放射線検査装置
【課題】
画像の精度を向上でき、かつ故障した放射線検出器の交換が簡単にできる。
【解決手段】
本発明の放射線検査装置１の撮像装置２は、多数の検出器ユニット４，環状の検出器支持部材８及びＸ線源周方向移動装置１３を有する。検出器ユニット４は、支持基板６の一面に９個の放射線検出器５を設置し、支持基板６にコネクタ部７を設けられ、検出器支持部材８の周方向及び軸方向に多数配置される。各検出器ユニット４は検出器支持部２３に着脱自在に設置される。検出器ユニット４に設けられた複数の放射線検出器５は、検出器支持部材８の半径方向に三層、検出器支持部材８の軸方向に三列に配置される。放射線検出器を半径方向に三層配置しているため、半径方向における放射線の検出位置を細かく認識できる。また、検出器ユニット４を着脱自在に設置するため、故障した放射線検出器５の交換が簡単になる。
画像の精度を向上でき、かつ故障した放射線検出器の交換が簡単にできる。
【解決手段】
本発明の放射線検査装置１の撮像装置２は、多数の検出器ユニット４，環状の検出器支持部材８及びＸ線源周方向移動装置１３を有する。検出器ユニット４は、支持基板６の一面に９個の放射線検出器５を設置し、支持基板６にコネクタ部７を設けられ、検出器支持部材８の周方向及び軸方向に多数配置される。各検出器ユニット４は検出器支持部２３に着脱自在に設置される。検出器ユニット４に設けられた複数の放射線検出器５は、検出器支持部材８の半径方向に三層、検出器支持部材８の軸方向に三列に配置される。放射線検出器を半径方向に三層配置しているため、半径方向における放射線の検出位置を細かく認識できる。また、検出器ユニット４を着脱自在に設置するため、故障した放射線検出器５の交換が簡単になる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線検査装置に係り、特に、放射線２次元撮像装置，Ｘ線コンピューテッド・トモグラフィ（X-ray Computed Tomography 、以下、Ｘ線ＣＴという），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）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、ＳＰＥＴという）に適応するのに好適な放射線検査装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
被検体である被検診者の体内の機能，形態を無侵襲で撮像する技術である放射線検査装置の代表的なものとして、放射線２次元撮像装置，Ｘ線ＣＴ，ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴがある。
【０００３】
ＰＥＴ検査は、放射性核種である陽電子放出核種（15Ｏ，13Ｎ，11Ｃ，18Ｆ等）を含む放射性薬剤（ＰＥＴ用薬剤という）を被検診者に投与し、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検査である。ＰＥＴ検査は、ＰＥＴ用薬剤に起因して被検診者の体内から放射されるγ線を放射線検出器で検出する行為である。具体的には、ＰＥＴ用薬剤に含まれた放射性核種から放出された陽電子が付近の細胞（癌細胞）の電子と結合して消滅し、その際に５１１ｋｅＶのエネルギーを持つ、一対のγ線（対γ線という）が放射される。それらのγ線は、互いにほぼ正反対の方向(１８０°±０.６°）に放射される。この対γ線を放射線検出器で検知すれば、どの２つの放射線検出器の間で陽電子が放出されたかがわかる。それらの多数のγ線対を検知することで、ＰＥＴ用薬剤を多く消費する場所がわかる。そして、例えば陽電子放出核種と糖を結合して製造されたＰＥＴ用薬剤を用いた場合、糖代謝の激しい癌病巣を発見することが可能である。ＰＥＴに用いられる放射線検査装置の一例が特許文献１に記載されている。なお、得られたデータは、非特許文献１に記載されているフィルタードバックプロジェクション法（Filtered Back Projection Method ）により、各ボクセルのデータに変換する。ＰＥＴ検査に用いられる陽電子放出核種（15Ｏ，13Ｎ，11Ｃ，18Ｆ等）の半減期は、２分から１１０分である。
【０００４】
ＳＰＥＣＴは、放射性核種であるシングルフォトン放出核種（99Ｔｃ，67Ｇａ，201Ｔｌ 等）、及び特定の腫瘍または特定の分子に集積する性質を有する物質（例えば糖）を含む放射性薬剤（ＳＰＥＣＴ用薬剤という）を被検診者に投与し、放射性核種から放出されるγ線を放射線検出器で検出する。ＳＰＥＣＴによる検査時によく用いられるシングルフォトン放出核種から放出されるγ線のエネルギーは数１００ｋｅＶ前後である。ＳＰＥＣＴの場合、単一γ線が放出されるため、放射線検出器に入射したγ線の角度が得られない。そこで、コリメータを用いて特定の角度から入射するγ線のみを放射線検出器で検出することにより角度情報を得ている。ＳＰＥＣＴは、ＳＰＥＣＴ用薬剤に起因して体内で発生するγ線を検知してＳＰＥＣＴ用薬剤を多く消費する場所を特定する検査方法である。ＳＰＥＣＴに用いられる放射線検査装置の一例が特許文献２に記載されている。ＳＰＥＣＴの場合も、得られたデータはフィルタードバックプロジェクションなどの方法により各ボクセルのデータに変換する。なお、ＳＰＥＣＴでもトランスミッション像を撮影することがある。ＳＰＥＣＴに用いる99Ｔｃ，67Ｇａ，201Ｔｌは、ＰＥＴ用の放射性核種の半減期よりも長く６時間から３日である。
【０００５】
【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
【非特許文献１】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頁〜２２９頁
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
例えば、悪性腫瘍等の患部の位置及び大きさ等の診断精度の更なる向上が望まれており、それらの放射線検査装置で作成される患部を含む画像の精度向上が要求される。また、故障した放射線検出器の交換を短時間にできることも重要な課題である。
【０００７】
本発明の目的は、作成される画像の精度を向上でき、かつ故障した放射線検出器の交換を簡単に行うことができる放射線検査装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記した目的を達成する本発明の特徴は、検出器支持部材に検出器ユニットを着脱自在に取り付け、検出器ユニットは、放射線を検出する複数の放射線検出器を有しており、かつ、ある前記放射線検出器を通った放射線を検出する他の放射線検出器を設けていることにある。
【０００９】
ある放射線検出器を通った放射線を検出する他の放射線検出器を設けているため、被検体から放出された放射線を上記ある放射線検出器または他の放射線検出器で検出でき、被検体に対向する上記ある放射線検出器から奥行き方向において放射線が到達した位置（放射線が検出された位置）を正確に確認できる。これは、このため、被検体の体内の状態を示す精度のよい画像が得られる。また、検出器支持部材に検出器ユニットを着脱自在に取り付けられているため、故障した放射線検出器の交換を簡単に行うことができる。
【発明の効果】
【００１０】
本発明によれば、作成される画像の精度を向上でき、かつ故障した放射線検出器の交換を簡単に行うことができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
（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，図２を用いて以下に説明する。本実施例の放射線検査装置１は、ＰＥＴ検査に用いられるものである。放射線検査装置１は、撮像装置２，信号処理装置４０，断層像作成装置３５，被検診者保持装置１８，駆動装置制御装置２１及びＸ線源制御装置２２を備える。被検診者保持装置１８は、ベッド２０を、ベッド２０の長手方向において移動可能にベッド支持部１９の上端部に設置される。
【００１２】
撮像装置２は、ケーシング３，多数の検出器ユニット４，環状の検出器支持部材８及びＸ線源周方向移動装置１３を有している。検出器支持部材８は、図３，図４に示すように、支持部材３９に取り付けられる環状の検出器支持部２３、及びカバー部材２４を有する。カバー部材２４は、検出器支持部２３内に形成される信号弁別ユニット収納空間４４を覆って検出器支持部２３に取り付けられる。
【００１３】
Ｘ線源周方向移動装置１３は、ガイドレール１２及びＸ線源装置１４を備える。環状のガイドレール１２は、ベッド２０が挿入される孔部４１を取囲むように検出器支持部材８の側面、具体的には検出器支持部２３の側面で被検診者保持装置１８側に取付けられる。Ｘ線源装置１４は、Ｘ線源駆動装置１５，伸縮アーム１６及びＸ線源１７を有する。Ｘ線源駆動装置１５はガイドレール１２に移動可能に取付けられる。Ｘ線源駆動装置１５は、図示されていないが、ガイドレール１２のラックと噛合うピニオンを有し、このピニオンを、減速機構を介して回転させるモーターを備える。伸縮アーム１６は、Ｘ線源駆動装置１５のケーシング（図示せず）に取り付けられ、水平方向に伸縮できる。Ｘ線源１７は、伸縮アーム１６の先端部に取り付けられる。
【００１４】
Ｘ線源１７は図示されていないが公知のＸ線管を有する。このＸ線管は、陽極，陰極，陰極の電流源、及び陽極と陰極との間に電圧を印加する電圧源を外筒内に備える。陰極はタングステン製のフィラメントである。電流源から陰極に電流を流すことによって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８０ｋｅＶのＸ線が発生する。このＸ線がＸ線源１７から放出される。
【００１５】
断層像作成装置３５は、コンピュータ３６及び記憶装置３７を備える。コンピュータ３６は同時計数装置３４に接続され、記憶装置３７はコンピュータ３６に接続される。コンピュータ３６は断層像作成部である。表示装置３８はコンピュータ３６に接続される。
【００１６】
検出器ユニット４の構成を、図５及び図６に示すように、支持基板６の一面に複数（例えば９個）の放射線検出器５を設置し、コネクタ部７を支持基板６に設けている。９個の放射線検出器５は三行三列に支持基板６上に配置されている。なお、図４において表示された「周方向」は検出器支持部材８の周方向を、「軸方向」は検出器支持部材８の軸方向を、及び「半径方向」は検出器支持部材８の半径方向をそれぞれ意味する（図１０，図１２でも同じ）。検出器支持部材８の半径方向に並んだ一列の三個の放射線検出器５、すなわち放射線検出器５Ａ，５Ｂ，５Ｃの各カソード電極Ｋ１，Ｋ２，Ｋ３は、アース線４５に接続される。アース線４５はコネクタ部７のコネクタ端子７Ｄに接続される。放射線検出器５Ａのアノード電極Ａ１に接続される配線４６は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ａに接続される。放射線検出器５Ｂのアノード電極Ａ２に接続される配線４７は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｂに接続される。また、放射線検出器５Ｃのアノード電極Ａ３に接続される配線４８は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｃに接続される。他の二列に含まれた各放射線検出器５も、同様にコネクタ部７に設けられている他のコネクタ端子に接続されている。アース線４５及び配線４６，４７，４８は全て支持基板６内に設置されている。多数の検出器ユニット４は、それぞれに設けられたコネクタ端子７Ａ等のコネクタ端子を、検出器支持部２３に設けられたコネクタ部１１にはめ込むことによって、検出器支持部２３に装着されて保持される。検出器ユニット４は、孔部４１を取り囲み、孔部４１の周方向及び軸方向に多数配置される。これらの検出器ユニット４は検出器支持部２３に着脱自在に取り付けられている。
【００１７】
これらの検出器ユニット４を覆うように、ケーシング３が検出器支持部２３に取り付けられる（図４）。また、ケーシング３は、水平方向に伸びて形成されかつ検査時にベッド２０が挿入される孔部（貫通孔）４１を形成する（図１）。
【００１８】
それらの検出器ユニット４の設置により、多数の放射線検出器（例えば合計１００００個）５が環状の検出器支持部材８の内側でケーシング３内に配置される。それらの放射線検出器５は、検出器支持部材８の半径方向に多層（例えば三層）に、更に検出器支持部材８の軸方向に複数列にわたって配置される。各検出器ユニット４に配置される放射線検出器５のうちコネクタ部７から最も遠い位置にある３個の放射線検出器５（放射線検出器５Ａ）は、孔部４１の軸心から最も近い位置にあり一層目の放射線検出器という。コネクタ部７から最も近い位置にある３個の放射線検出器５（放射線検出器５Ｃ）は、孔部４１の軸心から最も遠い位置にあり三層目の放射線検出器という。検出器ユニット４内で一層目と三層目の間に位置する３個の放射線検出器５（放射線検出器５Ｂ）は二層目の放射線検出器という。
【００１９】
放射線検出装置４３は、前述した多数の放射線検出ユニット４を含んでいる。放射線検出装置４３は、検出器支持部材８の半径方向に一層から三層に配列され、検出器支持部材８の軸方向に多数配列された放射線検出器５を含んでいる。
【００２０】
代表的な放射線検出器としては、半導体放射線検出器及びシンチレータがある。シンチレータは、放射線検出部であるクリスタル（ＢＧＯ，ＮａＩなど）の後部に光電子増倍管などを配置する必要があるため、積層配置する場合（例えば、前述の三層）には不向きである。半導体放射線検出器は、光電子増倍管などが不要であるため、積層配置に向いている。本実施例では、放射線検出器５は、半導体放射線検出器を用いており、検出部である５mm立方体をカドミウムテルル（ＣｄＴｅ）で構成している。その検出部はガリウムヒ素（ＧａＡｓ）またはカドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）で構成してもよい。
【００２１】
信号処理装置４０は、信号弁別装置２７，γ線弁別装置３２及び同時計数装置３４を有する。信号弁別装置２７は一層目の放射線検出器５ごとに設けられる。また、二層目及び三層目の放射線検出器５ごとにγ線弁別装置３２が設けられる。これらの３個の信号弁別装置２７及び６個のγ線弁別装置３２は、１つの基板２６に設置される。基板２６に設置される３個の信号弁別装置２７及び６個のγ線弁別装置３２によって信号弁別ユニット２５が構成される。基板２６はユニット支持部材６６に取り付けられる。検出器ユニット４ごとに設けられる各信号弁別ユニット２５は、図４に示すように、信号弁別ユニット収納空間４４に配置されるユニット支持部材６６に取り付けられる。ユニット支持部材６６は検出器支持部２３に取り付けられる。信号弁別ユニット２５は、ユニット支持部材６６に設置することによって、検出器支持部材８に保持される。ユニット支持部材６６を用いずに基板２６を、支持基板として、直接、検出器支持部２３に取り付けることも可能である。
【００２２】
信号弁別装置２７は、図７に示すように、切替スイッチ２８，γ線弁別装置３２及びＸ線信号処理装置３３を有する。切替スイッチ２８は可動端子２９及び固定端子３０，３１を有する。γ線弁別装置３２は固定端子３０に接続され、Ｘ線信号処理装置３３は固定端子３１に接続される。一層目の放射線検出器５Ａに接続されるコネクタ端子７Ａは、コネクタ部７とコネクタ部１１との結合により、コネクタ部１１に設けられたコネクタ端子１１Ａに接触する。可動端子２９は、コネクタ端子１１Ａに配線４９により接続される。配線４９はユニット支持部材６６に設置される。電源５０のマイナス端子は抵抗５１を介して配線４６に接続され、電源５０のプラス端子は放射線検出器５Ａに接続される。全ての信号弁別装置２７内のγ線弁別装置３２は配線５２によって同時計数装置３４に接続される。また、全ての信号弁別装置２７内のＸ線信号処理装置３３は配線５３によってコンピュータ３６に接続される。
【００２３】
信号弁別ユニット２５内に設けられて信号弁別装置２７以外の６個のγ線弁別装置３２うち、３個のγ線弁別装置３２は、配線５４によってコネクタ部１１のコネクタ端子１１Ｂ（図示せず）に接続される。コネクタ端子１１Ｂは二層目の放射線検出器５Ｂが接続されるコネクタ端子７Ｂと接触している。残りの３個のγ線弁別装置３２は、別の配線５４によってコネクタ部１１のコネクタ端子11Ｃ（図示せず）に接続される。コネクタ端子１１Ｂは三層目の放射線検出器５Ｃが接続されるコネクタ端子７Ｃと接触している。信号弁別装置２７以外の６個のγ線弁別装置３２は、それぞれ配線５５によって同時計数装置３４に接続される。なお、図１では信号弁別ユニット２５及び配線５４，５６を検出器支持部材８の外に表示しているが、これは信号弁別ユニット２５に設けられた信号弁別装置２７及びγ線弁別装置３２の配線による接続状態を分かりやすくしたためである。信号弁別ユニット２５は、実際には図３，図４に示すように検出器支持部材８内に設置され、配線５２，５３，５５が検出器支持部材８から引き出されている。
【００２４】
本実施例における放射線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。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。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線の影響が無視できるので、これにより被検体への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，検出要素の感度を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
α＝２ＮＡＢＣ …（１）
線が放出されることを意味している。照射時間Ｔ内に１つの検出要素で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
Ｗ＝１−exp(−Ｔα) …（２）
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なる。
【００２５】
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ＰＥＴ用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。
【００２６】
上記の原理が適用されて撮像装置２Ｂを用いた本実施例におけるＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査について具体的に説明する。
【００２７】
本実施例におけるＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査について説明する。注射などの方法により予め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４２に投与される。その後、ＰＥＴ用薬剤が被検診者４２の体内に拡散して患部（例えば癌の患部）に集まって撮像可能な状態になるまでの所定時間の間、被検診者４２は待機する。ＰＥＴ用薬剤は、検査する患部に応じて選ばれる。その所定時間経過後に、被検診者４２が横たわったベッド２０が撮像装置２の孔部４１内に被検診者４２と共に挿入される。Ｘ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査は撮像装置２を用いて行われる。ＰＥＴ用薬剤が投与された被検診者４２が孔部４１内に挿入され、各放射線検出器５に電源５０より電圧が印加された後、各放射線検出器５は被検診者４２から放出されたγ線を検出する。すなわち、ＰＥＴ検査が開始される。ＰＥＴ検査が開始された後、Ｘ線ＣＴ検査が開始される。
【００２８】
Ｘ線ＣＴ検査について説明する。駆動装置制御装置２１は、Ｘ線ＣＴ検査を開始するとき、駆動開始信号を出力して、Ｘ線源駆動装置１５のモーターに接続された、電源とつながる開閉器（以下、モーター開閉器という）を閉じる。モーターの回転力が減速機構を介してピニオンに伝えられ、Ｘ線源装置１４、すなわちＸ線源１７がガイドレール１２に沿って周方向に移動する。Ｘ線源１７は、孔部４１内に挿入された状態で被検診者４２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２１は駆動停止信号を出力してモーター開閉器を開く。これによって、Ｘ線源１７の周方向への移動が停止される。本実施例では、全ての放射線検出器５は、その周方向に移動しなく、かつ孔部４１の軸方向にも移動しない。駆動装置制御装置２１及びＸ線源制御装置２２は検出器支持部材８に設置されている。駆動装置制御装置２１及びＸ線源制御装置２２から移動するＸ線源装置１４への制御信号の伝送はＸ線源装置１４の移動に支障にならない公知の技術を適用する。
【００２９】
Ｘ線源制御装置２２はＸ線源１７からのＸ線の放出時間を制御する。すなわち、線源制御装置２２は、Ｘ線発生信号及びＸ線停止信号を繰り返して出力する。最初のＸ線発生信号の出力は、Ｘ線源制御装置２２への上記駆動開始信号の入力に基づいてなされる。Ｘ線発生信号の出力によってＸ線源１７におけるＸ線管の陽極（または陰極）と電源との間に設けられた開閉器（以下、Ｘ線源開閉器という、図示せず）が閉じられ、第１設定時間経過した時にＸ線停止信号が出力されてＸ線源開閉器が開き、そして第２設定時間経過した時にＸ線源開閉器を閉じる、という制御が繰り返される。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。Ｘ線源制御装置２２によるその制御によって、Ｘ線管から８０ｋｅＶの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５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１７が１つの放射線検出器５とこれに周方向において隣接する他の放射線検出器５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１７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２２に記憶されている。
【００３０】
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１７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１７の周方向への移動期間中に繰り返されることになる。
【００３１】
Ｘ線源１７から放出されたそのＸ線５７は、ファンビーム状に、被検診者４２に照射される。Ｘ線源１７の周方向の移動によって、被検診者４２には周囲よりＸ線５７が照射される。被検診者４２を透過したＸ線（例えば患部５６を透過したＸ線）５７は、孔部４１の軸心を基点にＸ線源１７から１８０度の位置にある放射線検出器５を中心に周方向に位置する複数個の放射線検出器５によって検出される。これらの放射線検出器５は、そのＸ線５７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４９を経て対応するそれぞれの信号弁別装置２７に入力される。上記のＸ線を検出しているそれらの放射線検出器５は、便宜的に第１放射線検出器４と称する。
【００３２】
ベッド１６上の被検診者４２の患部（癌の患部）５６から、ＰＥＴ用薬剤に起因した５１１ｋｅＶのγ線５８が放出されている。第１放射線検出器５以外の放射線検出器５は、γ線５８を検出してγ線検出信号を出力する。γ線を検出している放射線検出器５を、便宜的に第２放射線検出器５と称する。第２放射線検出器５のうち、一層目に位置する第２放射線検出器５から出力されたγ線検出信号は該当する配線４９を経て対応するそれぞれの信号弁別装置２７に入力され、二層目及び三層目に位置する第２放射線検出器５から出力されたγ線検出信号は配線５４を経て対応するそれぞれのγ線弁別装置３２に入力される。一層目に配置された放射線検出器５のみがＸ線信号処理装置３３を有する信号弁別装置６１に接続されている。これは、Ｘ線のエネルギーが８０ｋｅＶであるため、被検診者４２を透過したほとんど（９０％以上）のＸ線が一層目の放射線検出器５で検出されるからである。
【００３３】
信号弁別装置２７内で、一層目の第２放射線検出器５から出力されたγ線検出信号はγ線弁別装置３２に伝えられ、第１放射線検出器５から出力されたＸ線検出信号はＸ線信号処理装置３３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２７の切替スイッチ２８の切替操作によって行われる。切替スイッチ２８の可動端子２９を固定端子３０または固定端子３１に接続する切替操作は、駆動装置制御装置２１の出力である切替制御信号に基づいて行われる。Ｘ線ＣＴ検査時では、駆動装置制御装置２２は、一層目の放射線検出装置５のうち第１放射線検出器５を選択し、この第１放射線検出器５に接続される信号弁別装置２７における可動端子２９を固定端子３１に接続する。
【００３４】
第１放射線検出器５の選択について説明する。Ｘ線源駆動装置１５内のモーターにはエンコーダー（図示せず）が連結される。駆動装置制御装置２２は、エンコーダーの検出信号を入力して検出器支持部材８（孔部４１）の周方向におけるＸ線源駆動装置１５、すなわちＸ線源１７の位置を求め、このＸ線源１７の位置と１８０°反対側に位置する放射線検出器５を、記憶している各放射線検出器５の位置のデータを用いて選択する。Ｘ線源１７から放射されるＸ線５７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４２を透過したＸ線５７を検出する放射線検出器５は、選択されたその放射線検出器５以外にも周方向に複数個存在することになる。駆動装置制御装置２２はその複数の放射線検出器５も選択する。これらの放射線検出器５が、第１放射線検出器５である。周方向におけるＸ線源１７の移動に伴って、第１放射線検出器５も違ってくる。Ｘ線源１７の周方向への移動に伴って、第１放射線検出器５も擬似的に周方向に移動しているように見える。駆動装置制御装置２２が、Ｘ線源１７の周方向への移動に伴って別の放射線検出器５を選択したときには、新たに第１放射線検出器５となる放射線検出器５に接続された可動端子２９は固定端子３１に接続される。Ｘ線源１７の周方向への移動に伴って第１放射線検出器５でなくなった放射線検出器５に接続された可動端子２９は駆動装置制御装置２２によって固定端子３０に接続される。第一層目の個々の放射線検出器５は、Ｘ線源１７の位置との関係で、あるときは第１放射線検出器５となり、別のあるときには第２放射線検出器５となる。このため、第一層目の１つの放射線検出器５は、時間的にずれてＸ線検出信号及びγ線検出信号の両方を出力する。
【００３５】
第１放射線検出器５は、第１設定時間である１μsecの間にＸ線源１７から照射されて被検診者４２を透過したＸ線を検出する。１μsecの間に第１放射線検出器５が被検診者４２から放出されるγ線を検出する確率は、前述したように、無視できるほど小さい。ＰＥＴ用薬剤に起因して被検診者４２の患部５６で発生した多数のγ線５８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５８は、前述したように、対となってほぼ正反対の方向(１８０°±０.６°）に放出され、いずれかの第２放射線検出器５によって検出される。
【００３６】
一層目の放射線検出器５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２７の信号処理について説明する。第１放射線検出器５から出力されたＸ線検出信号は、前述したようにＸ線信号処理装置３３に入力される。Ｘ線信号処理装置３３は、入力したＸ線検出信号を積分装置によって積算し、Ｘ線検出信号の積算値、すなわち計測したＸ線の強度の情報を出力する。Ｘ線検出信号の強度情報は、配線５３によってコンピュータ３６に伝えられて記憶装置３７に記憶される。
【００３７】
一層目の第２放射線検出器５から出力されたγ線検出信号は、切替スイッチ２８の作用によってγ線弁別装置３２に入力される。ＰＥＴ用薬剤から放出された陽電子の消滅により患部５６から放出されるγ線のエネルギーは、５１１ｋｅＶである。しかし、被検診者４２の体内でγ線が散乱した場合、エネルギーは５１１ｋｅＶより低くなる。γ線弁別装置３２は、散乱γ線を除去するため、例えばエネルギーが５１１ｋｅＶよりも低い４００ｋｅＶをエネルギー設定値として、このエネルギー設定値以上のエネルギーを有するγ線検出信号を通過させるフィルター（図示せず）を備えている。このフィルターは固定端子３０から出力されたγ線検出信号を入力する。ここで、例として、４００ｋｅＶをエネルギー設定値としたのは５１１ｋｅＶのγ線が放射線検出器５に入射したときに発生するγ線検出信号のばらつきを考慮したためである。γ線弁別装置３２は、エネルギー設定値（４００ｋｅＶ）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。γ線弁別装置３２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３２に接続される放射線検出器５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３２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３２から出力されるときの時刻のいずれかの情報である。
【００３８】
二層目及び三層目の放射線検出器５は全て第２放射線検出器である。これらの二層目及び三層目の放射線検出器５に配線５４で接続されたγ線弁別装置３２も、上記した信号弁別装置２７内のγ線弁別装置３２と同じ機能を発揮する。
【００３９】
同時計数装置３４は、全てのγ線弁別装置３２から出力されたパルス信号を入力する。同時計数装置３４は、γ線対のそれぞれのγ線５８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）５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３４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５８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３４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５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。同時計数装置３４は、上記した、各γ線検出信号に対する計数値情報、及び対γ線を検出した２つの検出点の位置情報を出力する。計数値及び位置情報は、コンピュータ３６に伝えられて記憶装置３７に記憶される。
【００４０】
コンピュータ３６は、図８に示すステップ６０〜６５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３６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）を作成する断層像作成部である。同時計数装置３４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３４から出力されたγ線検出点の位置情報，Ｘ線信号処理装置３３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６０）。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３７に記憶される（ステップ６１）。
【００４１】
Ｘ線強度情報及びＸ線検出位置情報を用いて、被検診者４２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６２）。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４２の体内の各ボクセルにおけるＸ線の減衰率を算出する。この減衰率は記憶装置３７に記憶される。Ｘ線ＣＴ像を再構成するために、記憶装置３７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１７の位置とＸ線を検出した放射線検出器５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４２の体内での線減弱係数を求める。エンコーダーにより検出された、移動時におけるＸ線源１７の位置は、各Ｘ線信号処理装置３３によりＸ線強度情報に付与されてコンピュータ３６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３７に記憶される。ステップ６２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。
【００４２】
患部（例えば癌の患部）を含む、被検診者４２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６３）。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３７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５（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３７に記憶される。
【００４３】
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３７に記憶させる（ステップ６４）。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４２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４１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５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３７から呼び出されて表示装置３８に出力され（ステップ６５）、表示装置３８に表示される。表示装置３８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４２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。
【００４４】
放射線検査装置１は、孔部４１の半径方向において複数の放射線検出器５を積層配置している（図１〜図４）が、この積層配置によって以下に示す新しい機能を発揮できる。例えば、図９（ａ）に示すように被検診者４２の体内のγ線対発生点７０（患部５６内）より放出された２つのγ線５８ａ，５８ｂが放射線検出器５ｆ，５ｇに入射した場合を考える。放射線検出器内のどの位置でγ線が減衰したかはわからないため、従来法では一対の放射線検出器５ｆ，５ｈの先端位置を結ぶ線、つまり図９（ｂ）に示す線７１を検出線とした。しかし、放射線検査装置１では、孔部４１の半径方向において放射線検出器５を積層配置しているため、その半径方向で外側に位置する放射線検出器５ｇのγ線検出信号が得られ、放射線検出器５ｆと放射線検出器５ｇとを結ぶ線７２を検出線とすることができる。つまり、従来例ではわからなかった放射線検出器５の奥行き方向における減衰位置を把握することができる。この結果、検出線７２は、γ線対が発生した位置を正確に通るため、画像の精度が向上する。この結果、検出線がより実際のγ線対発生点に近くなるため、測定データの精度が向上する。
【００４５】
本実施例では、放射線検出装置４３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５で構成されているため、放射線検出装置４３はγ線検出部でありＸ線検出部でもある。すなわち、放射線検出装置４３はγ線検出部及びＸ線検出部の両方の機能を有する。本実施例は、Ｘ線検出部が、ベッド２０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、放射線検出装置４３は、Ｘ線源１７から照射されて被検診者４２を透過するＸ線５７を検出し、このＸ線５７の検出信号を出力するＸ線検出部であり、かつＸ線５７を照射している被検診者４２の位置において被検診者４２内のＸ線５７が透過する部位（患部５６）からＰＥＴ薬剤に起因して放出されるγ線５８を検出し、このγ線５８の検出信号を出力するγ線検出部である。
【００４６】
本実施例によれば、以下に示す効果を得ることができる。
【００４７】
（１）本実施例は、複数の検出器ユニット４を、コネクタ部を介して検出器支持部材８に取り付けるため、これらの検出器ユニット４、具体的には多数の放射線検出器５の取り付けを短時間に行うことができる。このため、撮像装置２、すなわち放射線検査装置１の製造時間を短縮できる。
【００４８】
（２）検出器ユニット４がコネクタ部を介して検出器支持部材８に着脱自在に取り付けられるため、放射線検出器５が故障した場合、故障した放射線検出器５を含む検出器ユニット４を検出器支持部材８から簡単に取り外すことができる。また、新品の検出器ユニット４を取り外した検出器ユニットの位置で検出器支持部材８に簡単に取り付けられる。このように、本実施例は故障した放射線検出器５の交換を簡単に行うことができる。
【００４９】
（３）本実施例は、放射線検出器５を、孔部４１（検出器支持部材８）の軸方向及び周方向のみならず、半径方向にも複数配置することにより、従来のＰＥＴ検査に用いられる放射線検出器のように信号伝達物質を減らさずに、孔部４１の半径方向において細分した位置でのγ線検出信号を得ることができる。このため、本実施例は、孔部４１の半径方向においてγ線が到達した正確な位置情報（γ線検出信号を出力した放射線検出器５の位置情報）を得ることができる。なお、従来のＰＥＴ検査では、孔部４１の半径方向には１つの放射線検出器を配置し、この放射線検出器内部に反射材を配置して信号伝達物質が光電子増倍管に到達したパターンにより、孔部４１の半径方向においてγ線が到達した位置の情報を求めていた。このとき、反射材により信号伝達物質の一部が放射線検出器内で減衰したり、放射線検出器外へ反射してしまうため、信号伝達物質が減少し、エネルギー分解能の低下が発生した。
【００５０】
（４）本実施例は、孔部４１の半径方向において独立した複数の放射線検出器５を配置しているため、それぞれの放射線検出器５の信号伝達物質の全てをγ線の検出に使用でき、放射線検出器５のエネルギー分解能が向上する。エネルギー分解能の高い放射線検出器５をＰＥＴ検査で用いた場合、散乱によりエネルギーが減衰したγ線と無散乱の５１１ｋｅＶのエネルギーのγ線との区別が可能になる。その結果、γ線弁別装置３２のフィルターにより散乱線をより多く除去することが可能となる。
【００５１】
（５）本実施例は、放射線検出器内の信号伝達物質数を減らすことなく孔部３１の半径方向におけるγ線の正確な到達位置の情報を取得できるため、γ線の正確な到達位置の情報を使用することによる断層像の精度の向上と、放射線検出器の反射材が不要であることにより信号伝達物質の減少が阻止でき、エネルギー分解能が向上して散乱線の断層像再構成への影響を抑えることが可能となった。その結果、本実施例は、断層像の精度、つまりＰＥＴ検査の診断精度を向上できる。
【００５２】
（６）本実施例は、放射線検出器５として半導体放射線検出器を用いているため、孔部４１の半径方向に複数の放射線検出器５を配置することができ、そのように複数の放射線検出器５を配置しても撮像装置２が大きくならない。
【００５３】
（７）本実施例では、放射線検出器５が半導体放射線検出器であるため、シンチレータを用いた放射線検出器に比べて、光電子増倍管が不用になり、撮像装置２を小型化することができる。
【００５４】
（８）本実施例によれば、半導体放射線検出器である放射線検出器５を支持基板上に配置することにより、放射線検出器５を稠密に配列することが可能となった。特に、検出器幅の小さな放射線検出器５を孔部４１の周方向に稠密に配置できるので、断層像の画像の高分解能化（小画像ボクセルサイズ）が図れる。
【００５５】
（９）本実施例によれば、放射線検出器５を支持基板６上に配置する構成により、放射線検出器５を稠密に配列することが可能となった。特に、孔部４１の半径方向において放射線検出器５の複数配列が可能となり、高検出効率化が図れる。更に、その半径方向における各放射線検出器５は各々独立にγ線を検出することができるので、その半径方向の分解能が向上する。特に、３Ｄ（三次元）−ＰＥＴ検査においては、γ線が放射線検出器５に斜めに入射する場合があるが、その半径方向での分解能の向上により、γ線の入射方向をより正確に捉えることができる。このため、得られるＰＥＴ画像の高画質化を図ることができる。
【００５６】
（１０）本実施例によれば、放射線検出器５に接続される配線を支持基板６内に配置するために、孔部４１の周方向及びその軸方向における放射線検出器５相互の間隔を短縮できる。放射線検出器５の間隔の短縮は、放射線検出器５間におけるγ線の検出漏れを減少させ、実質的なγ線の検出効率を増大させる。実質的なγ線の検出効率の増大により、ＰＥＴ検査時間の短縮が図れる。
【００５７】
（１１）Ｘ線を検出する放射線検出器５として、γ線を検出した放射線検出器５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５とγ線を検出する放射線検出器５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５は、Ｘ線検出信号及びγ線検出信号の両方を出力する。
【００５８】
（１２）本実施例は、Ｘ線検出部が、ベッド２０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ため、ベッド２０の移動によらないで被検診者４２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情報を基に作成された第１断層像（ＰＥＴ像）の情報と、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断層像（Ｘ線ＣＴ像）の情報とを合成して作成された被検診者４２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。
【００５９】
（１３）本実施例では、前述したように、放射線検出装置４３は、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５（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５を用いて行う）で構成されているため、γ線検出部及びＸ線検出部の両方の機能を有する。放射線検出装置４３はγ線検出部とＸ線検出部とを同軸で配置していると言える。このため、本実施例は、検出器支持部材８の周方向に配置された放射線検出器５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４２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断層像を再構成でき、その放射線検出器５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４２の患部の画像を含む第２断層像を再構成できる。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５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の検出器支持部材８（または孔部４１）の軸心を基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。
【００６０】
（１４）本実施例は、Ｘ線源１７から照射されて被検診者４２の患部５６を透過するＸ線５７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４２の位置で被検診者４２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４２をベッド２０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４２の患部５６を透過したＸ線の検出信号を、γ線検出部は患部５６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５６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４２がベッド２０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３８に表示された、患部５６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５２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。
【００６１】
（１５）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１６）を用いてＸ線源１７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４２を放射線検出装置４３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１７をその軸方向に移動させずに被検診者４２をベッド２０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。
【００６２】
（１６）本実施例は、放射線検出装置４３に含まれるそれらの放射線検出器５によって、被検診者４２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１７から放出されて被検診者４２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。
【００６３】
（１７）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５から得ることができるため、被検診者４２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４２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４２の検査時間の短縮に更に、貢献する。
【００６４】
（１８）本実施例は、Ｘ線源１７を周回させて放射線検出装置４３を孔部４１の周方向及び軸方向に移動させないため、放射線検出装置４３を移動させるに必要なモーターに比べてＸ線源１７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。
【００６５】
（１９）Ｘ線信号処理装置３３、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。
【００６６】
（２０）本実施例は、放射線検出装置４３の内側でＸ線源１７が周回するため、検出器支持部材８の内径が大きくなり、検出器支持部材８の内側で周方向に設置できる放射線検出器５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５の個数の増加は、感度，分解能の向上をもたらし、被検診者４２の横断面における断層像の分解能を向上させる。
【００６７】
（２１）本実施例では、軸方向移動アーム１６及びＸ線源１７は放射線検出装置４３４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４２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５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１５によってＸ線源１７及び軸方向移動アーム１６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１７及び軸方向移動アーム１６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１７がＸ線源駆動装置１５内に収納されるため、Ｘ線源１７及び軸方向移動アーム１６がγ線検出の障害にはならない。
【００６８】
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線検出信号を得るための検査時間の間、常にＸ線源１７からＸ線を被検診者４２に照射してＸ線検出信号を得ることによって、被検診者４２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４２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。
【００６９】
放射線検出器５に接続された配線を支持基板６内に配置したが、支持基板６に貫通孔を形成し、放射線検出器５を設置した側の支持基板６の面からその配線を貫通孔を通して反対側に引き出しスルーホールにより反対面に引き出し、放射線検出器５が設置されていない側の支持基板６の面に配線を設置してもよい。その際には、放射線検出器５が設置されていない側の支持基板６の面に溝を形成してその溝内に配線を設置してもよい。また、支持基板として多層配線基板を使用し、多層配線基板内に配線を設置してもよい。更に、多層配線基板の使用により、放射線検出器５を多層配線基板の両面に配列することが可能となる。
【００７０】
（実施例２）
本発明の他の実施例である実施例２の放射線検査装置を以下に説明する。本実施例の放射線検査装置は、実施例１の放射線検査装置１の構成のうち、検出器ユニットの構成が変わっているのみである。実施例１で用いられた検出器ユニット４と構成が異なる、本実施例に用いられる検出器ユニット４Ａを、図１０，図１１により説明する。
【００７１】
検出器ユニット４Ａは、複数（例えば９個）の放射線検出器５Ｄを三行三列で支持基板６の一面に設置する。各放射線検出器５Ｄは、放射線検出器５と同じ半導体放射線検出器であり、検出器支持部材８の半径方向において三層に配置される。検出器支持部材８の半径方向に並んだ一列において、一層目に放射線検出器５Ａ1 ，二層目に放射線検出器５Ｂ1 、及び三層目に放射線検出器５Ｃ1 がそれぞれ配置される。
【００７２】
放射線検出器５Ａ1は、５つの検出要素、すなわち検出要素７４Ａ，７４Ｂ，７４Ｃ，７４Ｄ，７４Ｅを有する。検出要素７４Ａ，７４Ｂ，７４Ｃ，７４Ｄ，７４Ｅは、検出器支持部材８の半径方向において、内側よりその順に配置される。検出要素７４Ａが最も内側に配置され、検出要素７４Ｅが最も外側に配置される。カソード電極７７Ａが検出要素７４Ａの内側面に設けられる。検出要素７４Ａと検出要素７４Ｂは、検出要素７４Ａの外側面及び検出要素７４Ｂの内側面に設けられたアノード電極７８Ａを間に挟んで隣接する。検出要素７４Ｂと検出要素７４Ｃは、検出要素７４Ｂの外側面及び検出要素７４Ｃの内側面に設けられたカソード電極７７Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７４Ｃと検出要素７４Ｄは、検出要素７４Ｃの外側面及び検出要素７４Ｄの内側面に設けられたアノード電極７８Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７４Ｄと検出要素７４Ｅは、検出要素７４Ｄの外側面及び検出要素７４Ｅの内側面に設けられたカソード電極７７Ｃを間に挟んで隣接する。アノード電極７８Ｃが検出要素７４Ｅの外側面に設けられる。
【００７３】
放射線検出器５Ｂ1は、５つの検出要素、すなわち検出要素７５Ａ，７５Ｂ，７５Ｃ，７５Ｄ，７５Ｅを有する。検出要素７５Ａ，７５Ｂ，７５Ｃ，７５Ｄ，７５Ｅは、検出器支持部材８の半径方向において、内側よりその順に配置される。検出要素７５Ａが最も内側に配置され、検出要素７５Ｅが最も外側に配置される。カソード電極７９Ａが検出要素７５Ａの内側面に設けられる。検出要素７５Ａと検出要素７５Ｂは、検出要素７５Ａの外側面及び検出要素７５Ｂの内側面に設けられたアノード電極８０Ａを間に挟んで隣接する。検出要素７５Ｂと検出要素７５Ｃは、検出要素７５Ｂの外側面及び検出要素７５Ｃの内側面に設けられたカソード電極７９Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７５Ｃと検出要素７５Ｄは、検出要素７５Ｃの外側面及び検出要素７５Ｄの内側面に設けられたアノード電極８０Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７５Ｄと検出要素７５Ｅは、検出要素７５Ｄの外側面及び検出要素７５Ｅの内側面に設けられたカソード電極７９Ｃを間に挟んで隣接する。アノード電極８０Ｃが検出要素７５Ｅの外側面に設けられる。
【００７４】
放射線検出器５Ｃ1 は、５つの検出要素、すなわち検出要素７６Ａ，７６Ｂ，７６Ｃ，７６Ｄ，７６Ｅを有する。検出要素７６Ａ，７６Ｂ，７６Ｃ，７６Ｄ，７６Ｅは、検出器支持部材８の半径方向において、内側よりその順に配置される。検出要素７６Ａが最も内側に配置され、検出要素７６Ｅが最も外側に配置される。カソード電極８１Ａが検出要素７６Ａの内側面に設けられる。検出要素７６Ａと検出要素７６Ｂは、検出要素７６Ａの外側面及び検出要素７６Ｂの内側面に設けられたアノード電極８２Ａを間に挟んで隣接する。検出要素７６Ｂと検出要素７６Ｃは、検出要素７６Ｂの外側面及び検出要素７６Ｃの内側面に設けられたカソード電極８１Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７６Ｃと検出要素７６Ｄは、検出要素７６Ｃの外側面及び検出要素７６Ｄの内側面に設けられたアノード電極８２Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７６Ｄと検出要素７６Ｅは、検出要素７６Ｄの外側面及び検出要素７６Ｅの内側面に設けられたカソード電極８１Ｃを間に挟んで隣接する。アノード電極８２Ｃが検出要素７６Ｅの外側面に設けられる。
【００７５】
アース線４５が、カソード電極７７Ａ，７７Ｂ，７７Ｃ，７９Ａ，７９Ｂ，７９Ｃ，８１Ａ，８１Ｂ，８１Ｃに接続される。配線７４が、アノード電極７８Ａ，７８Ｂ，７８Ｃに接続される。配線７５が、アノード電極８０Ａ，８０Ｂ，８０Ｃに接続される。配線７６が、アノード電極８２Ａ，８２Ｂ，８２Ｃに接続される。アース線４５はコネクタ部７のコネクタ端子７Ｄに接続される。配線７４は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ａに接続される。配線７５は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｂに接続される。配線７６は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｃに接続される。他の二列に含まれた各放射線検出器５Ｄも、同様にコネクタ部７に設けられている他のコネクタ端子に接続されている。アース線４５及び配線７４，７５，７６は全て支持基板６内に設置されている。多数の検出器ユニット４Ａは、それぞれに設けられたコネクタ端子７Ａ等のコネクタ端子を、検出器支持部２３に設けられたコネクタ部１１にはめ込むことによって、検出器支持部２３に装着されて保持される。検出器ユニット４Ａも、検出器ユニット４と同様に、孔部４１を取り囲み、孔部４１の周方向及び軸方向に多数配置される。
【００７６】
放射線検出器５Ａ1，５Ｂ1，５Ｃ1は、少なくとも二面を有する３個以上の検出要素、すなわち半導体素子を有し、異なる半導体素子間に交互にアノード電極及びカソード電極を配置している。放射線検出器５Ａ1 を用いて具体的に説明する。放射線検出器５Ａ1は、異なる検出要素間、すなわち検出要素７４Ａと検出要素７４Ｂとの間、検出要素７４Ｂと検出要素７４Ｃとの間、検出要素７４Ｃと検出要素７４Ｄとの間、検出要素７４Ｄと検出要素７４ＥＣとの間に、例えば検出要素７４Ａと検出要素７４Ｂとの間にアノード電極７８Ａ，検出要素７４Ｂと検出要素７４Ｃとの間にカソード電極７７Ｂといったように、アノード電極とカソード電極を交互に配置している。
【００７７】
コネクタ部７をコネクタ部１１にはめ込むことによって、一層目の３つの放射線検出器５Ａ1 は、信号弁別ユニット２５内の３つの信号弁別装置２７に別々に接続される。また、二層目の３つの放射線検出器５Ｂ1 及び三層目の３つの放射線検出器５Ｃ1 は、信号弁別ユニット２５内に設けられた、信号弁別装置２７以外の６つのγ線弁別装置３２に別々に接続される。
【００７８】
検出器ユニット４Ａを組み込んだ本実施例の放射線検査装置は、実施例１の放射線検査装置１で生じる効果（１）〜（２１）を得ることができる。更に、本実施例は、以下に示す（２２），（２３）の効果を得ることができる。
【００７９】
（２２）本実施例によれば、放射線検出器５Ｄが複数の検出要素の積層構造としたので、アノード電極とカソード電極との間の各検出要素の厚みが薄くなり、電子とホールの再結合による検出信号の低下が抑えられる。このため、エネルギー分解能が向上する。また、検出信号が出力されるまでの時間が短くなるので、時間分解能も向上する。エネルギー分解能の向上によりエネルギー閾値を高く設定できるので、散乱により低エネルギー化したγ線をより多く除去することが可能となる。また、時間分解能の向上により、タイムウインドウを小さくできるので、偶発的にタイムウインドウ内で検出されるγ線を少なくできる。つまり、ノイズ成分である散乱事象及び偶発事象の検出を低く押さえることが可能となるため、ＰＥＴ画像の画質向上が図れる。
【００８０】
（２３）本実施例によれば、放射線検出器５Ｄを複数の検出要素の積層構造としているので、アノード電極とカソード電極との間の検出要素の厚みが薄くなり、印加するバイアス電圧を小さくすることができる。バイアス電圧の低下により、各種配線周りの部品の耐電圧を小さくできる。また、電源自体も小型化できる。
【００８１】
（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以下に説明する。本実施例の放射線検査装置は、実施例１の放射線検査装置１の構成のうち、検出器ユニットの構成が変わっているのみである。実施例１で用いられた検出器ユニット４と構成が異なる、本実施例に用いられる検出器ユニット４Ｂを、図１２，図１３により説明する。
【００８２】
検出器ユニット４Ａは、複数(例えば９個)の放射線検出器５Ｅを三行三列で支持基板６の一面に設置する。各放射線検出器５Ｅは、放射線検出器５と同じ半導体放射線検出器であり、検出器支持部材８の半径方向において三層に配置される。検出器支持部材８の半径方向において、一層目に放射線検出器５Ａａ，５Ａｂ，５Ａｃ、二層目に放射線検出器５Ｂａ，５Ｂｂ，５Ｂｃ、及び三層目に放射線検出器５Ｃａ，５Ｃｂ，５Ｃｃがそれぞれ配置される。検出器支持部材８の周方向に配置される放射線検出器５Ａａ，５Ａｂ，５Ａｃは、その周方向に積層されている。二層目の放射線検出器５Ｂａ，５Ｂｂ，５Ｂｃ、及び三層目の放射線検出器５Ｃａ，５Ｃｂ，５Ｃｃも、同様に、検出器支持部材８の周方向において積層されている。この積層構造を、放射線検出器５Ａａ，５Ａｂ，５Ａｃを例にとって説明する。
【００８３】
放射線検出器５Ａａは、４つの検出要素、すなわち検出要素８３Ａ，８３Ｂ，８３Ｃ，８３Ｄを有する。検出要素８３Ａ，８３Ｂ，８３Ｃ，８３Ｄは、検出器支持部材８の周方向において、その順に配置される。放射線検出器５Ａｂは、検出要素８４Ａ，８４Ｂ，８４Ｃ，８４Ｄを有する。検出要素８４Ａ，８４Ｂ，８４Ｃ，８４Ｄは、検出器支持部材８の周方向において、その順に配置される。放射線検出器５Ａｃは、検出要素８５Ａ，８５Ｂ，８５Ｃ，８５Ｄを有する。検出要素８５Ａ，８５Ｂ，８５Ｃ，８５Ｄは、検出器支持部材８の周方向において、その順に配置される。
【００８４】
カソード電極８６Ａが検出要素８３Ａの一側面に設けられる。検出要素８３Ａと検出要素８３Ｂは、検出要素８３Ａの他側面及び検出要素８３Ｂの一側面に設けられたアノード電極８７Ａを間に挟んで隣接する。ここで、一側面とは検出器支持部材８の周方向における検出要素の一側面を言い、他側面とは検出器支持部材８の周方向における検出要素の残りの側面を言う。検出要素８３Ｂと検出要素８３Ｃは、検出要素８３Ｂの他側面及び検出要素８３Ｃの一側面に設けられたカソード電極８６Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素８３Ｃと検出要素８３Ｄは、検出要素８３Ｃの他側面及び検出要素８３Ｄの一側面に設けられたアノード電極８７Ｂを間に挟んで隣接する。
【００８５】
検出要素８３Ｄと検出要素８４Ａは、検出要素８３Ｄの他側面及び検出要素８４Ａの一側面に設けられたカソード電極８８Ａを間に挟んで隣接する。検出要素８４Ａと検出要素８４Ｂは、検出要素８４Ａの他側面及び検出要素８４Ｂの一側面に設けられたアノード電極８９Ａを間に挟んで隣接する。検出要素８４Ｂと検出要素８４Ｃは、検出要素８４Ｂの他側面及び検出要素８４Ｃの一側面に設けられたカソード電極８８Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素８４Ｃと検出要素８４Ｄは、検出要素８４Ｃの他側面及び検出要素８４Ｄの一側面に設けられたアノード電極８９Ｂを間に挟んで隣接する。
【００８６】
検出要素８４Ｄと検出要素８５Ａは、検出要素８４Ｄの他側面及び検出要素８５Ａの一側面に設けられたカソード電極９０Ａを間に挟んで隣接する。検出要素８５Ａと検出要素８５Ｂは、検出要素８５Ａの他側面及び検出要素８５Ｂの一側面に設けられたアノード電極９１Ａを間に挟んで隣接する。検出要素８５Ｂと検出要素８５Ｃは、検出要素８５Ｂの他側面及び検出要素８５Ｃの一側面に設けられたカソード電極９０Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素８５Ｃと検出要素８５Ｄは、検出要素８５Ｃの他側面及び検出要素８５Ｄの一側面に設けられたアノード電極９１Ｂを間に挟んで隣接する。カソード電極９０Ｃが検出要素８５Ｄの他側面に設けられる。
【００８７】
アース線９２が、カソード電極８６Ａ，８６Ｂ，８８Ａ，８８Ｂ，９０Ａ，９０Ｂ，９０Ｃに接続される。配線９３が、アノード電極８７Ａ，８７Ｂに接続される。配線９４が、アノード電極８９Ａ，８９Ｂに接続される。配線９５が、アノード電極９１Ａ，９１Ｂに接続される。アース線９２はコネクタ部７のコネクタ端子７Ｄに接続される。配線９３は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ａに接続される。配線９４は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｂに接続される。配線９５は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｃに接続される。二層目及び三層目の各放射線検出器５Ｅも、同様にコネクタ部７に設けられている他のコネクタ端子に接続されている。アース線９２及び配線９３，９３，９３は全て支持基板６内に設置されている。多数の検出器ユニット４Ｂは、それぞれに設けられたコネクタ端子７Ａ等のコネクタ端子を、検出器支持部２３に設けられたコネクタ部１１にはめ込むことによって、検出器支持部２３に装着されて保持される。検出器ユニット４Ｂも、検出器ユニット４と同様に、孔部４１を取り囲み、孔部４１の周方向及び軸方向に多数配置される。
【００８８】
コネクタ部７をコネクタ部１１にはめ込むことによって、一層目の放射線検出器５Ａａ，５Ａｂ，５Ａｃは、信号弁別ユニット２５内の３つの信号弁別装置２７に別々に接続される。また、二層目の放射線検出器５Ｂａ，５Ｂｂ，５Ｂｃ及び三層目の放射線検出器５Ｃａ，５Ｃｂ，５Ｃｃは、信号弁別ユニット２５内に設けられた、信号弁別装置２７以外の６つのγ線弁別装置３２に別々に接続される。
【００８９】
検出器ユニット４Ｂを組み込んだ本実施例の放射線検査装置は、実施例１の放射線検査装置１で生じる効果（１）〜（２１）、及び実施例２の放射線検査装置で生じる効果（２２），（２３）を得ることができる。更に、本実施例は、以下に示す（２４）の効果を得ることができる。
【００９０】
（２４）本実施例によれば、各放射線検出器５Ｅを偶数個の検出体素子の積層構造としたので、隣接する放射線検出器５Ｅの両側面をカソード電極にすることができて、それらの放射線検出器５Ｅでカソード電極を共有化することができる。このため、検出器支持部材８の周方向に配置された３つの放射線検出器５Ｅを密着することが可能となる。つまり、その周方向における放射線検出器５Ｅ間の間隔を完全になくすことが可能となり、その周方向での放射線検出器５Ｅ間におけるγ線の検出漏れが著しく低減される。これは、γ線の検出効率を実質的に増加をさせることにつながり、検査時間の短縮をもたらす。
【００９１】
実施例１〜３は、放射線検出器が検出器支持部材８（ベッド２０が挿入される孔部４１）の半径方向に積層配置された検出器ユニットを、Ｘ線源１７からＸ線を被検体に照射できるγ線及びＸ線を検出できる放射線検査装置に適用した構成を有する。しかしながら、その検出器ユニットは、Ｘ線を照射しなく被検体内に透過した放射性薬剤に起因して被検体から放出されるγ線だけを検出するＰＥＴ用の放射線検査装置に適用することもできる。また、その検出器ユニットは、ＳＰＥＣＴ用の放射線検査装置にも適用できる。
【図面の簡単な説明】
【００９２】
【図１】本発明の好適な一実施例である実施例１の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III部の拡大図である。
【図４】図３のIV−IV断面図である。
【図５】図１の検出器ユニットの斜視図である。
【図６】図５の検出器ユニットの、検出器支持部材の半径方向における断面図である。
【図７】図１の信号弁別装置の詳細構造図である。
【図８】図１のコンピュータで実行される断層像作成の処理手順を示す説明図である。
【図９】図１の実施例におけるγ線検出の状態を示す説明図である。
【図１０】本発明の他の実施例である実施例２の放射線検査装置に適用される検出器ユニットの斜視図である。
【図１１】図１０の検出器ユニットの、検出器支持部材の半径方向における断面図である。
【図１２】本発明の他の実施例である実施例３の放射線検査装置に適用される検出器ユニットの斜視図である。
【図１３】図１１の検出器ユニットの、検出器支持部材の半径方向における断面図である。
【符号の説明】
【００９３】
１…放射線検査装置、２…撮像装置、４，４Ａ，４Ｂ…検出器ユニット、５，５Ｄ，５Ｅ…放射線検出器、７，１１…コネクタ部、８…検出器支持部材、１３…Ｘ線源周方向移動装置、１４…Ｘ線源装置、１５…Ｘ線源駆動装置、１７…Ｘ線源、１８…被検診者保持装置、２０…ベッド、２３…検出器支持部、２５…信号弁別ユニット、２７…信号弁別装置、２８…切替スイッチ、３２…γ線弁別装置、３３…Ｘ線信号処理装置、３４…同時計数装置、３５…断層像作成装置、３６…コンピュータ、４０…信号処理装置。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線検査装置に係り、特に、放射線２次元撮像装置，Ｘ線コンピューテッド・トモグラフィ（X-ray Computed Tomography 、以下、Ｘ線ＣＴという），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）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、ＳＰＥＴという）に適応するのに好適な放射線検査装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
被検体である被検診者の体内の機能，形態を無侵襲で撮像する技術である放射線検査装置の代表的なものとして、放射線２次元撮像装置，Ｘ線ＣＴ，ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴがある。
【０００３】
ＰＥＴ検査は、放射性核種である陽電子放出核種（15Ｏ，13Ｎ，11Ｃ，18Ｆ等）を含む放射性薬剤（ＰＥＴ用薬剤という）を被検診者に投与し、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検査である。ＰＥＴ検査は、ＰＥＴ用薬剤に起因して被検診者の体内から放射されるγ線を放射線検出器で検出する行為である。具体的には、ＰＥＴ用薬剤に含まれた放射性核種から放出された陽電子が付近の細胞（癌細胞）の電子と結合して消滅し、その際に５１１ｋｅＶのエネルギーを持つ、一対のγ線（対γ線という）が放射される。それらのγ線は、互いにほぼ正反対の方向(１８０°±０.６°）に放射される。この対γ線を放射線検出器で検知すれば、どの２つの放射線検出器の間で陽電子が放出されたかがわかる。それらの多数のγ線対を検知することで、ＰＥＴ用薬剤を多く消費する場所がわかる。そして、例えば陽電子放出核種と糖を結合して製造されたＰＥＴ用薬剤を用いた場合、糖代謝の激しい癌病巣を発見することが可能である。ＰＥＴに用いられる放射線検査装置の一例が特許文献１に記載されている。なお、得られたデータは、非特許文献１に記載されているフィルタードバックプロジェクション法（Filtered Back Projection Method ）により、各ボクセルのデータに変換する。ＰＥＴ検査に用いられる陽電子放出核種（15Ｏ，13Ｎ，11Ｃ，18Ｆ等）の半減期は、２分から１１０分である。
【０００４】
ＳＰＥＣＴは、放射性核種であるシングルフォトン放出核種（99Ｔｃ，67Ｇａ，201Ｔｌ 等）、及び特定の腫瘍または特定の分子に集積する性質を有する物質（例えば糖）を含む放射性薬剤（ＳＰＥＣＴ用薬剤という）を被検診者に投与し、放射性核種から放出されるγ線を放射線検出器で検出する。ＳＰＥＣＴによる検査時によく用いられるシングルフォトン放出核種から放出されるγ線のエネルギーは数１００ｋｅＶ前後である。ＳＰＥＣＴの場合、単一γ線が放出されるため、放射線検出器に入射したγ線の角度が得られない。そこで、コリメータを用いて特定の角度から入射するγ線のみを放射線検出器で検出することにより角度情報を得ている。ＳＰＥＣＴは、ＳＰＥＣＴ用薬剤に起因して体内で発生するγ線を検知してＳＰＥＣＴ用薬剤を多く消費する場所を特定する検査方法である。ＳＰＥＣＴに用いられる放射線検査装置の一例が特許文献２に記載されている。ＳＰＥＣＴの場合も、得られたデータはフィルタードバックプロジェクションなどの方法により各ボクセルのデータに変換する。なお、ＳＰＥＣＴでもトランスミッション像を撮影することがある。ＳＰＥＣＴに用いる99Ｔｃ，67Ｇａ，201Ｔｌは、ＰＥＴ用の放射性核種の半減期よりも長く６時間から３日である。
【０００５】
【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
【非特許文献１】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頁〜２２９頁
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
例えば、悪性腫瘍等の患部の位置及び大きさ等の診断精度の更なる向上が望まれており、それらの放射線検査装置で作成される患部を含む画像の精度向上が要求される。また、故障した放射線検出器の交換を短時間にできることも重要な課題である。
【０００７】
本発明の目的は、作成される画像の精度を向上でき、かつ故障した放射線検出器の交換を簡単に行うことができる放射線検査装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記した目的を達成する本発明の特徴は、検出器支持部材に検出器ユニットを着脱自在に取り付け、検出器ユニットは、放射線を検出する複数の放射線検出器を有しており、かつ、ある前記放射線検出器を通った放射線を検出する他の放射線検出器を設けていることにある。
【０００９】
ある放射線検出器を通った放射線を検出する他の放射線検出器を設けているため、被検体から放出された放射線を上記ある放射線検出器または他の放射線検出器で検出でき、被検体に対向する上記ある放射線検出器から奥行き方向において放射線が到達した位置（放射線が検出された位置）を正確に確認できる。これは、このため、被検体の体内の状態を示す精度のよい画像が得られる。また、検出器支持部材に検出器ユニットを着脱自在に取り付けられているため、故障した放射線検出器の交換を簡単に行うことができる。
【発明の効果】
【００１０】
本発明によれば、作成される画像の精度を向上でき、かつ故障した放射線検出器の交換を簡単に行うことができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
（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，図２を用いて以下に説明する。本実施例の放射線検査装置１は、ＰＥＴ検査に用いられるものである。放射線検査装置１は、撮像装置２，信号処理装置４０，断層像作成装置３５，被検診者保持装置１８，駆動装置制御装置２１及びＸ線源制御装置２２を備える。被検診者保持装置１８は、ベッド２０を、ベッド２０の長手方向において移動可能にベッド支持部１９の上端部に設置される。
【００１２】
撮像装置２は、ケーシング３，多数の検出器ユニット４，環状の検出器支持部材８及びＸ線源周方向移動装置１３を有している。検出器支持部材８は、図３，図４に示すように、支持部材３９に取り付けられる環状の検出器支持部２３、及びカバー部材２４を有する。カバー部材２４は、検出器支持部２３内に形成される信号弁別ユニット収納空間４４を覆って検出器支持部２３に取り付けられる。
【００１３】
Ｘ線源周方向移動装置１３は、ガイドレール１２及びＸ線源装置１４を備える。環状のガイドレール１２は、ベッド２０が挿入される孔部４１を取囲むように検出器支持部材８の側面、具体的には検出器支持部２３の側面で被検診者保持装置１８側に取付けられる。Ｘ線源装置１４は、Ｘ線源駆動装置１５，伸縮アーム１６及びＸ線源１７を有する。Ｘ線源駆動装置１５はガイドレール１２に移動可能に取付けられる。Ｘ線源駆動装置１５は、図示されていないが、ガイドレール１２のラックと噛合うピニオンを有し、このピニオンを、減速機構を介して回転させるモーターを備える。伸縮アーム１６は、Ｘ線源駆動装置１５のケーシング（図示せず）に取り付けられ、水平方向に伸縮できる。Ｘ線源１７は、伸縮アーム１６の先端部に取り付けられる。
【００１４】
Ｘ線源１７は図示されていないが公知のＸ線管を有する。このＸ線管は、陽極，陰極，陰極の電流源、及び陽極と陰極との間に電圧を印加する電圧源を外筒内に備える。陰極はタングステン製のフィラメントである。電流源から陰極に電流を流すことによって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８０ｋｅＶのＸ線が発生する。このＸ線がＸ線源１７から放出される。
【００１５】
断層像作成装置３５は、コンピュータ３６及び記憶装置３７を備える。コンピュータ３６は同時計数装置３４に接続され、記憶装置３７はコンピュータ３６に接続される。コンピュータ３６は断層像作成部である。表示装置３８はコンピュータ３６に接続される。
【００１６】
検出器ユニット４の構成を、図５及び図６に示すように、支持基板６の一面に複数（例えば９個）の放射線検出器５を設置し、コネクタ部７を支持基板６に設けている。９個の放射線検出器５は三行三列に支持基板６上に配置されている。なお、図４において表示された「周方向」は検出器支持部材８の周方向を、「軸方向」は検出器支持部材８の軸方向を、及び「半径方向」は検出器支持部材８の半径方向をそれぞれ意味する（図１０，図１２でも同じ）。検出器支持部材８の半径方向に並んだ一列の三個の放射線検出器５、すなわち放射線検出器５Ａ，５Ｂ，５Ｃの各カソード電極Ｋ１，Ｋ２，Ｋ３は、アース線４５に接続される。アース線４５はコネクタ部７のコネクタ端子７Ｄに接続される。放射線検出器５Ａのアノード電極Ａ１に接続される配線４６は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ａに接続される。放射線検出器５Ｂのアノード電極Ａ２に接続される配線４７は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｂに接続される。また、放射線検出器５Ｃのアノード電極Ａ３に接続される配線４８は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｃに接続される。他の二列に含まれた各放射線検出器５も、同様にコネクタ部７に設けられている他のコネクタ端子に接続されている。アース線４５及び配線４６，４７，４８は全て支持基板６内に設置されている。多数の検出器ユニット４は、それぞれに設けられたコネクタ端子７Ａ等のコネクタ端子を、検出器支持部２３に設けられたコネクタ部１１にはめ込むことによって、検出器支持部２３に装着されて保持される。検出器ユニット４は、孔部４１を取り囲み、孔部４１の周方向及び軸方向に多数配置される。これらの検出器ユニット４は検出器支持部２３に着脱自在に取り付けられている。
【００１７】
これらの検出器ユニット４を覆うように、ケーシング３が検出器支持部２３に取り付けられる（図４）。また、ケーシング３は、水平方向に伸びて形成されかつ検査時にベッド２０が挿入される孔部（貫通孔）４１を形成する（図１）。
【００１８】
それらの検出器ユニット４の設置により、多数の放射線検出器（例えば合計１００００個）５が環状の検出器支持部材８の内側でケーシング３内に配置される。それらの放射線検出器５は、検出器支持部材８の半径方向に多層（例えば三層）に、更に検出器支持部材８の軸方向に複数列にわたって配置される。各検出器ユニット４に配置される放射線検出器５のうちコネクタ部７から最も遠い位置にある３個の放射線検出器５（放射線検出器５Ａ）は、孔部４１の軸心から最も近い位置にあり一層目の放射線検出器という。コネクタ部７から最も近い位置にある３個の放射線検出器５（放射線検出器５Ｃ）は、孔部４１の軸心から最も遠い位置にあり三層目の放射線検出器という。検出器ユニット４内で一層目と三層目の間に位置する３個の放射線検出器５（放射線検出器５Ｂ）は二層目の放射線検出器という。
【００１９】
放射線検出装置４３は、前述した多数の放射線検出ユニット４を含んでいる。放射線検出装置４３は、検出器支持部材８の半径方向に一層から三層に配列され、検出器支持部材８の軸方向に多数配列された放射線検出器５を含んでいる。
【００２０】
代表的な放射線検出器としては、半導体放射線検出器及びシンチレータがある。シンチレータは、放射線検出部であるクリスタル（ＢＧＯ，ＮａＩなど）の後部に光電子増倍管などを配置する必要があるため、積層配置する場合（例えば、前述の三層）には不向きである。半導体放射線検出器は、光電子増倍管などが不要であるため、積層配置に向いている。本実施例では、放射線検出器５は、半導体放射線検出器を用いており、検出部である５mm立方体をカドミウムテルル（ＣｄＴｅ）で構成している。その検出部はガリウムヒ素（ＧａＡｓ）またはカドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）で構成してもよい。
【００２１】
信号処理装置４０は、信号弁別装置２７，γ線弁別装置３２及び同時計数装置３４を有する。信号弁別装置２７は一層目の放射線検出器５ごとに設けられる。また、二層目及び三層目の放射線検出器５ごとにγ線弁別装置３２が設けられる。これらの３個の信号弁別装置２７及び６個のγ線弁別装置３２は、１つの基板２６に設置される。基板２６に設置される３個の信号弁別装置２７及び６個のγ線弁別装置３２によって信号弁別ユニット２５が構成される。基板２６はユニット支持部材６６に取り付けられる。検出器ユニット４ごとに設けられる各信号弁別ユニット２５は、図４に示すように、信号弁別ユニット収納空間４４に配置されるユニット支持部材６６に取り付けられる。ユニット支持部材６６は検出器支持部２３に取り付けられる。信号弁別ユニット２５は、ユニット支持部材６６に設置することによって、検出器支持部材８に保持される。ユニット支持部材６６を用いずに基板２６を、支持基板として、直接、検出器支持部２３に取り付けることも可能である。
【００２２】
信号弁別装置２７は、図７に示すように、切替スイッチ２８，γ線弁別装置３２及びＸ線信号処理装置３３を有する。切替スイッチ２８は可動端子２９及び固定端子３０，３１を有する。γ線弁別装置３２は固定端子３０に接続され、Ｘ線信号処理装置３３は固定端子３１に接続される。一層目の放射線検出器５Ａに接続されるコネクタ端子７Ａは、コネクタ部７とコネクタ部１１との結合により、コネクタ部１１に設けられたコネクタ端子１１Ａに接触する。可動端子２９は、コネクタ端子１１Ａに配線４９により接続される。配線４９はユニット支持部材６６に設置される。電源５０のマイナス端子は抵抗５１を介して配線４６に接続され、電源５０のプラス端子は放射線検出器５Ａに接続される。全ての信号弁別装置２７内のγ線弁別装置３２は配線５２によって同時計数装置３４に接続される。また、全ての信号弁別装置２７内のＸ線信号処理装置３３は配線５３によってコンピュータ３６に接続される。
【００２３】
信号弁別ユニット２５内に設けられて信号弁別装置２７以外の６個のγ線弁別装置３２うち、３個のγ線弁別装置３２は、配線５４によってコネクタ部１１のコネクタ端子１１Ｂ（図示せず）に接続される。コネクタ端子１１Ｂは二層目の放射線検出器５Ｂが接続されるコネクタ端子７Ｂと接触している。残りの３個のγ線弁別装置３２は、別の配線５４によってコネクタ部１１のコネクタ端子11Ｃ（図示せず）に接続される。コネクタ端子１１Ｂは三層目の放射線検出器５Ｃが接続されるコネクタ端子７Ｃと接触している。信号弁別装置２７以外の６個のγ線弁別装置３２は、それぞれ配線５５によって同時計数装置３４に接続される。なお、図１では信号弁別ユニット２５及び配線５４，５６を検出器支持部材８の外に表示しているが、これは信号弁別ユニット２５に設けられた信号弁別装置２７及びγ線弁別装置３２の配線による接続状態を分かりやすくしたためである。信号弁別ユニット２５は、実際には図３，図４に示すように検出器支持部材８内に設置され、配線５２，５３，５５が検出器支持部材８から引き出されている。
【００２４】
本実施例における放射線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。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。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線の影響が無視できるので、これにより被検体への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，検出要素の感度を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
α＝２ＮＡＢＣ …（１）
線が放出されることを意味している。照射時間Ｔ内に１つの検出要素で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
Ｗ＝１−exp(−Ｔα) …（２）
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なる。
【００２５】
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ＰＥＴ用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。
【００２６】
上記の原理が適用されて撮像装置２Ｂを用いた本実施例におけるＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査について具体的に説明する。
【００２７】
本実施例におけるＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査について説明する。注射などの方法により予め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４２に投与される。その後、ＰＥＴ用薬剤が被検診者４２の体内に拡散して患部（例えば癌の患部）に集まって撮像可能な状態になるまでの所定時間の間、被検診者４２は待機する。ＰＥＴ用薬剤は、検査する患部に応じて選ばれる。その所定時間経過後に、被検診者４２が横たわったベッド２０が撮像装置２の孔部４１内に被検診者４２と共に挿入される。Ｘ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査は撮像装置２を用いて行われる。ＰＥＴ用薬剤が投与された被検診者４２が孔部４１内に挿入され、各放射線検出器５に電源５０より電圧が印加された後、各放射線検出器５は被検診者４２から放出されたγ線を検出する。すなわち、ＰＥＴ検査が開始される。ＰＥＴ検査が開始された後、Ｘ線ＣＴ検査が開始される。
【００２８】
Ｘ線ＣＴ検査について説明する。駆動装置制御装置２１は、Ｘ線ＣＴ検査を開始するとき、駆動開始信号を出力して、Ｘ線源駆動装置１５のモーターに接続された、電源とつながる開閉器（以下、モーター開閉器という）を閉じる。モーターの回転力が減速機構を介してピニオンに伝えられ、Ｘ線源装置１４、すなわちＸ線源１７がガイドレール１２に沿って周方向に移動する。Ｘ線源１７は、孔部４１内に挿入された状態で被検診者４２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２１は駆動停止信号を出力してモーター開閉器を開く。これによって、Ｘ線源１７の周方向への移動が停止される。本実施例では、全ての放射線検出器５は、その周方向に移動しなく、かつ孔部４１の軸方向にも移動しない。駆動装置制御装置２１及びＸ線源制御装置２２は検出器支持部材８に設置されている。駆動装置制御装置２１及びＸ線源制御装置２２から移動するＸ線源装置１４への制御信号の伝送はＸ線源装置１４の移動に支障にならない公知の技術を適用する。
【００２９】
Ｘ線源制御装置２２はＸ線源１７からのＸ線の放出時間を制御する。すなわち、線源制御装置２２は、Ｘ線発生信号及びＸ線停止信号を繰り返して出力する。最初のＸ線発生信号の出力は、Ｘ線源制御装置２２への上記駆動開始信号の入力に基づいてなされる。Ｘ線発生信号の出力によってＸ線源１７におけるＸ線管の陽極（または陰極）と電源との間に設けられた開閉器（以下、Ｘ線源開閉器という、図示せず）が閉じられ、第１設定時間経過した時にＸ線停止信号が出力されてＸ線源開閉器が開き、そして第２設定時間経過した時にＸ線源開閉器を閉じる、という制御が繰り返される。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。Ｘ線源制御装置２２によるその制御によって、Ｘ線管から８０ｋｅＶの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５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１７が１つの放射線検出器５とこれに周方向において隣接する他の放射線検出器５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１７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２２に記憶されている。
【００３０】
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１７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１７の周方向への移動期間中に繰り返されることになる。
【００３１】
Ｘ線源１７から放出されたそのＸ線５７は、ファンビーム状に、被検診者４２に照射される。Ｘ線源１７の周方向の移動によって、被検診者４２には周囲よりＸ線５７が照射される。被検診者４２を透過したＸ線（例えば患部５６を透過したＸ線）５７は、孔部４１の軸心を基点にＸ線源１７から１８０度の位置にある放射線検出器５を中心に周方向に位置する複数個の放射線検出器５によって検出される。これらの放射線検出器５は、そのＸ線５７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４９を経て対応するそれぞれの信号弁別装置２７に入力される。上記のＸ線を検出しているそれらの放射線検出器５は、便宜的に第１放射線検出器４と称する。
【００３２】
ベッド１６上の被検診者４２の患部（癌の患部）５６から、ＰＥＴ用薬剤に起因した５１１ｋｅＶのγ線５８が放出されている。第１放射線検出器５以外の放射線検出器５は、γ線５８を検出してγ線検出信号を出力する。γ線を検出している放射線検出器５を、便宜的に第２放射線検出器５と称する。第２放射線検出器５のうち、一層目に位置する第２放射線検出器５から出力されたγ線検出信号は該当する配線４９を経て対応するそれぞれの信号弁別装置２７に入力され、二層目及び三層目に位置する第２放射線検出器５から出力されたγ線検出信号は配線５４を経て対応するそれぞれのγ線弁別装置３２に入力される。一層目に配置された放射線検出器５のみがＸ線信号処理装置３３を有する信号弁別装置６１に接続されている。これは、Ｘ線のエネルギーが８０ｋｅＶであるため、被検診者４２を透過したほとんど（９０％以上）のＸ線が一層目の放射線検出器５で検出されるからである。
【００３３】
信号弁別装置２７内で、一層目の第２放射線検出器５から出力されたγ線検出信号はγ線弁別装置３２に伝えられ、第１放射線検出器５から出力されたＸ線検出信号はＸ線信号処理装置３３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２７の切替スイッチ２８の切替操作によって行われる。切替スイッチ２８の可動端子２９を固定端子３０または固定端子３１に接続する切替操作は、駆動装置制御装置２１の出力である切替制御信号に基づいて行われる。Ｘ線ＣＴ検査時では、駆動装置制御装置２２は、一層目の放射線検出装置５のうち第１放射線検出器５を選択し、この第１放射線検出器５に接続される信号弁別装置２７における可動端子２９を固定端子３１に接続する。
【００３４】
第１放射線検出器５の選択について説明する。Ｘ線源駆動装置１５内のモーターにはエンコーダー（図示せず）が連結される。駆動装置制御装置２２は、エンコーダーの検出信号を入力して検出器支持部材８（孔部４１）の周方向におけるＸ線源駆動装置１５、すなわちＸ線源１７の位置を求め、このＸ線源１７の位置と１８０°反対側に位置する放射線検出器５を、記憶している各放射線検出器５の位置のデータを用いて選択する。Ｘ線源１７から放射されるＸ線５７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４２を透過したＸ線５７を検出する放射線検出器５は、選択されたその放射線検出器５以外にも周方向に複数個存在することになる。駆動装置制御装置２２はその複数の放射線検出器５も選択する。これらの放射線検出器５が、第１放射線検出器５である。周方向におけるＸ線源１７の移動に伴って、第１放射線検出器５も違ってくる。Ｘ線源１７の周方向への移動に伴って、第１放射線検出器５も擬似的に周方向に移動しているように見える。駆動装置制御装置２２が、Ｘ線源１７の周方向への移動に伴って別の放射線検出器５を選択したときには、新たに第１放射線検出器５となる放射線検出器５に接続された可動端子２９は固定端子３１に接続される。Ｘ線源１７の周方向への移動に伴って第１放射線検出器５でなくなった放射線検出器５に接続された可動端子２９は駆動装置制御装置２２によって固定端子３０に接続される。第一層目の個々の放射線検出器５は、Ｘ線源１７の位置との関係で、あるときは第１放射線検出器５となり、別のあるときには第２放射線検出器５となる。このため、第一層目の１つの放射線検出器５は、時間的にずれてＸ線検出信号及びγ線検出信号の両方を出力する。
【００３５】
第１放射線検出器５は、第１設定時間である１μsecの間にＸ線源１７から照射されて被検診者４２を透過したＸ線を検出する。１μsecの間に第１放射線検出器５が被検診者４２から放出されるγ線を検出する確率は、前述したように、無視できるほど小さい。ＰＥＴ用薬剤に起因して被検診者４２の患部５６で発生した多数のγ線５８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５８は、前述したように、対となってほぼ正反対の方向(１８０°±０.６°）に放出され、いずれかの第２放射線検出器５によって検出される。
【００３６】
一層目の放射線検出器５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２７の信号処理について説明する。第１放射線検出器５から出力されたＸ線検出信号は、前述したようにＸ線信号処理装置３３に入力される。Ｘ線信号処理装置３３は、入力したＸ線検出信号を積分装置によって積算し、Ｘ線検出信号の積算値、すなわち計測したＸ線の強度の情報を出力する。Ｘ線検出信号の強度情報は、配線５３によってコンピュータ３６に伝えられて記憶装置３７に記憶される。
【００３７】
一層目の第２放射線検出器５から出力されたγ線検出信号は、切替スイッチ２８の作用によってγ線弁別装置３２に入力される。ＰＥＴ用薬剤から放出された陽電子の消滅により患部５６から放出されるγ線のエネルギーは、５１１ｋｅＶである。しかし、被検診者４２の体内でγ線が散乱した場合、エネルギーは５１１ｋｅＶより低くなる。γ線弁別装置３２は、散乱γ線を除去するため、例えばエネルギーが５１１ｋｅＶよりも低い４００ｋｅＶをエネルギー設定値として、このエネルギー設定値以上のエネルギーを有するγ線検出信号を通過させるフィルター（図示せず）を備えている。このフィルターは固定端子３０から出力されたγ線検出信号を入力する。ここで、例として、４００ｋｅＶをエネルギー設定値としたのは５１１ｋｅＶのγ線が放射線検出器５に入射したときに発生するγ線検出信号のばらつきを考慮したためである。γ線弁別装置３２は、エネルギー設定値（４００ｋｅＶ）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。γ線弁別装置３２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３２に接続される放射線検出器５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３２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３２から出力されるときの時刻のいずれかの情報である。
【００３８】
二層目及び三層目の放射線検出器５は全て第２放射線検出器である。これらの二層目及び三層目の放射線検出器５に配線５４で接続されたγ線弁別装置３２も、上記した信号弁別装置２７内のγ線弁別装置３２と同じ機能を発揮する。
【００３９】
同時計数装置３４は、全てのγ線弁別装置３２から出力されたパルス信号を入力する。同時計数装置３４は、γ線対のそれぞれのγ線５８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）５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３４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５８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３４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５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。同時計数装置３４は、上記した、各γ線検出信号に対する計数値情報、及び対γ線を検出した２つの検出点の位置情報を出力する。計数値及び位置情報は、コンピュータ３６に伝えられて記憶装置３７に記憶される。
【００４０】
コンピュータ３６は、図８に示すステップ６０〜６５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３６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）を作成する断層像作成部である。同時計数装置３４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３４から出力されたγ線検出点の位置情報，Ｘ線信号処理装置３３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６０）。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３７に記憶される（ステップ６１）。
【００４１】
Ｘ線強度情報及びＸ線検出位置情報を用いて、被検診者４２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６２）。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４２の体内の各ボクセルにおけるＸ線の減衰率を算出する。この減衰率は記憶装置３７に記憶される。Ｘ線ＣＴ像を再構成するために、記憶装置３７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１７の位置とＸ線を検出した放射線検出器５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４２の体内での線減弱係数を求める。エンコーダーにより検出された、移動時におけるＸ線源１７の位置は、各Ｘ線信号処理装置３３によりＸ線強度情報に付与されてコンピュータ３６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３７に記憶される。ステップ６２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。
【００４２】
患部（例えば癌の患部）を含む、被検診者４２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６３）。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３７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５（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３７に記憶される。
【００４３】
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３７に記憶させる（ステップ６４）。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４２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４１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５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３７から呼び出されて表示装置３８に出力され（ステップ６５）、表示装置３８に表示される。表示装置３８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４２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。
【００４４】
放射線検査装置１は、孔部４１の半径方向において複数の放射線検出器５を積層配置している（図１〜図４）が、この積層配置によって以下に示す新しい機能を発揮できる。例えば、図９（ａ）に示すように被検診者４２の体内のγ線対発生点７０（患部５６内）より放出された２つのγ線５８ａ，５８ｂが放射線検出器５ｆ，５ｇに入射した場合を考える。放射線検出器内のどの位置でγ線が減衰したかはわからないため、従来法では一対の放射線検出器５ｆ，５ｈの先端位置を結ぶ線、つまり図９（ｂ）に示す線７１を検出線とした。しかし、放射線検査装置１では、孔部４１の半径方向において放射線検出器５を積層配置しているため、その半径方向で外側に位置する放射線検出器５ｇのγ線検出信号が得られ、放射線検出器５ｆと放射線検出器５ｇとを結ぶ線７２を検出線とすることができる。つまり、従来例ではわからなかった放射線検出器５の奥行き方向における減衰位置を把握することができる。この結果、検出線７２は、γ線対が発生した位置を正確に通るため、画像の精度が向上する。この結果、検出線がより実際のγ線対発生点に近くなるため、測定データの精度が向上する。
【００４５】
本実施例では、放射線検出装置４３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５で構成されているため、放射線検出装置４３はγ線検出部でありＸ線検出部でもある。すなわち、放射線検出装置４３はγ線検出部及びＸ線検出部の両方の機能を有する。本実施例は、Ｘ線検出部が、ベッド２０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、放射線検出装置４３は、Ｘ線源１７から照射されて被検診者４２を透過するＸ線５７を検出し、このＸ線５７の検出信号を出力するＸ線検出部であり、かつＸ線５７を照射している被検診者４２の位置において被検診者４２内のＸ線５７が透過する部位（患部５６）からＰＥＴ薬剤に起因して放出されるγ線５８を検出し、このγ線５８の検出信号を出力するγ線検出部である。
【００４６】
本実施例によれば、以下に示す効果を得ることができる。
【００４７】
（１）本実施例は、複数の検出器ユニット４を、コネクタ部を介して検出器支持部材８に取り付けるため、これらの検出器ユニット４、具体的には多数の放射線検出器５の取り付けを短時間に行うことができる。このため、撮像装置２、すなわち放射線検査装置１の製造時間を短縮できる。
【００４８】
（２）検出器ユニット４がコネクタ部を介して検出器支持部材８に着脱自在に取り付けられるため、放射線検出器５が故障した場合、故障した放射線検出器５を含む検出器ユニット４を検出器支持部材８から簡単に取り外すことができる。また、新品の検出器ユニット４を取り外した検出器ユニットの位置で検出器支持部材８に簡単に取り付けられる。このように、本実施例は故障した放射線検出器５の交換を簡単に行うことができる。
【００４９】
（３）本実施例は、放射線検出器５を、孔部４１（検出器支持部材８）の軸方向及び周方向のみならず、半径方向にも複数配置することにより、従来のＰＥＴ検査に用いられる放射線検出器のように信号伝達物質を減らさずに、孔部４１の半径方向において細分した位置でのγ線検出信号を得ることができる。このため、本実施例は、孔部４１の半径方向においてγ線が到達した正確な位置情報（γ線検出信号を出力した放射線検出器５の位置情報）を得ることができる。なお、従来のＰＥＴ検査では、孔部４１の半径方向には１つの放射線検出器を配置し、この放射線検出器内部に反射材を配置して信号伝達物質が光電子増倍管に到達したパターンにより、孔部４１の半径方向においてγ線が到達した位置の情報を求めていた。このとき、反射材により信号伝達物質の一部が放射線検出器内で減衰したり、放射線検出器外へ反射してしまうため、信号伝達物質が減少し、エネルギー分解能の低下が発生した。
【００５０】
（４）本実施例は、孔部４１の半径方向において独立した複数の放射線検出器５を配置しているため、それぞれの放射線検出器５の信号伝達物質の全てをγ線の検出に使用でき、放射線検出器５のエネルギー分解能が向上する。エネルギー分解能の高い放射線検出器５をＰＥＴ検査で用いた場合、散乱によりエネルギーが減衰したγ線と無散乱の５１１ｋｅＶのエネルギーのγ線との区別が可能になる。その結果、γ線弁別装置３２のフィルターにより散乱線をより多く除去することが可能となる。
【００５１】
（５）本実施例は、放射線検出器内の信号伝達物質数を減らすことなく孔部３１の半径方向におけるγ線の正確な到達位置の情報を取得できるため、γ線の正確な到達位置の情報を使用することによる断層像の精度の向上と、放射線検出器の反射材が不要であることにより信号伝達物質の減少が阻止でき、エネルギー分解能が向上して散乱線の断層像再構成への影響を抑えることが可能となった。その結果、本実施例は、断層像の精度、つまりＰＥＴ検査の診断精度を向上できる。
【００５２】
（６）本実施例は、放射線検出器５として半導体放射線検出器を用いているため、孔部４１の半径方向に複数の放射線検出器５を配置することができ、そのように複数の放射線検出器５を配置しても撮像装置２が大きくならない。
【００５３】
（７）本実施例では、放射線検出器５が半導体放射線検出器であるため、シンチレータを用いた放射線検出器に比べて、光電子増倍管が不用になり、撮像装置２を小型化することができる。
【００５４】
（８）本実施例によれば、半導体放射線検出器である放射線検出器５を支持基板上に配置することにより、放射線検出器５を稠密に配列することが可能となった。特に、検出器幅の小さな放射線検出器５を孔部４１の周方向に稠密に配置できるので、断層像の画像の高分解能化（小画像ボクセルサイズ）が図れる。
【００５５】
（９）本実施例によれば、放射線検出器５を支持基板６上に配置する構成により、放射線検出器５を稠密に配列することが可能となった。特に、孔部４１の半径方向において放射線検出器５の複数配列が可能となり、高検出効率化が図れる。更に、その半径方向における各放射線検出器５は各々独立にγ線を検出することができるので、その半径方向の分解能が向上する。特に、３Ｄ（三次元）−ＰＥＴ検査においては、γ線が放射線検出器５に斜めに入射する場合があるが、その半径方向での分解能の向上により、γ線の入射方向をより正確に捉えることができる。このため、得られるＰＥＴ画像の高画質化を図ることができる。
【００５６】
（１０）本実施例によれば、放射線検出器５に接続される配線を支持基板６内に配置するために、孔部４１の周方向及びその軸方向における放射線検出器５相互の間隔を短縮できる。放射線検出器５の間隔の短縮は、放射線検出器５間におけるγ線の検出漏れを減少させ、実質的なγ線の検出効率を増大させる。実質的なγ線の検出効率の増大により、ＰＥＴ検査時間の短縮が図れる。
【００５７】
（１１）Ｘ線を検出する放射線検出器５として、γ線を検出した放射線検出器５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５とγ線を検出する放射線検出器５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５は、Ｘ線検出信号及びγ線検出信号の両方を出力する。
【００５８】
（１２）本実施例は、Ｘ線検出部が、ベッド２０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ため、ベッド２０の移動によらないで被検診者４２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情報を基に作成された第１断層像（ＰＥＴ像）の情報と、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断層像（Ｘ線ＣＴ像）の情報とを合成して作成された被検診者４２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。
【００５９】
（１３）本実施例では、前述したように、放射線検出装置４３は、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５（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５を用いて行う）で構成されているため、γ線検出部及びＸ線検出部の両方の機能を有する。放射線検出装置４３はγ線検出部とＸ線検出部とを同軸で配置していると言える。このため、本実施例は、検出器支持部材８の周方向に配置された放射線検出器５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４２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断層像を再構成でき、その放射線検出器５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４２の患部の画像を含む第２断層像を再構成できる。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５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の検出器支持部材８（または孔部４１）の軸心を基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。
【００６０】
（１４）本実施例は、Ｘ線源１７から照射されて被検診者４２の患部５６を透過するＸ線５７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４２の位置で被検診者４２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４２をベッド２０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４２の患部５６を透過したＸ線の検出信号を、γ線検出部は患部５６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５６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４２がベッド２０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３８に表示された、患部５６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５２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。
【００６１】
（１５）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１６）を用いてＸ線源１７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４２を放射線検出装置４３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１７をその軸方向に移動させずに被検診者４２をベッド２０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。
【００６２】
（１６）本実施例は、放射線検出装置４３に含まれるそれらの放射線検出器５によって、被検診者４２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１７から放出されて被検診者４２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。
【００６３】
（１７）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５から得ることができるため、被検診者４２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４２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４２の検査時間の短縮に更に、貢献する。
【００６４】
（１８）本実施例は、Ｘ線源１７を周回させて放射線検出装置４３を孔部４１の周方向及び軸方向に移動させないため、放射線検出装置４３を移動させるに必要なモーターに比べてＸ線源１７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。
【００６５】
（１９）Ｘ線信号処理装置３３、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。
【００６６】
（２０）本実施例は、放射線検出装置４３の内側でＸ線源１７が周回するため、検出器支持部材８の内径が大きくなり、検出器支持部材８の内側で周方向に設置できる放射線検出器５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５の個数の増加は、感度，分解能の向上をもたらし、被検診者４２の横断面における断層像の分解能を向上させる。
【００６７】
（２１）本実施例では、軸方向移動アーム１６及びＸ線源１７は放射線検出装置４３４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４２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５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１５によってＸ線源１７及び軸方向移動アーム１６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１７及び軸方向移動アーム１６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１７がＸ線源駆動装置１５内に収納されるため、Ｘ線源１７及び軸方向移動アーム１６がγ線検出の障害にはならない。
【００６８】
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線検出信号を得るための検査時間の間、常にＸ線源１７からＸ線を被検診者４２に照射してＸ線検出信号を得ることによって、被検診者４２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４２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。
【００６９】
放射線検出器５に接続された配線を支持基板６内に配置したが、支持基板６に貫通孔を形成し、放射線検出器５を設置した側の支持基板６の面からその配線を貫通孔を通して反対側に引き出しスルーホールにより反対面に引き出し、放射線検出器５が設置されていない側の支持基板６の面に配線を設置してもよい。その際には、放射線検出器５が設置されていない側の支持基板６の面に溝を形成してその溝内に配線を設置してもよい。また、支持基板として多層配線基板を使用し、多層配線基板内に配線を設置してもよい。更に、多層配線基板の使用により、放射線検出器５を多層配線基板の両面に配列することが可能となる。
【００７０】
（実施例２）
本発明の他の実施例である実施例２の放射線検査装置を以下に説明する。本実施例の放射線検査装置は、実施例１の放射線検査装置１の構成のうち、検出器ユニットの構成が変わっているのみである。実施例１で用いられた検出器ユニット４と構成が異なる、本実施例に用いられる検出器ユニット４Ａを、図１０，図１１により説明する。
【００７１】
検出器ユニット４Ａは、複数（例えば９個）の放射線検出器５Ｄを三行三列で支持基板６の一面に設置する。各放射線検出器５Ｄは、放射線検出器５と同じ半導体放射線検出器であり、検出器支持部材８の半径方向において三層に配置される。検出器支持部材８の半径方向に並んだ一列において、一層目に放射線検出器５Ａ1 ，二層目に放射線検出器５Ｂ1 、及び三層目に放射線検出器５Ｃ1 がそれぞれ配置される。
【００７２】
放射線検出器５Ａ1は、５つの検出要素、すなわち検出要素７４Ａ，７４Ｂ，７４Ｃ，７４Ｄ，７４Ｅを有する。検出要素７４Ａ，７４Ｂ，７４Ｃ，７４Ｄ，７４Ｅは、検出器支持部材８の半径方向において、内側よりその順に配置される。検出要素７４Ａが最も内側に配置され、検出要素７４Ｅが最も外側に配置される。カソード電極７７Ａが検出要素７４Ａの内側面に設けられる。検出要素７４Ａと検出要素７４Ｂは、検出要素７４Ａの外側面及び検出要素７４Ｂの内側面に設けられたアノード電極７８Ａを間に挟んで隣接する。検出要素７４Ｂと検出要素７４Ｃは、検出要素７４Ｂの外側面及び検出要素７４Ｃの内側面に設けられたカソード電極７７Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７４Ｃと検出要素７４Ｄは、検出要素７４Ｃの外側面及び検出要素７４Ｄの内側面に設けられたアノード電極７８Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７４Ｄと検出要素７４Ｅは、検出要素７４Ｄの外側面及び検出要素７４Ｅの内側面に設けられたカソード電極７７Ｃを間に挟んで隣接する。アノード電極７８Ｃが検出要素７４Ｅの外側面に設けられる。
【００７３】
放射線検出器５Ｂ1は、５つの検出要素、すなわち検出要素７５Ａ，７５Ｂ，７５Ｃ，７５Ｄ，７５Ｅを有する。検出要素７５Ａ，７５Ｂ，７５Ｃ，７５Ｄ，７５Ｅは、検出器支持部材８の半径方向において、内側よりその順に配置される。検出要素７５Ａが最も内側に配置され、検出要素７５Ｅが最も外側に配置される。カソード電極７９Ａが検出要素７５Ａの内側面に設けられる。検出要素７５Ａと検出要素７５Ｂは、検出要素７５Ａの外側面及び検出要素７５Ｂの内側面に設けられたアノード電極８０Ａを間に挟んで隣接する。検出要素７５Ｂと検出要素７５Ｃは、検出要素７５Ｂの外側面及び検出要素７５Ｃの内側面に設けられたカソード電極７９Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７５Ｃと検出要素７５Ｄは、検出要素７５Ｃの外側面及び検出要素７５Ｄの内側面に設けられたアノード電極８０Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７５Ｄと検出要素７５Ｅは、検出要素７５Ｄの外側面及び検出要素７５Ｅの内側面に設けられたカソード電極７９Ｃを間に挟んで隣接する。アノード電極８０Ｃが検出要素７５Ｅの外側面に設けられる。
【００７４】
放射線検出器５Ｃ1 は、５つの検出要素、すなわち検出要素７６Ａ，７６Ｂ，７６Ｃ，７６Ｄ，７６Ｅを有する。検出要素７６Ａ，７６Ｂ，７６Ｃ，７６Ｄ，７６Ｅは、検出器支持部材８の半径方向において、内側よりその順に配置される。検出要素７６Ａが最も内側に配置され、検出要素７６Ｅが最も外側に配置される。カソード電極８１Ａが検出要素７６Ａの内側面に設けられる。検出要素７６Ａと検出要素７６Ｂは、検出要素７６Ａの外側面及び検出要素７６Ｂの内側面に設けられたアノード電極８２Ａを間に挟んで隣接する。検出要素７６Ｂと検出要素７６Ｃは、検出要素７６Ｂの外側面及び検出要素７６Ｃの内側面に設けられたカソード電極８１Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７６Ｃと検出要素７６Ｄは、検出要素７６Ｃの外側面及び検出要素７６Ｄの内側面に設けられたアノード電極８２Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素７６Ｄと検出要素７６Ｅは、検出要素７６Ｄの外側面及び検出要素７６Ｅの内側面に設けられたカソード電極８１Ｃを間に挟んで隣接する。アノード電極８２Ｃが検出要素７６Ｅの外側面に設けられる。
【００７５】
アース線４５が、カソード電極７７Ａ，７７Ｂ，７７Ｃ，７９Ａ，７９Ｂ，７９Ｃ，８１Ａ，８１Ｂ，８１Ｃに接続される。配線７４が、アノード電極７８Ａ，７８Ｂ，７８Ｃに接続される。配線７５が、アノード電極８０Ａ，８０Ｂ，８０Ｃに接続される。配線７６が、アノード電極８２Ａ，８２Ｂ，８２Ｃに接続される。アース線４５はコネクタ部７のコネクタ端子７Ｄに接続される。配線７４は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ａに接続される。配線７５は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｂに接続される。配線７６は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｃに接続される。他の二列に含まれた各放射線検出器５Ｄも、同様にコネクタ部７に設けられている他のコネクタ端子に接続されている。アース線４５及び配線７４，７５，７６は全て支持基板６内に設置されている。多数の検出器ユニット４Ａは、それぞれに設けられたコネクタ端子７Ａ等のコネクタ端子を、検出器支持部２３に設けられたコネクタ部１１にはめ込むことによって、検出器支持部２３に装着されて保持される。検出器ユニット４Ａも、検出器ユニット４と同様に、孔部４１を取り囲み、孔部４１の周方向及び軸方向に多数配置される。
【００７６】
放射線検出器５Ａ1，５Ｂ1，５Ｃ1は、少なくとも二面を有する３個以上の検出要素、すなわち半導体素子を有し、異なる半導体素子間に交互にアノード電極及びカソード電極を配置している。放射線検出器５Ａ1 を用いて具体的に説明する。放射線検出器５Ａ1は、異なる検出要素間、すなわち検出要素７４Ａと検出要素７４Ｂとの間、検出要素７４Ｂと検出要素７４Ｃとの間、検出要素７４Ｃと検出要素７４Ｄとの間、検出要素７４Ｄと検出要素７４ＥＣとの間に、例えば検出要素７４Ａと検出要素７４Ｂとの間にアノード電極７８Ａ，検出要素７４Ｂと検出要素７４Ｃとの間にカソード電極７７Ｂといったように、アノード電極とカソード電極を交互に配置している。
【００７７】
コネクタ部７をコネクタ部１１にはめ込むことによって、一層目の３つの放射線検出器５Ａ1 は、信号弁別ユニット２５内の３つの信号弁別装置２７に別々に接続される。また、二層目の３つの放射線検出器５Ｂ1 及び三層目の３つの放射線検出器５Ｃ1 は、信号弁別ユニット２５内に設けられた、信号弁別装置２７以外の６つのγ線弁別装置３２に別々に接続される。
【００７８】
検出器ユニット４Ａを組み込んだ本実施例の放射線検査装置は、実施例１の放射線検査装置１で生じる効果（１）〜（２１）を得ることができる。更に、本実施例は、以下に示す（２２），（２３）の効果を得ることができる。
【００７９】
（２２）本実施例によれば、放射線検出器５Ｄが複数の検出要素の積層構造としたので、アノード電極とカソード電極との間の各検出要素の厚みが薄くなり、電子とホールの再結合による検出信号の低下が抑えられる。このため、エネルギー分解能が向上する。また、検出信号が出力されるまでの時間が短くなるので、時間分解能も向上する。エネルギー分解能の向上によりエネルギー閾値を高く設定できるので、散乱により低エネルギー化したγ線をより多く除去することが可能となる。また、時間分解能の向上により、タイムウインドウを小さくできるので、偶発的にタイムウインドウ内で検出されるγ線を少なくできる。つまり、ノイズ成分である散乱事象及び偶発事象の検出を低く押さえることが可能となるため、ＰＥＴ画像の画質向上が図れる。
【００８０】
（２３）本実施例によれば、放射線検出器５Ｄを複数の検出要素の積層構造としているので、アノード電極とカソード電極との間の検出要素の厚みが薄くなり、印加するバイアス電圧を小さくすることができる。バイアス電圧の低下により、各種配線周りの部品の耐電圧を小さくできる。また、電源自体も小型化できる。
【００８１】
（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以下に説明する。本実施例の放射線検査装置は、実施例１の放射線検査装置１の構成のうち、検出器ユニットの構成が変わっているのみである。実施例１で用いられた検出器ユニット４と構成が異なる、本実施例に用いられる検出器ユニット４Ｂを、図１２，図１３により説明する。
【００８２】
検出器ユニット４Ａは、複数(例えば９個)の放射線検出器５Ｅを三行三列で支持基板６の一面に設置する。各放射線検出器５Ｅは、放射線検出器５と同じ半導体放射線検出器であり、検出器支持部材８の半径方向において三層に配置される。検出器支持部材８の半径方向において、一層目に放射線検出器５Ａａ，５Ａｂ，５Ａｃ、二層目に放射線検出器５Ｂａ，５Ｂｂ，５Ｂｃ、及び三層目に放射線検出器５Ｃａ，５Ｃｂ，５Ｃｃがそれぞれ配置される。検出器支持部材８の周方向に配置される放射線検出器５Ａａ，５Ａｂ，５Ａｃは、その周方向に積層されている。二層目の放射線検出器５Ｂａ，５Ｂｂ，５Ｂｃ、及び三層目の放射線検出器５Ｃａ，５Ｃｂ，５Ｃｃも、同様に、検出器支持部材８の周方向において積層されている。この積層構造を、放射線検出器５Ａａ，５Ａｂ，５Ａｃを例にとって説明する。
【００８３】
放射線検出器５Ａａは、４つの検出要素、すなわち検出要素８３Ａ，８３Ｂ，８３Ｃ，８３Ｄを有する。検出要素８３Ａ，８３Ｂ，８３Ｃ，８３Ｄは、検出器支持部材８の周方向において、その順に配置される。放射線検出器５Ａｂは、検出要素８４Ａ，８４Ｂ，８４Ｃ，８４Ｄを有する。検出要素８４Ａ，８４Ｂ，８４Ｃ，８４Ｄは、検出器支持部材８の周方向において、その順に配置される。放射線検出器５Ａｃは、検出要素８５Ａ，８５Ｂ，８５Ｃ，８５Ｄを有する。検出要素８５Ａ，８５Ｂ，８５Ｃ，８５Ｄは、検出器支持部材８の周方向において、その順に配置される。
【００８４】
カソード電極８６Ａが検出要素８３Ａの一側面に設けられる。検出要素８３Ａと検出要素８３Ｂは、検出要素８３Ａの他側面及び検出要素８３Ｂの一側面に設けられたアノード電極８７Ａを間に挟んで隣接する。ここで、一側面とは検出器支持部材８の周方向における検出要素の一側面を言い、他側面とは検出器支持部材８の周方向における検出要素の残りの側面を言う。検出要素８３Ｂと検出要素８３Ｃは、検出要素８３Ｂの他側面及び検出要素８３Ｃの一側面に設けられたカソード電極８６Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素８３Ｃと検出要素８３Ｄは、検出要素８３Ｃの他側面及び検出要素８３Ｄの一側面に設けられたアノード電極８７Ｂを間に挟んで隣接する。
【００８５】
検出要素８３Ｄと検出要素８４Ａは、検出要素８３Ｄの他側面及び検出要素８４Ａの一側面に設けられたカソード電極８８Ａを間に挟んで隣接する。検出要素８４Ａと検出要素８４Ｂは、検出要素８４Ａの他側面及び検出要素８４Ｂの一側面に設けられたアノード電極８９Ａを間に挟んで隣接する。検出要素８４Ｂと検出要素８４Ｃは、検出要素８４Ｂの他側面及び検出要素８４Ｃの一側面に設けられたカソード電極８８Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素８４Ｃと検出要素８４Ｄは、検出要素８４Ｃの他側面及び検出要素８４Ｄの一側面に設けられたアノード電極８９Ｂを間に挟んで隣接する。
【００８６】
検出要素８４Ｄと検出要素８５Ａは、検出要素８４Ｄの他側面及び検出要素８５Ａの一側面に設けられたカソード電極９０Ａを間に挟んで隣接する。検出要素８５Ａと検出要素８５Ｂは、検出要素８５Ａの他側面及び検出要素８５Ｂの一側面に設けられたアノード電極９１Ａを間に挟んで隣接する。検出要素８５Ｂと検出要素８５Ｃは、検出要素８５Ｂの他側面及び検出要素８５Ｃの一側面に設けられたカソード電極９０Ｂを間に挟んで隣接する。検出要素８５Ｃと検出要素８５Ｄは、検出要素８５Ｃの他側面及び検出要素８５Ｄの一側面に設けられたアノード電極９１Ｂを間に挟んで隣接する。カソード電極９０Ｃが検出要素８５Ｄの他側面に設けられる。
【００８７】
アース線９２が、カソード電極８６Ａ，８６Ｂ，８８Ａ，８８Ｂ，９０Ａ，９０Ｂ，９０Ｃに接続される。配線９３が、アノード電極８７Ａ，８７Ｂに接続される。配線９４が、アノード電極８９Ａ，８９Ｂに接続される。配線９５が、アノード電極９１Ａ，９１Ｂに接続される。アース線９２はコネクタ部７のコネクタ端子７Ｄに接続される。配線９３は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ａに接続される。配線９４は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｂに接続される。配線９５は、コネクタ部７のコネクタ端子７Ｃに接続される。二層目及び三層目の各放射線検出器５Ｅも、同様にコネクタ部７に設けられている他のコネクタ端子に接続されている。アース線９２及び配線９３，９３，９３は全て支持基板６内に設置されている。多数の検出器ユニット４Ｂは、それぞれに設けられたコネクタ端子７Ａ等のコネクタ端子を、検出器支持部２３に設けられたコネクタ部１１にはめ込むことによって、検出器支持部２３に装着されて保持される。検出器ユニット４Ｂも、検出器ユニット４と同様に、孔部４１を取り囲み、孔部４１の周方向及び軸方向に多数配置される。
【００８８】
コネクタ部７をコネクタ部１１にはめ込むことによって、一層目の放射線検出器５Ａａ，５Ａｂ，５Ａｃは、信号弁別ユニット２５内の３つの信号弁別装置２７に別々に接続される。また、二層目の放射線検出器５Ｂａ，５Ｂｂ，５Ｂｃ及び三層目の放射線検出器５Ｃａ，５Ｃｂ，５Ｃｃは、信号弁別ユニット２５内に設けられた、信号弁別装置２７以外の６つのγ線弁別装置３２に別々に接続される。
【００８９】
検出器ユニット４Ｂを組み込んだ本実施例の放射線検査装置は、実施例１の放射線検査装置１で生じる効果（１）〜（２１）、及び実施例２の放射線検査装置で生じる効果（２２），（２３）を得ることができる。更に、本実施例は、以下に示す（２４）の効果を得ることができる。
【００９０】
（２４）本実施例によれば、各放射線検出器５Ｅを偶数個の検出体素子の積層構造としたので、隣接する放射線検出器５Ｅの両側面をカソード電極にすることができて、それらの放射線検出器５Ｅでカソード電極を共有化することができる。このため、検出器支持部材８の周方向に配置された３つの放射線検出器５Ｅを密着することが可能となる。つまり、その周方向における放射線検出器５Ｅ間の間隔を完全になくすことが可能となり、その周方向での放射線検出器５Ｅ間におけるγ線の検出漏れが著しく低減される。これは、γ線の検出効率を実質的に増加をさせることにつながり、検査時間の短縮をもたらす。
【００９１】
実施例１〜３は、放射線検出器が検出器支持部材８（ベッド２０が挿入される孔部４１）の半径方向に積層配置された検出器ユニットを、Ｘ線源１７からＸ線を被検体に照射できるγ線及びＸ線を検出できる放射線検査装置に適用した構成を有する。しかしながら、その検出器ユニットは、Ｘ線を照射しなく被検体内に透過した放射性薬剤に起因して被検体から放出されるγ線だけを検出するＰＥＴ用の放射線検査装置に適用することもできる。また、その検出器ユニットは、ＳＰＥＣＴ用の放射線検査装置にも適用できる。
【図面の簡単な説明】
【００９２】
【図１】本発明の好適な一実施例である実施例１の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III部の拡大図である。
【図４】図３のIV−IV断面図である。
【図５】図１の検出器ユニットの斜視図である。
【図６】図５の検出器ユニットの、検出器支持部材の半径方向における断面図である。
【図７】図１の信号弁別装置の詳細構造図である。
【図８】図１のコンピュータで実行される断層像作成の処理手順を示す説明図である。
【図９】図１の実施例におけるγ線検出の状態を示す説明図である。
【図１０】本発明の他の実施例である実施例２の放射線検査装置に適用される検出器ユニットの斜視図である。
【図１１】図１０の検出器ユニットの、検出器支持部材の半径方向における断面図である。
【図１２】本発明の他の実施例である実施例３の放射線検査装置に適用される検出器ユニットの斜視図である。
【図１３】図１１の検出器ユニットの、検出器支持部材の半径方向における断面図である。
【符号の説明】
【００９３】
１…放射線検査装置、２…撮像装置、４，４Ａ，４Ｂ…検出器ユニット、５，５Ｄ，５Ｅ…放射線検出器、７，１１…コネクタ部、８…検出器支持部材、１３…Ｘ線源周方向移動装置、１４…Ｘ線源装置、１５…Ｘ線源駆動装置、１７…Ｘ線源、１８…被検診者保持装置、２０…ベッド、２３…検出器支持部、２５…信号弁別ユニット、２７…信号弁別装置、２８…切替スイッチ、３２…γ線弁別装置、３３…Ｘ線信号処理装置、３４…同時計数装置、３５…断層像作成装置、３６…コンピュータ、４０…信号処理装置。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を支持するベッドの長手方向に伸び、前記ベッドの回りに配置された検出器支持部材と、前記ベッドの長手方向及び前記ベッドの周りに配置された複数の放射線検出ユニットであって前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられた前記複数の検出器ユニットを含む放射線検出装置と備え、
前記検出器ユニットは、放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、ある前記放射線検出器を通った前記放射線を検出する他の前記放射線検出器を設けていることを特徴とする放射線検査装置。
【請求項２】
被検体を支持するベッドの長手方向に伸び、前記ベッドの回りに配置された環状の検出器支持部材と、前記ベッドの長手方向及び前記検出器支持部材の周方向に配置された複数の放射線検出ユニットであって前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられた前記複数の検出器ユニットを含む放射線検出装置と備え、
前記検出器ユニットは、放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、前記検出器支持部材の半径方向において異なる位置に前記放射線検出器を複数配置したことを特徴とする放射線検査装置。
【請求項３】
前記検出器ユニットは、前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられる検出器支持基板と、前記検出器支持基板に設置された複数の前記ある放射線検出器及び複数の前記他の放射線検出器と、前記検出器支持基板に設けられて前記放射線検出器ごとに接続され、前記放射線検出器から出力された検出信号を伝送する複数の配線とを有する請求項１または請求項２記載の放射線検査装置。
【請求項４】
前記放射線検出器の出力信号を用いて前記被検体の画像を作成する画像作成装置を設けた請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の放射線検査装置。
【請求項５】
被検体を支持するベッドの長手方向に伸び、前記ベッドの回りに配置された検出器支持部材と、前記ベッドの長手方向及び前記ベッドの周りに配置された複数の放射線検出ユニットであって前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられた前記複数の検出器ユニットを含む放射線検出装置とを備え、
前記検出器ユニットは、γ線を検出する複数の放射線検出器を有し、ある前記放射線検出器を通った前記γ線を検出する他の前記放射線検出器を設け、
前記放射線検出器から出力されたγ線検出信号の信号処理装置を設けたことを特徴とする放射線検査装置。
【請求項６】
前記検出器ユニットは、前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられる検出器支持基板と、前記検出器支持基板に設置された複数の前記ある放射線検出器及び複数の前記他の放射線検出器と、前記検出器支持基板に設けられて前記放射線検出器ごとに接続され、前記放射線検出器から出力されたγ線検出信号を伝送する複数の配線とを有し、
前記信号処理装置は前記配線を伝送された前記γ線検出信号を入力する請求項５記載の放射線検査装置。
【請求項７】
前記信号処理装置からの出力情報を用いて、前記被検体内の放射性薬剤が集積した部位を含む画像を作成する画像作成装置を有する請求項５または請求項６記載の放射線検査装置。
【請求項８】
前記配線は前記検出器支持基板内に設けられている請求項６または請求項７記載の放射線検査装置。
【請求項９】
被検体を支持するベッドの長手方向に伸び、前記ベッドの回りに配置された検出器支持部材と、前記ベッドの回り移動してＸ線を放出するＸ線源と、前記ベッドの長手方向及び前記ベッドの周りに配置された複数の放射線検出ユニットであって前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられた前記複数の検出器ユニットを含む放射線検出装置と備え、
前記検出器ユニットは、放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、ある前記放射線検出器を通った前記放射線を検出する他の前記放射線検出器を設けており、
少なくとも前記ある放射線検出器は、前記Ｘ線の検出信号及びγ線の検出信号の両方を出力することを特徴とする放射線検査装置。
【請求項１０】
前記Ｘ線源を前記長手方向に移動させるＸ線源移動装置を備えた請求項９記載の放射線検査装置。
【請求項１１】
前記ある放射線検出器と前記他の放射線検出器が直線状に配置されている請求項９または請求項１０に記載の放射線検査装置。
【請求項１２】
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９ないし請求項１１のいずれかに記載の放射線検査装置。
【請求項１３】
前記Ｘ線検出信号及び前記γ線検出信号の両方を出力する第１の前記放射線検出器からの前記γ線検出信号を入力する第１γ線信号処理装置、及び前記Ｘ線検出信号を入力するＸ線信号処理装置を前記第１放射線検出器毎に設け、
前記Ｘ線検出信号を出力せず前記γ線検出信号を出力する第２の前記放射線検出器からの前記γ線検出信号を入力する第２γ線信号処理装置を前記第２放射線検出器毎に設け、
各前記第１γ線信号処理装置及び各前記第２γ線信号処理装置のそれぞれの出力信号を入力し、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を有し、
前記位置情報，前記計数情報及び各前記Ｘ線信号処理装置のそれぞれの出力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９ないし請求項１１のいずれかに記載の放射線検査装置。
【請求項１４】
前記放射線検出器は半導体放射線検出器である請求項１ないし請求項１３のいずれかに記載の放射線検査装置。
【請求項１５】
前記半導体放射線検出器は、少なくとも二面を有する３個以上の半導体素子を有し、異なる前記半導体素子間に交互にアノード電極及びカソード電極を配置した請求項１４記載の放射線検査装置。
【請求項１６】
前記半導体放射線検出器は偶数の半導体素子の積層構造とし、前記半導体放射線検出器内の隣接する前記半導体素子間に共通のアノード電極及びカソード電極を形成し、隣接する半導体放射線検出器の対向する両面に共通のカソード電極を形成した請求項１４記載の放射線検査装置。
【請求項１】
被検体を支持するベッドの長手方向に伸び、前記ベッドの回りに配置された検出器支持部材と、前記ベッドの長手方向及び前記ベッドの周りに配置された複数の放射線検出ユニットであって前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられた前記複数の検出器ユニットを含む放射線検出装置と備え、
前記検出器ユニットは、放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、ある前記放射線検出器を通った前記放射線を検出する他の前記放射線検出器を設けていることを特徴とする放射線検査装置。
【請求項２】
被検体を支持するベッドの長手方向に伸び、前記ベッドの回りに配置された環状の検出器支持部材と、前記ベッドの長手方向及び前記検出器支持部材の周方向に配置された複数の放射線検出ユニットであって前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられた前記複数の検出器ユニットを含む放射線検出装置と備え、
前記検出器ユニットは、放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、前記検出器支持部材の半径方向において異なる位置に前記放射線検出器を複数配置したことを特徴とする放射線検査装置。
【請求項３】
前記検出器ユニットは、前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられる検出器支持基板と、前記検出器支持基板に設置された複数の前記ある放射線検出器及び複数の前記他の放射線検出器と、前記検出器支持基板に設けられて前記放射線検出器ごとに接続され、前記放射線検出器から出力された検出信号を伝送する複数の配線とを有する請求項１または請求項２記載の放射線検査装置。
【請求項４】
前記放射線検出器の出力信号を用いて前記被検体の画像を作成する画像作成装置を設けた請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の放射線検査装置。
【請求項５】
被検体を支持するベッドの長手方向に伸び、前記ベッドの回りに配置された検出器支持部材と、前記ベッドの長手方向及び前記ベッドの周りに配置された複数の放射線検出ユニットであって前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられた前記複数の検出器ユニットを含む放射線検出装置とを備え、
前記検出器ユニットは、γ線を検出する複数の放射線検出器を有し、ある前記放射線検出器を通った前記γ線を検出する他の前記放射線検出器を設け、
前記放射線検出器から出力されたγ線検出信号の信号処理装置を設けたことを特徴とする放射線検査装置。
【請求項６】
前記検出器ユニットは、前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられる検出器支持基板と、前記検出器支持基板に設置された複数の前記ある放射線検出器及び複数の前記他の放射線検出器と、前記検出器支持基板に設けられて前記放射線検出器ごとに接続され、前記放射線検出器から出力されたγ線検出信号を伝送する複数の配線とを有し、
前記信号処理装置は前記配線を伝送された前記γ線検出信号を入力する請求項５記載の放射線検査装置。
【請求項７】
前記信号処理装置からの出力情報を用いて、前記被検体内の放射性薬剤が集積した部位を含む画像を作成する画像作成装置を有する請求項５または請求項６記載の放射線検査装置。
【請求項８】
前記配線は前記検出器支持基板内に設けられている請求項６または請求項７記載の放射線検査装置。
【請求項９】
被検体を支持するベッドの長手方向に伸び、前記ベッドの回りに配置された検出器支持部材と、前記ベッドの回り移動してＸ線を放出するＸ線源と、前記ベッドの長手方向及び前記ベッドの周りに配置された複数の放射線検出ユニットであって前記検出器支持部材に着脱自在に取り付けられた前記複数の検出器ユニットを含む放射線検出装置と備え、
前記検出器ユニットは、放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、ある前記放射線検出器を通った前記放射線を検出する他の前記放射線検出器を設けており、
少なくとも前記ある放射線検出器は、前記Ｘ線の検出信号及びγ線の検出信号の両方を出力することを特徴とする放射線検査装置。
【請求項１０】
前記Ｘ線源を前記長手方向に移動させるＸ線源移動装置を備えた請求項９記載の放射線検査装置。
【請求項１１】
前記ある放射線検出器と前記他の放射線検出器が直線状に配置されている請求項９または請求項１０に記載の放射線検査装置。
【請求項１２】
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９ないし請求項１１のいずれかに記載の放射線検査装置。
【請求項１３】
前記Ｘ線検出信号及び前記γ線検出信号の両方を出力する第１の前記放射線検出器からの前記γ線検出信号を入力する第１γ線信号処理装置、及び前記Ｘ線検出信号を入力するＸ線信号処理装置を前記第１放射線検出器毎に設け、
前記Ｘ線検出信号を出力せず前記γ線検出信号を出力する第２の前記放射線検出器からの前記γ線検出信号を入力する第２γ線信号処理装置を前記第２放射線検出器毎に設け、
各前記第１γ線信号処理装置及び各前記第２γ線信号処理装置のそれぞれの出力信号を入力し、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を有し、
前記位置情報，前記計数情報及び各前記Ｘ線信号処理装置のそれぞれの出力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９ないし請求項１１のいずれかに記載の放射線検査装置。
【請求項１４】
前記放射線検出器は半導体放射線検出器である請求項１ないし請求項１３のいずれかに記載の放射線検査装置。
【請求項１５】
前記半導体放射線検出器は、少なくとも二面を有する３個以上の半導体素子を有し、異なる前記半導体素子間に交互にアノード電極及びカソード電極を配置した請求項１４記載の放射線検査装置。
【請求項１６】
前記半導体放射線検出器は偶数の半導体素子の積層構造とし、前記半導体放射線検出器内の隣接する前記半導体素子間に共通のアノード電極及びカソード電極を形成し、隣接する半導体放射線検出器の対向する両面に共通のカソード電極を形成した請求項１４記載の放射線検査装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【公開番号】特開２００８−１４５４４２（Ｐ２００８−１４５４４２Ａ）
【公開日】平成２０年６月２６日（２００８．６．２６）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００８−５１７０（Ｐ２００８−５１７０）
【出願日】平成２０年１月１５日（２００８．１．１５）
【分割の表示】特願２００２−３０７７８５（Ｐ２００２−３０７７８５）の分割
【原出願日】平成１４年１０月２３日（２００２．１０．２３）
【出願人】（０００００５１０８）株式会社日立製作所 (27,607)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２０年６月２６日（２００８．６．２６）
【国際特許分類】
【出願日】平成２０年１月１５日（２００８．１．１５）
【分割の表示】特願２００２−３０７７８５（Ｐ２００２−３０７７８５）の分割
【原出願日】平成１４年１０月２３日（２００２．１０．２３）
【出願人】（０００００５１０８）株式会社日立製作所 (27,607)
【Ｆターム（参考）】
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