axial movement pinion engages with a rack provided on the X-ray source axial guide rail 75. The X-ray source device 8A is movable in each direction on the outer surface side of the annular holding portion 3B. The X-ray source 9 is provided facing the annular holding portion 5B in the X-ray source device 8A.
[0117]
The X-ray detection device 77 is connected to the X-ray source device 8A by a semicircular connection member (not shown) outside the annular holding portion 5B. Therefore, when the X-ray source device 8A moves along the circumferential guide rail 74 in the circumferential direction of the annular holding portion 5B, the X-ray detection device 77 moves along the circumferential guide rail along with the movement of the X-ray source device 8A. 74 moves in the circumferential direction of the annular holding portion 5B outside the annular holding portion 5B. When the X-ray source device 8A moves in the axial direction of the annular holding portion 5B along the X-ray source axial guide rail 75, the X-ray detector 77 moves in the detector axial direction along with the movement of the X-ray source device 8A. It moves along the guide rail 76 in the axial direction of the annular holding portion 5B outside the annular holding portion 5B. The X-ray detector 77 has a plurality of X-ray detectors 78 arranged in the circumferential direction of the hole 30. The plurality of X-ray detectors 78 constitute an X-ray detector. A plurality of X-ray detectors 78 may be arranged in the axial direction of the annular holding portion 5B.
[0118]
The cylindrical γ-ray detector 80 is configured by the radiation detectors 4 provided in all the radiation detector annular bodies 3B. The X-ray detection unit is located in a region formed between one end of the γ-ray detection unit 80 and the other end of the γ-ray detection unit 80 in the longitudinal direction of the bed 16. The radiation detector 4 and the X-ray detector 78 are the semiconductor radiation detectors described in the first embodiment. In this embodiment, the X-ray source 9 is disposed outside the radiation detector annular body 3 </ b> B, that is, the γ-ray detector 80.
[0119]
In the present embodiment, unlike the first and third embodiments in which the X-ray detection unit and the γ-ray detection unit are integrated, the X-ray detection unit and the γ-ray detection unit are provided separately. The configuration in which the X-ray detection unit and the γ-ray detection unit are separate is also applied to Examples 5 and 6 described later. The radiation imaging apparatus 2B having the γ-ray detection unit and the X-ray detection unit is also a radiation detection device.
[0120]
The examinee 35 to whom the PET drug is administered is moved to a predetermined position in the hole 30 by moving the bed 16. When an operator such as a radiologist presses an X-ray CT examination start button on an operation panel (not shown), X-rays are transmitted to a drive device control device (not shown) and an X-ray source control device (not shown). A CT examination start signal is input, and the X-ray CT examination in this embodiment is started. The X-ray source control device that has received the X-ray CT examination start signal closes the switch 57 (see FIG. 1). As a result, X-rays 67 are emitted from the X-ray source 9. The X-ray 67 emitted from the X-ray source 9 passes through the gap 73 and is irradiated to the examinee 35. The motor is rotated by the control of the driving device control device, and the X-ray source device 8A moves along the circumferential guide rail 74. The X-ray source device 8 </ b> A and the X-ray detection device 77 move and rotate in a space 79 formed between adjacent detector holding devices 72. For this reason, the X-ray 67 emitted from the X-ray source 9 is irradiated to the examinee 35 from the surroundings. The X-ray 67 transmitted through the examinee 35 is detected by the X-ray detector 78 of the X-ray detector. In order to move the X-ray source device 8A and the X-ray detection device 77 to the adjacent gap 73 (for example, the gap 73A), after the irradiation of the X-ray 67 to the examinee 35 through one gap 73 is completed, The X-ray source device 8 </ b> A is moved along the X-ray source axial direction guide rail 75. At that time, the X-ray detector 77 moves along the detector axial guide rail 76. When the X-ray source device 8 </ b> A moves along the X-ray source axial guide rail 75, the switch 57 is opened by the control of the X-ray source control device, so that X-rays are not emitted from the X-ray source 9. When the X-ray source device 8A reaches the adjacent gap 73A, the X-ray source device 8A and the X-ray detection device 77 are moved along the circumferential guide rail 74. At this time, X-rays 67 are emitted from the X-ray source 9 by the action of the X-ray source control device. The X-ray 67 passes through the gap 73A and is irradiated to the affected part 66 of the examinee 35. The X-ray 67 transmitted through the affected part 66 is detected by a radiation detector 78. The X-ray CT examination ends when the X-ray source device 8A reaches a predetermined position at the end of the X-ray CT examination.
[0121]
Each radiation detector 4 of the γ-ray detection unit 80 detects the γ-ray 68 emitted from the affected part 66. The γ-ray detection signal output from the radiation detector 4 is input to the γ-ray discrimination device 21 via the waveform shaping device 20. The gamma ray discriminating device 21 executes the processing shown in the first embodiment and outputs a pulse signal. The coincidence counting device 26 receives the pulse signal from the γ-ray discriminating device 21 of each signal discriminating device 19 and executes the same processing as in the first embodiment. The X-ray detection signal output from the X-ray detector 78 is processed by a signal processing device (not shown). The signal processing apparatus outputs X-ray intensity information that is an integral value of the X-ray detection signal. The computer 27 for inputting the X-ray intensity information described above executes the processes of steps 36 to 41 shown in FIG. 9 described in the first embodiment, and the combined tomogram of the cross section at the position of the affected part 66 of the examinee 35. Image data is obtained and the combined tomographic image data is displayed on the display device 29.
[0122]
In this embodiment as well, a PET examination for detecting γ-rays 68 emitted from the affected part 66 within a radiological examination period for obtaining a detection signal of γ-rays 78 necessary for generating tomographic image data of the examinee 35 An X-ray CT examination for detecting an X-ray 67 that passes through the examinee 35 is performed. Also in this embodiment, as shown in FIG. 6, a plurality of X-ray CT examinations may be carried out within one radiation examination period.
[0123]
According to the present embodiment, the effects (1), (2), (4), (6), (7), (10), (11) and (14) to (16) that occur in the third embodiment are obtained. Obtainable. Furthermore, the following effects can also be obtained.
[0124]
(17) In this embodiment, since the X-ray detector (specifically, the X-ray detector 78) is arranged between one end and the other end in the axial direction of the γ-ray detector 80, PET inspection is performed. The X-ray CT examination can be performed at the same position without moving the examinee 35 on the predetermined area of the examinee 35 being implemented. For this reason, even when the examinee 35 moves on the bed 16 during the examination, the first tomographic image data and the second tomographic image data at the position of the affected part can be synthesized with high accuracy. For example, the data of the first tomographic image and the data of the second tomographic image can be easily and accurately synthesized by aligning the axial center of the hole 30 of the imaging device 2B. Therefore, even when an affected part exists in a place where an organ is complicated, the position of the affected part can be appropriately grasped by the tomographic image obtained in the present embodiment, and the diagnosis accuracy of the affected part is improved.
[0125]
(18) In this embodiment, the selector switch 31 used in the first embodiment is not necessary. That is, the radiation detector 4 installed on the annular holding part 5B is connected to the γ-ray discriminating device 21 via the waveform shaping device 20 by the wiring 23. On the other hand, the X-ray detector 78 is directly connected to the signal processing device by wiring (not shown). Therefore, the circuit configuration is simplified. In addition, the control method can be simplified because there is no need to control the changeover switch.
[0126]
(19) In this embodiment, the X-ray source device 8A and the X-ray detection device 77 are configured to be able to rotate 360 degrees. Therefore, in X-ray CT examination, it is possible to obtain data in the direction of 360 degrees in order to obtain one tomographic image, and the image quality of the X-ray CT image can be improved.
[0127]
(20) In the present embodiment, the X-ray source device 8 </ b> A and the X-ray detection device 77 are disposed at opposite positions with respect to the central axis of the hole 30. Accordingly, it is possible to irradiate X-rays parallel to the cross-section when taking a two-dimensional cross-sectional image in the X-ray CT examination, and the image quality of the X-ray CT image can be improved.
[0128]
(21) In this embodiment, X-rays can be irradiated parallel to the gap 73. Therefore, the width of the gap 73 can be minimized to a width substantially equal to the beam width. The gap 73 is a data defect area at the time of PET inspection, and by minimizing the width of the gap 73, the PET inspection can be speeded up and the image quality can be improved.
[0129]
(22) In this embodiment, the X-ray detector 77 is provided independently of the radiation detector 4 for detecting γ-rays for PET inspection. Therefore, the arrangement pitch of the X-ray detectors 78 in the X-ray detector 77 can be arbitrarily set, and the resolution of the X-ray CT image can be easily increased.
[0130]
(Example 5)
A radiation inspection apparatus according to embodiment 5, which is another embodiment of the present invention, will be described with reference to FIGS. The radiation inspection apparatus 1C of the present embodiment includes an imaging device 2C and a patient holding device 14, and is not illustrated in FIG. 16, but is described in the γ-ray discrimination device 21 illustrated in FIG. A coincidence counting device 26, a computer 27, a storage device 28, and a display device 29. The radiation imaging apparatus 2C having a γ-ray detection unit and an X-ray detection unit is also a radiation detection device.
[0131]
The imaging apparatus 2C according to the present embodiment has a configuration in which an axial expansion / contraction arm 81 and an X-ray detection unit 82 are added to the imaging apparatus 2A. However, the X-ray source device holding unit 13 is installed on a support member 83 that is detachably attached to the support member 6. The axial telescopic arm 81 is attached to the casing of the X-ray source driving device 10 at a position opposite to the axial telescopic arm 11 by 180 °. The X-ray detector 82 is installed at the tip of the axially extending arm 81 and includes a plurality of X-ray detectors 78 in the circumferential direction of the hole 30 as shown in FIG. The X-ray source circumferential direction moving device 7A in the present embodiment includes an X-ray source 9, an X-ray source driving device 10, an X-ray source device holding unit 13, axial telescopic arms 11, 81, and an X-ray detecting unit 82. A plurality of radiation detectors 4 arranged in a cylinder form a γ-ray detector 80A. The extension / contraction operation of the axial extension / contraction arm 81 is performed by driving the motor 18 as in the axial extension / contraction arm 11. The other configuration of the imaging device 2C has the same configuration as the imaging device 2A. The imaging device 2C includes an X-ray imaging device 84 and a γ-ray imaging device 85. The X-ray imaging device 84 includes an X-ray source circumferential direction moving device 7 </ b> A, a drive device control device 70, an X-ray source control device 71, and a support member 83. The γ-ray imaging device 85 includes the radiation detector annular body 3 </ b> A and the support member 6.
[0132]
The X-ray source 9 and the axial telescopic arm 11, the X-ray detector 82 and the axial telescopic arm 81 are slit in the same manner as in the third embodiment as the X-ray source driving device 10 moves along the guide rail 12. It moves around the examinee 35 on the bed 16 within the range of the circumferential length of 69. The X-ray 67 emitted from the X-ray source 9 is irradiated to the examinee 35 to which the PET drug has been administered through, for example, the slit 69 </ b> A and passes through the affected part 66. The X-ray 67 transmitted through the affected part 66 is detected by the X-ray detector 78 of the X-ray detection part 82. The X-ray source 9 and the X-ray detection unit 82 move in the axial direction of the hole 30 while facing each other by causing the axially extending and retracting arms 11 and 81 to expand and contract. The γ-ray 68 emitted from the affected part 66 due to the PET drug is detected by the radiation detector 4 of the γ-ray detection unit 80A.
[0133]
The X-ray detection signal output from the X-ray detector 78 and the γ-ray detection signal output from the radiation detector 4 are processed in the same manner as in the fourth embodiment. By this processing, the combined tomographic image data of the cross section at the position of the affected part 66 of the examinee 35 is obtained, and the combined tomographic image data is displayed on the display device 29.
[0134]
According to the present embodiment, (1), (2), (4), (6), (7), (10), (11), (14) to (18) and (20) occurring in the fourth embodiment. ) To (22) can be obtained. This example further produces the following effects.
[0135]
(23) In this embodiment, the X-ray source 9 and the X-ray detection unit 82 are attached to the X-ray source driving device 10 at a position facing each other, and the X-ray inspection is performed by the circumferential movement of the X-ray source driving device 10. It is a possible structure. Therefore, during the X-ray CT examination, the movement of the X-ray source 9 and the X-ray detector 82 in the circumferential direction of the hole 30 can be controlled simultaneously, and the control method can be simplified.
[0136]
(24) In the present embodiment, the X-ray imaging apparatus 84 is detachable, and the X-ray CT examination can be performed independently using the X-ray imaging apparatus 84 when detaching.
[0137]
(Example 6)
A radiation inspection apparatus according to embodiment 6, which is another embodiment of the present invention, will be described with reference to FIGS. The radiation inspection apparatus 1D of the present embodiment includes an imaging apparatus 2D and a patient holding apparatus 14, and is not illustrated in FIG. 18, but is described in the γ-ray discrimination apparatus 21 illustrated in FIG. A coincidence counting device 26, a computer 27, a storage device 28, and a display device 29. Conceptually, the imaging device 2D is obtained by applying the X-ray imaging device 84 (FIG. 16) of the imaging device 2C to the imaging device 2B (FIG. 14). That is, the imaging device 2D includes an X-ray imaging device 84 and a γ-ray imaging device 85A. The γ-ray imaging device 85 </ b> A includes a plurality of radiation detector annular bodies 3 </ b> B, a support member 6, and a detector holding device 72 that installs each radiation detector annular body 3 </ b> B in the support member 6 in the fourth embodiment. In the present embodiment, the X-ray detector 82 and the axially extending / contracting arm 81 are arranged outside the radiation detector annular body 3B. In this embodiment, the X-ray source 9 and the X-ray detector 82 can be moved in the circumferential direction of the hole 30 by the X-ray source driving device 10 in a region other than the detector holding device 72. Although not shown, the X-ray detection unit 82 has the same configuration as that of the fifth embodiment. The radiation imaging apparatus 2D having the γ-ray detection unit and the X-ray detection unit is also a radiation detection device.
[0138]
The X-ray detection signal output from the X-ray detector 78 and the γ-ray detection signal output from the radiation detector 4 are processed in the same manner as in the fourth embodiment. By this processing, the combined tomographic image data of the cross section at the position of the affected part 66 of the examinee 35 is obtained, and the combined tomographic image data is displayed on the display device 29.
[0139]
According to the present embodiment, (1), (2), (4), (6), (7), (10), (11), (14) to (18) and (20) occurring in the fifth embodiment. ) To (24) can be obtained. In this embodiment, the diameter of the radiation detector annular body can be made smaller than that in the fifth embodiment.
[0140]
In Examples 1 to 5, at least a part of the X-ray detection unit may be positioned in a region formed between one end of the γ-ray detection unit and the other end of the γ-ray detection unit in the longitudinal direction of the recording bed. Good.
[0141]
【The invention's effect】
ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the diagnostic accuracy with respect to a test object, for example, the diagnostic accuracy of cancer, can be improved.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a longitudinal sectional view of a radiation inspection apparatus used in a radiation inspection method according to a preferred embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a cross-sectional view taken along the line II-II in FIG.
3 shows a longitudinal section of the X-ray source of FIG. 1, in which (A) is an explanatory view showing a state in which the shutter is closed, and (B) is an explanatory view showing a state in which the shutter is opened.
FIG. 4 is a detailed configuration diagram of a signal discriminating apparatus in the first embodiment shown in FIG.
FIG. 5 is a detailed configuration diagram of the overall control apparatus of FIG. 1;
FIG. 6 is an explanatory diagram of a control schedule applied to the radiation inspection method of the present embodiment.
7 is an explanatory diagram showing a waveform of a γ-ray detection signal input to the waveform shaping device of FIG. 4. FIG.
8 is an explanatory diagram showing a waveform of a γ-ray detection signal output from the waveform shaping device of FIG. 4. FIG.
9 is a flowchart of a processing procedure executed by the computer of FIG.
FIG. 10 is a configuration diagram of another embodiment of the signal discriminating apparatus.
FIG. 11 is a configuration diagram of a tomographic image data transmission system used in a radiation examination support method according to embodiment 2, which is another embodiment of the present invention.
12 is a longitudinal sectional view of a radiation inspection apparatus according to embodiment 3, which is a preferred embodiment of the present invention. FIG.
13 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG.
FIG. 14 is a longitudinal sectional view of a radiation inspection apparatus according to embodiment 4, which is another embodiment of the present invention.
15 is a cross-sectional view taken along the line BB in FIG.
FIG. 16 is a longitudinal sectional view of a radiation inspection apparatus according to embodiment 5, which is another embodiment of the present invention.
17 is a cross-sectional view taken along the line CC of FIG.
FIG. 18 is a longitudinal sectional view of a radiation inspection apparatus according to embodiment 6, which is another embodiment of the present invention.
19 is a sectional view taken along the line DD of FIG.
[Explanation of symbols]
1, 1A, 1B, 1C, 1D ... Radiation inspection apparatus, 2, 2A, 2B, 2C, 2D ... Imaging apparatus, 3, 3A, 3B ... Radiation detector annular body, 4 ... Radiation detector, 7, 7A ... X X-ray source device, 8 ... 8A ... X-ray source device, 9 ... X-ray source drive device, 11, 81 ... Axial telescopic arm, 12 ... Guide rail, 14 ... Patient holding Device: 16 ... Bed, 19, 19A ... Signal discriminating device, 21 ... Gamma ray discriminating device, 22 ... X-ray detection signal processing device, 24 ... Power switch, 26 ... Simultaneous counting device, 27 ... Computer, 28 ... Storage device , 29 ... Display device, 30 ... Hole, 31 ... Changeover switch, 32 ... Movable terminal, 38 ... Wave height analyzer, 42 ... X-ray tube, 44 ... Shutter, 47 ... Overall control device, 48 ... Overall control unit, 49 ... Detector power control unit, 50 ... X-ray source movement control unit, 5 DESCRIPTION OF SYMBOLS X-ray emission control part 52 ... Changeover switch control part 53 ... Bed movement control part 54 ... Button switch 65, 65A ... Radiation detection part 66 ... Affected part 67 ... X-ray 68 ... Gamma ray 69 69A ... Slit, 70 ... Drive device controller, 71 ... X-ray source controller, 72 ... Detector holding device, 73, 73A ... Gap, 74 ... Circumferential guide rail, 75 ... X-ray source axial guide rail, 76 ... detector axial guide rail, 77 ... X-ray detector, 78 ... X-ray detector, 80, 80A ... gamma ray detector, 82 ... X-ray detector, 84 ... X-ray imaging device, 85, 85A ... gamma Line imaging device.

Claims (21)

ベッドの周囲を移動してＸ線を放射するＸ線源と、前記ベッドの長手方向に複数の放射線検出器が配置されて前記ベッドの周囲に位置し、γ線の検出信号を出力するγ線検出部と、Ｘ線の検出信号を出力するＸ線検出部とを備え、
前記Ｘ線検出部の少なくとも一部は、前記ベッドの長手方向において前記γ線検出部の一端と前記γ線検出部の他端との間に形成される領域に位置しており、
前記Ｘ線源を前記長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、前記Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームを備えたことを特徴とする放射線検査装置。An X-ray source that moves around the bed and emits X-rays, and a plurality of radiation detectors arranged in the longitudinal direction of the bed, are located around the bed, and outputs γ-ray detection signals A detector and an X-ray detector that outputs an X-ray detection signal;
At least a part of the X-ray detection unit is located in a region formed between one end of the γ-ray detection unit and the other end of the γ-ray detection unit in the longitudinal direction of the bed,
A radiation inspection apparatus comprising: an extendable arm that moves the X-ray source in the longitudinal direction and contracts so that the X-ray source does not interfere with detection of γ rays after the X-ray inspection is completed . ベッドの周囲を移動してＸ線を放出するＸ線源と、前記ベッドの長手方向に複数の放射線検出器が配置されて前記ベッドの周囲に位置し、γ線を検出してそのγ線の検出信号を出力するγ線検出部と、
前記γ線を検出する位置で、前記Ｘ線を検出してそのＸ線の検出信号を出力するＸ線検出部と、
前記Ｘ線源を前記長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、前記Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームとを備えたことを特徴とする放射線検査装置。An X-ray source that moves around the bed and emits X-rays, and a plurality of radiation detectors are arranged in the longitudinal direction of the bed and are located around the bed. A γ-ray detector that outputs a detection signal;
An X-ray detection unit that detects the X-ray and outputs a detection signal of the X-ray at a position where the γ-ray is detected;
A radiological examination apparatus comprising: an extendable arm that moves the X-ray source in the longitudinal direction and contracts after the X-ray examination is completed so that the X-ray source does not interfere with detection of γ-rays . 前記γ線検出部及び前記Ｘ線検出部は、一体となって、前記γ線検出部であり前記Ｘ線検出部である放射線検出部を構成し、前記放射線検出部は前記γ線検出信号及び前記Ｘ線検出信号の両方を出力する複数の前記放射線検出器で構成される請求項１または請求項２に記載の放射線検査装置。  The γ-ray detection unit and the X-ray detection unit integrally form a radiation detection unit that is the γ-ray detection unit and the X-ray detection unit, and the radiation detection unit includes the γ-ray detection signal and The radiation inspection apparatus according to claim 1, comprising a plurality of the radiation detectors that output both of the X-ray detection signals. 被検体にＸ線を照射するＸ線源と、
前記Ｘ線源から照射されて前記被検体を透過するＸ線を検出し、このＸ線の検出信号を出力するＸ線検出部と、
前記Ｘ線を照射している前記被検体の位置で前記被検体から放出されるγ線を検出し、このγ線の検出信号を出力するγ線検出部と、
前記Ｘ線源を前記長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、前記Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームとを備えたことを特徴とする放射線検査装置。An X-ray source for irradiating the subject with X-rays;
An X-ray detector that detects X-rays irradiated from the X-ray source and transmitted through the subject, and outputs a detection signal of the X-rays;
A γ-ray detector that detects γ-rays emitted from the subject at the position of the subject irradiating the X-rays and outputs a detection signal of the γ-rays;
A radiological examination apparatus comprising: an extendable arm that moves the X-ray source in the longitudinal direction and contracts after the X-ray examination is completed so that the X-ray source does not interfere with detection of γ-rays . 前記γ線検出部及び前記Ｘ線検出部は、一体となって、前記γ線検出部であり前記Ｘ線検出部である放射線検出部を構成し、前記放射線検出部は前記γ線検出信号及び前記Ｘ線検出信号を出力する複数の放射線検出器で構成される請求項４に記載の放射線検査装置。  The γ-ray detection unit and the X-ray detection unit integrally form a radiation detection unit that is the γ-ray detection unit and the X-ray detection unit, and the radiation detection unit includes the γ-ray detection signal and The radiation inspection apparatus according to claim 4, comprising a plurality of radiation detectors that output the X-ray detection signals. 被検体を乗せるベッドと、撮像装置と、制御装置とを備え、
前記撮像装置は、複数の第１放射線検出器を有し、前記ベッドの周囲に位置するγ線検出部と、複数の第２放射線検出器を有し、Ｘ線の検出信号を出力するＸ線検出部と、前記被検体にＸ線を放出するＸ線源と、前記Ｘ線源を、前記ベッドの周囲における周方向に移動させる第１Ｘ線源移動装置と、前記Ｘ線源を前記ベッドの長手方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、前記Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に縮む伸縮アームを含んでおり、
前記制御装置は、複数の放射線検出器と電源とを接続して前記複数の放射線検出器に電圧を印加させ、前記放射線検出器への電圧印加時から設定時間が経過した時点で前記Ｘ線源からＸ線を放出させ、前記Ｘ線を放出した前記Ｘ線源を、前記第１Ｘ線源移動装置を用いて前記周方向に移動させ、Ｘ線検査終了後、前記Ｘ線源がγ線の検出を妨げない様に前記伸縮アームを縮ませて、前記Ｘ線源を前記ベッドの長手方向に移動させる制御を行うことを特徴とする放射線検査装置。A bed on which a subject is placed, an imaging device, and a control device;
The imaging apparatus includes a plurality of first radiation detectors, and includes a γ-ray detection unit positioned around the bed and a plurality of second radiation detectors, and outputs an X-ray detection signal. A detection unit, an X-ray source that emits X-rays to the subject, a first X-ray source moving device that moves the X-ray source in a circumferential direction around the bed, and the X-ray source of the bed It includes a telescopic arm that is moved in the longitudinal direction and contracts so that the X-ray source does not interfere with detection of γ-rays after the X-ray examination is completed .
The control device connects a plurality of radiation detectors and a power source to apply a voltage to the plurality of radiation detectors, and when the set time has elapsed since the voltage application to the radiation detector, the X-ray source The X-ray source that has emitted the X-ray is moved in the circumferential direction using the first X-ray source moving device, and after the X-ray inspection is completed, the X-ray source is a γ-ray. A radiation inspection apparatus , wherein the telescopic arm is contracted so as not to prevent detection, and the X-ray source is controlled to move in the longitudinal direction of the bed. それぞれの前記第１放射線検出器からのγ線の検出信号を入力し、第１情報を出力する第１信号処理装置と、前記第２放射線検出器からの前記Ｘ線の検出信号を入力して第２情報を出力し、前記第２放射線検出器毎に設けられた第２信号処理装置とを備えた請求項６に記載の放射線検査装置。  Γ-ray detection signals from each of the first radiation detectors are input, a first signal processing device that outputs first information, and the X-ray detection signals from the second radiation detector are input. The radiation inspection apparatus according to claim 6, further comprising: a second signal processing device that outputs second information and is provided for each of the second radiation detectors. 前記γ線検出部及び前記Ｘ線検出部は別々に設けられており、前記γ線検出部は前記γ線検出信号を出力する複数の放射線検出器を有し、前記Ｘ線検出部は前記Ｘ線検出信号を出力する複数の放射線検出器を有する請求項１又は請求項４に記載の放射線検査装置。The γ-ray detection unit and the X-ray detection unit are provided separately, the γ-ray detection unit includes a plurality of radiation detectors that output the γ-ray detection signal, and the X-ray detection unit is the X-ray detection unit. the radiation inspection apparatus according to claim 1 or claim 4 having a plurality of radiation detectors for outputting a line detection signal. 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，請求項２，請求項３，請求項５，及び請求項８のいずれか１項に記載の放射線検査装置。The radiation inspection apparatus according to any one of claims 1, 2, 3, 5, and 8 , wherein the radiation detector is a semiconductor radiation detector. 前記γ線検出信号より得られた第１情報及び前記Ｘ線検出信号より得られた第２情報を用いて断層像情報を作成する断層像作成装置を備えた請求項１ないし請求項５，及び請求項８のいずれか１項に記載の放射線検査装置。Claims 1 to 5 comprising a tomographic image generating apparatus for generating a tomographic image information using the first information and second information obtained from the X-ray detection signal obtained from the γ-ray detection signal and, The radiation inspection apparatus according to claim 8 . 前記γ線検出信号より得られた第１情報を用いて第１断層像情報を作成し、前記Ｘ線検出信号より得られた第２情報を用いて第２断層像情報を作成し、及び前記第１断層像情報及び第２断層像情報を含む第３断層像情報を作成する断層像作成装置を備えた請求項１ないし請求項５及び請求項８のいずれか１項に記載の放射線検査装置。Creating first tomogram information using first information obtained from the γ-ray detection signal, creating second tomogram information using second information obtained from the X-ray detection signal; and first tomographic image information and the radiological imaging apparatus according to any one of the second tomographic image according to claim 1 to claim 5 and claim 8 comprising a tomographic image generating apparatus information to create a third tomographic image information including . それぞれの前記放射線検出器からのγ線の検出信号を入力し、放射性薬剤が集積した部位を含む第１断層像情報の作成に用いられる第１情報を出力する第１信号処理装置と、前記放射線検出器からの前記Ｘ線の検出信号を入力して骨を含む第２断層像情報の作成に用いられる第２情報を出力し、前記放射線検出器毎に設けられる第２信号処理装置とを備えた請求項３又は請求項５に記載の放射線検査装置。A first signal processing device for inputting γ-ray detection signals from the respective radiation detectors and outputting first information used to create first tomographic image information including a site where radiopharmaceuticals are accumulated; A second signal processing device provided for each of the radiation detectors, which receives the X-ray detection signal from the detector and outputs second information used to create second tomographic image information including bone; The radiation inspection apparatus according to claim 3 or 5. 前記第１情報及び前記第２情報を用いて断層像情報を作成する断層像作成装置を備えた請求項１２に記載の放射線検査装置。The radiation inspection apparatus according to claim 12 , further comprising a tomographic image creating apparatus that creates tomographic image information using the first information and the second information. 前記第１信号処理装置は、
前記放射線検出器からの前記γ線検出信号を入力し、前記放射線検出器毎に設けたγ線検出信号処理装置と、
各前記γ線検出信号処理装置からのそれぞれの出力信号を入力し、前記第１情報である、設定時間内に前記γ線を検出した一対の前記放射線検出器のそれぞれの位置情報、及び検出された前記γ線の計数情報の各情報を出力する計数装置とを有し、
前記位置情報，前記計数情報及び前記第２情報を用いて断層像情報を作成する断層像作成装置とを備えた請求項１２に記載の放射線検査装置。The first signal processing device includes:
Input the γ-ray detection signal from the radiation detector, a γ-ray detection signal processing device provided for each radiation detector,
Each output signal from each of the γ-ray detection signal processing devices is input, and the first information is the position information of each of the pair of radiation detectors that has detected the γ-ray within a set time, and is detected. And a counting device that outputs each information of the counting information of the γ rays,
The radiation inspection apparatus according to claim 12 , further comprising a tomographic image creation device that creates tomographic image information using the position information, the count information, and the second information. 前記γ線検出部及び前記Ｘ線検出部が、別々に設けられている請求項１，請求項２及び請求項４のいずれか１項に記載の放射線検査装置。The γ-ray detector and the X-ray detection unit, according to claim is provided separately 1, the radiation inspection apparatus according to any one of claims 2 and 4. 前記γ線の検出信号を入力し、放射性薬剤が集積した部位を含む第１断層像情報の作成に用いられる第１情報を出力する第１信号処理装置と、前記Ｘ線検出部からの前記Ｘ線の検出信号を入力して骨を含む第２断層像情報の作成に用いられる第２情報を出力し、前記Ｘ線検出部の前記放射線検出器毎に設けられる第２信号処理装置とを備えた請求項１５に記載の放射線検査装置。 A first signal processing device that receives the γ-ray detection signal and outputs first information used to create first tomographic image information including a site where radiopharmaceuticals are accumulated, and the X-ray from the X-ray detection unit A second signal processing device provided for each of the radiation detectors of the X-ray detection unit that outputs a second information used to generate second tomogram information including bone by inputting a ray detection signal. the radiation inspection apparatus according to claim 15. 前記γ線検出信号より得られた第１情報及び前記Ｘ線検出信号より得られた第２情報を用いて断層像を作成する断層像作成装置を備えた請求項３に記載の放射線検査装置。  The radiation inspection apparatus according to claim 3, further comprising a tomographic image creating apparatus that creates a tomographic image using first information obtained from the γ-ray detection signal and second information obtained from the X-ray detection signal. 前記複数の放射線検出器の各々に接続され、前記放射線検出器を、γ線検出信号処理装置又はＸ線検出信号処理装置に切り替えて接続する切替スイッチと、
前記Ｘ線源の位置に基づいて前記Ｘ線を検出する前記放射線検出器を選択し、選択した前記放射線検出器を前記Ｘ線検出信号処理装置に接続するように前記切替スイッチを制御する切替スイッチ制御部を備える請求項１ないし請求項３のいずれか１項に記載の放射線検査装置。A change-over switch connected to each of the plurality of radiation detectors for switching the radiation detector to a γ-ray detection signal processing device or an X-ray detection signal processing device;
A selector switch that selects the radiation detector that detects the X-ray based on the position of the X-ray source and controls the selector switch to connect the selected radiation detector to the X-ray detection signal processing device. The radiation inspection apparatus according to any one of claims 1 to 3, further comprising a control unit. 前記切替スイッチ制御装置は、
前記選択された放射線検出器以外の他の放射線検出器を前記γ線検出信号処理装置に接続するように前記切替スイッチを制御する請求項１８に記載の放射線検査装置。The changeover switch control device includes:
The radiation inspection apparatus according to claim 18 , wherein the changeover switch is controlled so that a radiation detector other than the selected radiation detector is connected to the γ-ray detection signal processing apparatus. 前記Ｘ線源は、開口部を有する放射線遮へい体と、前記放射線遮へい体内に配置されたＸ線管と、放射線遮蔽材で構成されるシャッターとを有する請求項１ないし請求項１９のいずれか１項に記載の放射線検査装置。The X-ray source, a radiation shield having an opening, and wherein the radiation shielding the body disposed the X-ray tube, claims 1 and a shutter composed of a radiation shielding material any of claims 19 1 The radiation inspection apparatus according to the item. 前記放射線検査装置は、陽電子放出型ＣＴである請求項１ないし請求項２０のいずれか１項に記載の放射線検査装置。The radiation inspection apparatus according to any one of claims 1 to 20 , wherein the radiation inspection apparatus is a positron emission type CT.
JP2003076768A 2002-03-20 2003-03-20 Radiation inspection equipment Expired - Fee Related JP3938078B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2003076768A JP3938078B2 (en) 2002-03-20 2003-03-20 Radiation inspection equipment

Applications Claiming Priority (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2002077464 2002-03-20
JP2002090200 2002-03-28
JP2002241296 2002-08-22
JP2002293159 2002-10-07
JP2003076768A JP3938078B2 (en) 2002-03-20 2003-03-20 Radiation inspection equipment

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2006141009A Division JP4333692B2 (en) 2002-03-20 2006-05-22 Radiation inspection equipment

Publications (3)

Publication Number Publication Date
JP2004181204A JP2004181204A (en) 2004-07-02
JP2004181204A5 JP2004181204A5 (en) 2005-11-10
JP3938078B2 true JP3938078B2 (en) 2007-06-27

Family

ID=32777282

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2003076768A Expired - Fee Related JP3938078B2 (en) 2002-03-20 2003-03-20 Radiation inspection equipment

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP3938078B2 (en)

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007178364A (en) * 2005-12-28 2007-07-12 Hitachi Ltd Nuclear medicine diagnostic equipment
EP2073710B1 (en) * 2006-09-29 2016-05-04 Koninklijke Philips N.V. Fly-by scanning for computed tomography
DE102006061078A1 (en) 2006-12-22 2008-07-17 Siemens Ag A method of operating a hybrid medical imaging unit comprising a first high spatial resolution imaging device and a second high sensitivity nuclear medical imaging device
US8594404B2 (en) 2007-04-17 2013-11-26 National Institute Of Radiological Sciences PET scanner and image reconstruction method thereof
JP6580836B2 (en) * 2015-02-03 2019-09-25 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Photon counting CT system
CN116403875B (en) * 2023-06-06 2023-08-08 有方（合肥）医疗科技有限公司 Method and device for quickly adjusting tube current of X-ray tube and CT (computed tomography) equipment

Also Published As

Publication number Publication date
JP2004181204A (en) 2004-07-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3888156B2 (en) Radiation inspection equipment
US7759646B2 (en) Radiological imaging apparatus and radiological imaging method and radiological imaging support method
JP3800101B2 (en) Tomographic image creating apparatus, tomographic image creating method and radiation inspection apparatus
JP4093013B2 (en) Radiation inspection equipment
KR100501588B1 (en) Radiation inspection apparatus and inspection method thereof
JP3820972B2 (en) PET equipment
JP3664121B2 (en) Radiation inspection apparatus and radiation inspection method
JP4321492B2 (en) Radiation inspection equipment
JP3938078B2 (en) Radiation inspection equipment
JP2007181729A (en) Control method of radiographic examination apparatus and method of creating image information
JP2004350942A (en) Tomographic device and radiographic testing device
JP4604974B2 (en) PET equipment
JP3937942B2 (en) Radiation inspection equipment
JP4333692B2 (en) Radiation inspection equipment
JP4737201B2 (en) Radiation inspection equipment
JP2011154031A (en) Radiation inspection device
JP4400641B2 (en) Radiation inspection apparatus and positron emission CT apparatus
JP3824264B2 (en) Radiation inspection apparatus and radiation detection method
JP3797379B2 (en) Positron emission CT system
JP2005164609A (en) Positron emission computerized tomographic equipment
JP5532061B2 (en) Radiation inspection equipment
JP2009058528A (en) Radiation inspecting device

Legal Events

Date Code Title Description
A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20050928

A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20050928

A871 Explanation of circumstances concerning accelerated examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A871

Effective date: 20050928

A975 Report on accelerated examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971005

Effective date: 20060217

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20060322

RD01 Notification of change of attorney

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7421

Effective date: 20060420

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20060522

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20060905

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20061106

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20061129

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20070306

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20070319

R151 Written notification of patent or utility model registration

Ref document number: 3938078

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110406

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120406

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120406

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130406

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20140406

Year of fee payment: 7

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees