(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
γ線を検出する複数の放射線検出器と、前記複数の放射線検出器から検出信号が入力される同時計数装置とを備え、
設定時間範囲内に前記複数の放射線検出器のうち３つの放射線検出器から検出信号が前記同時計数装置に出力された場合、前記同時計数装置は、検出信号を出力した前記３つの放射線検出器の位置情報から前記３つの放射線検出器間の距離をそれぞれ算出し、これら算出距離と散乱γ線の飛程距離以下に設定した設定距離を基に前記３つの放射線検出器から前記算出距離が前記設定距離以下となる２つの放射線検出器を散乱γ線を発生した放射線検出器の候補とし、残り１つの放射線検出器を全減衰したγ線を検出した放射線検出器であると特定し、前記２つの放射線検出器の位置情報から想定される散乱γ線の想定散乱角度を算出し、前記想定散乱角度と前記２つの放射線検出器が検出したγ線のエネルギー検出値を、散乱γ線の散乱前後におけるエネルギー値と散乱角度の関係を示す相関データと比較し、前記２つの放射線検出器が検出したγ線の正当な減衰順序を特定し、前記２つの放射線検出器から非散乱γ線を検出した放射線検出器を特定することを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項２】
γ線を検出する複数の放射線検出器と、前記複数の放射線検出器から検出信号が入力され、散乱した状態のγ線の散乱前後におけるエネルギー値と散乱角度の関係を示す相関データを記憶している同時計数装置とを備え、
設定時間範囲内に前記複数の放射線検出器のうち３つの放射線検出器から検出信号が前記同時計数装置に出力された後に、前記同時計数装置が、検出信号を出力した前記３つの放射線検出器の位置情報から前記３つの放射線検出器間の距離をそれぞれ算出し、これら算出距離と散乱γ線の飛程距離以下に設定した設定距離を基に前記３つの放射線検出器から前記算出距離が前記設定距離以下となる２つの放射線検出器を散乱γ線を発生した放射線検出器の候補として特定し、かつ前記２つの放射線検出器が検出したγ線のエネルギー検出値の合計値が設定値となることから前記２つの放射線検出器においてγ線対の一方のγ線が２回減衰したと特定した場合、
前記同時計数装置は、残り１つの放射線検出器を全減衰したγ線を検出した放射線検出器であると特定し、前記２つの放射線検出器の位置情報から想定される散乱γ線の想定散乱角度を算出し、この想定散乱角度と前記２つの放射線検出器が検出した前記一方のγ線のエネルギー検出値を前記相関データと比較して前記想定散乱角度の正当性を評価することにより、前記一方のγ線の正当な減衰順序、初期入射位置、及び初期入射方向を特定することで前記２つの放射線検出器から非散乱γ線を検出した放射線検出器を特定することを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項３】
請求項１又は２記載のＰＥＴ検査装置において、
更に、前記複数の放射線検出器の前面に配置され、γ線を通過させるコリメータを備えることを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項４】
請求項１〜３のいずれか１項記載のＰＥＴ検査装置において、
前記複数の放射線検出器は略環状に配設され、かつ軸方向に複数配列されると共に、径方向に多層に配置されていることを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項５】
請求項４記載のＰＥＴ検査装置において、
前記放射線検出器からの検出信号をパルス信号に変換し出力するγ線弁別装置を備えたことを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項６】
請求項５記載のＰＥＴ検査装置において、
前記同時計数装置はγ線を検出した放射線検出器の位置情報、及びその放射線検出器の検出信号に基づいた前記パルス信号の計数情報を出力することを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項７】
請求項６記載のＰＥＴ検査装置において、
前記全減衰したγ線を検出した放射線検出器及び前記非散乱γ線を検出した放射線検出器の位置情報及び前記計数情報に基づいてＰＥＴ像のデータを作成するＰＥＴ像作成装置と、前記ＰＥＴ像のデータを表示する表示装置とを更に備えたことを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項８】
請求項１記載のＰＥＴ検査装置において、
前記全減衰したγ線を検出した放射線検出器及び前記非散乱γ線を検出した放射線検出器の位置情報、及び前記全減衰したγ線を検出した放射線検出器及び前記非散乱γ線を検出した放射線検出器の出力である検出信号に基づいて、ＰＥＴ像のデータを作成するＰＥＴ像作成装置を備えたことを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項９】
請求項４〜８のいずれか１項記載のＰＥＴ検査装置において、
Ｘ線を放射するＸ線源を更に備えたことを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【請求項１０】
請求項９記載のＰＥＴ検査装置において、
多層配置した前記放射線検出器のうち、少なくとも最も内側に配列された複数の放射線検出器はγ線及びＸ線の検出に共用され、これら共用の放射線検出器で検出されたγ線及びＸ線の検出信号を弁別する信号弁別装置を更に備えたことを特徴とするＰＥＴ検査装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、陽電子放出型ＣＴ（Positron Emission Computed Tomography、以下ＰＥＴと記載する）を用いて放射線検査を行う装置、即ち、ＰＥＴ検査装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
ＰＥＴ検査とは、陽電子放出核種（例えば11Ｃ，13Ｎ，15Ｏ，18Ｆ等）を混入し、検査対象となる患部（病巣）で代謝される性質を付与したＰＥＴ用の放射性薬剤（以下、ＰＥＴ用薬剤という）を被検者に投与し、所定時間後、ＰＥＴ用薬剤が被検者体内のどの部位に集積しているか（どの部位で多く消費されているか）を、患部に集積したＰＥＴ用薬剤に起因して放出されるγ線を検出することにより特定するものである。ＰＥＴ用薬剤から放出された陽電子は、付近の電子と結合して陽電子消滅し、その際、一対のγ線を放出する。これら一対のγ線（以下、γ線対と記載する）は、互いにほぼ正反対（厳密には１８０°±０．６°）の方向に放射されるので、そのγ線の検出信号を基に、そのγ線の発生源位置（患部位置）を通る直線を特定することができる。
【０００３】
ＰＥＴ検査では、こうして患部に集積したＰＥＴ用薬剤に起因して体内から放出されるγ線対を多数検出し、そのデータを基にＰＥＴ用薬剤を多く消費する箇所（患部位置）を含む被検者の断層像（以下、ＰＥＴ像という）を作成する。このようなＰＥＴ検査を行うＰＥＴ検査装置としては、例えば特開２０００−３２１３５７号に記載の核医学診断装置等、既に多数のものが提唱されている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
通常、ＰＥＴ検査装置は、γ線を検出する放射線検出器を複数備えており、どの放射線検出器がγ線を検出したかを割り出して患部を含むＰＥＴ像を作成する。医者がそのＰＥＴ像を見て患部の位置を特定する。γ線は、放射線検出器に入射してもそのまま透過してしまうこともあるが、この場合を除き、放射線検出器に入射して減衰する。γ線が減衰した放射線検出器は、そのγ線の減衰エネルギーに相当する検出信号（電荷）を出力する。また、検出された（減衰した）γ線は、全減衰する場合を除き、その放射線検出器内で散乱する。散乱したγ線（以下、散乱γ線と記載する）は、進行方向を変え、異なる入射角で他の放射線検出器に入射する。勿論、散乱γ線は、その後減衰せずに入射した各放射線検出器を透過する場合もあるし、他の放射線検出器にて全減衰、或いは再び散乱し検出されることもある。つまり、放射線検出器により検出されるγ線には、散乱前の（放射線検出器により散乱していない状態の）γ線（以下、非散乱γ線と記載する）と散乱γ線とが混在することになる。
【０００５】
ここで上記のように、散乱γ線は、発生時と進行方向が異なるため、散乱γ線のベクトルの延長上には、そのγ線の発生源は存在しない。即ち、散乱γ線の検出信号を基にしたＰＥＴ像のデータは、誤った情報となりノイズの原因となる。そこで、従来、散乱γ線が、散乱時にエネルギー減衰することを考慮し、設定したエネルギーしきい値以下のエネルギーのγ線を散乱γ線と判定して除去するのが一般的であった。ところがこの場合、実際には非散乱γ線であっても、そのエネルギーが上記エネルギーしきい値を越えないために散乱γ線と見なされてしまう場合も多く、ＰＥＴ像のデータ収集効率が低下する場合があった。
【０００６】
これに対し、上記特開２０００−３２１３５７号に記載の核医学診断装置においては、複数のγ線が検出された場合、これらγ線の検出信号を同時計数し、ほぼ同時に検出されたγ線の発生源を同一と見なし、算出したそれらのトータルエネルギーが設定範囲内の値かどうかを見て、それらの中に非散乱γ線が含まれているかを判定している。そして、非散乱γ線を含むと判定した場合、検出したγ線の中から、統計的に非散乱γ線である確率が高いものを１つ選定することにより、γ線の初期入射位置を選定している。しかしながら、この従来技術において、特定した初期入射位置は確率的に選定されたもので、それが誤認である可能性も少なくなく、検出精度向上には限界がある。
【０００７】
本発明の目的は、非散乱γ線を効率良く特定し、精度の高いＰＥＴ像を作成することができるＰＥＴ検査装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
（１）上記目的を達成するために、本発明は、γ線を検出する複数の放射線検出器と、前記複数の放射線検出器から検出信号が入力される同時計数装置とを備え、設定時間範囲内に前記複数の放射線検出器のうち３つの放射線検出器から検出信号が前記同時計数装置に出力された場合、前記同時計数装置は、検出信号を出力した前記３つの放射線検出器の位置情報から前記３つの放射線検出器間の距離をそれぞれ算出し、これら算出距離と散乱γ線の飛程距離以下に設定した設定距離を基に前記３つの放射線検出器から前記算出距離が前記設定距離以下となる２つの放射線検出器を散乱γ線を発生した放射線検出器の候補とし、残り１つの放射線検出器を全減衰したγ線を検出した放射線検出器であると特定し、前記２つの放射線検出器の位置情報から想定される散乱γ線の想定散乱角度を算出し、前記想定散乱角度と前記２つの放射線検出器が検出したγ線のエネルギー検出値を、散乱γ線の散乱前後におけるエネルギー値と散乱角度の関係を示す相関データと比較し、前記２つの放射線検出器が検出したγ線の正当な減衰順序を特定し、前記２つの放射線検出器から非散乱γ線を検出した放射線検出器を特定する。
【０００９】
（２）上記目的を達成するために、本発明は、γ線を検出する複数の放射線検出器と、前記複数の放射線検出器から検出信号が入力され、散乱した状態のγ線の散乱前後におけるエネルギー値と散乱角度の関係を示す相関データを記憶している同時計数装置とを備え、設定時間範囲内に前記複数の放射線検出器のうち３つの放射線検出器から検出信号が前記同時計数装置に出力された後に、前記同時計数装置が、検出信号を出力した前記３つの放射線検出器の位置情報から前記３つの放射線検出器間の距離をそれぞれ算出し、これら算出距離と散乱γ線の飛程距離以下に設定した設定距離を基に前記３つの放射線検出器から前記算出距離が前記設定距離以下となる２つの放射線検出器を散乱γ線を発生した放射線検出器の候補として特定し、かつ前記２つの放射線検出器が検出したγ線のエネルギー検出値の合計値が設定値となることから前記２つの放射線検出器においてγ線対の一方のγ線が２回減衰したと特定した場合、前記同時計数装置は、残り１つの放射線検出器を全減衰したγ線を検出した放射線検出器であると特定し、前記２つの放射線検出器の位置情報から想定される散乱γ線の想定散乱角度を算出し、この想定散乱角度と前記２つの放射線検出器が検出した前記一方のγ線のエネルギー検出値を前記相関データと比較して前記想定散乱角度の正当性を評価することにより、前記一方のγ線の正当な減衰順序、初期入射位置、及び初期入射方向を特定することで前記２つの放射線検出器から非散乱γ線を検出した放射線検出器を特定する。
【００１０】
本発明においては、γ線対の一方のγ線の減衰順序（散乱順序）を、他方のγ線の位置情報を利用して特定し、γ線の放射線検出器への初期入射位置、初期入射方向を特定する。具体的には、同時計数装置が、検出信号を出力した前記３つの放射線検出器の位置情報から前記３つの放射線検出器間の距離をそれぞれ算出し、これら算出距離と散乱γ線の飛程距離以下に設定した設定距離を基に前記３つの放射線検出器から前記算出距離が前記設定距離以下となる２つの放射線検出器を散乱γ線を発生した放射線検出器の候補とし、残り１つの放射線検出器を全減衰したγ線を検出した放射線検出器であると特定し、前記２つの放射線検出器の位置情報から想定される散乱γ線の想定散乱角度を算出し、前記想定散乱角度と前記２つの放射線検出器が検出したγ線のエネルギー検出値を、散乱γ線の散乱前後におけるエネルギー値と散乱角度の関係を示す相関データと比較し、前記２つの放射線検出器が検出したγ線の正当な減衰順序を特定し、前記２つの放射線検出器から非散乱γ線を検出した放射線検出器を特定すると、全減衰したγ線を検出した放射線検出器と非散乱γ線を検出した放射線検出器とを結ぶ直線（初期入射方向）上に、γ線の発生源（患部）が存在すると同定することができる。従って、確率的にγ線の初期入射位置を特定する場合と異なり、非散乱γ線を効率良く特定し、精度の高いＰＥＴ像を作成することができる。
【００１１】
（３）上記（１）又は（２）において、好ましくは、更に、前記複数の放射線検出器の前面に配置され、γ線を通過させるコリメータを備える。
【００１２】
（４）上記（１）〜（３）のいずれか１つにおいて、更に好ましくは、前記複数の放射線検出器は略環状に配設され、かつ軸方向に複数配列されると共に、径方向に多層に配置されていること。
【００１４】
（５）上記（４）において、好ましくは、前記放射線検出器からの検出信号をパルス信号に変換し出力するγ線弁別装置を備える。
【００１５】
（６）上記（５）において、また好ましくは、前記同時計数装置はγ線を検出した放射線検出器の位置情報、及びその放射線検出器の検出信号に基づいた前記パルス信号の計数情報を出力する。
【００１６】
（７）上記（６）において、更に好ましくは、前記全減衰したγ線を検出した放射線検出器及び前記非散乱γ線を検出した放射線検出器の位置情報及び前記計数情報に基づいてＰＥＴ像のデータを作成するＰＥＴ像作成装置と、前記ＰＥＴ像のデータを表示する表示装置とを更に備える。
【００１７】
（８）上記（１）において、好ましくは、前記全減衰したγ線を検出した放射線検出器及び前記非散乱γ線を検出した放射線検出器の位置情報、及び前記全減衰したγ線を検出した放射線検出器及び前記非散乱γ線を検出した放射線検出器の出力である検出信号に基づいて、ＰＥＴ像のデータを作成するＰＥＴ像作成装置を備える。
【００１８】
（９）上記（４）〜（８）のいずれか１つにおいて、更に好ましくは、Ｘ線を放射するＸ線源を更に備える。
【００１９】
（１０）上記（９）において、多層配置した前記放射線検出器のうち、少なくとも最も内側に配列された複数の放射線検出器はγ線及びＸ線の検出に共用され、これら共用の放射線検出器で検出されたγ線及びＸ線の検出信号を弁別する信号弁別装置を更に備える。
【００２３】
【発明の実施の形態】
以下、本発明のＰＥＴ検査装置の実施の形態を図面を用いて説明する。
図１は本発明のＰＥＴ検査装置の第１の実施の形態の全体構造を表す概略図、
図２はこの図１中II−II断面による断面図である。これら図１及び図２に示すように、ＰＥＴ検査装置１は、撮像装置２と、信号処理装置７と、断層像作成装置１０と、被検者保持装置１４と、Ｘ線源周回装置３７と、駆動制御装置３５とを備えている。
【００２４】
上記撮像装置２は、ケーシング３と、多数（例えば合計１００００個）の放射線検出器４と、検出器支持板５とを有している。ケーシング３は、孔部（貫通孔）６を有する略筒状の形状をしており、放射線検出器４は、この孔部６の周囲に軸方向に配置されている。また、これら放射線検出器４は、図２に示すように、最も内側に環状配置された放射線検出器４を基点として、放射状に多層配置（この例では３層配置）されている。なお、代表的な放射線検出器として、例えば半導体放射線検出器やシンチレータ等といったものがあるが、シンチレータは、放射線検出部であるクリスタル（ＢＧＯ、ＮａＩ等）に光電子増倍管等を配置する必要があり、多層配置にはあまり適していない。従って、本実施の形態のように多層配置する放射線検出器４としては、光電子増倍管等が不要な半導体放射線検出器が好ましい。半導体放射線検出器を用いる場合、放射線検出器４の検出部は、カドミウムテルル（ＣｄＴｅ）やガリウムヒ素（ＧａＡｓ）、カドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）等で構成すると良い。
【００２５】
図３は、放射線検出器４の詳細な取付構造を表す斜視図である。この図３に示すように、上記の検出器支持板５は略半割れリング状の部材で、上記孔部６の軸方向（図１中左右方向）に複数枚列設され、それぞれケーシング３に固定されている。各放射線検出器４は、これら検出器支持板５の側面に放射状に取付けられている。また、この図３には特に図示しないが、こうした放射線検出器４を取付けた複数の検出器支持板５が、上記孔部６を介し、もう１組上部側に対向するよう、ケーシング３に固定されている（図１及び図２も参照）。但し、検出器支持板５の形状は、これに限られず、例えば一体的なリング状としてもよい。
【００２６】
図４はＰＥＴ検査装置１における配線状態を表す概略図、図５は後述の信号弁別装置６１の詳細構造を表す概略図である。前述したように、本実施の形態において各放射線検出器４は、孔部６の半径方向において多層（本例では３層）に配列されており、便宜上、各放射線検出器４の列を図４に示すように、内側から検出器列４Ｘ，４Ｙ，４Ｚとする。また、図４に示すように、上記の信号処理装置７は、検出器列４Ｙ，４Ｚに含まれる各放射線検出器４毎に設けられた多数（繁雑防止のため図４には２つのみ図示）のγ線弁別装置８と、検出器列４Ｘに含まれる各放射線検出器４毎に設けられた多数の信号弁別装置６１と、これらγ線弁別装置８及び信号弁別装置６１内のγ線弁別装置８に接続した同時計数装置９とを備えている。最も内側の検出器列４Ｘを除く検出器列４Ｙ，４Ｚを構成する各放射線検出器４は、配線１３を介し対応するγ線弁別装置８に接続されている。また、最も内側の検出器列４Ｘを構成する各放射線検出器４は、配線１３を介し対応する信号弁別装置６１に接続されている。
【００２７】
各信号弁別装置６１は、図５に示すように、切替スイッチ６２と、γ線弁別装置８と、Ｘ線信号処理装置６６とを有している。切替スイッチ６２は、可動端子６３と、固定端子６４，６５とを有している。そして、検出器列４Ｘの放射線検出器４は、配線１３を介し可動端子６３に接続されている。また、固定端子６４はγ線弁別装置８に、固定端子６５は先のＸ線信号処理装置６６にそれぞれ接続され、γ線弁別装置８は、検出器列４Ｙ，４Ｚの各放射線検出器４に接続したものと同様、同時計数装置９に接続している。また、この信号弁別装置６１は電源６８に接続しており、詳細には、この電源６８のプラス端子は抵抗６７を介して配線１３に、マイナス端子は放射線検出器４に接続されている。また、同時計数装置９及びＸ線信号処理装置６６は、演算処理装置１１（後述）に接続されている。
【００２８】
図１に戻り、上記断層像作成装置１０は、演算処理装置１１と、この演算処理装置１１にそれぞれ接続した記憶装置１２及び表示装置１３とを備えている。また、上記被検者保持装置１４は、被検者１７が横たわるベッド１６と、このベッド１６を上記孔部６内に挿入可能に支持する支持部材１５とを備えている。上記Ｘ線源周回装置３７は、略リング状（図１ではその断面を図示している）のガイドレール２８と、このガイドレール２８に沿って円形の軌跡を描いて走行するＸ線源装置２９とを備えている。ガイドレール２８は、孔部６を取囲むようにケーシング３の被検者保持装置１４側の側面に取付けられる。また、Ｘ線源装置２９は、ガイドレール２８に対し走行可能に取付けたＸ線源駆動装置３０と、このＸ線源駆動装置３０に取付けた水平方向に伸縮可能なアーム３８と、このアーム３８の先端部に取付けたＸ線源３１とを有する。なお、図１において、６９は線源制御装置である。
【００２９】
本実施の形態のＰＥＴ検査装置１の構成は以上説明した通りであるが、以上のＰＥＴ検査装置１を用いた検査手順を具体的に説明する前に、以下に放射線検出の原理について説明しておく。放射線検出器４は、その内部で放射線が減衰した場合、その減衰エネルギーに応じた電荷を出力するものであるが、上記検出器列４Ｙ，４Ｚに含まれる各放射線検出器４はγ線の検出に用いられ、上記検出器列４Ｘに含まれる各放射線検出器４はγ線及びＸ線の検出に共用される。つまり、検出器列４Ｘの放射線検出器４は、時間的なずれはあるがＸ線の検出信号及びγ線の検出信号の両方を出力する。このため、精度の良いＸ線ＣＴ像（Ｘ線ＣＴによって得られた被検者の断層像）を作成するためには、Ｘ線を検出している放射線検出器４（以下において、便宜上、検出器列４Ｘに含まれる放射線検出器４のうち、Ｘ線を検出している放射線検出器４を第１検出器４、γ線を検出している放射線検出器４を第２検出器４と適宜記載する）が、Ｘ線検出の際に、γ線を検出しないようにする必要がある。
【００３０】
ここで、被検者１７体内のＰＥＴ用薬剤の放射線強度をＮ［Ｂｑ］、発生するγ線の体内通過率をＡ、各放射線検出器４の立体角から求めた入射率をＢ、各放射線検出器４の感度をＣとすると、１つの放射線検出器で検出するγ線の検出率α［個／sec］は、以下のようになる。
α＝２ＮＡＢＣ        ・・・（１）
また、Ｘ線の照射時間をＴ［sec］とすると、照射時間Ｔ内にある放射線検出器４でγ線が検出される確率Ｗは、以下のようになる。
Ｗ＝１−exp（−Ｔα） ・・・（２）
従って、この確率Ｗを小さくするよう、照射時間Ｔを設定すれば、Ｘ線ＣＴ検査時に、Ｘ線を検出している放射線検出器４に入射するγ線は極微量となり、その影響を無視できる程度にすることができる。
【００３１】
具体的には、被検者１７体内のＰＥＴ用薬剤の放射線強度Ａは、最大で３７０［ＭＢｑ］程度、また、仮に被検者１７の断面を半径１５［cm］の水と仮定すれば、γ線の体内通過率Ａは０.６程度である。そして、例えば一辺５［mm］の放射線検出器４を半径５０［cm］の環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、半導体放射線検出器を使用した場合、放射線検出器４の検出感度Ｃは最大で０.６程度である。従って上式（１）より、１つの放射線検出器４のγ線の検出率αは２０００［個／sec］程度となり、Ｘ線の照射時間Ｔを例えば１.５［μsec］とすれば、１つの放射線検出器４がＸ線検出中にγ線を検出する確率Ｗは０.００３となる。即ち、体内投与放射線の強度を３７０［ＭＢｑ］以下とした場合、Ｘ線の照射時間を１.５［μsec］以下にすれば、γ線の検出確率は０.３％以下となりほとんど無視できるものとなる。
本実施の形態では、以上のような原理によりＸ線およびγ線を共用の放射線検出器４により検出するようになっている。
【００３２】
次に、上記構成のＰＥＴ検査装置１を用いた検査手順を説明する。ＰＥＴ検査及びＸ線検査時には、予め被検者１７に検査目的に応じたＰＥＴ用薬剤を投与（例えば注射）した後、ＰＥＴ用薬剤が被検者１７の体内に拡散して患部（例えば癌の患部）に集積するまで、被検者１７は、所定時間の間待機する。その後、被検者１７が横たわったベッド１６を撮像装置２に挿入し、被検者１７の周囲が放射線検出器４で囲まれた状態とする。
【００３３】
Ｘ線ＣＴ検査の際、駆動制御装置３５は、Ｘ線源駆動装置３０をガイドレール２８に沿って走行させ、Ｘ線源３１を被検者１７の周囲を周回させる。このとき、線源制御装置６９は、所定のエネルギー（例えば８０［keV］）を有するＸ線をパルス状に繰り返し放出するよう、Ｘ線源３１からのＸ線の放出時間を制御する。Ｘ線は、上式（１）及び（２）に基づき、周回するＸ線源３１から、例えば１［μsec］の照射が間欠的に繰り返されるように設定され、被検者１７は周囲よりＸ線を照射される。このＸ線は、被検者１７を透過した後、孔部６を介してＸ線源３１とほぼ対向する所定範囲内に存在する複数個の第１検出器４によって検出される。これら第１検出器４は、そのＸ線の検出信号（以下、Ｘ線撮像信号という）を配線１３を介し信号弁別装置６１に出力する。
【００３４】
一方、ＰＥＴ用薬剤に起因して前述のように被検者１７の体内からは、所定のエネルギーのγ線が放出されており、第１検出器４以外の放射線検出器４のうち、検出器列４Ｙ，４Ｚに含まれる各放射線検出器４は、こうしたγ線を検出し、配線１３を介しγ線弁別装置８に検出信号（以下、γ線撮像信号という）を出力する。このとき、検出器列４Ｘに含まれる第１検出器４からのＸ線撮像信号は切替スイッチ６２の可動端子６３及び固定端子６５をＸ線信号処理装置６６に、検出器列４Ｘに含まれる第２検出器４からのγ線撮像信号は切替スイッチ６２の可動端子６３及び固定端子６４を経てγ線弁別装置８に出力される。なお、切替スイッチ６２の可動端子６３を固定端子６４または固定端子６５に接続する切替操作は、駆動制御装置３５により行われる。具体的には、駆動制御装置３５は、Ｘ線源駆動装置３０内のエンコーダー（図示せず）の信号を基にＸ線源３１の位置を随時算出し、その時点でこのＸ線源３１の位置と対向する複数の放射線検出器４を第１検出器４として選択し、これらに接続する可動端子６３を固定端子６５に接続する。勿論、Ｘ線源３１の周回に伴い、第２検出器４となった放射線検出器４に接続された可動端子６３は、固定端子６４に接続される。
【００３５】
Ｘ線信号処理装置６６は、入力されたＸ線撮像信号を基に、Ｘ線撮像信号の強度を算出し、演算処理装置１１に出力する。一方、γ線弁別装置８は、入力されたγ線撮像信号を基に、その信号を出力した放射線検出器４におけるγ線の減衰エネルギーに応じたパルス信号を同時計数装置９に出力する。即ち、そのパルス信号のパルスの波高がその減衰エネルギーに相当している。γ線弁別装置８には、エネルギーフィルタが設けられている。このエネルギーフィルタはノイズレベル以上のγ線撮像信号信号を全て通過させ、γ線弁別装置８はエネルギーフィルタを通過したγ線撮像信号に対するパルス信号を同時計測装置９に出力する。そのエネルギーフィルタは、ノイズレベルより低いレベルのγ線撮像信号を除去する。
【００３６】
同時計数装置９は、各γ線弁別装置８から出力されたパルス信号のうち、設定時間（例えば１０［nsec］）以内に入力したパルス信号を基に、放射線検出器４内で散乱していない状態のγ線（以下、非散乱γ線という）の検出信号を出力した２つの放射線検出器４を特定し、それらの各放射線検出器４のそれぞれの位置（初期入射位置）及び初期入射方向を含むＰＥＴ像のデータ信号を演算処理装置１１に出力する（詳細は後述する）。更に、同時計数装置９は、上記した設定時間内に入力した、特定された２つの放射線検出器４からのγ線撮像信号に起因して発生した２つのパルス信号を計数し、得られた計数値を演算処理装置１１に出力する。演算処理装置１１は、ＰＥＴ用薬剤が集積した位置（患部位置）を特定された一対の放射線検出器４を結ぶ直線上の位置に同定し、こうした直線を特定された多数対の放射線検出器４に基づいて数多く得ることより、精度の高いＰＥＴ像を再構成できる。同時計数装置９は、被検者１７の体内で散乱したγ線の検出信号を除去するために、入力した各パルス信号を発生させた各γ線撮像信号に対する減衰エネルギー量の合計（トータルエネルギー）が、所定のエネルギーしきい値よりも高い（被検者１７の体内で散乱したγ線でない）かを判定し、仮にエネルギーしきい値以下であった場合、そのγ線撮像信号に基づいたパルス信号の計数値を除去する。初期入射位置とは、換言すれば、被検者１７の体内から放出されたγ線対のそれぞれのγ線を最初に検出した２つの放射線検出器４のそれぞれの位置である。
【００３７】
ここで、図６は、演算処理装置１１による断層像の作成手順を表すフローチャートである。この図６に示すように、演算処理装置１１は、まずステップ１１０にて、同時計数装置９からのγ線撮像信号の計数値及びそれらの検出点の位置情報と、Ｘ線信号処理装置６６からのＸ線撮像信号の強度を入力する。ステップ１２０では、これら各情報を記憶装置１２に記憶し、ステップ１３０に移る。ステップ１３０では、被検者１７の横断面の断層像を、別途算出した該当する位置でのＸ線撮像信号の減衰率を用いて再構成する（再構成した断層像をＸ線ＣＴ像という）。このとき、本例では詳細な説明は省略するが、例えば、γ線撮像信号の計数値を補正する場合もある。方法としては、例えば、得られたＸ線ＣＴ値から見積もった物質組成データを基に、例えばいわゆるフォワードプロジェクション法により各位置での線減弱係数を求め、その逆数をγ線撮像信号の計数値に掛け合わせることにより、体内減衰によるデータ差を補正することができる。
【００３８】
ステップ１４０では、患部（例えば癌等の病巣）を含む、被検者１７の横断面の断層像を、記憶装置１２に記憶した同時計数装置９からのデータ信号を用いて再構成する（再構成した断層像をＰＥＴ像という）。次にステップ１５０に移り、ＰＥＴ像のデータとＸ線ＣＴ像のデータとを合成し、両データを含む合成断層像のデータを求め、記憶装置１２に記憶させる。そして、最後にステップ１６０にて、記憶装置１２から呼び出した合成断層像のデータを表示装置１３に出力し、表示装置１３に合成断層像を表示させ、図６の手順を終了する。
【００３９】
なお、Ｘ線ＣＴ像は２次元画像であるため、実際にはアーム３８を伸縮させることで、Ｘ線源３１を孔部６の軸方向に順次移動させ、上記手順（ステップ１１０〜１３０）を繰り返して複数のＸ線ＣＴ像を再構成し、これらの２次元断面データを積み重ねることによって、３次元的なＸ線ＣＴ像のデータを得る。
【００４０】
ここで、ある放射線検出器４で検出されたγ線は、そこで散乱する場合がある。散乱γ線は、発生時と進行方向が異なるため、仮に同時計数装置９でγ線対として検出された２つのγ線のどちらか一方、又は両方が散乱γ線である場合、実際には、これらを検出した放射線検出器４を結ぶ直線は検出したγ線の発生源を通らない。そのため、ＰＥＴ検査において、撮像したＰＥＴ像に対する信頼性をより向上させるためには、検出されたγ線撮像信号が、散乱γ線か非散乱γ線のいずれを検出したものであるかを精度良く判定し、散乱前のγ線対を検出した放射線検出器４を数多く特定する必要がある。
【００４１】
そこで、以上説明してきたＰＥＴ検査装置１における大きな特徴として、本実施の形態においては、後述する特定手順に従って、γ線対の初期入射位置及び初期入射方向を特定する。本実施の形態においては、前述の同時計数装置９により、設定された時間範囲（例えば１０［nsec］）内に検出信号（γ線撮像信号）を出力した放射線検出器４が３つ以上ある場合と、２つ以下の場合とを区別して考える。特徴的な手順は、同時計数されたγ線撮像信号が３つ以上ある場合のγ線の初期入射位置及び初期入射方向を特定する処理手順である。
【００４２】
まず、同時計数された放射線検出器４が３つ以上ある場合の初期入射位置及び初期入射方向を特定する処理手順を説明する。図７に、放射線検出器４内に入射した後に非散乱γ線が放射線検出器４内で散乱して生じたγ線（以下、散乱γ線という）の散乱前後におけるエネルギーと散乱角との関係を示す。本実施の形態においては、このことを考慮し、例えば、γ線対の一方のγ線が検出された放射線検出器４内で散乱した場合（即ち、散乱γ線を含め、発生源を同一とするγ線があたかも３つ以上存在する場合）、散乱γ線の発生源となる一方の非散乱γ線と対をなす他方の非散乱γ線のデータを利用して散乱γ線の散乱角度を用いて、非散乱γ線を検出した放射線検出器４（初期入射位置）と初期入射方向とを特定する。散乱γ線は、非散乱γ線がこの非散乱線を検出した放射線検出器４内で散乱することによって発生する。
【００４３】
ここで、例えば、ＰＥＴ検査により癌検査を行う場合を考えると、通常、まず糖の一種で癌細胞に集積する性質を持つフルオロデオキシグルコース（18ＦＤＧ）をＰＥＴ用薬剤として被検者１７に投与する。投与された18ＦＤＧは陽電子を放出し、陽電子消滅により所定のエネルギー（18ＦＤＧの場合５１１[keV]）の一対のγ線を放射する。この同一発生源から放射された散乱前のγ線対は、互いにほぼ正反対（１８０°±０．６°）の方向に放射される。また、放射線検出器４に入射した非散乱γ線のエネルギーは、放射線検出器４に入射する前に被検者１７の体内等で散乱した場合を除けば５１１[keV]のままである。
【００４４】
このように18ＦＤＧをＰＥＴ用薬剤として用いた場合、それぞれ５１１[keV]のエネルギーを持つγ線対が体内から放出され、先の図２において、その一方の非散乱γ線が、放射線検出器４ｅで１００[keV]減衰し、放射線検出器４ｅでその非散乱γ線に基づいて発生した散乱γ線が放射線検出器４ｆで１００[keV]減衰し、他方の非散乱γ線が放射線検出器４ｄにて全減衰したとする（放射線検出器４ｄ〜４ｆの位置をそれぞれ位置Ｏ，Ａ，Ｂとする）。γ線が減衰した放射線検出器４ｄ〜４ｆがそれぞれγ線撮像信号を出力する。この場合、γ線対は患部に集積したＰＥＴ用薬剤に起因して互いにほぼ反対の方向に放出されているため、γ線対の進行方向（厳密には他方の非散乱γ線の進行方向）は、ベクトルＯＡとベクトルＡＯ又はベクトルＯＢとベクトルＢＯのいずれかの組み合わせである。このとき、仮に、非散乱γ線の方向がベクトルＯＡであれば（初期入射位置が位置Ａであれば）、散乱γ線のエネルギーは４１１[keV]、非散乱γ線の方向がベクトルＯＢであれば（初期入射位置が位置Ｂであれば）、散乱γ線のエネルギーは１００[keV]であることになる。これは言い換えると、非散乱γ線が位置Ａに初期入射したなら散乱γ線の方向はベクトルＡＢ、位置Ｂに初期入射したならベクトルＢＡであることになる。また、非散乱γ線のエネルギーは、位置Ａに初期入射した場合でも、位置Ｂに初期入射した場合においても、両方で減衰したエネルギー和、つまり４１１＋１００＝５１１[keV]である。上記の各減衰エネルギー値は、γ線弁別装置８から出力されるパルス信号のパルスの波高に対応しているので、該当する各γ線弁別装置８で検出されたものであると言える。
【００４５】
本実施の形態においては、同時計数装置９は、上記の各γ線に対して検出された各減衰エネルギー値と、それらのγ線が入射された各放射線検出器４の位置情報とを用いて、図８に示すスッテプ２００〜２５０の処理を行うことによって、γ線の初期入射位置及び初期入射方向を特定する。γ線撮像信号を出力した各放射線検出器４の位置情報は、それらの放射線検出器４に対応して設けられた各γ線弁別装置８によってパルス信号に変換されて同時計数装置９に伝えられる。まず、同時計数装置９は、ステップ２００によって、散乱γ線を発生した放射線検出器の候補を特定する。同時計数装置９は、前述の設定時間内に入力したパルス信号が３以上ある場合、それらのパルス信号を発生させた各γ線撮像信号を出力した３以上の放射線検出器４のうち、散乱γ線を発生した放射線検出器４を特定する。この特定は、該当する放射線検出器４のそれぞれの間の距離に基づいて行う。即ち、設定距離より短い距離だけ離れて位置する放射線検出器４は散乱γ線を発生した放射線検出器４である。散乱γ線の飛程距離は短いので、設定距離は例えば５［cm］とする。図２に示す例では、設定時間内にそれぞれγ線撮像信号を出力した放射線検出器４ｄ，４ｅ及び４ｆのうち、放射線検出器４ｅ，４ｆ間の距離が５［cm］以下であるとすると、放射線検出器４ｅ，４ｆのいずれかが散乱γ線を発生した放射線検出器４である。放射線検出器４ｅ，４ｆが散乱γ線を発生した放射線検出器の候補として特定される。このため、同時計数装置９は、残りの１つの放射線検出器４ｄが、非散乱γ線を検出した放射線検出器であることを認識する。
【００４６】
次に、ステップ２１０にて、散乱γ線を発生した放射線検出器の候補として特定された放射線検出器４ｅ、４ｆのうち、検出器４ｅ、即ち位置Ａが初期入射位置である場合の散乱角（ベクトルＯＡ，ＡＢのなす角）を算出する。ステップ２２０にて、放射線検出器４ｆ、即ち位置Ｂが初期入射位置である場合の散乱角（ベクトルＯＢ，ＢＡのなす角）を算出する。このとき、例えばベクトルＯＡ，ＡＢのなす角θは、以下のように算出できる。
0003851575.tif 000002
【００４７】
次に、ステップ２３０において、非散乱γ線の入射エネルギー及び散乱γ線のエネルギーを算出する。即ち、同時計数装置９は、放射線検出器４ｅ，４ｆにおけるγ線の減衰エネルギーを、それぞれの放射線検出器から出力された各γ線撮像信号に起因して発生した各パルス信号のパルスの波高に基づいて、それぞれ算出する。初期入射位置の放射線検出器４ｄに入射したγ線の減衰エネルギーは、該当するパルス信号の波高に基づいて５１１［keV］と算出される。放射線検出器４ｅに入射したγ線の減衰エネルギーも、該当するパルス信号の波高に基づいて１００［keV］と算出される。放射線検出器４ｆに入射したγ線の減衰エネルギーも同様に４１１［keV］と算出される。放射線検出器４ｅ，４ｆのうち、一方が散乱γ線を発生した放射線検出器であり、他方が非散乱γ線を検出した放射線検出器である。非散乱γ線の入射エネルギーは、放射線検出器４ｅ，４ｆの各減衰エネルギーの和であり、５１１［keV］と算出される。
【００４８】
次に、放射線検出器４ｅ，４ｆのそれぞれで散乱γ線が発生したと仮定して散乱γ線のエネルギーを算出する。放射線検出器４ｅで散乱γ線が発生した場合には、その散乱γ線のエネルギーは、４１１［keV］（＝５１１［keV］−１００［keV］）となる。この場合、散乱γ線は最終的に放射線検出器４ｆで減衰する。放射線検出器４ｆで散乱γ線が発生した場合には、その散乱γ線のエネルギーは、１００［keV］（＝５１１［keV］−４１１［keV］）となる。この場合、散乱γ線は最終的に放射線検出器４ｆで減衰する。なお、例えば、算出された非散乱γ線のエネルギーが５１１［keV］よりかなり低い（例えば３５０[keV]以下）の場合は、被検者１７の体内で既に散乱したγ線であると考えられるため、除去する。
【００４９】
ステップ２４０にて、初期入射位置が位置Ａ，Ｂのいずれの場合において、ステップ２１０〜２３０でそれぞれ演算した入射γ線エネルギー、散乱γ線エネルギーと散乱角との関係が、図７の関係とほぼ照合するものかを比較し、いずれの減衰順序（散乱順序）が正当なものであるかを特定する。例えば、散乱角で比較を行う場合、図７より入射γ線エネルギー、散乱γ線エネルギーを用いて理想的な散乱角を算出し、理想的な散乱角が実際の散乱角とどの程度誤差が生じているかを算出する。そして、演算結果と図７の関係との誤差に所定割合（例えば１０％）のしきい値を設け、誤差がしきい値以内であれば、その事象が起こり得る（正当な減衰順序である）と判定する。そして、複数の事象のうち（例えば本例では２事例）起こり得ると判定された事象が１例ならばその事象を選択する（複数の事象が起こりえると判断された場合は後述する）。この結果、γ線対の初期入射位置が特定され、最後にステップ２５０において、非散乱γ線対の１対の初期入射位置、及びこれらを結ぶ直線（初期入射方向）を含むＰＥＴ像のデータ信号を演算処理装置１１に出力し、この手順を終了する。
【００５０】
演算処理装置１１は、前述のように、こうして入力されたＰＥＴ像のデータを記憶装置１２に多数記憶し、これらを再構成して、ＰＥＴ像を作成し表示装置１３にて表示する。
【００５１】
なお、以上の３つ以上の検出信号が計数された場合の手順において、例えば初期入射位置が、位置Ａの場合も位置Ｂの場合も、いずれも起こり得るという結果になった場合、そのγ線撮像信号は除去しても良いし、図７の関係との誤差がより小さい方の減衰順序を選択するよにしても良い。更に、上記では、γ線対の片方のγ線が２つの放射線検出器４で減衰（２回減衰）した場合（即ち、２通りの減衰順序から選択する簡単な例）を説明したが、発生したγ線対の双方のγ線が、放射線検出器４の内部で複数回散乱した場合等も、考えられるパターンを全て挙げ、各パターンに関し、以上の特定手順を適用することにより、正当な減衰順序を特定することができる。また、各放射線検出器４の配列により、物理的に同時計数され得ない放射線検出器４の位置関係を設定しておき、この位置関係に当てはまるパルス信号を除去するようにしておいても良い。
【００５２】
一方、同時計数したγ線撮像信号が２つである場合、同時計数装置９は、それらをγ線対と判定し、それらを検出した放射線検出器４の位置情報、及びそれらを結ぶ直線方向を含むＰＥＴ像のデータ信号を演算処理装置１１に出力する。また、計数したγ線撮像信号が１つの場合、それを除去する構成としても良いし、従来のように、その信号を検出した放射線検出器４と、それに１８０°対向する放射線検出器４とを結ぶ直線の方向を含むデータ信号を演算処理装置１１に出力する構成としても良い。
【００５３】
以下、本実施の形態により得られる作用効果を順次説明する。
（１）ＰＥＴ像の精度向上
本実施の形態によれば、図８に示した所定の特定手順に従い、γ線対の初期入射位置及び初期入射方向をより効果的に特定することができる。これにより、演算処理装置１１に信頼性の高いデータを出力することができ、更に精度の高いＰＥＴ像を作成することができる。なお、本実施の形態においては、18ＦＤＧをＰＥＴ用薬剤として用いた場合を説明したが、上記のγ線の初期入射位置及び初期入射方向の特定手順は、他の放射性核種を含むＰＥＴ用薬剤を用いた場合にも適用可能であることは言うまでもない。
【００５４】
（２）エネルギー分解能の向上
従来のＰＥＴ検査装置は、本実施の形態のように放射線検出器を多層配置とせず、内部に反射材をそれぞれ備えた放射線検出器を単層配置するのが一般的であった。こういった従来のＰＥＴ検査装置においては、信号伝達物質が光電子増倍管に到達したパターンを基に、孔部の半径方向においてγ線入射位置の位置情報を求めていた。そのため、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ことがあり、信号伝達物質が減少し、エネルギー分解能が低下する場合があった。それに対し本実施の形態は、放射線検出器４として半導体放射線検出器を用い、これらを多層配置することにより、信号伝達物質を減らさずに、検出範囲としても孔部６の半径方向に奥行きを持たせることができ、孔部６の半径方向においてγ線が到達した正確な位置情報（検出信号を出力した放射線検出器４の位置情報）を得ることができ、エネルギー分解能を向上させることができる。
【００５５】
（３）Ｘ線ＣＴ検査と並行したＰＥＴ検査の実現
従来、透過Ｘ線を検出する撮像装置と、γ線を検出する撮像装置とはそれぞれ独立して設けられるのが一般的であったが、本実施の形態においては、共用の放射線検出器４によりＸ線及びγ線を検出することができるので、上記撮像装置２は、簡単かつコンパクトな構造でＸ線ＣＴ検査とＰＥＴ検査の両方を単体で実施することができる。
【００５６】
（４）患部位置の特定精度向上
上記のＰＥＴ像及びＸ線ＣＴ像は、共用の放射線検出器４からの撮像信号を基に再構成されるので、互いに精度良く照合させることができ、両者の合成断層像から、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、被検者１７の患部位置を精度良く特定することができる。
【００５７】
（５）被検者の負担軽減
本実施の形態は、Ｘ線撮像信号及びγ線撮像信号を共用の放射線検出器４から得ることができるため、短時間でそれらＸ線撮像信号及びγ線撮像信号を得ることができる。これにより、検査に要する時間（検査時間）を短縮することができ、被検者１７の精神的及び肉体的負担を大きく低減することができる。また、従来のようにＸ線ＣＴ検査とＰＥＴ検査を分けて行う場合と比べ、Ｘ線を検出する撮像装置からγ線を検出する別の撮像装置まで移動させる必要がなく、これによっても検査時間は短縮される。更に、検査時間が短縮されることにより、検査中、被検者１７が動いてしまう確率を低減することができ、それだけ質の高いＸ線ＣＴ像及びＰＥＴ像を得ることができる。
【００５８】
次に、非散乱γ線及び散乱γ線のエネルギーと散乱角とを基に、γ線の減衰順序を特定する他の実施の形態として、２次元計測型のＰＥＴ検査装置における単γ線検出による検出効率の向上を図る本発明の第２の実施の形態を説明する。２次元計測においては、放射線検出器の体軸方向（上記孔部６の軸方向に相当）に対し、角度を持って初期入射するγ線をコリメータにより除去し、体軸方向に対して垂直に初期入射するγ線のみを検出する。一般的に、この２次元計測では、角度を持って入射するγ線を除去することから単位時間あたりのγ線対カウント数が減るが、散乱γ線の影響が非常に少なくなるといったメリットがある。
【００５９】
図９は本発明のＰＥＴ検査装置の第２の実施の形態の全体構造を表す概略図、図１０はこの図９中Ｘ−Ｘ断面による断面図である。これら図９及び図１０に示すように、本実施の形態のＰＥＴ検査装置１Ａは、その２次元計測ＰＥＴ検査に用いられるもので、撮像装置２にコリメータ５０を設けた点を除いて先に説明したＰＥＴ検査装置１と同様の構成である。このコリメータ５０は、最も内側に配置される上記検出器列４Ｘ（図４参照）を構成する放射線検出器４の前面（内周側）に位置するよう、検出器支持板５に取付けられている。
【００６０】
本実施の形態のＰＥＴ検査装置１ＡによるＰＥＴ検査及びＸ線ＣＴ検査の手順は、γ線の初期入射位置及び初期入射方向の特定を除いて、先に説明した第１の実施の形態と同様である。本実施の形態においては、コリメータ５０を通過して放射線検出器４に入射したγ線が、任意の放射線検出器４で３回以上散乱した場合、その減衰順序を特定する。ここでは、説明の簡略のために、例えば、図１０に示すように放射線検出器４に入射したγ線が、放射線検出器４ｇ〜４ｉにおいて任意の順番で減衰し、かつこれら３箇所で全減衰したとする。但し、放射線検出器４ｇ〜４ｉのそれぞれの位置を位置Ａ〜Ｃ、これら位置Ａ〜Ｃで減衰したエネルギーをそれぞれＥA,ＥB,ＥCとする。なお、繁雑防止のため、この説明では位置Ａ〜Ｃが同一平面内に存在している場合を図示するが、位置Ａ〜Ｃが図１０のように同一平面内にない場合も、以下に説明する手順は適用できる。
【００６１】
まず、図１０においてγ線の減衰順序として考えられるのは、（▲１▼Ｂ→Ａ→Ｃ）（▲２▼Ｃ→Ａ→Ｂ）（▲３▼Ａ→Ｂ→Ｃ）（▲４▼Ｃ→Ｂ→Ａ）（▲５▼Ａ→Ｃ→Ｂ）（▲６▼Ｂ→Ｃ→Ａ）の６通りである。また、位置Ａ〜Ｃの３箇所で全減衰したことから、初期入射時のγ線のエネルギー（トータルエネルギー）Ｅは、ＥA＋ＥB＋ＥCである。従って、２番目に減衰した位置に入射する散乱γ線のエネルギーは、トータルエネルギーＥから１番目に減衰したエネルギー（ＥA〜ＥCのいずれか）を減算したエネルギー、２番目の位置で散乱した散乱γ線のエネルギーは、３番目に減衰した位置に入射する散乱γ線のエネルギー（ＥA〜ＥCのいずれか）となる。
【００６２】
従って、先の６通りの減衰順序に関し、２番目の減衰位置における散乱γ線の散乱角と、２番目の減衰位置で見た入射エネルギー及び出射エネルギーをそれぞれ算出し、各結果を先の図７の関係と照らし合わせ、６通りの減衰順序の中から実際に起こり得た正当な減衰順序を特定する。
【００６３】
次に、こうして特定された減衰順序を基に、初期入射位置における散乱角度を特定する。ここで、仮に上記６通りの減衰順序の中から、（▲３▼Ａ→Ｂ→Ｃ）が正当な減衰順序と特定された場合、１番目の減衰位置Ａで見た入射エネルギーはＥA＋ＥB＋ＥC、出射エネルギーはＥB＋ＥCとなり、これらを図７の関係と照らし合わせると、位置Ａでの散乱角が一義的に求められる。従って、２次元測定ＰＥＴ検査において、体軸方向に垂直なγ線のみが放射線検出器４に入射することを考慮すると、γ線の初期入射時の方向が、例えば図１０中の矢印９７ａ，９７ｂのいずれかであることになる。この場合、図１０に示すように、検出したγ線の線源（発生源）の存在範囲から矢印９７ｂは物理的にあり得ないので、必然的にγ線が初期入射した放射線検出器４（初期入射位置）は放射線検出器４ｇ、その初期入射方向は矢印９７ａと一義的に特定される。
【００６４】
なお、同時計数されたγ線撮像信号が２つ以下である場合（即ち放射線検出器４での減衰回数が２回以下の場合）、そのデータは除去し利用しないか、又は線源の存在する範囲から均一に入射すると仮定し、この仮定の下、１回目の減衰位置を特定する。
【００６５】
以上の本実施の形態のγ線の初期入射位置及び初期入射方向の特定は、同時計数装置９で行われる。前述のように、γ線弁別装置８は、例えば所定のエネルギーしきい値以上のγ線撮像信号を、パルス信号に変換して同時計数装置９に出力する。このとき、勿論、パルス信号と共に、γ線撮像信号を検出した放射線検出器４の位置情報も同時計数装置９に出力する。同時計数装置９は、γ線撮像装置８から入力したパルス信号を基に、γ線の初期入射位置及び初期入射方向を特定し、これらを含むＰＥＴ像のデータ信号を演算処理装置１１に出力する。本実施の形態においては、同時計数したパルス信号が３つ以上のとき、同時計数装置９は、上記の初期入射位置及び初期入射方向の特定手順を実行するが、それ以外の場合、状況に応じて以下のような手順を実行する。
【００６６】
図１１は、同時計数装置９における信号の入出力の一例を表す図である。但し、この図１１において、（）内の数字は信号の入力数（又は出力数）を表している。この図１１に示すように、例えば、図中ウ、オ、カのケースのように、入力したパルス信号からγ線の初期入射位置及び初期入射方向が特定されたら、同時計数装置９は、その特定した初期入射位置及び初期入射方向を含むＰＥＴ像のデータ信号を演算処理装置１１に出力する。パルス信号の入力数がゼロの場合（ア）や、全減衰したγ線のパルス信号が１つ入力された場合（イ）、また例えば、放射線検出器４の配置上、同一発生源からのγ線であり得ない任意のパルス信号が３つ計数された場合（キ）等は、同時計数装置９は、それらパルス信号を除去し、ＰＥＴ像のデータ信号を出力しない。また、全減衰したγ線のパルス信号が２つ計数された場合（エ）は、その信号を検出した放射線検出器４の位置情報、及びこれらを結ぶ直線を含むデータ信号を演算処理装置１１に出力する。
【００６７】
演算処理装置１１では、前述の第１の実施の形態と同様、入力したＰＥＴ像のデータ信号を記憶装置１２に記憶する。また、前述の各γ線撮像信号に対する計数値も、演算処理装置１１により記憶装置１２に記憶される。なお、３つ以上の信号が計数された場合（キ）においては、その入射方向が分かっていれば、その方向に応じたデータを出力しても良い。このようにして得られたデータを演算処理装置１１にて再構成して、表示装置１３に表示する。
【００６８】
本実施の形態においても、前述の第１の実施の形態と同様の効果を得ることができる。またこれに加え、第１の実施の形態においては、γ線対の片方又は双方のγ線が散乱した場合、着目した一方の非散乱γ線の減衰順序を、もう一方の非散乱γ線の検出信号を基に特定したが、本実施の形態は、２次元測定ＰＥＴ検査において、γ線対のうちの他方が被検者の体内で全減衰した（吸収された）場合でも、もう一方のγ線の散乱状態を考慮して非散乱γ線の初期入射位置とその方向性（即ち初期入射方向）を特定することにより、効率的に非散乱γ線のデータを収集でき、ＰＥＴ像の精度向上を図ることができる。また、これにより、２次元測定ＰＥＴ検査における単位時間当りのカウント数が向上し、それだけ検査時間の短縮が可能となり、被検者１７の負担低減や、被検者数のスループット向上等といったメリットも期待できる。なお、本実施例のように、２次元測定型のＰＥＴ検査装置に対しても、γ線対の双方の入射が確認できれば、第１の実施の形態の散乱γ線の減衰順序の特定は適用できる。
【００６９】
以上のように説明してきた第１及び第２の実施の形態においては、Ｘ線ＣＴ像の作成時、アーム３８を順次伸縮させ、被検者１７の各断面の断層像を作成する例を示したが、Ｘ線源３１の周回とアーム３８の伸縮とを並行して行うことにより、Ｘ線のヘリカルスキャンを行う場合にも、上記第１及び第２の実施の形態は適用可能である。また、アーム３８を伸縮させる代わりに、ベッド１６を孔部６の軸方向に移動させる構成としても構わない。
【００７０】
また、上記手順のＰＥＴ及びＸ線検査は、被検者１７の全身に渡って実施する場合もあるし、被検者１７の患部の位置が予め他の検査によってある程度特定されている場合には、その特定された患部の位置の近傍に対し実施することもある。更に、検査によっては、被検者１７に予めＰＥＴ用薬剤を投与せず、ＰＥＴ用薬剤をベッド１６上に横たわった被検者１７に投与することもあるし、投与しながら検査を行うこともある。また、以上の第１及び第２の実施の形態では、特に説明しなかったが、ＰＥＴ検査装置１，１Ａに較正線源を別途設け、トランスミッション像の撮影を行う構成としても良い。これらの場合も同様の効果を得る。
【００７１】
また、第１及び第２の実施の形態においては、同時計数装置９でγ線の減衰順序、初期入射位置、及び初期入射方向を、所定の手順に従って特定しているが、本処理を実行する回路を別に設けて本処理を高速に行ってもよい。また、同時計数を回路では同時事象の選択のみを行いその後ソフトウェアで処理しても良い。つまり同時計数装置９においては、例えば３つの信号が入力された場合、それらの信号が同時であることを示すデータを付加して演算処理装置１１に送り、演算処理装置１１にて減衰順序、初期入射位置、及び初期入射方向を、所定の手順に従って特定する。さらには、例えば放射線検出器毎に記憶領域を具備し、その記憶領域にγ線が入射した時刻と、γ線がその放射線検出器で減衰したエネルギーを書き込み、書き込んだデータを後で演算処理装置１１にて同時か否かを判定するような収集法においても、演算処理装置１１にて減衰順序、初期入射位置、及び初期入射方向を、所定の手順に従って特定することが可能である。この場合も同様の効果を得る。
【００７２】
また、第１及び第２の実施の形態において、片方のγ線が放射線検出器内で散乱し、もう片方のγ線が放射線検出器で検出できなかった場合でも、入射散乱角を求めることは可能である。この性質を利用して、そのγ線がある領域（例えば平面内）から放出されたものであることが分かっていれば、その散乱角で入り得る領域内のいずれかから発生したことがわかる。このようなデータを有効活用することにより放射線検出器の検出効率が向上し患者の負担を軽減することが可能となる。
【００７３】
また、以上の第１及第２の実施の形態では、図２及び図１０に示したように、多層配置した放射線検出器４を、一番内側のものを基点として半径方向に直線状に配置したが、これに限られず、半径方向に千鳥配置する構成としても構わない。また、以上においては、対をなして放出されるγ線を検出するＰＥＴ検査において説明したが、例えば、α線とγ線、又はβ線とγ線が対を成して放出される場合もある。このような場合、α線やβ線は透過力が弱いが、γ線が複数回散乱する場合があるので、以上で説明した減衰順序の特定が適用可能である。以上においては、同時計数装置９にて、γ線の初期入射位置の特定を行う場合を説明したが、例えば各放射線検出器４の位置、エネルギー検出値、及び検出時刻のデータを演算処理装置１１に出力し、演算処理装置１１により、説明した処理手順を実行することも可能である。これらの場合も勿論同様の効果を得ることができる。
【００７４】
【発明の効果】
本発明によれば、設定時間内に出力された３つの検出信号と、これら検出信号を出力した３つの放射線検出器の位置情報とを基に、γ線の初期入射位置、初期入射方向を特定することにより、確率的にγ線の初期入射位置を特定する場合と異なり、非散乱γ線を効率良く特定し、精度の高いＰＥＴ像を作成することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明のＰＥＴ検査装置の第１の実施の形態の全体構造を表す概略図である。
【図２】図１中II−II断面による断面図である。
【図３】放射線検出器の詳細な取付構造を表す斜視図である。
【図４】本発明のＰＥＴ検査装置の第１の実施の形態における配線状態を表す概略図である。
【図５】信号弁別装置の詳細構造を表す概略図である。
【図６】演算処理装置による断層像の作成手順を表すフローチャートである。
【図７】散乱前後のγ線のエネルギーと散乱角の関係を表す図である。
【図８】本発明のＰＥＴ検査装置の第１の実施の形態におけるγ線の初期入射位置及び初期入射方向の特定手順を表すフローチャートである。
【図９】本発明のＰＥＴ検査装置の第２の実施の形態の全体構造を表す概略図である。
【図１０】図９中Ｘ−Ｘ断面による断面図である。
【図１１】本発明のＰＥＴ検査装置の第２の実施の形態における同時計数装置の信号の入出力の一例を表す図である。
【符号の説明】
１，１Ａ    ＰＥＴ検査装置
４            放射線検出器
８          γ線弁別装置
９          同時計数装置
１０        断層像作成装置
１１        演算処理装置
１２        記憶装置
１３        表示装置
３１        Ｘ線源
５０        コリメータ
６１        信号弁別装置
【図１】
0003851575.tif 000003
【図２】
0003851575.tif 000004
【図３】
0003851575.tif 000005
【図４】
0003851575.tif 000006
【図５】
0003851575.tif 000007
【図６】
0003851575.tif 000008
【図７】
0003851575.tif 000009
【図８】
0003851575.tif 000010
【図９】
0003851575.tif 000011
【図１０】
0003851575.tif 000012
【図１１】
0003851575.tif 000013