WO2010086899A1

WO2010086899A1 - 放射線断層撮影装置

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Publication number: WO2010086899A1
Application number: PCT/JP2009/000362
Authority: WO
Inventors: 大谷篤; 天野昌治; 井上芳浩; 田中和巳; 水田哲郎
Original assignee: 株式会社島津製作所
Priority date: 2009-01-30
Filing date: 2009-01-30
Publication date: 2010-08-05
Also published as: US8519341B2; EP2392946A4; EP2392946A1; JPWO2010086899A1; US20110274241A1; EP2392946B1; JP4983984B2

Abstract

　本発明の目的は、検出器リングが幅広となっても、検出データの演算の負荷を軽減することができる放射線断層撮影装置を提供することにある。この様な課題を解決するために、本発明に係る放射線断層撮影装置は、γ線を同時に検出した２つのシンチレータ結晶が（Ａ）同一のリングユニット１２１，１２２，１２３に属しているか（Ｂ）互いに隣接したリングユニット１２１，１２２，１２３の各々に属しているかしなければ、同時計数を行わない。したがって、放射線検出素子同士の中心軸方向の距離は、リングユニット１２１，１２２，１２３の中心軸方向の厚さ分以下に限られる。これにより、演算負荷を軽減しつつ、診断に好適な断層画像を生成することができる放射線断層撮影装置が提供できる。

Description

放射線断層撮影装置

　この発明は、被検体から放射される放射線をイメージングする放射線撮影装置に関し、特に被検体の胴体部分を一度に撮影できる程度に広視野の放射線撮影装置に関する。

　医療分野において、被検体に投与されて関心部位に局在した放射性薬剤から放出された消滅放射線対（例えばγ線）を検出し、被検体の関心部位における放射性薬剤分布の断層画像を得る放射線断層撮影装置(ECT:Emission Computed Tomography)に使用されている。ＥＣＴには、主なものとして、ＰＥＴ(Positoron Emission Tomography)装置、ＳＰＥＣＴ(Single Photon Emission Computed Tomography)装置などが挙げられる。

　ＰＥＴ装置を例にとって説明する。ＰＥＴ装置は、ブロック状の放射線検出器をリング状に配列した検出器リングを有する。この検出器リングは、被検体を包囲するために設けられているものであり、被検体を透過してきた放射線を検出できる構成となっている。

　このようなＰＥＴ装置の検出器リングに配備される放射線検出器には、空間分解能を高める目的で、放射線検出器に設けられたシンチレータの深さ方向の位置弁別が可能な構成となっているものがしばしば搭載される。まずは、従来のＰＥＴ装置の構成について説明する。従来のＰＥＴ装置５０は、図１０に示すように、被検体を導入する導入孔を備えたガントリ５１と、ガントリ５１の内部に、放射線を検出するブロック状の放射線検出器５２を導入孔を囲むように配列して形成された検出器リング５３と、検出器リング５３を囲むように設けられた支持部材５４とを有している。そして、放射線検出器５２の各々について、その支持部材５４の介在する位置にブリーダ回路を備えたブリーダユニット５５が設けられており、これが支持部材５４と放射線検出器５２とを連結している。この様なＰＥＴ装置は、例えば、特許文献１に記載されている。

　ＰＥＴ装置は、放射性薬剤より放射される消滅放射線対を測定する。すなわち、被検体Ｍの内部から放射される消滅放射線対は、進行方向が１８０°反対方向となっている放射線のペアである。図１１に示すように、検出器リング５３は、消滅放射線対を検出する検出素子Ｃがｚ方向に積層されている。これにより、検出器リング５３に対する消滅放射線対の位置をｚ方向について弁別できる。

　このようなＰＥＴ装置における消滅放射線対の測定方法について説明する。図１１に示すように、被検体の内部における消滅点Ｐから発生した消滅放射線対は、検出器リング５３が有する異なる２つの検出素子Ｃに入射する。２つの検出素子は、独立的に２つの検出データＤ１，Ｄ２を入射時間特定部６１に送出する。ここで、検出データＤ１，Ｄ２の各々について検出器リング５３に入射した時間が特定される。

　続いて、検出データＤ１，Ｄ２は同時イベント認定部６２に出力され、検出データＤ１，Ｄ２が示す放射線の入射が、同時に起こったものであるかが認定される。検出データＤ１，Ｄ２が検出器リング５３に同時に入射したと認定された場合、検出データＤ１，Ｄ２は、ペアリングされ、各々は、消滅放射線対の発生という単一の事象に起因するものと認定される。検出データＤ１，Ｄ２は、検出強度特定部６３，ＬＯＲ特定部６４に送出される。検出強度特定部６３においては、検出データＤ１，Ｄ２より、入射した放射線の強度が算出される。ＬＯＲ特定部６４においては、検出データＤ１，Ｄ２の位置情報を割り出す。そして、算出された入射時間、位置情報および検出強度とが連関したベクトルデータＮは、同時イベント数記憶部６５に記憶され、被検体の断層画像の生成に用いられる。
特開２００１－１９４４５９号公報

　しかしながら、従来構成の放射線断層撮影装置には、次のような問題点がある。
　すなわち、検出器リング５３をｚ方向に長いものとすると、飛躍的に演算が煩雑化するという問題点がある。近年において、被検体の全身を覆う程度に検出器リング５３が幅広となっている放射線断層撮影装置が開発されつつある。この様な構成においては、検出器リング５３には、従来より多数の検出素子が搭載される。したがって、検出器リング５３における異なる２つの検出素子の組み合わせは、従来装置では考えられないほど多いものとなる。これらの組み合わせの全てをについて同時イベント数を考慮して断層画像を撮影しようとすると、各部６１，６２，６３，６４，６５にかかる演算の負荷は、非常に高いものとなる。この状態を放置すれば、被検体Ｍの断層画像を取得するのに高価な演算装置が必要であるとともに、断層画像の生成に必要な時間は、長いものとなる。

　本発明は、この様な事情に鑑みてなされたものであって、その目的は、検出器リングが幅広となっても、検出データの演算の負荷を軽減することができる放射線断層撮影装置を提供することにある。

　本発明は、上述の目的を達成するために、次のような構成をとる。
　すなわち、本発明に係る放射線断層撮影装置は、放射線を検出する放射線検出素子が環状に配列された単位検出リングの各々が、それらの中心軸を共有して配列されることにより構成されたリングユニットと、リングユニットに属する２つの異なる放射線検出素子が同時に放射線を検出した回数である同時イベント数を計数するダイレクト同時計数手段とを備えた放射線断層撮影装置において、複数のリングユニットがそれらの中心軸を共有して配列されることにより検出器リングが構成され、互いに隣接する第１リングユニット、第２リングユニットの両方に接続されるとともに、第１リングユニット、第２リングユニットのそれぞれに属する２つの放射線検出素子が同時に放射線を検出した回数である同時イベント数を計数するクロス同時計数手段とを備えることを特徴とするものである。

　［作用・効果］本発明の構成は、複数のリングユニットを有する。リングユニットの各々には、ダイレクト同時計数手段が設けられている。ダイレクト同時計数手段は、リングユニットについて同時イベント数を計数するのである。本発明は、これに加えて、互いに隣接するリングユニットの両方に接続されたクロス同時計数手段が設けられている。クロス同時計数手段は、互いに隣接する第１リングユニット、第２リングユニットのそれぞれに属する２つの放射線検出素子が同時に放射線を検出した場合のみ同時イベント数を計数するのである。

　本発明における効果は次の通りである。まず、リングユニット毎にダイレクト同時計数手段を設けたことで、検出器リングの幅を長いものとしても、演算が煩雑化することがない。すなわち、本発明における検出器リングは、従来より使用されている放射線撮影装置と同程度の構成となっているリングユニットを連接すれば構成できるのである。そうすれば、検出器リングが幅広となり、放射線検出素子が多いものとなったとしても、本発明に係る放射線断層撮影装置における同時計数は、リングユニット毎に複数のダイレクト同時計数手段が分担して行うことになり、リングユニットをいくつ増設しようとも、ダイレクト同時計数手段１つ当たりに係る演算負荷は、変動しない。

　しかも、本発明の構成には、クロス同時計数手段が設けられている。リングユニットを連接すれば、消滅放射線が互いに隣接するリングユニットのそれぞれに入射する場合がある。本発明によれば、この様な消滅放射線対の計数は、クロス同時計数手段が行う。これにより、断層画像の生成に用いられる消滅放射線対の計測数は多いものとなる。

　ダイレクト同時計数手段、およびクロス同時計数手段とを備えた上述のような構成とすると、断層画像生成に適した消滅放射線対のみを選択的に計数することができる。検出器リングにおいて、同時に２つの放射線検出素子が放射線を検出したものとする。中心軸方向における放射線検出素子同士の距離が遠くなるほど、検出頻度が稀となり、しかも、放射線検出の感度が悪くなる。したがって、この様な放射線検出素子の組み合わせは、同時計数の段階において、最初から考慮に入れないほうがよいのである。本発明によれば、放射線を同時に検出した２つの放射線検出素子が（Ａ）同一のリングユニットに属しているか（Ｂ）互いに隣接したリングユニットの各々に属しているかしなければ、同時計数が行われることはない。したがって、同時計数が行われる放射線検出素子同士の中心軸方向における距離は、リングユニットの中心軸方向の厚さ分以下に限られる。したがって、本発明の構成は、断層画像の生成に適さない消滅放射線対については、もとより考慮に入れられないものとなっているので、演算負荷を軽減しつつ、診断に好適な断層画像を生成することができる放射線断層撮影装置が提供できる。

　また、上述の検出器リングは、リングユニット単位で機械的に分解可能となっていればより望ましい。

　［作用・効果］この様な構成とすることで、よりメンテナンスが容易で、検査室の設置が簡単な放射線断層撮影装置が提供できる。上述の構成によれば、検出器リングは、複数のリングユニットに分解されて輸送することができるととともに、放射線断層撮影装置が故障したときに、検出器リングは、リングユニット毎に分解ができるので、容易に検出器リングの内部を点検できる。また、リングユニットを交換することで、検出リングを修理することもできる。

　また、上述のクロス同時計数手段は、中心軸方向における２つの放射線検出素子間の距離が所定の長さ以下となっているときのみクロス同時イベント数を計数すればより望ましい。

　［作用・効果］この様な構成とすることで、放射線断層撮影装置の演算の負荷を一層軽減することができる。すなわち、クロス同時計数手段は、放射線を同時に検出した２つの放射線検出素子が互いに隣接したリングユニットの各々に属していたとしても、それらの距離が所定の長さ以下でないと、同時計数を行わないのである。この様にすることにより演算の負荷を一層軽減された放射線断層撮影装置が提供できる。

　また、上述の所定長さを記憶する所定長記憶手段と、所定長さを入力させる入力手段とを備え、所定長さは、入力手段の入力にしたがって、変更可能となっていればより望ましい。

　［作用・効果］この様な構成とすることで、断層画像の生成時における同時計数手段の演算の負荷を調節することができる。これにより、断層画像に必要な解像度に合わせて、撮像方法を調整することができる。

　また、上述の放射線断層撮影装置において、２つの放射線検出素子の組み合わせをリスト化した組み合わせリストを記憶するリスト記憶手段と、クロス同時計数手段に対してクロス同時イベント数の計数の実行を指示する計数指示手段とを備え、第１リングユニット、第２リングユニットのそれぞれに属する２つの放射線検出素子が同時に放射線を検出したとき、計数指示手段は、放射線を検出した２つの検出素子の組み合わせが組み合わせリストに登録されている場合のみ、クロス同時計数手段に対して計数の実行を指示すればより望ましい。

　［作用・効果］上述の構成は、本発明の断層撮影装置の具体的な態様を示したものである。すなわち、上述の構成によれば、２つの放射線検出素子の組み合わせをリスト化した組み合わせリストを用いて、クロス同時計数手段に対して計数の実行が指示される。この様に構成することで、放射線を同時に検出した２つの放射線検出素子の組み合わせが組み合わせリストにあるときにのみクロス同時計数手段に同時計数させることができる。組み合わせリストには、距離が所定の長さ以下となっている放射線検出素子対のみをリストアップさせておくことができるので、容易に中心軸方向における２つの放射線検出素子間の距離が所定の長さ以下とすることができる。

　また、上述の所定長さを基に組み合わせリストを生成するリスト生成手段を備えればより望ましい。

　［作用・効果］この様な構成とすることで、所定長さを変更させたとしても、それに応じた組み合わせリストが取得される。したがって、所定長さを変更させたとしても、確実に演算負荷を軽減しつつ、診断に好適な断層画像を生成することができる放射線断層撮影装置が提供できる。

　また、上述の放射線断層撮影装置において、中心軸方向に伸びるとともに検出器リングの内部に挿入された天板を更に備えるとともに、これに加えて、（Ａ）天板に対し中心軸周りに回転可能な放射線源と、（Ｂ）天板に対し中心軸周りに回転可能な放射線検出手段と、（Ｃ）放射線源と放射線検出手段とを支持する支持手段と、（Ｄ）支持手段を回転させる回転手段と、（Ｅ）回転手段を制御する回転制御手段を備えた画像生成装置を更に備えればより望ましい。

　［作用・効果］上述の構成によれば、被検体の内部構造と、薬剤分布との両方を取得できる放射線断層撮影装置が提供できる。ＰＥＴ装置は、一般的に薬剤分布に係る情報を得ることができる。しかしながら、被検体の臓器や組織を写しこんだ断層画像を参照しながら診断を行う必要がある場合がある。上述の構成によれば、被検体の内部構造と、薬剤分布との両方を取得できるので、例えば両画像を重ね合わせることで、診断に好適な合成画像を生成させることができる。

　本発明によれば、同時計数手段の負担を軽減することができる。すなわち、本発明の構成は、リングユニット毎にダイレクト同時計数手段を設けている。本発明に係る放射線断層撮影装置における同時計数は、リングユニット毎に複数のダイレクト同時計数手段が分担して行うことになり、リングユニットをいくつ増設しようとも、ダイレクト同時計数手段１つ当たりに係る演算負荷は、変動しない。しかも、本発明の構成には、クロス同時計数手段が設けられている。これにより、断層画像の生成に用いられる消滅放射線対の計測数は多いものとなる。

　本発明によれば、放射線を同時に検出した２つの放射線検出素子が（Ａ）同一のリングユニットに属しているか（Ｂ）互いに隣接したリングユニットの各々に属しているかしなければ、同時計数が行われることはない。したがって、同時計数が行われる放射線検出素子同士の中心軸方向の距離は、リングユニットの中心軸方向の厚さ分以下に限られる。したがって、本発明の構成は、断層画像の生成に適さない消滅放射線対については、もとより考慮に入れられないものとなっているので、演算負荷を軽減しつつ、診断に好適な断層画像を生成することができる放射線断層撮影装置が提供できる。

実施例１に係る放射線断層撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。実施例１に係る放射線検出器の構成を説明する斜視図である。実施例１に係る検出器リングの構成を説明する図である。実施例１に係るリングユニットの構成を説明する図である。実施例１に係るフィルタの動作を説明する模式図である。実施例１に係るフィルタの動作を説明する模式図である。実施例２に係る放射線断層撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。実施例２に係るフィルタの動作を説明する模式図である。実施例３に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成を説明する機能ブロック図である。従来構成のＰＥＴ装置の構成を説明する図である。従来構成のＰＥＴ装置の構成を説明する機能ブロック図である。

符号の説明

Ｃ                   シンチレータ結晶（放射線検出素子）
９                   放射線断層撮影装置
１０                 天板
１２ｂ               単位検出リング
２０ｃ               Ｃ同時計数部（クロス同時計数手段）
２０ｄ               Ｄ同時計数部（ダイレクト同時計数手段）
２５ｃ               Ｃリスト参照部（計数指示手段）
２６ｃ               Ｃリスト記憶部（リスト記憶手段）
２７                 リスト生成部（リスト生成手段）
３７                 ＭＲＤ記憶部（所定長記憶手段）
３８                 入力部（入力手段）
３９                 回転機構（回転手段）
４０                 回転制御部（回転制御手段）
４３                 Ｘ線管（放射線源）
４４                 ＦＰＤ（放射線検出手段）
４７                 支持体（支持手段）
１２１               リングユニット（第１リングユニット）
１２２ａ，１２２ｂ          リングユニット（第２リングユニット）

　以下、本発明に係る放射線断層撮影装置における較正データの収集方法の最良の形態について説明する。なお、以下に説明するγ線は、本発明の放射線の一例である。実施例１，実施例２は、本発明をＰＥＴ装置に適応したものであり、実施例３は、本発明をＰＥＴ／ＣＴ装置に適応したものである。

　＜放射線断層撮影装置の全体構成＞
　以下、本発明に係る放射線断層撮影装置の各実施例を図面を参照しながら説明する。図１は、実施例１に係る放射線断層撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。実施例１に係る放射線断層撮影装置９は、図１に示すように、被検体Ｍを仰臥させる天板１０と、被検体Ｍを包囲する貫通穴を有するガントリ１１を有している。天板１０は、ガントリ１１の開口を貫通するように備えられているとともに、ガントリ１１の開口の伸びる方向（ｚ方向）に沿って進退自在となっている。この様な天板１０の摺動は、天板移動機構１５によって実現される。天板移動機構１５は、天板移動制御部１６によって制御される。

　ガントリ１１の内部には、被検体Ｍから放射される消滅γ線対を検出する検出器リング１２が備えられている。この検出器リング１２は、被検体Ｍの体軸方向ｚ（本発明の延伸方向に相当する。）に伸びた筒状であり、その長さは、１ｍ～１．８ｍである。すなわち、検出器リング１２は、被検体Ｍの少なくとも胴体部分を完全に覆う事ができる程度まで伸びている。

　検出器リング１２は、ブロック状の放射線検出器１がリング状に配列されて構成される。放射線検出器１における１つあたりの幅は、約５ｃｍであったとすると、検出器リング１２に放射線検出器１は、ｚ方向に約２０個～３６個配列されていることになる。この放射線検出器１の構成について簡単に説明する。図２は、実施例１に係る放射線検出器の構成を説明する斜視図である。放射線検出器１は、図２に示すように放射線を蛍光に変換するシンチレータ２と、蛍光を検出する光検出器３とを備えている。そして、シンチレータ２と光検出器３との介在する位置には、蛍光を授受するライトガイド４が備えられている。

　シンチレータ２は、シンチレータ結晶が３次元的に配列されて構成されている。シンチレータ結晶は、Ｃｅが拡散したＬｕ_{２（１－Ｘ）}Ｙ_２ＸＳｉＯ_５（以下、ＬＹＳＯとよぶ）によって構成されている。そして、光検出器３は、どのシンチレータ結晶が蛍光を発したかという蛍光発生位置を特定することができるようになっているとともに、蛍光の強度や、蛍光の発生した時刻をも特定することができる。シンチレータ結晶は、本発明の放射線検出素子に相当する。

　検出器リング１２の構成について説明する。図３は、実施例１に係る検出器リングの構成を説明する図である。放射線検出器１は、検出器リング１２において仮想円（正確には、正ｎ角形）に沿って並べられている。すると、シンチレータ結晶も仮想円（正確には、正ｎ角形）に沿って並べられ、図３（ａ）に示すような単位検出リング１２ｂを構成する。単位検出リング１２ｂは、ｚ方向について同一位置に存するとともに、円環に沿って配列されたシンチレータ結晶Ｃ（放射線検出素子）で構成される。すなわち、単位検出リング１２ｂは、シンチレータ結晶が一列に並んだものであり、仮想円に沿って並べられた放射線検出器１とは独立した概念である。そして、図３（ｂ）に示すように、この単位検出リング１２ｂがｚ方向に連接されて検出器リング１２が構成される。言い換えれば、単位検出リング１２ｂは、ｚ方向に沿った中心軸を共有して連接されている。単位検出リング１２ｂの中心には、貫通孔が設けられており、単位検出リング１２ｂの有する貫通孔が連結するように単位検出リング１２ｂが配列され、検出器リング１２が構成されていると捉えることもできる。

　実施例１によれば、１００個前後の放射線検出器１が円環状に配列することで検出器リング１２が形成されるため、ｚ方向から貫通穴１２ａを見たとき、貫通穴１２ａは、例えば正１００角形となっている。この場合、複数の単位検出リング１２ｂは、各々の中心軸を共有して連結されており、貫通穴１２ａは、１００角柱の形状となっている。

　なお、検出器リング１２は、図４に示すように、複数のリングユニット１２１，１２２，１２３の各々が連接された構成されている。このリングユニットは、上述の単位検出リング１２ｂがｚ方向に連接されて構成される。リングユニット１２１は、放射線検出器１が１２個程度ｚ方向に並んで構成されるものである。言い換えれば、リングユニットは、ｚ方向に沿った中心軸を共有して連接されている。なお、検出器リング１２は、別個に製造されたリングユニット１２１，１２２，１２３を機械的に連接することで構成される。したがって、検出器リング１２は、リングユニット単位で機械的に分解可能となっている。また、図４においては、検出器リング１２は、３つのリングユニット１２１，１２２，１２３によって構成されているが、検出器リング１２を構成するリングユニットの個数はこれに限られるものではない。

　なお、実施例１に係る放射線断層撮影装置９は、図１に示すように、被検体Ｍの断層画像を取得するための各部が更に設けられている。具体的には、放射線断層撮影装置９は、検出器リング１２で検出された検出データを基に消滅γ線の同時計数を行うＣ同時計数部２０ｃ，およびＤ同時計数部２０ｄと、検出データを記憶するデータ記憶部１７と、被検体Ｍの断層画像を形成するマッピング部１８と、被検体Ｍの断層画像に較正を加える較正部１９とを備えている。較正部１９は、断層画像に写りこんだ偽像を除去する目的で設けられたものであり、所定の較正用データを被検体Ｍの断層画像に重ね合わせる。また、ＭＲＤ記憶部３７は、後述のＭＲＤを記憶するものである。Ｃ同時計数部は、本発明のクロス同時計数手段に相当し、Ｄ同時計数部は、本発明のダイレクト同時計数手段に相当する。また、ＭＲＤ記憶部は、本発明の所定長記憶手段に相当する。

　そしてさらに、実施例１に係る放射線断層撮影装置９は、各部を統括的に制御する主制御部３５と、放射線断層画像を表示する表示部３６とを備えている。この主制御部３５は、ＣＰＵによって構成され、各種のプログラムを実行することにより、およびマッピング部１８，較正部１９とを実現している。なお、上述の各部はそれらを担当する制御装置に分割されて実現されてもよい。入力部３８は、術者の指示を入力させるもので、例えば、術者によるＭＲＤの設定の変更を受け付ける。入力部は、本発明の入力手段に相当する。

　＜同時計数部の構成＞
　次に、本発明における最も特徴的な構成である、Ｃ同時計数部２０ｃ，およびＤ同時計数部２０ｄの構成について説明する。図４に示すように、実施例１に係るＣ同時計数部２０ｃは、Ｃフィルタ２１ｃを備え、Ｄ同時計数部２０ｄは、Ｄフィルタ２１ｄを備えている。Ｄ同時計数部２０ｄは、各リングユニット１２１，１２２，１２３の各々に設けられており、Ｄ同時計数部２０ｄは、各々が担当するリングユニットに属する２つのシンチレータ結晶が消滅γ線対を検出したとき、同時イベント数の計数を行うものである。一方、Ｃ同時計数部２０ｃは、互いに隣接するリングユニット１２１，１２２に接続されている。このＣ同時計数部２０ｃは、異なるリングユニットに属する２つのシンチレータ結晶が消滅γ線対を検出したとき、同時イベント数の計数を行うものである。Ｃフィルタ２１ｃは、隣接するリングユニットに跨って設けられるものであり、別のＣフィルタ２１ｃが互いに隣接するリングユニット１２２，１２３にも設けられている。

　同時計数部の個数は、以下のようになっている。すなわち、検出器リング１２を構成するリングユニットの個数をｎとすると、放射線断層撮影装置９に設けられるＤ同時計数部２０ｄの個数は、ｎであり、Ｃ同時計数部２０ｃの個数は、ｎ－１である。

　クロック２３は、Ｄフィルタ２１ｄ，およびＣフィルタ２１ｃに時刻情報を出力している。図４においては、クロック２３は、単一のＤフィルタ２１ｄにのみ接続されているかのように示されているが、実際は、クロック２３は、放射線断層撮影装置９に設けられたフィルタの全てに接続されていることになる。

　Ｄ同時計数部２０ｄには、Ｄフィルタ２１ｄの下流にＬＯＲ特定部２２，および蛍光強度算出部２４が設けられている。なお、Ｃ同時計数部２０ｃにも、Ｃフィルタ２１ｃの下流にＬＯＲ特定部２２，および蛍光強度算出部２４が設けられている。蛍光強度算出部２４の出力がデータ記憶部１７に出力されることになる。蛍光強度算出部２４から出力されるデータは、ＬＯＲ，検出時間、検出強度が連関したデータである。なお、図４においては、簡潔な説明のため、同時計数部の一部については、ＬＯＲ特定部２２，および蛍光強度算出部２４の図示を省略している。

　放射線断層撮影装置９におけるデータ処理について簡単に説明する。図４における消失点Ｐから、１対の消滅γ線が検出器リング１２の有するリングユニット１２１の異なる２箇所に入射したとする。すると、リングユニット１２１は、それに設けられたＤフィルタ２１ｄに２つの検出信号を出力し、２つの消滅γ線がリングユニット１２１に同時に入射した事実を認識する。この同時性の判断は、クロック２３を用いて行われる。すなわち、検出信号には、クロック２３から出力される検出信号に時刻データが付与される。Ｄフィルタ２１ｄは、２つの検出信号に付与された時刻データが単一のタイムウィンドウに収まったとき、２つの検出信号は、ペアリングされ、消滅γ線対によるものであると認識するのである。消滅γ線と認識された２つの検出信号は、Ｄフィルタ２１ｄを通過し、ＬＯＲ特定部２２に送出される。ＬＯＲとはＬｉｎｅ　ｏｆ　ｒｅｓｐｏｎｓｅの略であり、消滅γ線が入射した２つのシンチレータ結晶を結ぶ線分である。このＬＯＲは、消滅γ線における位置情報であると表現することもできる。蛍光強度算出部２４は、各々のシンチレータ結晶の蛍光強度を特定する。

　この様に、Ｄフィルタ２１ｄは、それが担当するリングユニットのいずれかに２つのγ線が同時に入射したときのみ、それぞれの検出信号を通過させ、ペアリングできなかったγ線の検出データを破棄する。

　このＤフィルタ２１ｄの役割をより具体的に説明する。図５（ａ）に示すように、リングユニット１２１には、ｚ方向にシンチレータ結晶Ｃが１０個並んでいるものとする。リングユニット１２１に属するシンチレータ結晶Ｃｒについて考える。リングユニット１２１には、単位検出リング１２ｂが１０個並べられているのだから、シンチレータ結晶Ｃｒが有するＬＯＲのうち、Ｄフィルタ２１ｄが検出信号をパスするＬＯＲは、ＬＯＲ１ｄ～ＬＯＲ１０ｄの１０種類である。Ｄフィルタ２１ｄは、シンチレータ結晶Ｃｒがγ線を感知しても、リングユニット１２１内部にペアリングできるシンチレータ結晶が存在しない限り、シンチレータ結晶Ｃｒが出力した検出信号を破棄する。

　Ｃフィルタ２１ｃの役割もＤフィルタ２１ｄに類似している。ただし、Ｃフィルタ２１ｃは、Ｄフィルタ２１ｄと異なり、シンチレータ結晶Ｃｒが有するとともにＣフィルタ２１ｃが検出信号をパスするＬＯＲは、シンチレータ結晶Ｃｒと、リングユニット１２１に隣接するリングユニット１２２ａ，１２２ｂのいずれかに属するシンチレータ結晶との間のＬＯＲ１ｃ～ＬＯＲ２０ｃの２０種類である［図５（ｂ）参照］。すなわち、リングユニット１２１，１２２ａの間に設けらえられたＣフィルタ２１ｃは、シンチレータ結晶Ｃｒがγ線を感知しても、リングユニット１２２ａの内部にペアリングできるシンチレータ結晶が存在しない限り、シンチレータ結晶Ｃｒに関する検出信号を破棄する。同様に、リングユニット１２１，１２２ｂの間に設けらえられたＣフィルタ２１ｃは、シンチレータ結晶Ｃｒがγ線を感知しても、リングユニット１２２ｂの内部にペアリングできるシンチレータ結晶が存在しない限り、シンチレータ結晶Ｃｒに関する検出信号を破棄する。ちなみに、リングユニット１２２ａ，１２１に跨って設けられているＣフィルタ２１ｃが検出信号をパスするＬＯＲは、ＬＯＲ１ｃ～ＬＯＲ１０ｃであり、リングユニット１２１，１２２ｂに跨って設けられているＣフィルタ２１ｃが検出信号をパスするＬＯＲは、ＬＯＲ１１ｃ～ＬＯＲ２０ｃとなっている。リングユニット１２１は、本発明の第１リングユニットに相当し、リングユニット１２２ａ，１２２ｂは、本発明の第２リングユニットに相当する。

　こうして、同時計数に用いられるＬＯＲは、ＬＯＲ１ｄ～ＬＯＲ１０ｄ，およびＬＯＲ１ｃ～ＬＯＲ２０ｃの３０種類となる。図１におけるデータ記憶部１７には、ＬＯＲの各々について、消滅γ線対がどの位の頻度で検出されたかが記憶される。

　こうして、リングユニット単位で検出信号の破棄を行うので、ｚ方向にリングユニット３個分（図５においては、シンチレータ結晶３０個分）以上離れたシンチレータ結晶が同時にガンマ線を検出したとしても、その検出信号は、ＬＯＲ特定部２２に向かう前に破棄される。

　ところで、ｚ方向に離れ過ぎているシンチレータ結晶を結ぶＬＯＲについて同時計数を行っても、それほど断層画像の鮮明化に寄与しない。すなわち、図６に示すように、ｚ方向に離れた２つのシンチレータ結晶に消滅γ線が入射したとき、消滅γ線は、よりｚ方向に沿ってシンチレータ結晶に入射することになる。図６のように、シンチレータ結晶の入射面から鋭い角度で入射するγ線の線量が少ないので感度が低く，Ｓ／Ｎ比が悪い値となる。この様なＬＯＲは、同時計数を行わず、最初から考慮に入れないほうがよいのである。実施例１においては、シンチレータ結晶の入射面から鋭い角度で入射するγ線を無視する構成となっている。すなわち、ＬＯＲは、Ｃフィルタ２１ｃ，Ｄフィルタ２１ｄの作用により選抜されて放射線断層画像の取得に適したもののみとなっている。これにより、ＬＯＲ特定部２２，蛍光強度算出部２４にかかる負担は、より抑制されたものとなる。

　＜放射線断層撮影装置の動作＞
　次に、実施例１に係る放射線断層撮影装置９の動作について説明する。実施例１に係る放射線断層撮影装置９で検査を行うには、まず、放射線薬剤を予め注射投薬された被検体Ｍを天板１０に載置する。そして、天板１０を摺動させ、被検体Ｍをガントリ１１の開口に導入する。この時点より、被検体Ｍから発せられる消滅γ線対が検出される。このとき被検体Ｍにおける撮影部位は、全てガントリ１１の内部に納まる格好となり、放射線検出の期間中、天板１０は移動しない。

　Ｃ同時計数部２０ｃ，Ｄ同時計数部２０ｄは、逐次、検出データをデータ記憶部１７に送信する。データ記憶部１７では、同時計数部が特定したＬＯＲの各々について、同時計数部が検出データを出力した回数を記憶し、ＬＯＲ毎に消滅γ線対を計測した回数（同時イベント数）を記録する。つまり、データ記憶部１７には、ＬＯＲと消滅γ線対の計数回数とが連関されて記憶されている。マッピング部１８は、この関連データを組み立てて、断層画像（ＰＥＴ画像）を取得する。この様にして生成された被検体Ｍの断層画像は、較正部１９に出力され、被検体Ｍの断層像に重畳している偽像を除去するデータ処理が行われる。こうして得られた完成画像は、表示部３６にて表示される。これをもって、実施例１の構成に係る放射線断層撮影装置９を用いた検査は終了となる。

　以上のように、実施例１の構成は、複数のリングユニットを有する。リングユニットの各々には、Ｄ同時計数部２０ｄが設けられている。Ｄ同時計数部２０ｄは、リングユニットについて同時イベント数を計数するのである。実施例１は、これに加えて、互いに隣接するリングユニットの両方に接続されたＣ同時計数部２０ｃが設けられている。Ｃ同時計数部２０ｃは、互いに隣接するリングユニットのそれぞれに属する２つのシンチレータ結晶が同時に放射線を検出した場合のみ同時イベント数を計数するのである。

　リングユニット毎にＤ同時計数部２０ｄを設けたことで、検出器リング１２の幅を長いものとしても、演算が煩雑化することがない。すなわち、リングユニットを従来より使用されている放射線撮影装置と同程度の構成とし、それらを連接するのである。そうすれば、検出器リング１２に設けられるシンチレータ結晶が多いものとなったとしても、実施例１に係る放射線断層撮影装置９における同時計数は、リングユニット毎に複数のＤ同時計数部２０ｄが分担して行うことになり、リングユニットをいくつ増設しようとも、Ｄ同時計数部２０ｄの１つ当たりに係る演算負荷は、変動しない。

　しかも、実施例１の構成には、Ｃ同時計数部２０ｃが設けられている。リングユニットを連接すれば、消滅放射線が互いに隣接するリングユニットのそれぞれに入射する場合がある。実施例１によれば、この様な消滅γ線対の計数は、Ｃ同時計数部２０ｃが行う。これにより、断層画像の生成に用いられる消滅γ線対の計測数は多いものとなる。

　Ｄ同時計数部２０ｄ，およびＣ同時計数部２０ｃを備えれば、画像生成に適した消滅γ線対のみを選択的に計数することができる。検出器リング１２において、同時に２つのシンチレータ結晶が放射線を検出したものとする。シンチレータ結晶同士のｚ方向の距離が遠くなるほど、検出頻度が稀となり、しかも、γ線検出の感度が悪くなる。したがって、この様なシンチレータ結晶の組み合わせは、同時計数の段階において、最初から考慮に入れないほうがよいのである。実施例１によれば、放射線を同時に検出した２つのシンチレータ結晶が（Ａ）同一のリングユニットに属しているか（Ｂ）互いに隣接したリングユニットの各々に属しているかしなければ、同時計数が行われることはない。したがって、シンチレータ結晶同士のｚ方向の距離は、たかだか、リングユニットのｚ方向の厚さ分しかない。このように、実施例１の構成は、断層画像の生成に適さない消滅γ線対については、もとより考慮に入れられないものとなっているので、演算負荷を軽減しつつ、診断に好適な断層画像を生成することができる放射線断層撮影装置９が提供できる。

　また、上述の検出器リング１２は、リングユニット単位で機械的に分解可能となっている。この様な構成とすることで、よりメンテナンスが容易で、検査室の設置が簡単な放射線断層撮影装置９が提供できる。上述の構成によれば、検出器リング１２は、複数のリングユニットに分解されて輸送することができるととともに、放射線断層撮影装置９が故障したときに、検出器リング１２は、リングユニット毎に分解ができるので、容易に検出器リング１２の内部を点検できる。また、リングユニットを交換することで、検出リングを修理することもできる。

　次に、実施例２に係る放射線断層撮影装置９の構成について説明する。実施例２に係る構成は、実施例１に係る構成と同様である。ただし、図７に示すように、Ｃフィルタ２１ｃの各々に、Ｃリスト参照部２５ｃと、Ｃリスト記憶部２６ｃとが設けられているところが異なる。他の相違点としては、Ｄフィルタ２１ｄの各々に、Ｄリスト参照部２５ｄと、Ｄリスト記憶部２６ｄとが設けられているところが挙げられる。Ｃリスト記憶部は、本発明のリスト記憶手段に相当し、Ｃリスト参照部は、本発明の計数指示手段に相当する。

　実施例２の構成は、実施例１と比べて、検出信号をより廃棄させることができる。すなわち、実施例１において破棄される検出信号は、そのまま破棄される。実施例２の構成はこれに加えて、リスト記憶部に記憶されたリストに従い、検出信号の追加的な破棄を行う。

　図８は、実施例２の構成に係る放射線断層撮影装置の検出信号の破棄の様子を説明する模式図である。例として、シンチレータ結晶Ｃｒに関係するＬＯＲについて考えるものとする。図８における領域Ｒは、シンチレータ結晶Ｃｒからｚ方向について前後にシンチレータ結晶１０個分だけの幅を有する領域である。具体的に領域Ｒは、（Ａ）シンチレータ結晶Ｃｒの属する単位検出リング１２ｂと、（Ｂ）ｚ方向についてシンチレータ結晶Ｃｒの前方に位置する１０個の単位検出リング１２ｂと、（Ｃ）ｚ方向についてシンチレータ結晶Ｃｒの後方に位置する１０個の単位検出リング１２ｂとを合計したシンチレータ結晶２１個分の幅を有する領域である。このようにＬＯＲを考慮する検出器リング数で、異なる検出リングの最大数をＭＲＤ(Maximum ring difference)と呼び，上記の場合は、ＭＲＤ＝１０となる。従って、ＬＯＲを考慮する単位検出リング数が１である場合，ＭＲＤは０となる。実施例２に係る放射線断層撮影装置９は、ＭＲＤ記憶部３７に記憶されたＭＲＤを読み出すことができる。Ｃリスト記憶部２６ｃ，Ｄリスト記憶部２６ｄには、幾種類かのリストが記憶されており、ＭＲＤに応じて、参照に適したリストをＣリスト参照部２５ｃ，Ｄリスト参照部２５ｄに送出する。なお、ＭＲＤは、変更可能となっており、術者は、入力部３８を通じてＭＲＤ記憶部３７に記憶されているＭＲＤを再設定することで、領域Ｒの広さを調整することができる構成となっている。

　Ｃフィルタ２１ｃは、ＬＯＲが図８における領域Ｒの範囲内にないとき、検出信号を破棄する。つまり、実施例１においては、リングユニット１２２ａと、シンチレータ結晶Ｃｒとの間のＬＯＲは、図５で示したように、ＬＯＲ１ｃ～ＬＯＲ１０ｃの１０種類であったが、うち、ＬＯＲ１ｃ～ＬＯＲ８ｃに関係する検出信号は、領域Ｒからはみ出したＬＯＲであるので、破棄される。

　同様に、図５において、リングユニット１２２ｂと、シンチレータ結晶Ｃｒとの間に引かれるＬＯＲは、ＬＯＲ１１ｃ～ＬＯＲ２０ｃの１０種類であったが、うち、ＬＯＲ２０ｃに関係する検出信号は、領域Ｒからはみ出したＬＯＲであるので、破棄される。

　こうして、同時計数に用いられるＬＯＲは、ＬＯＲ１ｄ～ＬＯＲ１０ｄ［図５（ａ）参照］，およびＬＯＲ９ｃ～ＬＯＲ１９ｃ（図８参照）の２１種類（２×ＭＲＤ＋１種類）となる。そして、図１におけるデータ記憶部１７には、ＬＯＲの各々について、消滅γ線対がどの位の頻度で検出されたかが記憶される。

　この様なＭＲＤに応じたＬＯＲの選抜は、Ｃリスト参照部２５ｃが行う。すなわち、Ｃリスト参照部２５ｃは、Ｃリスト記憶部２６ｃに記憶されているＣリストを参照して、Ｃフィルタ２１ｃに対し、ＬＯＲ１ｃ～ＬＯＲ８ｃ，およびＬＯＲ２０ｃに関する検出信号を破棄するように指示する。

　Ｃリストには、所定のＭＲＤに対応したシンチレータ結晶の組み合わせがリストアップされている。具体的には、ＭＲＤが１０のとき、Ｃリストには、シンチレータ結晶Ｃｒについて、ＬＯＲ９ｃ～ＬＯＲ１９ｃに関するシンチレータ結晶の組み合わせがリストアップされている。ＬＯＲ１ｃ～ＬＯＲ８ｃ，およびＬＯＲ２０ｃに関するシンチレータ結晶の組み合わせは、リストアップされていない。Ｃフィルタ２１ｃは、Ｃリスト参照部２５ｃの指示にしたがって、上述の検出データの追加的破棄を行う。

　Ｄリスト参照部２５ｄ，Ｄリスト記憶部２６ｄ，およびこれが記憶しているＤリストの構成については、Ｃリスト参照部２５ｃ，Ｃリスト記憶部２６ｃ，およびＣリストの各々と同様であるので説明を省略する。これらは、シンチレータ結晶Ｃｒが属するリングユニット１２１内において、ＭＲＤを考慮した検出データの破棄を行うものである。

　最後に、図７におけるリスト生成部２７の構成について説明する。リスト生成部２７は、ＭＲＤ毎にＣリスト、Ｄリストを生成するものである。Ｄリストは、単一のリングユニットに属する２つのシンチレータ結晶の組み合わせから、２つのシンチレータ結晶のｚ方向の距離がＭＲＤの指定する範囲内にあるもののみをリストアップすることで生成される。Ｃリストは、互いに隣接するリングユニットの各々に属する２つのシンチレータ結晶の組み合わせから、２つのシンチレータ結晶のｚ方向の距離がＭＲＤの指定する範囲内にあるもののみをリストアップすることで生成される。リスト生成部は、本発明のリスト生成手段に相当する。

　以上のように、実施例２の構成を採用すれば、放射線断層撮影装置９の演算の負荷を一層軽減することができる。すなわち、Ｃ同時計数部２０ｃは、放射線を同時に検出した２つのシンチレータ結晶が互いに隣接したリングユニットの各々に属していたとしても、それらの距離がＭＲＤの指定する長さ以下でないと、同時計数を行わないのである。この様にすることにより演算の負荷を一層軽減された放射線断層撮影装置９が提供できる。すなわち、２つのシンチレータ結晶の組み合わせをリスト化したＣリストを用いて、Ｃ同時計数部２０ｃに対して計数の実行が指示される。この様に構成することで、放射線を同時に検出した２つのシンチレータ結晶の組み合わせがＣリストにあるときにのみＣ同時計数部２０ｃに同時計数させることができる。Ｃリストには、距離がＭＲＤの指定する長さ以下となっているシンチレータ結晶対のみをリストアップさせておくことができるので、容易にｚ方向における２つのシンチレータ結晶間の距離がＭＲＤの指定する長さ以下とすることができる。

　次に、実施例３に係るＰＥＴ／ＣＴ装置について説明する。ＰＥＴ／ＣＴ装置とは、実施例１，実施例２で説明した放射線断層撮影装置（ＰＥＴ装置）９と、Ｘ線を用いた断層画像を生成するＣＴ装置とを有する構成で、両者で得られた断層画像を重ね合わせた合成画像を生成することができる医用装置である。

　実施例３に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成について説明する。実施例３に係るＰＥＴ／ＣＴ装置におけるＰＥＴ装置においては、実施例１，または実施例２で説明した放射線断層撮影装置（ＰＥＴ装置）９を用いることができる。したがって、実施例３における特徴的な部分であるＣＴ装置について説明する。図９に示すように、ＣＴ装置８は、ガントリ４５を有している。ガントリ４５には、ｚ方向に伸びた開口が設けられており、この開口に天板１０が挿入されている。

　ガントリ４５の内部には、Ｘ線を被検体に向けて照射するＸ線管４３と、被検体を透過してきたＦＰＤ（フラット・パネル・ディテクタ）４４と、Ｘ線管４３とＦＰＤ４４とを支持する支持体４７とが備えられている。支持体４７は、リング形状となっており、ｚ軸周りに回転自在となっている。この支持体４７の回転は、例えばモータのような動力発生手段と、例えば歯車のような動力伝達手段とから構成される回転機構３９が実行する。また、回転制御部４０は、この回転機構３９を制御するものである。Ｘ線管は、本発明の放射線源に相当する。ＦＰＤは、本発明の放射線検出手段に相当し、支持体は、本発明の支持手段に相当する。回転機構は、本発明の回転手段に相当し、回転制御部は、本発明の回転制御手段に相当する。

　ＣＴ画像生成部４１は、ＦＰＤ４４から出力されたＸ線検出データを基に、被検体ＭのＸ線断層画像を生成するものである。また、重ね合わせ部４２は、放射線断層撮影装置（ＰＥＴ装置）９から出力された被検体内の薬剤分布を示すＰＥＴ画像と、上述のＸ線断層画像とを重ね合わせることで重合画像を生成する構成となっている。

　主制御部３５は、各種のプログラムを実行することにより、実施例１，実施例２に係るマッピング部１８，較正部１９の他、回転制御部４０，ＣＴ画像生成部４１，重ね合わせ部４２，およびＸ線管制御部４６とを実現している。なお、上述の各部はそれらを担当する制御装置に分割されて実現されてもよい。

　Ｘ線透視画像の取得方法について説明する。Ｘ線管４３とＦＰＤ４４とは、互いの相対位置を保った状態でｚ軸周りに回転する。このときＸ線管４３は間歇的にＸ線を被検体Ｍに向けて照射し、その度ごとに、ＣＴ画像生成部４１は、Ｘ線透視画像を生成する。この複数枚のＸ線透視画像は、ＣＴ画像生成部４１において例えば、既存のバック・プロジェクション法を用いて単一の断層画像に組み立てられる。

　次に、合成画像の生成方法について説明する。ＰＥＴ／ＣＴ装置にて合成画像を取得するには、被検体Ｍの関心部位をＣＴ装置に導入して、そのＸ線断層画像を取得する。これに加えて被検体Ｍの関心部位を放射線断層撮影装置（ＰＥＴ装置）９に導入してＰＥＴ画像を取得することになる。両画像は重ね合わせ部４２によって重ね合わせられ、完成した合成画像は、表示部３６にて表示される。これにより、薬剤分布と被検体の内部構造とを同時に認識することができるので診断に好適な断層画像が提供できる。

　実施例３の構成によれば、被検体Ｍの内部構造と、薬剤分布との両方を取得できる放射線断層撮影装置９が提供できる。ＰＥＴ装置は、一般的に薬剤分布に係る情報を得ることができる。しかしながら、被検体Ｍの臓器や組織を写しこんだ断層画像を参照しながら診断を行う必要がある場合がある。上述の構成によれば、被検体Ｍの内部構造と、薬剤分布との両方を取得できるので、例えば両画像を重ね合わせることで、診断に好適な合成画像を生成させることができる。

　本発明は、上述の構成に限られず、次のような変形実施が可能である。

　（１）上述した各実施例のいうシンチレータ結晶は、ＬＹＳＯで構成されていたが、本発明においては、その代わりに、ＧＳＯ（Ｇｄ_２ＳｉＯ_５）などのほかの材料でシンチレータ結晶を構成してもよい。本変形例によれば、より安価な放射線検出器が提供できる放射線検出器の製造方法が提供できる。

　（２）上述した各実施例において、蛍光検出器は、光電子増倍管で構成されていたが、本発明はこれに限らない。光電子増倍管に代わって、フォトダイオードやアバランシェフォトダイオードや半導体検出器などを用いていもよい。

　（３）上述した各実施例において、天板が摺動自在となっていたが、本発明はこれに限らず、たとえば、天板は固定であり、ガントリ１１が摺動する構成としてもよい。

　以上のように、本発明は、医用の放射線断層撮影装置に適している。

Claims

　放射線を検出する放射線検出素子が環状に配列された単位検出リングの各々が、それらの中心軸を共有して配列されることにより構成されたリングユニットと、
　前記リングユニットに属する２つの異なる放射線検出素子が同時に放射線を検出した回数である同時イベント数を計数するダイレクト同時計数手段とを備えた放射線断層撮影装置において、
　複数のリングユニットがそれらの中心軸を共有して配列されることにより検出器リングが構成され、
　互いに隣接する第１リングユニット、第２リングユニットの両方に接続されるとともに、前記第１リングユニット、前記第２リングユニットのそれぞれに属する２つの放射線検出素子が同時に放射線を検出した回数である同時イベント数を計数するクロス同時計数手段とを備えることを特徴とする放射線断層撮影装置。
　請求項１に記載の放射線断層撮影装置において、
　前記検出器リングは、リングユニット単位で機械的に分解可能となっていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
　請求項１または請求項２に記載の放射線断層撮影装置において、
　前記クロス同時計数手段は、前記中心軸方向における２つの放射線検出素子間の距離が所定の長さ以下となっているときのみクロス同時イベント数を計数することを特徴とする放射線断層撮影装置。
　請求項３に記載の放射線断層撮影装置において、
　前記所定長さを記憶する所定長記憶手段と、
　前記所定長さを入力させる入力手段とを備え、
　前記所定長さは、前記入力手段の入力にしたがって、変更可能となっていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
　請求項３または請求項４に記載の放射線断層撮影装置において、
　２つの放射線検出素子の組み合わせをリスト化した組み合わせリストを記憶するリスト記憶手段と、
　前記クロス同時計数手段に対してクロス同時イベント数の計数の実行を指示する計数指示手段とを備え、
　前記第１リングユニット、前記第２リングユニットのそれぞれに属する２つの放射線検出素子が同時に放射線を検出したとき、前記計数指示手段は、放射線を検出した２つの検出素子の組み合わせが前記組み合わせリストに登録されている場合のみ、前記クロス同時計数手段に対して計数の実行を指示することを特徴とする放射線断層撮影装置。
　請求項５に記載の放射線断層撮影装置において、
　前記所定長さを基に前記組み合わせリストを生成するリスト生成手段を備えることを特徴とする放射線断層撮影装置。
　請求項１ないし請求項６のいずれかに記載の放射線断層撮影装置において、
　前記中心軸方向に伸びるとともに前記検出器リングの内部に挿入された天板を更に備えるとともに、これに加えて、
　（Ａ）前記天板に対し前記中心軸周りに回転可能な放射線源と、
　（Ｂ）前記天板に対し前記中心軸周りに回転可能な放射線検出手段と、
　（Ｃ）前記放射線源と前記放射線検出手段とを支持する支持手段と、
　（Ｄ）前記支持手段を回転させる回転手段と、
　（Ｅ）前記回転手段を制御する回転制御手段を備えた画像生成装置を更に備えることを特徴とする放射線断層撮影装置。