(57)【要約】【課題】  半導体検出器を備えた放射線検査装置において、１ｍｍ以下の空間分解能を達成する。【解決手段】  被検体Ｓ内にある放射性同位元素からのガンマ線を検出して同時計数し、放射性同位元素の被検体Ｓ内における分布情報を取得する放射線検査装置１０である。この装置１０は、被検体Ｓを挟んで所定間隙をおいて対向配置されており、ガンマ線を検出するための一対の半導体検出器１４を備える。そして、一対の半導体検出器１４それぞれの対向面２０は、互いに直交する第１及び第２の方向の長さＴ１，Ｔ２により規定され、第１の方向の長さＴ１が２ｍｍ以下である。【選択図】  図３
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内にある放射性同位元素からのガンマ線を検出して同時計数し、該放射性同位元素の該被検体内における分布情報を取得する放射線検査装置であって、
前記被検体を挟んで所定間隙をおいて対向配置され、前記ガンマ線を検出するための一対の半導体検出器を備え、
前記一対の半導体検出器それぞれの対向面は、互いに直交する第１及び第２の方向の長さにより規定され、該第１の方向の長さが２ｍｍ以下であることを特徴とする放射線検査装置。
【請求項２】
前記第２の方向の長さも２ｍｍ以下であることを特徴とする請求項１に記載の放射線検査装置。
【請求項３】
前記一対の半導体検出器を前記第１の方向に複数並置して構成された一対の半導体検出器列を備えることを特徴とする請求項１に記載の放射線検査装置。
【請求項４】
前記一対の半導体検出器を前記第２の方向に複数並置して構成された一対の半導体検出器列を備えることを特徴とする請求項２に記載の放射線検査装置。
【請求項５】
前記一対の半導体検出器を前記第１及び第２の方向に複数並置して構成された一対の半導体検出器ブロックを備えることを特徴とする請求項２に記載の放射線検査装置。
【請求項６】
前記一対の半導体検出器を前記第１、第２及びこれらに直交する第３の方向に複数並置して構成された一対の半導体検出器ブロックを備えることを特徴とする請求項２に記載の放射線検査装置。
【請求項７】
前記一対の半導体検出器ブロックの対向方向と交差する方向に設けられた他の一対の半導体検出器ブロックを備えることを特徴とする請求項５又は６に記載の放射線検査装置。
【請求項８】
前記被検体の体軸を中心として回転可能に設けられており、前記ガンマ線のエネルギーよりも低いエネルギーのＸ線を放射するＸ線源を更に備えることを特徴とする請求項５に記載の放射線検査装置。
【請求項９】
前記一対の半導体検出器の前記所定間隙は３２ｃｍ以下であることを特徴とする請求項１に記載の放射線検査装置。
【請求項１０】
前記一対の半導体検出器は、それぞれ位置検出型の半導体検出器であることを特徴とする請求項１に記載の放射線検査装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体内にある放射性同位元素からのガンマ線を検出して同時計数し、放射性同位元素の被検体内における分布情報を取得する放射線検査装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
脳機能や心臓病、癌などの疾患の精密検査における検査装置として、ポジトロン断層撮影（ＰＥＴ；Positron Emission Tomography）装置の採用が進んでいる。このＰＥＴ装置では、ポジトロン（陽電子）を放出する放射性同位元素で標識された検査用薬剤を、注射や吸入等により被験者の体内に導入する。体内に導入された検査用薬剤は、代謝されたり、特定の部位（例えば、腫瘍や病変箇所）に蓄積されたりする。この際に検査用薬剤に標識化された放射性同位元素から陽電子が放出され、これと周囲の電子とが結合して消滅する際にガンマ線が放出される。このガンマ線を検出してコンピュータで処理することにより、被験者の体内における放射性同位元素の分布画像が得られる。
【０００３】
このようなＰＥＴ装置としては、例えば特許文献１に開示されているように、シンチレータと光電子増倍管とを組み合わせたシンチレーションカメラを備えたものが主流であったが、近年の半導体技術の進展により、例えば特許文献２及び３に開示されているように、放射線の入射を検出して直接電気信号を発生する半導体検出器を備えたＰＥＴ装置が開発されている。
【特許文献１】特開２０００−１２１７３４号公報
【特許文献２】特開２０００−１２１７３４号公報
【特許文献３】特開平１１−３３７６４６号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
ここで、ＰＥＴ装置においては、検査目的に応じた空間分解能を有することが要求され、特に、超早期の微小ガンの発見や脳稜の左右の識別、小動物の臓器の微細構造等の微細構造を知るためには、１ｍｍ以下の空間分解能が要求される。しかしながら、半導体検出器を備えた放射線検査装置について開示する上記した特許文献には、かかる空間分解能を達成するための構造について何ら開示乃至示唆がされていない。
【０００５】
本発明は、上記した事情に鑑みて為されたものであり、半導体検出器を備えた放射線検査装置において、１ｍｍ以下の空間分解能を達成することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明に係る放射線検出装置は、被検体内にある放射性同位元素からのガンマ線を検出して同時計数し、放射性同位元素の被検体内における分布情報を取得する放射線検査装置である。この装置は、被検体を挟んで所定間隙をおいて対向配置され、ガンマ線を検出するための一対の半導体検出器を備える。そして、一対の半導体検出器それぞれの対向面は、互いに直交する第１及び第２の方向の長さにより規定され、第１の方向の長さが２ｍｍ以下であることを特徴とする。
【０００７】
この放射線検出装置によれば、一対の半導体検出器それぞれの対向面の第１の方向の長さを２ｍｍ以下にしたことにより、第１の方向について１ｍｍ以下の空間分解能を達成することができる。
【０００８】
本発明に係る放射線検出装置では、第２の方向の長さも２ｍｍ以下であることを特徴としてもよい。このようにすれば、第２の方向についても１ｍｍ以下の空間分解能を達成することができる。
【０００９】
本発明に係る放射線検出装置では、一対の半導体検出器を第１の方向に複数並置して構成された一対の半導体検出器列を備えることを特徴としてもよい。このようにすれば、第１の方向について被検体内における放射性同位元素の分布情報を取得する際の作業効率が向上し、曳いては検査効率が向上する。
【００１０】
本発明に係る放射線検出装置では、一対の半導体検出器を第２の方向に複数並置して構成された一対の半導体検出器列を備えることを特徴としてもよい。このようにすれば、第２の方向について被検体内における放射性同位元素の分布情報を取得する際の作業効率が向上し、曳いては検査効率が向上する。
【００１１】
本発明に係る放射線検出装置では、一対の半導体検出器を第１及び第２の方向に複数並置して構成された一対の半導体検出器ブロックを備えることを特徴としてもよい。このようにすれば、第１及び第２の方向について被検体内における放射性同位元素の分布情報を取得する際の作業効率が向上し、曳いては検査効率が向上する。
【００１２】
本発明に係る放射線検出装置では、一対の半導体検出器を第１、第２及びこれらに直交する第３の方向に複数並置して構成された一対の半導体検出器ブロックを備えることを特徴としてもよい。このようにすれば、第１及び第２の方向について被検体内における放射性同位元素の分布情報を取得する際の作業効率が向上し、曳いては検査効率が向上する。また、第３の方向に並置された半導体検出器により深さ情報（Depth Of Interaction）を得ることができるため、一対の半導体検出器ブロックで斜めの半導体検出器対についてもガンマ線を検出することで、被検体内における放射性同位元素の分布情報の信頼性を高めることができる。
【００１３】
本発明に係る放射線検出装置では、一対の半導体検出器ブロックの対向方向と交差する方向に設けられた他の一対の半導体検出器ブロックを備えることを特徴としてもよい。このようにすれば、被検体内における放射性同位元素の３次元分布情報を、１ｍｍ以下の空間分解能で取得することができる。
【００１４】
本発明に係る放射線検出装置では、被検体の体軸を中心として回転可能に設けられており、ガンマ線のエネルギーよりも低いエネルギーのＸ線を放射するＸ線源を更に備えることを特徴としてもよい。このようにすれば、放射性同位元素の分布情報と併せて被検体内の形態情報を得ることができるため、例えば周辺臓器との位置関係を把握することが可能となる。
【００１５】
本発明に係る放射線検出装置では、一対の半導体検出器の所定間隙は３２ｃｍ以下であることを特徴としてもよい。この間隙では、１ｍｍ以下の空間分解能を達成し得ることが確認されている。
【００１６】
本発明に係る放射線検出装置では、一対の半導体検出器は、それぞれ位置検出型の半導体検出器であることを特徴としてもよい。このようにすれば、空間分解能のより一層の向上が図られる。
【発明の効果】
【００１７】
本発明によれば、半導体検出器を備えた小型の放射線検査装置において、１ｍｍ以下の空間分解能を達成することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
以下、添付図面を参照して本発明の実施形態について説明する。なお、図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
（第１実施形態）
図１は、本実施形態に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置の構成を模式的に示す平面図である。図１に示すように、ＰＥＴ装置１０は、被検体Ｓを挟んで所定間隙をおいて対向配置された一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂを備えている。なお、図１においては、説明の便宜上、被検体Ｓの体軸方向をｚ軸方向とし、これに直交する２方向をそれぞれｘ軸方向及びｙ軸方向として、ｘｙｚ座標系を規定している。
【００１９】
図２は、放射線検出部１２ａ（１２ｂ）を前方から見た斜視図である。図１及び図２に示すように、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂのそれぞれは、複数（ここでは４個）の半導体検出器１４を並置してなる半導体検出器列１３を有している。
【００２０】
半導体検出器１４それぞれは、図３に示すように、一対の主面の外形が矩形をなす板状の半導体結晶から構成されている。この半導体検出器１４を構成する半導体結晶としては、例えば、５１１ｋｅＶのガンマ線に有感なテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）などが挙げられる。半導体検出器１４の一対の主面上には、それぞれ電極１６，１８が形成されている。これら電極１６，１８は、プラチナやインジウムを蒸着して形成することができる。そして、プラチナを蒸着してなる電極１６からは信号取り出し用のワイヤ（図示しない）が、インジウムを蒸着してなる電極１８からはアース用のワイヤ（図示しない）が、それぞれ引き出されている。
【００２１】
この半導体検出器１４は、図３に示すように、厚みＴ１、高さＴ２、及び奥行きＴ３の３つの寸法によりサイズが規定され、厚みＴ１が２ｍｍ以下０．２５ｍｍ以上である。半導体検出器１４の高さＴ２は、０．２５ｍｍ〜５ｍｍの範囲で設定すると好ましい。また、半導体検出器１４の奥行きＴ３は、半導体結晶の種類によってガンマ線に対する感度が異なるため、例えばＣｄＴｅのときには０．２５ｍｍ〜１０ｍｍの範囲で設定すると好ましく、ＴｌＢｒのときには０．２５ｍｍ〜７ｍｍの範囲で設定すると好ましい。
【００２２】
図１に示すように、各半導体検出器列１３を構成する複数の半導体検出器１４は、主面がｘ方向（第１の方向）と直交するように、等間隔でｘ方向に並置されている。このとき、半導体検出器１４の高さ方向がｚ方向に沿い、奥行き方向がｙ方向に沿っている。従って、図３において厚みＴ１及び高さＴ２によって規定される半導体検出器１４の矩形状の端面（対向面）２０が、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂ間で互いに対向している。
【００２３】
ここで、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂの間隔（すなわち、一対の半導体検出器１４の端面２０の間隔）は、１ｃｍ〜３２ｃｍであると好ましい。なお、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂの間隔が１ｃｍ〜１０ｃｍであると、マウスなどの小動物の検査に好適である。また、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂの間隔が１５ｃｍ〜３２ｃｍであると、猫、子犬などの小型愛玩動物の検査に好適である。また、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂの間隔が２０ｃｍ〜３２ｃｍであると、人体（脳、肺など）の検査に好適である。
【００２４】
図４は、本実施形態に係るＰＥＴ装置１０が備える信号処理回路２２の構成を説明するためのブロック図である。この信号処理回路２２の構成について、信号処理の流れに沿って説明する。
【００２５】
放射線検出部１２ａのＮ個の半導体検出器１４からの出力信号は、それぞれＮ個の信号取出用ケーブル２４を介して、等しい抵抗値の電気抵抗２６が直列に（Ｎ＋１）個接続する事で構成された合成抵抗に接続される。ここでは、半導体検出器１４の数は４個であるため、５個の電気抵抗２６により合成抵抗が構成される。このように、放射線検出部１２ａの信号出力側を合成抵抗で繋げることにより、前置増幅器の数を減らすことができる。各信号取出用ケーブル２４と合成抵抗との接続場所は、合成抵抗にある４箇所の電気抵抗２６の接続部であり、電気抵抗２６の接続部１箇所につき１本の信号取出用ケーブル２４が接続される。
【００２６】
信号取出用ケーブル２４を介して伝送された放射線検出部１２ａからの検出信号は、合成抵抗によって信号Ａと信号Ｂとに二分され、合成抵抗の両端から後続の処理回路に出力される。さらに、信号Ａは信号Ｃと信号Ｅに、信号Ｂは信号Ｄと信号Ｆに二分される。信号Ｃと信号Ｄは、個別のプリアンプ２８に出力されたあと、主増幅器３０によって波形整形と増幅処理を行われる。アナログ・デジタル変換器３２は、主増幅器３０からの信号の波高をデジタル値として読み取り、内部に設けてある記憶レジスタに信号Ｃの波高を出力データＡ、信号Ｄの波高を出力データＢとして一時保存する。
【００２７】
信号Ｅと信号Ｆはサムアンプ３４に出力されて足し合わされ、信号Ｇとして出力される。信号Ｇは、タイミングフィルターアンプ３６によって主増幅器３０よりも短い時定数（主増幅器３０の時定数はマイクロ秒の桁であるのに対し、タイミングフィルターアンプ３６の時定数はナノ秒の桁である。）で波形整形されたあと、コンスタントフラクション・ディスクリミネーター３８に出力される。
【００２８】
コンスタントフラクション・ディスクリミネーター３８は、一定波高以上の信号の検出を行い、一定波高以上の信号が到達した場合はコンスタントフラクション法(正または負の単極性信号の到着時間を検出するのに、正負反転させた単極性信号に１以下の定数を掛けあわせ反転縮小信号を形成し、本来の単極性信号を遅延したのちに足し合わせる事によって、両極性信号を形成し、この両極性信号のゼロ交差点を本来の単極性信号の到来時間とする手法)に基づいて、放射線検出部１２ａでのガンマ線の検出を表す論理信号を出力する。
【００２９】
放射線検出部１２ｂからの信号においても、放射線検出部１２ａの出力データＡ、出力データＢと同様に出力データＣ、出力データＤを作成する。
【００３０】
また、放射線検出部１２ａ側のコンスタントフラクション・ディスクリミネーター３８からの論理信号は、時間・波高変換器４０（時間・波高変換器スタート入力信号とストップ入力信号の時間差をデジタル値として出力する装置である。）のスタート入力として入力され、放射線検出部１２ｂ側のコンスタントフラクション・ディスクリミネーター３８からの論理信号は、信号遅延回路４２で一定遅延時間だけ遅延されたあと、時間・波高変換器４０のストップ入力として入力される。そして、時間・波高変換器４０のスタート入力とストップ入力との時間差が、出力データＥとして記憶レジスタに一時保存される。スタート入力とストップ入力とが同事象の消滅ガンマ線による信号であった場合、時間差のデジタル値と遅延時間のデジタル値は近い値を取る。
【００３１】
アナログ・デジタル変換器３２と時間波高変換器４０に一時保存された出力データＡ〜Ｅは、放射線検出部１２ａ側と放射線検出部１２ｂ側の両コンスタントフラクション・ディスクリミネーター３８の出力の論理和によって作られるデータ出力トリガによって、コンピュータに取りこまれる。これらのデータは、データ出力トリガ毎にコンピュータ内のハードディスクに書きこまれ、リストデータを形成する。
【００３２】
リストデータの出力データＥ部の値と、信号遅延回路４２における遅延時間をデジタル化した値との差が設定した同時計数窓以下であった場合、これは同事象の消滅ガンマ線を同時計数したものと判断する。
【００３３】
放射線検出部１２ａ側において、消滅ガンマ線を検出した半導体検出器１４によって出力データＡと出力データＢの和で出力データＡを割った値は異なる範囲になることから、検出した半導体検出器１４を判断し、放射線検出部１２ｂ側においても、出力データＣと出力データＤから消滅ガンマ線を検出した半導体検出器１４を判断し、消滅ガンマ線を同時計数した１対の半導体検出器１４が決定される。
【００３４】
同時計数の応答線は、同時計数した１対の半導体検出器１４の組み合わせと、同時計数測定が行われたときの放射線検出部１２ａと放射線検出部１２ｂの位置によって決定し、その応答線に対応する角度方向の投影データに振り分けられる。
【００３５】
取得した投影データを用いて、逐次近似法の１つであり、取得した投影データより再構成画像の各画素値を推定していく期待値最大化法(EXPECTATION Maximization法：以下EM法)に基づいて画像再構成する。
【００３６】
次に、上記したＰＥＴ装置１０を用いた被検体の検査方法について説明する。
【００３７】
図５に示すように、半導体検出器列１３をＸ方向に順次スライドさせながら（図５において破線で示す）、ガンマ線の検出を行う。このとき、１回のスライド量は、図５に示すように、隣接するスライド位置間の距離ｄが可能な限りゼロになるように設定すると好ましい。ガンマ線の検出信号は、図４に示す信号処理回路２２において処理され、消滅ガンマ線を同時計数した１対の半導体検出器１４が決定される。
【００３８】
このように、一対の対向する半導体検出器１４が作る帯状の領域Ｗにある、被検体Ｓ中の陽電子放出放射性同位元素の濃度に比例したガンマ線対の数を測定することで、Ｘ方向について被検体Ｓ中の陽電子放出放射性同位元素の分布情報を、１ｍｍ以下の空間分解能で求めることができる。その結果、例えば被検体Ｓが人間のとき、臓器の腫瘍や病変箇所などを特定することが可能となる。なお、「１ｍｍの空間分解能」とは、図６に示すように、被検体Ｓの隣接した１ｍｍの領域Ｉ及び領域ＩＩのいずれにおいてガンマ線が放射されたかを識別する能力のことをいう。従来のシンチレーションカメラを備えたＰＥＴ装置の空間分解能の限界は２ｍｍであり、これを越える空間分解能を実現可能な本実施形態に係るＰＥＴ装置１０は極めて有益である。
【００３９】
また、本実施形態に係るＰＥＴ装置１０では、一対の電極１６，１８間に挟まれた半導体検出器１４の厚みが２ｍｍ以下と薄いため、計数率が高くなって時間応答が早くなると共に、エネルギー分解能の向上が図られ、更に電極１６，１８間の電圧を下げることが可能となり温度上昇を抑制することができる。
【００４０】
ここで、半導体検出器１４の厚みＴ１は、１ｍｍ以下であると好ましい。このようにすれば、厚み方向について０．５ｍｍ以下の空間分解能を達成することができる。その結果、マウスの脳稜などの微細構造における薬剤効果の研究に極めて有効となる。なおこの場合、一対の半導体検出器１２ａ，１２ｂの間隙が１０ｃｍのとき、０．５ｍｍ以下の空間分解能を達成し得ることが確認されている。
【００４１】
また、半導体検出器１４の厚みＴ１は、０．５ｍｍ以下であると好ましい。このようにすれば、厚み方向について０．２５ｍｍ以下の空間分解能を達成することができる。これまで、マウスなどの臓器の機能画像の微細構造を、放射性薬剤を投与し、屠殺し、スライスにして、ラジオグラフィーにより画像化して調べていたのが、生きた状態で臓器の機能の超微細構造を観察することが可能となる。
【００４２】
なお、本実施形態では、対向する放射線検出部１２ａ，１２ｂについて４対の半導体検出器１４を有する場合について説明したが、対向する放射線検出部１２ａ，１２ｂについて半導体検出器１４は少なくとも１対あればよい。ただし、半導体検出器対が多いほど検査効率が高くなり、好ましくは半導体検出器対はＸ方向に隙間無く多数並置されていると好ましい。
【００４３】
また、図７に示すように、正面で対向する半導体検出器１４間のＬＯＲ（応答線：Line Of Response）のみならず、正面から一つずれた隣接する半導体検出器１４間でのＬＯＲを利用して、半導体検出器１４間における陽電子放出放射性同位元素の分布情報を補間してもよい。
【００４４】
更に、図８に示すように、被検体Ｓを体軸周りに回転させて、被検体Ｓについて異なる方向からガンマ線の検出を行ってもよい。このようにすれば、被検体Ｓ中の陽電子放出放射性同位元素の分布情報を、２次元的に１ｍｍ以下の空間分解能で求めることができる。なお、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂの方を体軸周りに回転させてもよい。
（第２実施形態）
次に、本発明の第２実施形態について説明する。なお、上記した第１実施形態と同一の要素には同一の符号を附し、重複する説明を省略する。
【００４５】
図９は、本実施形態に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置の構成を模式的に示す平面図である。図９に示すように、ＰＥＴ装置５０は、被検体Ｓを挟んで所定間隙をおいて対向配置された一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂを備えている。なお、図９においては、説明の便宜上、被検体Ｓの体軸方向をｚ軸方向とし、これに直交する２方向をそれぞれｘ軸方向及びｙ軸方向として、ｘｙｚ座標系を規定している。
【００４６】
図１０は、放射線検出部１２ａ（１２ｂ）を前方から見た斜視図である。図９及び図１０に示すように、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂのそれぞれは、複数（ここでは１０個）の半導体検出器１４を並置してなる半導体検出器列１３を有している。
【００４７】
半導体検出器１４それぞれは、図１１に示すように、四角柱状の半導体結晶から構成されている。この半導体検出器１４を構成する半導体結晶としては、例えば、５１１ｋｅＶのガンマ線に有感なテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）などが挙げられる。半導体検出器１４の長手方向における一対の側面上には、それぞれ電極１６，１８が形成されている。これら電極１６，１８は、プラチナやインジウムを蒸着して形成することができる。そして、プラチナを蒸着してなる電極１６からは信号取り出し用のワイヤ（図示しない）が、インジウムを蒸着してなる電極１８からはアース用のワイヤ（図示しない）が、それぞれ引き出されている。
【００４８】
この半導体検出器１４は、図１１に示すように、厚みＴ１、高さＴ２、及び奥行きＴ３の３つの寸法によりサイズが規定され、厚みＴ１が２ｍｍ以下であり、高さＴ２も２ｍｍ以下である。また、半導体検出器１４の奥行きＴ３は、半導体結晶の種類によってガンマ線に対する感度が異なるため、例えばＣｄＴｅのときには０．２５ｍｍ〜１０ｍｍの範囲で設定すると好ましく、ＴｌＢｒのときには０．２５ｍｍ〜７ｍｍの範囲で設定すると好ましい。
【００４９】
図１０に示すように、半導体検出器列１３を構成する複数の半導体検出器１４は、長手方向がｙ方向に沿うようにして、ｚ方向に密接して並置されている。よって、半導体検出器１４の高さ方向はｚ方向に沿っている。従って、図１１において厚みＴ１及び高さＴ２によって規定される半導体検出器１４の矩形状の端面（対向面）２０が、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂ間で互いに対向している。
【００５０】
そして、本実施形態に係るＰＥＴ装置５０も、合成抵抗を構成する抵抗の数が相違する以外は、図４に示したものと同様の信号処理回路２２を備えている。
【００５１】
次に、上記したＰＥＴ装置５０を用いた被検体の検査方法について説明する。
【００５２】
本実施形態に係るＰＥＴ装置５０を用いた検査では、図６で説明したのと同様にして、半導体検出器列１３をＸ方向に順次スライドさせながら、ガンマ線の検出を行う。このとき、１回のスライド量は、隣接するスライド位置間の距離が可能な限りゼロになるように設定すると好ましい。ガンマ線の検出信号は、信号処理回路２２において処理され、消滅ガンマ線を同時計数した１対の半導体検出器１４が決定される。これにより、ｘ方向のみならず、ｚ方向についても、被検体Ｓ中の陽電子放出放射性同位元素の分布情報を、１ｍｍ以下の空間分解能で求めることができる。
【００５３】
ここで、半導体検出器１４の厚みＴ１は、１ｍｍ以下であると好ましく、０．５ｍｍ以下であるとより好ましい。このようにすれば、厚み方向についてそれぞれ０．５ｍｍ以下、０．２５ｍｍ以下の空間分解能を達成することができる。また、半導体検出器１４の高さＴ２は、１ｍｍ以下であると好ましく、０．５ｍｍ以下であるとより好ましい。このようにすれば、高さ方向についてもそれぞれ０．５ｍｍ以下、０．２５ｍｍ以下の空間分解能を達成することができる。
【００５４】
なお、本実施形態では、放射線検出部１２ａ，１２ｂがｚ方向に複数の半導体検出器１４を並置して構成された半導体検出器列１３を有する場合について説明したが、放射線検出部１２ａ，１２ｂは、図１１に示す半導体検出器１４を単体で有する構成であってもよい。この場合は、半導体検出器１４をｘ方向のみならず、ｚ方向にもスライドすることで、ｘ方向のみならず、ｚ方向についても、被検体Ｓ中の陽電子放出放射性同位元素の分布情報を、１ｍｍ以下の空間分解能で求めることができる。
（第３実施形態）
次に、本発明の第３実施形態について説明する。なお、上記した第１及び第２実施形態と同一の要素には同一の符号を附し、重複する説明を省略する。
【００５５】
図１２は、本実施形態に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置６０の構成を模式的に示す斜視図である。図１２に示すように、ＰＥＴ装置６０は、被検体Ｓを挟んで所定間隙をおいて対向配置された一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂを備えている。なお、図１２においては、説明の便宜上、被検体Ｓの体軸方向をｚ軸方向とし、これに直交する２方向をそれぞれｘ軸方向及びｙ軸方向として、ｘｙｚ座標系を規定している。
【００５６】
図１２に示すように、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂのそれぞれは、複数（ここでは７×７個）の半導体検出器１４を並置してなる半導体検出器ブロック１５を有している。
【００５７】
半導体検出器１４それぞれは、図１１で示した第２実施形態に係るＰＥＴ装置５０の半導体検出器１４と同様のものである。図１２に示すように、各半導体検出器ブロック１５を構成する複数の半導体検出器１４は、長手方向がｙ方向に沿うように、ｘ方向及びｚ方向に密接して並置されている。従って、図１２において厚みＴ１及び高さＴ２によって規定される半導体検出器１４の矩形状の端面（対向面）２０が、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂ間で互いに対向している。
【００５８】
そして、本実施形態に係るＰＥＴ装置６０も、合成抵抗を構成する抵抗の数が相違する以外は、図４に示したものと同様の信号処理回路２２を備えている。
【００５９】
次に、上記したＰＥＴ装置６０を用いた被検体Ｓの検査方法について説明する。
【００６０】
本実施形態に係るＰＥＴ装置６０を用いた検査では、上記した第１及び第２実施形態で説明したように放射線検出部１２ａ，１２ｂをスライドさせることなく静止した状態で、ガンマ線の検出を行う。ガンマ線の検出信号は、信号処理回路２２において処理され、消滅ガンマ線を同時計数した１対の半導体検出器１４が決定される。そして、正面で対向する半導体検出器対によるＬＯＲを利用して、被検体Ｓ中の陽電子放出放射性同位元素の分布情報を求める。これにより、ｘ方向のみならず、ｚ方向についても、被検体Ｓ中の陽電子放出放射性同位元素の分布情報を、１ｍｍ以下の空間分解能で求めることができる。
【００６１】
なお、図１３に示すように、正面で対向する半導体検出器１４間のＬＯＲ（応答線：Line Of Response）のみならず、正面から一つずれた隣接する半導体検出器１４間でのＬＯＲを利用して、半導体検出器１４間における陽電子放出放射性同位元素の分布情報を補間してもよい。
（第４実施形態）
次に、本発明の第４実施形態について説明する。なお、上記した第１〜第３実施形態と同一の要素には同一の符号を附し、重複する説明を省略する。
【００６２】
図１４は、本実施形態に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置の構成を模式的に示す斜視図である。図１４に示すように、ＰＥＴ装置７０は、被検体Ｓを挟んで所定間隙をおいて対向配置された一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂを備えている。なお、図１４においては、説明の便宜上、被検体Ｓの体軸方向をｚ軸方向とし、これに直交する２方向をそれぞれｘ軸方向及びｙ軸方向として、ｘｙｚ座標系を規定している。
【００６３】
図１４に示すように、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂのそれぞれは、複数（ここでは７×７×３個）の半導体検出器１４を並置してなる半導体検出器ブロック１５を有している。
【００６４】
半導体検出器１４それぞれは、図１１で示した第２実施形態に係るＰＥＴ装置５０の半導体検出器１４と同様のものである。図１４に示すように、各半導体検出器ブロック１５を構成する複数の半導体検出器１４は、長手方向がｙ方向に沿うように、ｘ方向及びｚ方向に密接して並置されている。従って、厚みＴ１及び高さＴ２によって規定される半導体検出器１４の矩形状の端面（対向面）２０が、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂ間で互いに対向している。また、半導体検出器１４はｙ方向にも密接して並置されている。これにより、各半導体検出器ブロック１５は、ｙ方向に多段（ここでは３段）に構成されている。
【００６５】
そして、本実施形態に係るＰＥＴ装置７０も、合成抵抗を構成する抵抗の数が相違する以外は、図４に示したものと同様の信号処理回路２２を備えている。
【００６６】
次に、上記したＰＥＴ装置７０を用いた被検体の検査方法について説明する。
【００６７】
本実施形態に係るＰＥＴ装置７０を用いた検査では、上記した第１及び第２実施形態で説明したように放射線検出部１２ａ，１２ｂをスライドさせることなく静止した状態で、ガンマ線の検出を行う。ガンマ線の検出信号は、信号処理回路２２において処理され、消滅ガンマ線を同時計数した１対の半導体検出器１４が決定される。そして、正面で対向する半導体検出器対によるＬＯＲのみならず、全ての組み合わせの半導体検出器対についてのＬＯＲを使用する。
【００６８】
このとき、図１５（ａ）に示すように、多段でない半導体検出器ブロック１５において区別できないＬＯＲが、多段の半導体検出器ブロック１５では、図１５（ｂ）に示すように、奥行き方向についてＬＯＲを区別できる。このように、本実施形態に係るＰＥＴ装置７０では、ＬＯＲについて深さ情報（Depth Of Interaction）を得ることができるため、一対の半導体検出器ブロック１５で斜めの半導体検出器対についてもガンマ線を検出することで、被検体Ｓ内における陽電子放出放射性同位元素の分布情報の信頼性を高めることができる。
【００６９】
なお、斜めに対向した半導体検出器対では、半導体検出器１４の後部での検出感度が隣接した半導体検出器１４によるガンマ線の吸収により減少するので、有効検出幅が狭くなり、斜めの検出器対による空間分解能は、正面で対向する検出器対のものに比べて、分解能は悪くならない。
【００７０】
これにより、ｘ方向及びｚ方向については、被検体Ｓ中の陽電子放出放射性同位元素の分布情報を、１ｍｍ以下の空間分解能で求めることができる。
【００７１】
このとき、図１６に示すように、被検体Ｓの体軸周りに一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂを回転させ、初期の位置とは異なる位置において（好ましくは、初期の位置における一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂの対向方向と対向方向が直交するような位置）、ガンマ線の検出を行ってもよい。このようにすれば、ｘ方向、ｙ方向及びｚ方向の全てについて、被検体Ｓ中の陽電子放出放射性同位元素の分布情報を、１ｍｍ以下の空間分解能で３次元的に求めることができる。なお、被検体Ｓを体軸周りに回転させても同様である。
【００７２】
また、ＰＥＴ装置７０は、図１７に示すように、一対の半導体検出器ブロック１５の対向方向と交差する方向（好ましくは、直交する方向）に設けられた、他の一対の半導体検出器ブロック１５を備えていてもよい。このようにすれば、半導体検出器ブロック１５を移動させることなく静止したままで、ｘ方向、ｙ方向及びｚ方向の全てについて、被検体Ｓ中の陽電子放出放射性同位元素の分布情報を、１ｍｍ以下の空間分解能で３次元的に求めることができる。
【００７３】
更に、ＰＥＴ装置７０は、図１８に示すように、被検体Ｓの体軸周りに回転可能なＸ線源７２を備えていてもよい。このとき、Ｘ線源７２は、５１１ｋｅＶよりも低いエネルギーのＸ線を放出可能であると好ましい。また、半導体検出器１４はこのＸ線に対する感度が高いと好ましい。このようにすれば、５１１ｋｅＶのガンマ線とＸ線とを弁別することができるため、陽電子放出放射性同位元素の分布情報（３次元ＰＥＴ画像）と併せて被検体Ｓ内の形態情報（３次元Ｘ線ＣＴ画像）を得ることができ、例えば周辺臓器との位置関係を把握することが可能となる。
【００７４】
なお、被検体Ｓに陽電子放出放射性同位元素を投与する前に、３次元Ｘ線ＣＴ画像を得ることにより、ガンマ線のバックグランドの無い画像が得られると共に、単独で被検体Ｓの形態画像を得るＸ線ＣＴ装置としても利用することができる。
【００７５】
なお、本発明は上記した実施形態に限定されることなく、種々の変形が可能である。
【００７６】
例えば、図１９に示すように、第１実施形態に係るＰＥＴ装置１０において、半導体検出器１４の信号取り出し側の電極１６は、２ｍｍ以下の間隔でｚ方向に分割されていると好ましい。このようにすれば、図９に示す第２実施形態に係るＰＥＴ装置５０の半導体検出器列１３と同様の作用効果を得ることができる。また、第１実施形態に係るＰＥＴ装置１０において、半導体検出器１４の信号取り出し側の電極１６は、所定間隔でｙ方向にも分割されていると好ましい。このようにすれば、図１５（ｂ）で示すように、ＬＯＲについて深さ情報を得ることができるため、一対の半導体検出器ブロック１５で斜めの半導体検出器対についてもガンマ線を検出することで、被検体Ｓ内における陽電子放出放射性同位元素の分布情報の信頼性を高めることができる。
【００７７】
また図２０に示すように、半導体検出器として位置検出型の半導体検出器１０４を使用してもよい。この検出器では、Ｙ方向及びＺ方向におけるガンマ線の検出位置が分かる。この半導体検出器１０４では、裏面の電極１０６が２ｍｍ以下の間隔でＹ方向に分割されており、表面の電極１０８が２ｍｍ以下の間隔でＺ方向に分割されている。裏面側の隣接する電極１０６は抵抗により繋げられており、両端の電極１０６から電圧に関する信号Ｖ１及び信号Ｖ２が取り出される。また、表面側の隣接する電極１０８は抵抗により繋げられており、両端の電極１０８から電圧に関する信号Ｖ３及び信号Ｖ４が取り出される。
【００７８】
図２１は、図２０に示す半導体検出器１０４を利用したときの信号処理回路１２２の構成を説明するためのブロック図である。この信号処理回路１２２の構成について、信号処理の流れに沿って説明する。
【００７９】
放射線検出部１２ａの半導体検出器１０４からの出力信号Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４は、それぞれ個別のプリアンプ１２８に出力されたあと、主増幅器１３０によって波形整形と増幅処理を行われる。アナログ・デジタル変換器１３２は、主増幅器１３０からの信号の波高をデジタル値として読み取る。そして、電圧値Ｖ１、Ｖ２は演算器１３４に出力され、半導体検出器１０４においてガンマ線が検出されたＹ方向の位置（奥行き）が求められて、内部に設けてある記憶レジスタに出力データＹとして一時保存される。また、電圧値Ｖ３、Ｖ４は演算器１３５に出力され、半導体検出器１０４においてガンマ線が検出されたＺ方向の位置（高さ）が求められて、内部に設けてある記憶レジスタに出力データＺとして一時保存される。また、裏面側から取り出された信号Ｖ１、Ｖ２の論理和が、信号αとして生成される。
【００８０】
放射線検出部１２ｂにおいても、放射線検出部１２ａの場合と同様にして、出力データＹ、出力データＺ、及び論理和に係る信号βを生成する。
【００８１】
信号α、βは、図２２に示すように、タイミングフィルターアンプ１３６によって主増幅器１３０よりも短い時定数（主増幅器１３０の時定数はマイクロ秒の桁であるのに対し、タイミングフィルターアンプ１３６の時定数はナノ秒の桁である。）で波形整形されたあと、コンスタントフラクション・ディスクリミネーター１３８に出力される。
【００８２】
コンスタントフラクション・ディスクリミネーター１３８は、一定波高以上の信号の検出を行い、一定波高以上の信号が到達した場合はコンスタントフラクション法に基づいて、放射線検出部１２ａ、１２ｂでのガンマ線の検出を表す論理信号を出力する。
【００８３】
また、放射線検出部１２ａ側のコンスタントフラクション・ディスクリミネーター１３８からの論理信号は、時間・波高変換器１４０のスタート入力として入力され、放射線検出部１２ｂ側のコンスタントフラクション・ディスクリミネーター３８からの論理信号は、信号遅延回路１４２で一定遅延時間だけ遅延されたあと、時間・波高変換器１４０のストップ入力として入力される。そして、時間・波高変換器１４０のスタート入力とストップ入力との時間差が、出力データＷとして記憶レジスタに一時保存される。スタート入力とストップ入力とが同事象の消滅ガンマ線による信号であった場合、時間差のデジタル値と遅延時間のデジタル値は近い値を取る。
【００８４】
記憶レジスタに一時保存された出力データＸ，Ｙ，Ｗは、放射線検出部１２ａ側と放射線検出部１２ｂ側の両コンスタントフラクション・ディスクリミネーター１３８の出力の論理和によって作られるデータ出力トリガによって、コンピュータに取りこまれる。これらのデータは、データ出力トリガ毎にコンピュータ内のハードディスクに書きこまれ、リストデータを形成する。
【００８５】
リストデータの出力データＷ部の値と、信号遅延回路１４２における遅延時間をデジタル化した値との差が設定した同時計数窓以下であった場合、これは同事象の消滅ガンマ線を同時計数したものと判断する。
【００８６】
同時計数の応答線は、同時計数した１対の半導体検出器１０４の組み合わせと、同時計数測定が行われたときの放射線検出部１２ａと放射線検出部１２ｂの位置によって決定し、その応答線に対応する角度方向の投影データに振り分けられる。
【００８７】
そして、取得した投影データを用いて、逐次近似法の１つであり、取得した投影データより再構成画像の各画素値を推定していく期待値最大化法(EXPECTATION Maximization法：以下EM法)に基づいて画像再構成される。
【００８８】
また図２３に示すように、半導体検出器として位置検出型の半導体検出器２０４を使用してもよい。この検出器では、Ｙ方向及びＺ方向におけるガンマ線の検出位置が分かる。この半導体検出器２０４では、裏面側が電圧Ｖに保たれ、表面側の四隅からから電圧に関する信号Ｖ１〜Ｖ４が取り出される。また、裏面側からガンマ線を検出したタイミングに関する信号αが取り出される。
【００８９】
図２４は、図２３に示す半導体検出器２０４を利用したときの信号処理回路２２２の構成を説明するためのブロック図である。この信号処理回路２２２の構成について、信号処理の流れに沿って説明する。
【００９０】
放射線検出部１２ａの半導体検出器２０４からの出力信号Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４は、それぞれ個別のプリアンプ２２８に出力されたあと、主増幅器２３０によって波形整形と増幅処理を行われる。アナログ・デジタル変換器２３２は、主増幅器２３０からの信号の波高をデジタル値として読み取る。そして、電圧値Ｖ１、Ｖ２、Ｖ３、Ｖ４は、演算器２３４に出力され、電圧値和Ｖ（＝Ｖ１＋Ｖ２＋Ｖ３＋Ｖ４）が求められる。
【００９１】
アナログ・デジタル変換器２３２からの電圧値Ｖ３、Ｖ４、及び演算器２３４からの電圧値和Ｖは、演算器２３６に出力され、半導体検出器２０４においてガンマ線が検出されたＺ方向の位置（高さ）が求められて、内部に設けてある記憶レジスタに出力データＺとして一時保存される。また、アナログ・デジタル変換器２３２からの電圧値Ｖ１、Ｖ２、及び演算器２３４からの電圧値和Ｖは、演算器２３８に出力され、半導体検出器２０４においてガンマ線が検出されたＹ方向の位置（奥行き）が求められて、内部に設けてある記憶レジスタに出力データＹとして一時保存される。また、半導体検出器２０４の裏面側から、ガンマ線を検出したタイミングに関する信号αが取り出される。
【００９２】
放射線検出部１２ｂにおいても、放射線検出部１２ａの場合と同様にして、出力データＹ、出力データＺ、及びガンマ線を検出したタイミングに関する信号βを生成する。そして、図２２を用いて説明したのと同様にして、同時計数の応答線を、同時計数した１対の半導体検出器２０４の組み合わせと、同時計数測定が行われたときの放射線検出部１２ａと放射線検出部１２ｂの位置によって決定し、その応答線に対応する角度方向の投影データに振り分ける。そして、取得した投影データを用いて、逐次近似法の１つであり、取得した投影データより再構成画像の各画素値を推定していく期待値最大化法(EXPECTATION Maximization法：以下EM法)に基づいて画像再構成される。
【実施例】
【００９３】
以下、本実施形態に係るＰＥＴ装置の実施例について説明するが、本発明はこれに限定されるものではない。
【００９４】
図２５は、本実施例に係るＰＥＴ装置１００の構成を示す平面図である。このＰＥＴ装置１００は、第１実施形態を具現化したものである。図２５に示すように、このＰＥＴ装置１００は、被検体Ｓを挟んで所定間隙をおいて対向配置される一対の放射線検出器部１２ａ，１２ｂを備えている。放射線検出部１２ａ，１２ｂは、図２６に示すように、４つの半導体検出器１４をｘ方向に並置した半導体検出器列１３を有し、更にｙ方向にもこの半導体検出器列１３を有し、２段構成とされている。
【００９５】
半導体検出器１４の厚みＴ１は０．５ｍｍとし、高さＴ２は５ｍｍとし、奥行きＴ３は５ｍｍとした。半導体検出器列１３を構成する各半導体検出器１４のｘ方向の間隔Ｔ４は２．４ｍｍとし、半導体検出器列１３のｙ方向の間隔Ｔ５は２．０ｍｍとした。
【００９６】
半導体検出器１４を構成する半導体結晶は、ＣｄＴｅとした。信号取り出し側の電極１６はプラチナを蒸着して形成し、アース側の電極１８はインジウムを蒸着して形成した。
【００９７】
放射線検出部１２ａ，１２ｂは、図２５に示すように、それぞれｘ方向及びｙ方向に移動可能に構成されている。
【００９８】
上記したＰＥＴ装置１００を用い、被検体Ｓとして異なる形状の２種類の２２Ｎａ線源１０２，１０４について計測を行った。このときの一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂの間隔Ｌ（実際、一対の半導体検出器１４の端面２０の間隔）は、２０ｃｍとした。
【００９９】
図２７及び図２８は、それぞれ２２Ｎａ線源１０２，１０４の構成を示す平面図である。図２７に示す２２Ｎａ線源１０２は、直径約１．０ｍｍ以下の点線源１０６をコイン状のアクリルで封入したものであり、封入部１０８の直径が２５ｍｍで厚さが３．０ｍｍである。また図２８に示す２２Ｎａ線源１０４は、直径２４ｍｍのアクリルの円柱に掘られた直径１．０ｍｍの穴１１０と直径０．６ｍｍの穴１１２のパターンを有し、これらの穴１１０，１１２に線源を封入して形成された微細構造ファントムである。
【０１００】
これらの２２Ｎａ線源１０２，１０４を、一対の放射線検出部１２ａ，１２ｂの間に配置した。このとき、２２Ｎａ線源１０２の検査に際しては円盤の軸がｚ軸方向に沿うように、また２２Ｎａ線源１０４の検査に際しては円柱の軸がｚ軸方向に沿うように、それぞれ配置した。そして、放射線検出部１２ａ，１２ｂをｘ方向に計３回、０．６ｍｍずつ移動させ、最初の位置を含めた４点での測定を行うことで、仮想的に厚さ０．５ｍｍの１６個の半導体検出器１４が０．６ｍｍピッチ、各半導体検出器１４間の隙間０．１ｍｍで並んでいるものとした。これによる視野の幅は９．５ｍｍであった。対向する半導体検出器対の位置関係を変えながら、４×４＝１６回の測定を行うことで、対向する検出器との全てのＬＯＲを満たした。
【０１０１】
ただし、全てのＬＯＲを使用するのではなく、正面で対向する検出器１４のＬＯＲと、それらの間を埋める形で正面から１つずれた検出器１４とのＬＯＲを用いてガンマ線の検出データを得た。また、各放射線検出部１２ａ，１２ｂで前後に並ぶ２枚の半導体検出器１４は一組と考え、それぞれのカウントを足し合わせた。
【０１０２】
上記したガンマ線の検出データの取得が終了した後、ｚ軸周り（ｘｙ平面内）に２２Ｎａ線源を回転させ、異なる方向から上記したのと同様にしてガンマ線の検出データの取得を行った。
【０１０３】
図２９は、図２７の２２Ｎａ線源１０２を計測したときの陽電子放出放射性同位元素の分布情報を画像化した図である。図２９に示すように、得られた画像の放射能分布の半値幅は３ピクセル分に相当する０．９ｍｍであった。この放射能分布の半値幅０．９ｍｍは、線源自体の大きさの効果を含むため、本来の空間分解能はより小さいものと考えられるが、少なくとも１ｍｍ以下の空間分解能を達成し得ることが分かった。
【０１０４】
図３０は、図２８の２２Ｎａ線源１０４を計測したときの陽電子放出放射性同位元素の分布情報を画像化した図である。図３０に示すように、０．６ｍｍのホットスポットが十分に確認できている。また、ホットスポット間の０．６ｍｍの間隙、１mmの間隙も十分に判別できており、少なくとも１ｍｍ以下の空間分解能を達成し得ることが分かった。
【図面の簡単な説明】
【０１０５】
【図１】第１実施形態に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置の構成を模式的に示す平面図である。
【図２】放射線検出部を前方から見た斜視図である。
【図３】半導体検出器の構成を示す斜視図である。
【図４】信号処理回路の構成を説明するためのブロック図である。
【図５】第１実施形態に係るＰＥＴ装置を用いた被検体の検査方法を説明するための図である。
【図６】空間分解能について説明するための図である。
【図７】第１実施形態に係るＰＥＴ装置を用いた他の被検体の検査方法を説明するための図である。
【図８】第１実施形態に係るＰＥＴ装置を用いた他の被検体の検査方法を説明するための図である。
【図９】第２実施形態に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置の構成を模式的に示す平面図である。
【図１０】放射線検出部を前方から見た斜視図である。
【図１１】半導体検出器の構成を示す斜視図である。
【図１２】第３実施形態に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置の構成を模式的に示す斜視図である。
【図１３】第３実施形態に係るＰＥＴ装置を用いた他の被検体の検査方法を説明するための図である。
【図１４】第４実施形態に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置の構成を模式的に示す斜視図である。
【図１５】深さ情報（ＤＯＩ情報）について説明するための図である。
【図１６】第４実施形態に係るＰＥＴ装置を用いた他の被検体の検査方法を説明するための図である。
【図１７】第４実施形態に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置の変形例を模式的に示す斜視図である。
【図１８】第４実施形態に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置の変形例を模式的に示す斜視図である。
【図１９】半導体検出器の変形例を示す斜視図である。
【図２０】半導体検出器の変型例を示す斜視図である。
【図２１】図２０に示す半導体検出器を利用した場合の信号処理回路の構成を説明するためのブロック図である。
【図２２】図２０に示す半導体検出器を利用した場合の信号処理回路の構成を説明するためのブロック図である。
【図２３】半導体検出器の変型例を示す斜視図である。
【図２４】図２３に示す半導体検出器を利用した場合の信号処理回路の構成を説明するためのブロック図である。
【図２５】実施例に係る放射線検査装置としてのＰＥＴ装置の構成を模式的に示す平面図である。
【図２６】実施例に係るＰＥＴ装置が備える放射線検出部の構成を模式的に示す平面図である。
【図２７】２２Ｎａ線源の構成の一例を示す平面図である。
【図２８】２２Ｎａ線源の構成の他の一例を示す平面図である。
【図２９】図２７に示す２２Ｎａ線源を計測して得た陽電子放出放射性同位元素の分布情報を画像化した図である。
【図３０】図２８に示す２２Ｎａ線源を計測して得た陽電子放出放射性同位元素の分布情報を画像化した図である。
【符号の説明】
【０１０６】
１０，５０，６０，７０…ＰＥＴ装置、１４…半導体検出器、２０…対向面、１３…半導体検出器列、１５…半導体検出器ブロック、７２…Ｘ線源、Ｓ…被検体。
【図１】
2005156252.tif 000003
【図２】
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【図３】
2005156252.tif 000005
【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
2005156252.tif 000021
【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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