JP2003167058A - 放射線検査装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】放射線のより正確な到達位置を把握し、作成さ
れる画像の精度を向上する。 【解決手段】撮像装置２は、多数の放射線検出器４及び
放射線検出器支持板５を有する。多数の放射線検出器４
が、孔部６の周囲を取囲んで、かつ孔部６の軸方向に配
置される。各放射線検出器４は、それぞれ三層配置で孔
部６の中心から放射状に、放射線検出器支持板５の側面
に取付けられる。放射線検出器４を、孔部６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、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（γ線撮像信号を出力した放射線検出器４の位
置情報）を得ることができる。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が図られ
る。その結果、本実施例は、断層像の精度、つまりＰＥ
Ｔ検査の精度を向上できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、放射線検査装置に
係り、特にＸ線ＣＴ，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（Posi
tron EmissionComputed Tomography）、以下、ＰＥＴと
いう），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 P
hotonEmission Computed Tomography））、以下、ＳＰ
ＥＣＴという）、及びデジタルＸ線検査に用いるフラッ
トパネルディテクタ等に適用するのに好適な放射線検査
装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】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として、放射線を用いた検査
がある。放射線検査装置の代表的なものとして、Ｘ線Ｃ
Ｔ，デジタルＸ線検査，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、すなわち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。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）の電子と結合して陽電
子消滅し５１１ｋｅＶのエネルギーを持つ、一対のγ線
（対γ線という）を放射する。それらのγ線は、互いに
ほぼ正反対の方向(１８０°±０.６°）に放射されるの
で、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。なお、得られたデータは、アイトリプルイー トラ
ンザクション オン ニュークリア サイエンス(IEEE
Transaction on Nuclear Science）ＮＳ−２１巻の２１
頁に記載されているフィルタードバックプロジェクショ
ン法（Filtered Back ProjectionMethod ）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】ＰＥＴ検査では、陽電子消滅の際に発生す
るγ線が体内で減衰するため、トランスミッションデー
タを撮影しγ線の体内減衰を補正する。トランスミッシ
ョンデータ撮影とは、例えば放射線源にセシウムを用い
てγ線を入射させ、被検体内を透過した強度を測定する
ことにより被検体内におけるγ線の減衰率を測定する方
法である。得られたγ線減衰率を用いて被検体内部での
γ線減衰率を見積もりＰＥＴ検査で得られたデータを補
正することにより、より高精度なＰＥＴ像を得ることが
可能である。

【０００５】現在、ＰＥＴ検査の精度を向上させる方法
の一つとして、メディカル イメージング テクノロジ
ー(MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY)第１８巻 第１号の１
５ページに有るように、反射板をクリスタル中に挿入
し、深さ位置を検出するＤＯＩ（Depth−Of−Interacti
on）検出器を用いることで深さ位置情報取得し、それを
用いて画像を再構成し、画質を向上させる方法がある。
この方法を使うためには放射線検出器の奥行き方向の位
置情報も知ることのできる放射線検出器を用いる必要が
ある。

【０００６】しかし、ＤＯＩ検出器の問題として、信号
伝達物質減少に起因する画像劣化がある。例えば５mm角
のＢＧＯシンチレータを用いた場合、信号伝達物質であ
る光子は５１１ｋｅＶのγ線が１つ入射した場合約２０
０個発生する。しかし、上記のＤＯＩ検出器のように、
反射材により一部の光子を反射させた場合、信号伝達物
質が減少する。光電子増倍管に到達する信号伝達物質数
をＮ、入射γ線のエネルギーをＥとしたとき、エネルギ
ースペクトルの広がりσは、（１）式で表され

【０００７】

【数１】

【０００８】る。このためＮが小さくなるとσが増大
し、エネルギースペクトルが広がる。エネルギースペク
トルが広がった場合には、入射γ線のエネルギーと、Ｄ
ＯＩ検出器で発生する信号との間の相関が悪くなる。そ
の結果、入射γ線のエネルギーを正確に測ることが難し
くなる。

【０００９】入射γ線のエネルギーを正確に測れない場
合、入射γ線の中に含まれる散乱線を除去することが困
難になる。ＰＥＴでは散乱線を除去するために放射線検
出器から出力された信号をエネルギーフィルターをかけ
て、あるエネルギー以上のγ線のみを検知する。しか
し、エネルギースペクトルが広がった場合、例えば511
ｋｅＶのγ線が放射線検出器から出力する信号と、３０
０ｋｅＶのγ線が放射線検出器から出力する信号とを区
別できない場合、エネルギーフィルターは３００ｋｅＶ
以下にする必要がある。この場合、３００ｋｅＶ以上の
散乱線も同時に計測するため、ノイズが増大する。これ
はＰＥＴ画像劣化の要因となる。

【００１０】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，²⁰¹
Ｔｌ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。

【００１１】Ｘ線ＣＴはＸ線源から放出された放射線を
被検診者に照射し、その被検診者の体内における放射線
の透過率から体内の形態を撮像する方法である。放射線
検出器で測定した体内を透過したＸ線の強度を用いて、
Ｘ線源と放射線検出器との間における体内の線減弱係数
を求める。この線減弱係数を用い、前述のフィルタード
バックプロジェクション法により各ボクセルの線減弱係
数を求め、その値をＣＴ値に変換する。

【００１２】フラットパネルディテクタは、従来のＸ線
レントゲン検査をデジタル化したデジタルＸ線検査に用
いる平面型放射線検出器である。フラットパネルディテ
クタ撮影装置は、従来のＸ線フィルムの替りに、その平
面型放射線検出器を備えており、体内を透過したＸ線を
検出して体内減衰情報をデジタル情報として扱い、この
デジタル情報をモニタ上に表示する。フラットパネルデ
ィテクタ撮影装置は、Ｘ線フィルムなどが不要であり、
また撮像直後に像を見ることが可能である。

【００１３】

【発明が解決しようとする課題】これらの放射線検査装
置には、検査の精度を保つため、放射線検出器の検出効
率の感度補正を例えば３ヶ月に１回以上行う必要がある
ことである。放射線検出器の検出効率は、時間がたつに
つれて劣化するが、その劣化特性は検出器による個体差
がある。そのため、定期的に各放射線検出器の検出効率
を知る必要がある。ＰＥＴ検査やＳＰＥＣＴ検査では各
放射線検出器に入射した光子数を計測するため、放射線
検出器の検出効率にばらつきがある場合は正しい計測が
できない。そのため、予め各放射線検出器の検出効率を
知り、その効率の逆数を各放射線検出器に乗じて放射線
検出器の検出効率差に伴う画像劣化の補正を行う。一
方、Ｘ線ＣＴ検査やフラットパネルディテクタ検査で
は、Ｘ線の強度を放射線検出器で検出するが、強度の測
定に関しても同様に検出効率にばらつきがある場合は補
正する必要がある。

【００１４】このように放射線検査装置には、検査精度
を保つために各放射線検出器の検出効率のばらつきを調
べなければならないという問題があり、多大な時間と労
力を必要としていた。

【００１５】本発明の目的は、放射線のより正確な到達
位置を把握でき、作成される画像の精度を向上できる放
射線検査装置を提供することにある。

【００１６】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成する本発
明の特徴は、撮像装置を備え、撮像装置は被検体からの
放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、第１の放
射線検出器を通った放射線を検出する第２の放射線検出
器が設けられていることにある。第１の放射線検出器を
通った放射線を検出する第２の放射線検出器が設けられ
ているため、被検体に対向する第１の放射線検出器から
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）をより正確に確認できる。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。

【００１７】本発明は、好ましくは、撮像装置が被検体
からの放射線を検出する複数の放射線検出器を有し、こ
れらの放射線検出器は、撮像装置に形成されて前記ベッ
ドが挿入される孔部の周囲を取囲んで配置され、かつ孔
部の半径方向において異なる位置にも配置されている。

【００１８】また、本発明は、好ましくは、撮像装置が
被検体からの放射線を検出する複数の放射線検出器を有
し、これらの放射線検出器は、撮像装置に形成されてベ
ッドが挿入される孔部の周囲に配置される放射線検出器
支持部材に設置され、かつ孔部の半径方向において異な
る位置においても放射線検出器支持部材に設置されてい
る。

【００１９】

【発明の実施の形態】（実施例１）本発明の好適な一実
施例である放射線検査装置を、図１及び図２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。放射線検査装置は、撮像
装置２，信号処理装置７，断層像作成装置１０，被検診
者保持装置１４，較正線源周方向移動装置３７及び駆動
装置制御装置３５を備える。

【００２０】撮像装置２は、ケーシング３，多数の放射
線検出器４及び放射線検出器支持板５を有している。ケ
ーシング３は、被検体である被検診者が挿入される孔部
（貫通孔）６を有する。多数の放射線検出器（例えば合
計１００００個）４が、孔部６の周囲を取囲んで、かつ
孔部６の軸方向に配置される。これらの放射線検出器４
のうち最も内側に位置する放射線検出器４は、図２に示
すように、孔部６の周囲に環状に配置される。他の放射
線検出器４は、最も内側に配置された上記放射線検出器
４を基点に孔部６の中心から放射状になるように配置さ
れる。放射線検出器４は、孔部６の半径方向において異
なる位置にも配置される。すなわち、本実施例は、孔部
６の半径方向において三層になるように三個の放射線検
出器４（例えば、図２に示す放射線検出器４ａ，４ｂ，
４ｃ）を直線状に配置している。各層の放射線検出器４
は、それぞれ環状（例えば、同心円状）に配置される。

【００２１】放射線検出器４は、図３に示すように、放
射線検出器支持板５の側面に取付けられる。すなわち、
放射線検出器４は、リングを半分にした形状を有する放
射線検出器支持板５の側面に放射状に取付けられる。放
射線検出器４が取付けられた複数の放射線検出器支持板
５が、孔部６の下方で孔部６の軸方向に配置される。こ
れらの放射線検出器支持板５はケーシング３に固定され
る。図３は図示していないが、放射線検出器４が取付け
られた複数の放射線検出器支持板５は、孔部６より上方
でも孔部６の軸方向に配置され、ケーシング３に固定さ
れる。孔部６より下方に配置された１つの放射線検出器
支持板５は、孔部６より上方に配置された１つの放射線
検出器支持板５と共に同一面内でリングを形成するよう
に配置される。放射線検出器支持板５は、環状に形成し
てもよい。

【００２２】信号処理装置７は、各放射線検出器４毎に
設けられたγ線弁別装置８、及び同時計数装置９を備え
る。γ線弁別装置８は配線１３により対応する放射線検
出器４に接続される。γ線弁別装置８は放射線検出器４
と同じ数だけ設置される。１つの同時計数装置９は、各
γ線弁別装置８に接続される。断層像作成装置１０は、
コンピュータ１１，記憶装置１２及び表示装置１３を備
える。コンピュータ１１は同時計数装置９に接続され、
記憶装置１２はコンピュータ１１に接続される。表示装
置１３はコンピュータ１１に接続される。被検診者保持
装置１４は、支持部材１５、及び支持部材１５の上端部
に位置して長手方向に移動可能に支持部材１５に設置さ
れたベッド１６を備える。撮像装置２は、ベッド１６の
長手方向と直行する方向に配置される。

【００２３】代表的な放射線検出器として、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４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。

【００２４】較正線源周方向移動装置３７は、ガイドレ
ール２８及び較正線源装置２９を備える。環状のガイド
レール２８は、孔部６を取囲むようにケーシングの被検
診者保持装置１４側の側面に取付けられる。較正線源装
置２９は較正線源駆動装置３０及び較正線源３１を有す
る。較正線源駆動装置３０はガイドレール２８に移動可
能に取付けられる。較正線源駆動装置３０は、図示され
ていないが、ガイドレール２８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。較正線源３１は、較正線源駆動装置
３０のケーシング（図示せず）に設置されて水平方向に
伸縮が可能なアーム３８の先端部に取付けられている。
較正線源３１は、図４に示すように、一方向に開口を有
するγ線遮蔽体３２内にγ線源３３を収納している。躯
体となるケーシング(図示せず)が、上記の開口部分を除
いてγ線遮蔽体３２の外側を覆っている。較正線源３１
は、γ線遮蔽体３２の開口を塞ぐ移動可能なシャッター
３４を有する。γ線源３３には、５１１ｋｅＶのγ線を
放出するＧａ−Ｇｅ線源を用いる。Ｇａ−Ｇｅ線源の替
りに６６２ｋｅＶのγ線を放出するＣｓ線源を用いても
よい。較正線源３１はトランスミッションデータ撮影時
に用いられる線源である。γ線遮蔽体３２の開口の前面
に配置されたコリメータ３９が、シャッター３４の開閉
動作を妨げないようにγ線遮蔽体３２に取付けられる。

【００２５】まず、放射線検査装置１Ａを用いたトラン
スミッションデータ撮影について説明する。トランスミ
ッションデータ撮影は、較正線源を用いて被検診者の体
内のγ線透過率を計測する手法である。その計測要する
時間は、１〜２分程度かかる。較正線源から放出された
γ線は、被検診者を透過した後、放射線検出器４で計測
される。較正線源の放射能強度及び計測されたγ線に基
づいて、被検診者の体内でのγ線減衰率を求める。求め
られたγ線減衰率は、ＰＥＴ検査における体内散乱（放
射性薬剤に起因して体内で発生したγ線が体内で散乱，
減衰する現象）の補正に用いられる。

【００２６】トランスミッションデータ撮影を具体的に
述べる。被検診者１７が横たわっているベッド１６が孔
部６内に挿入される。トランスミッションデータ撮影を
開始するとき、線源制御装置６９はシャッター３４を開
く。γ線源３３から放出されたγ線は、γ線遮蔽体３２
の開口及びコリメータ３９を通って被検診者１７に照射
される。γ線源３３からのγ線は、コリメータ３９によ
って指向性が強くなり進行方向が特定される。駆動装置
制御装置３５は、トランスミッションデータ撮影を開始
するとき、駆動開始信号を出力して、較正線源駆動装置
３０のモーターを回転させる。モーターの回転によっ
て、較正線源駆動装置３０はガイドレール２８に沿って
被検診者１７の周囲を移動する。較正線源３１は孔部６
内で被検診者１７の周囲を移動する。このため、較正線
源３１から放出された高指向性のγ線は、被検診者１７
に周方向のあらゆる位置から照射される。ベッド１６が
孔部６の反対側に向かって移動する。被検診者１７を透
過したそのγ線は放射線検出器４によって計測される。
高指向性のγ線が照射されるため、放射線検出器４が計
測するγ線は、非散乱のγ線であり、γ線源３３より放
出された時と同じ511ｋｅＶのエネルギーを有する。

【００２７】放射線検出器４は、被検診者１７を透過し
たγ線を計測してγ線撮像信号を出力する。このγ線撮
像信号に対して、後述のＰＥＴ検査時に検出されるγ線
撮像信号と同様に、γ線弁別装置８はパルス信号を発生
し、同時計数装置９はパルス信号を計数してその計数
値、及び対γ線を検出した２つの検出点（孔部６の軸心
を中心にしてほぼ１８０°方向が異なって配置された一
対の放射線検出器４の位置）を出力する。コンピュータ
１１は、その計数値、及び２つの検出点の位置情報を記
憶装置１２に記憶する。トランスミッションデータ撮影
を終了するとき、駆動装置制御装置３５は、駆動終了信
号を出力して、較正線源駆動装置３０のモーターを停止
させる。そのとき、線源制御装置６９はγ線の外部への
放出を遮るために較正線源３１のシャッター３４を閉じ
る。

【００２８】孔部６の半径方向に直線状に三層配置され
た３つの放射線検出器４（例えば、図１に示す放射線検
出器４ａ，４ｂ，４ｃ）を、１つの放射線検出器グルー
プと称する。本実施例は、複数の放射線検出器グループ
を有する。放出されたγ線のエネルギーが均一である場
合、理論式によりγ線の検出効率が求まる。放射線検出
器４は、検出部を５mm厚さのＣｄＴｅで構成した半導体
放射線検出器であるため、５１１ｋｅＶのγ線の検出効
率は約２０％である。そのため、１つの放射線検出器グ
ループにおいて、一層目の放射線検出器４では入射γ線
の約２０％が、二層目の放射線検出器４では、一層目の
放射線検出器４を透過した８０％のγ線うちの約２０
％、つまり約１６％のγ線が減衰する。三層目の放射線
検出器４では、二層目の放射線検出器を透過した６４％
のγ線のうちの約２０％、すなわち１２.８ ％のγ線が
減衰する。それらの減衰に応じたγ線撮像信号が一層目
及び二層目の各放射線検出器４から出力される。そし
て、そのγ線撮像信号は、該当する信号処理装置７のγ
線弁別装置８で散乱γ線を除去されてパルス信号に変え
られる。その信号処理装置７の同時計数装置９はパルス
信号を計数する。各層の放射線検出器４からのγ線撮像
信号を独立に計測した場合、一層から三層の３つの放射
線検出器４の検出効率の理論値の比(約２０：１６：１
２.８）と大きく異なる（例えば±５％以上異なる）場
合は、いずれかの放射線検出器４が劣化して検出効率が
低下していることになる。例えば、それらの３つの放射
線検出器４のうち、どれか１つの放射線検出器４が劣化
し、他の２つの放射線検出器４が正常に動作していた場
合、１つの放射線検出器グループでの検出効率の実測値
の比は前記の理論値の比に対して大きく異なる。このた
め、劣化した放射線検出器４を発見することができる。
さらに、正常な２つの放射線検出器４の検出効率と前記
比から求めた検出効率と、実測の検出効率から、劣化に
よる検出効率の低下パーセンテージを計算できる。例え
ば、１つの放射線検出器グループにおける３つの放射線
検出器４の計測値に基づいて求められた検出効率の実測
値の比が、２０：４：１２.８ になったとする。この場
合、２層目の放射線検出器４の検出効率の実測値の比
が、上記の検出効率の理論値の比と比較して１２ポイン
ト（低下パーセンテージ：７５％）低下いる。このた
め。２層目の放射線検出器４は故障していると考えられ
る。

【００２９】故障検知方法の概念について説明する。あ
る時点で、γ線源３３から放出されたγ線は、コリメー
タ３９の形状上、１つの放射線検出器グループ内の３つ
の放射線検出器４（例えば、図２に示す放射線検出器４
ａ，４ｂ，４ｃ）に入射されるが、他の放射線検出器グ
ループ（例えば、１つの放射線検出器グループに隣接し
た放射線検出器グループ）内の３つの放射線検出器４に
は入射されない。１つの放射線検出器グループに属する
放射線検出器４の検出効率の比を、γ線透過距離及びγ
線透過順序を考慮しながら、過去の放射線検出器４の劣
化度合いを記したデータを用いて求める。また、１つの
放射線検出器グループに属する放射線検出器４の検出効
率の理論値の比を、シミュレーションまたは理論計算に
より求める。その１つの放射線検出器グループ内の各放
射線検出器４から出力された各γ線撮像信号に基づいて
求めた検出効率の実測値の比と、上記の検出効率の理論
値の比とを比較し、その放射線検出器グループ内の各放
射線検出器４が劣化していないか（または劣化している
か）を判断する。検出効率の実測値の比と、上記の検出
効率の理論値の比との比較は、全放射線検出器グループ
に対して行う。検出効率の理論値の比は撮像装置２に設
置された放射線検出器４が同じ種類であれば、どれか１
つの放射線検出器グループで代表して算出すればよい。
また、各γ線撮像信号に基づいて求めた検出効率の実測
値の比と、過去の放射線検出器４の劣化度合いを記した
データを用いて求めた検出効率の比とを比較し、その放
射線検出器グループ内の各放射線検出器４における劣化
の進行状況を判断する。放射線検出器４が劣化している
場合には、記憶装置１２に劣化度合いの情報を記憶し、
劣化及び故障をユーザーに知らせる。このような処理を
各放射線検出器グループ毎に繰り返すことにより、撮像
装置２に設置された各放射線検出器の検出効率の劣化度
合いの把握及び故障した放射線検出器の摘出が行える。
この故障検知方法の概念を適用した具体的な処理は、図
５及び図６を用いて後述する。

【００３０】次に、放射線検査装置１を用いたＰＥＴ検
査について説明する。被検体である被検診者１７に予め
注射等によりＰＥＴ用薬剤を投与する。その後、ＰＥＴ
用薬剤が被検診者１７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１７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１７はベッド１６上に寝かせられ、撮像装置２
を用いたＰＥＴ検査が実施される。ＰＥＴ検査の実施の
際には、ベッド１６が撮像装置２に向かって移動され、
被検診者１７はベット１６と共に孔部６内に挿入され
る。被検診者１７の体内の患部より放出された５１１ｋ
ｅＶのγ線（ＰＥＴ用薬剤に¹⁸Ｆを含んでいる場合）
は、放射線検出器４に入射される。各放射線検出器４
は、ＰＥＴ用薬剤に起因して患部から放出されたγ線を
それぞれ検出し、γ線の検出信号（以下、γ線撮像信号
という）を出力する。γ線撮像信号は、該当する配線１
３を介して該当するγ線弁別装置８に入力される。γ線
弁別装置８は、波形整形装置（図示せず）を有する。こ
の波形整形装置は、入力したγ線撮像信号を時間的なガ
ウス分布の波形を有するγ線撮像信号に変換する。ＰＥ
Ｔ用薬剤から放出された陽電子の陽電子消滅（患部で発
生）により生成されるγ線のエネルギーは、５１１ｋｅ
Ｖである。しかし、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８は、
散乱γ線を除去するため、例えばエネルギーが５１１ｋ
ｅＶ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
線撮像信号を通過させるフィルター（図示せず）を備え
ている。このフィルターは波形整形装置から出力された
γ線撮像信号を入力する。ここで、例として、４００ｋ
ｅＶ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４に入射したときに発生するγ線撮像信
号のばらつきを考慮したためである。γ線弁別装置８
は、そのフィルターを通過したγ線撮像信号に対して、
所定のエネルギーを有するパルス信号を発生させる。

【００３１】同時計数装置９は、全てのγ線弁別装置８
から出力されたパルス信号を入力し、各放射線検出器４
から出力された各γ線撮像信号に対する計数値を求め
る。更に、同時計数装置９は、トランスミッションデー
タ撮影時と同様に、前述の対γ線の各γ線に対するそれ
ぞれのパルス信号を用いて、その対γ線を検出した２つ
の検出点の位置情報を求める。これらの検出点の位置情
報は、コンピュータ１１に伝えられ、コンピュータ１１
によって記憶装置１２に記憶される。前述の各γ線撮像
信号に対する計数値も、コンピュータ１１により記憶装
置１２に記憶される。

【００３２】コンピュータ１１は、その計数値等を用い
て図５及ぶ図６に示す処理手順を実行して被検診者１７
の断層像を再構成する。その処理手順の内容を詳細に説
明する。ＰＥＴ検査時における計数値及び該当する検出
点の位置情報、及びトランスミッション撮影時における
計数値が、記憶装置１２から読み出されて入力される
（ステップ４０）。放射線検出器グループ内の各放射線
検出器に対する検出効率の理論値の比を算出する（ステ
ップ４１）。この論理比は、被検診者１７から放出され
たγ線透過距離（ＰＥＴ用薬剤に含まれる放射性核種に
応じて変わる）及びγ線透過順序を用いた理論計算によ
り求められる。¹⁸Ｆを含んでいるＰＥＴ用薬剤を被検診
者１７に投与した場合には、放射線検出器グループ内に
おける一層から三層の３つの放射線検出器４に対する検
出効率の理論値の比は約２０：１６：１２.８ である。
本実施例のようにその都度、検出効率の理論値の比を算
出するのではなく、含まれる放射性核種の異なる各ＰＥ
Ｔ用薬剤に対して、放射線検出器グループ内における全
放射線検出器に対する検出効率の理論値の比を予め算出
して記憶装置１２に記憶させておいてもよい。

【００３３】次に、劣化した放射線検出器４を抽出する
（ステップ４２）。ステップ４２の処理は、放射線検出
器グループ毎に行われ、図６を用いて具体的に説明す
る。まず、１つの放射線検出器グループを選択する（ス
テップ５０）。選択された放射線検出器グループ内の放
射線検出器に対する検出効率の実測値の比を算出する
（ステップ５１）。すなわち、選択された放射線検出器
グループ内の各放射線検出器４から出力されたそれぞれ
のγ線撮像信号に基づいて得られた各計数値を用いて、
それらの放射線検出器に対する検出効率の実測値の比を
算出する。検出効率の実測値の比と検出効率の理論値の
比との差が設定範囲（理論値の比に対して±５％の範
囲）内にあるかを判定する（ステップ５２）。その差が
設定範囲内にある場合（「Ｙｅｓ」の場合）は、選択さ
れた放射線検出器グループ内の各放射線検出器４は、劣
化しておらず正常に動作している。その差が設定範囲内
にない場合（「Ｎｏ」の場合）は、その放射線検出器グ
ループ内の劣化している放射線検出器（劣化放射線検出
器という）４を、記憶装置１２に記憶させる（ステップ
５３）。その差が設定範囲内にない場合は、その放射線
検出器グループ内のいずれか（または全て）の放射線検
出器４が劣化していることを意味する。放射線検出器グ
ループ内の劣化放射線検出器は、各放射線検出器におけ
る検出効率の実測値の比の値とその理論値の比の値とを
前述のように比較することによって確認できる。次に、
劣化放射線検出器４に関する劣化情報を表示装置１３に
出力する（ステップ５４）。劣化放射線検出器４に関す
る劣化情報は、記憶装置１２に記憶されている過去の放
射線検出器４の劣化度合いを記したデータを用いて求め
た検出効率の比の情報である。オペレータは、表示装置
１３に表示された劣化放射線検出器４に関する劣化情報
に基づいて劣化放射線検出器４の劣化の進行状況を判断
できる。劣化の進行度合いが大きな劣化放射線検出器４
は新しい放射線検出器４と交換する必要がある。劣化放
射線検出器４の検出効率を補正する（ステップ５５）。
例えば、１つの放射線検出器グループ内の放射線検出器
４ａ及び４ｃの実測値の比の値が理論値の比の値と一致
しており、放射線検出器４ｂの実測値の比の値が理論値
の比よりかなり低い場合は、放射線検出器４ａ及び４ｃ
の各検出効率の実測値の比、及びに放射線検出器４ａ，
４ｂ及び４ｃの検出効率の理論値の比に基づいて推測さ
れる検出効率を放射線検出器４ｂの検出効率として補正
する。この補正された検出効率に基づいて求められた計
数値は、放射線検出器４ｂの計数値として記憶装置１２
に記憶される。

【００３４】ステップ５２が「Ｙｅｓ」のときまたはス
テップ５５の処理が終了したとき、「選択されない放射
線グループが残っている」かについて判定する（ステッ
プ５６）。ステップ５６の判定が「Ｙｅｓ」の場合に
は、ステップ５７で次の放射線検出器グループが選択さ
れ、ステップ５６の判定が「Ｎｏ」になるまで、ステッ
プ５１以降の処理が実行される。ステップ５６の判定が
「Ｎｏ」になったとき、トランスミッション像を作成す
る（ステップ４３）。すなわち、トランスミッションデ
ータ撮影時に得られたγ線撮像信号に対する計数値を用
いて、被検診者１７の体内の各ボクセルにおけるγ線減
衰率を算出する。各ボクセルにおけるこのγ線減衰率は
記憶装置１２に記憶される。

【００３５】次に、各放射線検出器間における体内の減
衰補正計数を算出する（ステップ４４）。ＰＥＴ検査で
は対γ線が放出されるため、対γ線の体内における動距
離の和に基づいて体内の減衰補正計数を算出する。ＰＥ
Ｔ検査時に得られた計数値，検出点の位置情報及びステ
ップ４３で算出したγ線減衰率を用いて、後述のステッ
プ４７で述べる断層像の再構成の手法により、被検診者
１７の断層像を再構成する。まず、ステップ４３で得ら
れた各ボクセルにおけるγ線減衰率を用いて、対γ線を
検出するある一対の放射線検出器４（例えば、図７
（ｂ）に示す放射線検出器４ｆと放射線検出器４ｇ）間
におけるガンマ線減衰率をフォワードプロジェクション
法により求める。求められたそのガンマ線減衰率の逆数
が減衰補正計数である。ステップ４５において、減衰補
正計数を用い体内減衰補正を行う。ＰＥＴ検査時におい
て得られた計数値にその減衰補正計数を掛け合わせるこ
とによって、ＰＥＴ検査時において得られた計数値の補
正が行われる。被検診者１７の患部で発生したγ線は体
内を透過する間に吸収・減衰されるが、上記の減衰補正
計数を用いた補正をＰＥＴ検査時において得られた計数
値に対して行うことによって、更に高精度な計数値を得
ることができる。

【００３６】更に、ステップ４６において、放射線検出
器の検出効率差を反映してγ線撮像信号に対する補正を
行う。ＰＥＴ検査では対γ線が放出されるため、対γ線
のそれぞれのγ線が到達する２つの放射線検出器グルー
プ内の検出効率を用いて計数値を補正する必要がある。
つまり、その２つの放射線検出器グループ内でそれぞれ
γ線を検出した放射線検出器４の検出効率の補正計数を
両方かけることにより補正する。これを具体的に説明す
る。各放射線検出器４における検出効率についての、フ
ォワードプロジェクション撮像時における理論値と実測
値との差がステップ４２で求められている。放射線検出
器グループｊにおいて、ｉ番目の放射線検出器４に対す
る、フォワードプロジェクション撮像時における、検出
効率の理論値をＸｆｉ_ij、及びステップ４５で補正され
た計数値をＸｓｅ_ijとする。い番目の検出器が故障して
いると判定され、ｋ番目の検出器が正常である場合、ｉ
番目の放射線検出器に対する補正ＰＥＴ計数値Ｘｓｉ_ij
は（２）式で表される。ｉは孔部６に近い放射線検出器
４から１，２，３…となる。（２）式で求められた Ｘｓｉ_ij＝Ｘｓｅ_kj×Ｘｆｉ_ij／Ｘｆｉ_kj …（２） 補正ＰＥＴ計数値（放射線検出器の検出効率差を反映し
て補正された計数値）は記憶装置１２に記憶される。

【００３７】患部（例えば癌の患部）を含む、被検診者
１７の断層像を再構成する（ステップ４７）。ステップ
４７では、ステップ４６における補正によって得られた
補正ＰＥＴ計数値Ｘｓｉ_ij、及び検出点の位置情報を用
いて、断層像の再構成が行われる。その断層像の再構成
について、具体的に説明する。その断層像再構成の処理
は、フィルタードバックプロジェクション法を適用し、
上記計数値の情報及び検出点の位置情報を用いてコンピ
ュータ１１で行われる。コンピュータ１１は、断層像再
構成装置である。その断層像は、フィルタードバックプ
ロジェクション法では、前述した文献に記載されている
ように、距離ｔ及び角度θの２つのパラメータによりソ
ートされたデータを用いて再構成される。距離ｔ及び角
度θについて、図２を用いて具体的に説明する。被検診
者１７の患部から放出された対γ線が放射線検出器４
ｄ，４ｅで検出されたとする。放射線検出器４ｄと放射
線検出器４ｅとを結ぶ直線１８の中点を通り、直線１８
に垂直に交わる直線が１９である。基準軸２０（一番内
側の放射線検出器４が配置される円の中心点、すなわち
孔部６の中心点を通る直線であればどの方向でもよい）
と直線１９とのなす角度がθであり、孔部６の中心点２
１と直線１８との距離がｔである。角度θは、対γ線を
検出した放射線検出器４ｄと放射線検出器４ｅとを結ぶ
直線１８が、基準軸２０に対してどれだけ回転している
かを表している。

【００３８】放射線検査装置１は、孔部６の半径方向に
おいて複数の放射線検出器４を積層配置しているが、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７（ａ）に示すように被検診者１７の体
内のγ線対発生点２２（患部）より発生した２つのγ線
２３ａ，２３ｂが放射線検出器４ｆ，４ｇに入射した場
合を考える。検出器の内部のどの位置で減衰したかはわ
からないため、従来法では一対の放射線検出器４ｆ，４
ｈの先端位置を結ぶ線、つまり図７（ｂ）に示す線２４
を検出線とした。しかし、放射線検査装置１では、孔部
６の半径方向において放射線検出器４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４
ｇのγ線撮像信号が得られ、放射線検出器４ｆと放射線
検出器４ｇとを結ぶ線２５を検出線とすることができ
る。つまり、従来の検出器ではわからなかった検出器の
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２５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
がより実際のガンマ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。

【００３９】次に得られた結果をフィルタードバックプ
ロジェクションにより再構成する。コンピュータによっ
て再構成された断層のデータは、記憶装置１２に記憶さ
れると共に、表示装置１３に表示される。

【００４０】（１）本実施例は、放射線検出器４を、孔
部６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６
の半径方向において細分した位置でのγ線撮像信号を得
ることができる。このため、本実施例は、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（γ線撮像
信号を出力した放射線検出器４の位置情報）を得ること
ができる。なお、従来のＰＥＴ検査では、孔部６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６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。

【００４１】（２）本実施例は、孔部６の半径方向にお
いて独立した複数の放射線検出器４を配置しているた
め、それぞれの放射線検出器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をＰ
ＥＴ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８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。

【００４２】（３）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６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検査の精度を向上できる。

【００４３】（４）本実施例は、放射線検出器４として
半導体放射線検出器を用いているため、孔部６の半径方
向に複数の放射線検出器４を配置することができ、その
ように複数の放射線検出器４を配置しても撮像装置２が
大きくならない。

【００４４】（５）本実施例は、１つの放射線検出器グ
ループ内の各放射線検出器４に対する検出効率の実測値
の比とそれらの放射線検出器４に対する理論値の比とを
比較することによって、それらの放射線検出器４のうち
で劣化している放射線検出器４を簡単に見つけることが
できる。特に、孔部６の半径方向において、複数の放射
線検出器４を直線状に配置した場合には、上記の劣化し
ている放射線検出器４を簡単に見つけられる。

【００４５】（６）本実施例は、検出効率差によるノイ
ズ及び体内散乱ノイズを一台の撮像装置２を用いた撮像
によって補正することができる。

【００４６】本実施例のステップ４７では、ステップ４
５で補正した計数値をステップ４６で検出効率差を反映
して補正した補正ＰＥＴ係数値を用いて断層像を再構成
しているが、ステップ４６での補正を省略してステップ
４５で補正した計数値を用いてステップ４７で断層像を
再構成することも可能である。

【００４７】本実施例では、三個の放射線検出器４を孔
部６の半径方向に直線状に配置しているが、三個の放射
線検出器をそのように直線状ではなく、内側から二番目
の放射線検出器４を孔部６の周方向にずらして（例えば
一番内側の２つの放射線検出器の間の空間に面するよう
に）配置してもよい。このように、孔部６の半径方向に
複数の放射線検出器４が直線状に配置されていない場合
には、撮像装置を組立てた後に、各放射線検出器に到達
するまでのγ線の減衰率を試験により測定しなければな
らない。前述の実施例のように、孔部６の半径方向に複
数の放射線検出器４が直線状に配置されている場合に
は、放射線検出器４のγ線の減衰率が分かっているた
め、そのような試験を行う必要がない。

【００４８】なお、本実施例ではトランスミッションの
撮影によるγ線の体内吸収補正を行ったが、その補正の
替りに一般的に用いられているＰＥＴの補正技術を用い
てもよい。体内吸収補正の他の方法について説明する。
別に設置されたＸ線ＣＴ装置を用いて被検診者１７を透
過したＸ線をＸ線ＣＴ装置の放射線検出器で測定する。
その放射線検出器から出力されたＸ線の検出信号の減衰
率を用いて被検診者１７の断層像を再構成し、体内の各
位置でのＣＴ値を求める。得られたＣＴ値から、体内の
各位置における物質組成を見積もる。そして物質組成デ
ータから511ｋｅＶにおける各位置での線減弱係数を見
積もる。得られた線減弱係数データを用いて、ＰＥＴ検
査において一対のγ線を検出した一対の半導体素子部間
の線減弱係数をフォワードプロジェクション法により求
める。求められたその線減弱係数の逆数を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
タ差の補正がなされる。 （実施例２）本発明の他の実施例である放射線検査装置
を、図８を用いて以下に説明する。本実施例の放射線検
査装置１Ａは、ＳＰＥＣＴ検査に用いられるものであ
り、放射線検査装置１の撮像装置２を撮像装置２Ａに、
信号処理装置７を信号処理装置７Ａに替えた構成を有す
る。放射線検査装置１Ａにおけるそれら以外の構成は放
射線検査装置１と同じである。信号処理装置７Ａは、γ
線弁別装置８Ａ、及びγ線弁別装置８Ａに接続された計
数装置３６を有し、放射線検出器４毎に設けられる。γ
線弁別装置８Ａは、実施例１におけるγ線弁別装置８の
フィルターにおけるエネルギー設定値４００ｋｅＶを１
２０ｋｅＶに変えた構成を有する。撮像装置２Ａは、撮
像装置２の構成にコリメータ２７を付加し、更に撮像装
置２の構成のうち較正線源周方向移動装置３７を較正線
源周方向移動装置３７Ａに替えたものである。コリメー
タ２７は、最も内側に配置される放射線検出器４の内側
に配置され、放射線検出器支持板５に取付けられる。コ
リメータ２７は、環状をしており、放射線検出器４に対
して斜め入射使用とするγ線を吸収する。本実施例も複
数の放射線検出器グループを有する。

【００４９】較正線源周方向移動装置３７Ａは、ガイド
レール２８及び較正線源装置２９Ａを備える。較正線源
装置２９Ａは較正線源駆動装置３０，較正線源３１Ａ及
びアーム３８を有する。較正線源３１Ａは、アーム３８
に取付けられる。図９に示す較正線源３１Ａは、較正線
源３１のγ線源３３をγ線源３３Ａに替えると共に、較
正線源３１からコリメータ３９を取除いた構成を有す
る。γ線源３３Ａは、１４１ｋｅＶ前後のγ線を放出す
る線源を用いる。例えば１２０ｋｅＶの⁵⁷Ｃｏを用い
る。

【００５０】まず、放射線検査装置１Ａを用いたトラン
スミッションデータ撮影は、放射線検査装置１を用いた
場合と同様に行われ、被検診者の体内でのγ線減衰率を
求める。得られたγ線減衰率は、ＳＰＥＣＴ検査におけ
る体内散乱の補正に用いられる。放射線検出器４は本例
では１２０ｋｅＶのエネルギーを有する。

【００５１】放出されたγ線のエネルギーが均一である
場合、理論式によりγ線の検出効率が求まる。放射線検
出器４は、検出部を５mm厚さのＣｄＴｅで構成した半導
体放射線検出器であるため、１４１ｋｅＶのγ線の検出
効率は約８０％である。本例では１２０ｋｅＶの線源を
用いているが、検出効率は大差がないので１４１keVと
して処理しても妥当な結果になる。そのため、１つの放
射線検出器グループの三層配置された３つの放射線検出
器４において、一層目の放射線検出器４で入射γ線の約
８０％が、二層目の放射線検出器４では、一層目の放射
線検出器４を透過した２０％のγ線うちの約８０％、つ
まり約１６％のγ線が減衰する。三層目の放射線検出器
４では、二層目の放射線検出器を透過した４％のγ線の
うちの約８０％、すなわち３.２ ％のγ線が減衰する。
それらの減衰に応じたγ線撮像信号が各放射線検出器４
から出力される。各層の放射線検出器４からのγ線撮像
信号を独立に計測した場合、各層の放射線検出器４の検
出効率の実測値の比が理論値の比(８０：１６：３.２）
と大きく異なる（例えば±５％以上異なる）場合は、い
ずれかの放射線検出器４が劣化している。本実施例も、
実施例１と同様にして、１つの放射線検出器グループ内
における劣化放射線検出器４を見つけることができ、劣
化による検出効率の低下パーセンテージを得ることがで
きる。本実施例における故障検知方法の概念について説
明する。

【００５２】本実施例では、ある時点でγ線源３３Ａか
ら放出されたγ線は、コリメータ２７の形状上、１つの
放射線検出器グループ内の３つの放射線検出器４に入射
されるが、例えば、その１つの放射線検出器グループに
隣接した他の放射線検出器グループ内の３つの放射線検
出器４には入射されない。このような本実施例において
も、実施例１で述べた故障検知方法の概念が適用され、
後述するが図５及び図６に示す処理とほぼ同じ処理が適
用される。

【００５３】放射線検査装置１Ａを用いたＳＰＥＣＴ検
査について説明する。ＳＰＥＣＴ用薬剤を投与された被
検診者が横たわっているベッド１６が撮像装置２Ａの孔
部６内に挿入される。ＳＰＥＣＴ用薬剤は、被検診者１
７の患部に集まっている。ＳＰＥＣＴ用薬剤に起因して
被検診者１７の体内の患部から放出された１４１ｋｅＶ
のγ線（ＳＰＥＣＴ用薬剤に⁹⁹Ｔｃを含んでいる場合）
は、実施例１と同様に、各放射線検出器４によって検出
される。各放射線検出器４から出力されたγ線撮像信号
は、該当するγ線弁別装置８Ａに入力される。γ線弁別
装置８Ａは、フィルターでエネルギー設定値１２０ｋｅ
Ｖ以上のエネルギーを有するγ線撮像信号（散乱γ線を
含まない）を通過させ、このγ線撮像信号に対して所定
のエネルギーを有するパルス信号を発生させる。計数装
置３６は、そのパルス信号を用いて計数を行い、γ線撮
像信号に対する計数値を求める。計数装置３６はその計
数値と共に検出点の位置情報（そのγ線撮像信号を出力
した放射線検出器４の位置情報）を出力する。コンピュ
ータ１１は、その計数値を、検出点の位置情報と関連つ
けて記憶装置１２に記憶する。

【００５４】コンピュータ１１は、その計数値等を用い
て図５及ぶ図６に示す処理手順を実行して被検診者１７
の断層像を再構成する。本実施例では、その処理手順に
おいてステップ４０，４１，４４，４６及び４７が実施
例１と異なっているがその他のステップの処理は同じで
ある。ここでは、本実施例におけるステップ４０，４
１，４４，４６及び４７の処理についてのみ説明する。
本実施例のステップ４０では、ＳＰＥＣＴ検査時におけ
る計数値及び該当する検出点の位置情報、及びトランス
ミッション撮影時における計数値が、記憶装置１２から
読み出されて入力される。ステップ４１では、放射線検
出器グループ内の各放射線検出器に対する検出効率の理
論値の比を算出する。この論理比は、被検診者１７から
放出されたγ線透過距離（ＳＰＥＣＴ用薬剤に含まれる
放射性核種に応じて変わる）及びγ線透過順序を用いた
理論計算により求められる。⁹⁹Ｔｃを含んでいるSPECT
用薬剤を被検診者１７に投与した場合には、放射線検出
器グループ内における一層から三層の３つの放射線検出
器４に対する検出効率の理論値の比は約８０：１６：
３.２である。

【００５５】本実施例のステップ４４では、各放射線検
出器間における減衰補正計数が算出される。ＰＥＴ検査
では患部から対γ線が放出されるのに対してＳＰＥＣＴ
検査では単一γ線が放出されるため、本実施例のステッ
プ４４では、実施例１と異なり、１つの放射線検出器グ
ループ内での各放射線検出器間における減衰補正計数が
算出される。すなわち、ＳＰＥＣＴ検査では患部からの
γ線は１つのSPECT 検査時に得られた計数値、及びステ
ップ４３で算出したγ線減衰率を用いて、被検診者１７
の断層像を再構成する。まず、ステップ４３で得たトラ
ンスミッション像をバックプロジェクションして、体内
の各位置におけるγ線減衰率を求める。得られたγ線減
衰率を用いて体内の各位置における物質組成を見積も
る。見積もった物質組成データを用い、１４１ｋｅＶに
おける体内の各位置での線減弱係数を見積もる。得られ
た線減弱係数データを用いて、ある放射線検出器に対
し、コリメータ２７で入射する方向においてγ線が発生
した場合における線減弱係数の平均値をフォワードプロ
ジェクションにより求める。求められたその線減弱係数
の逆数が減衰補正計数である。

【００５６】更に、本実施例のステップ４６では、放射
線検出器の検出効率差を反映してγ線撮像信号に対する
補正を行う。ＳＰＥＣＴ検査では単一γ線が放出される
ため、単一γ線が到達する１つの放射線検出器グループ
内の検出効率を用いて計数値を補正する。この補正は、
実施例１で示した（２）式を用いて行われる。（２）式
のＸｓｉ_ijは補正ＳＰＥＣＴ計数値であり、（２）式で
求められたその補正ＳＰＥＣＴ計数値は記憶装置１２に
記憶される。ステップ４７では、ステップ４６における
補正によって得られた補正ＳＰＥＣＴ計数値Ｘｓｉ_ij、
及び検出点の位置情報を用いて、断層像の再構成が行わ
れる。

【００５７】本実施例も実施例１で生じた効果（１）〜
（６）を得ることができる。 （実施例３）本発明の他の実施例である放射線検査装置
を、図１０及び図１１に基づいて説明する。本実施例の
放射線検査装置１Ｂは、Ｘ線ＣＴ検査（Ｘ線源６０から
放射されて被検診者の体内を透過したＸ線を放射線検出
器で検出する行為）及びPET検査に用いられるものであ
り、放射線検査装置１の撮像装置２を撮像装置２Ｂに替
え、放射線検査装置１の信号処理装置７を信号処理装置
７Ａに替えた構成を有する。放射線検査装置１Ｂにおけ
るそれら以外の構成は放射線検査装置１と同じである。
撮像装置２Ｂは、撮像装置２の構成のうち較正線源周方
向移動装置３７を較正線源周方向移動装置３７Ｂに替え
たものである。較正線源周方向移動装置３７Ｂは、ガイ
ドレール２８及び較正線源装置２９Ｂを備える。較正線
源装置２９Ｂは較正線源駆動装置３０，較正線源３１，
Ｘ線源６０及びアーム３８を有する。較正線源３１及び
Ｘ線源６０は、アーム３８の先端部に取付けられる。較
正線源３１及びＸ線源６０は、孔部６の周方向に並ぶよ
うにアーム３８の先端部に取付けてもよい。較正線源周
方向移動装置３７ＢはＸ線源周方向移動装置，Ｘ線源装
置，較正線源駆動装置３０はＸ線源駆動装置でもある。
本実施例は、駆動装置制御装置３５及び線源制御装置６
９を有する。

【００５８】Ｘ線源６０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６０から放出される。

【００５９】信号処理装置７Ａは信号弁別装置６１，信
号弁別装置６１に含まれていないγ線弁別装置８及び同
時係数装置９を有する。各放射線検出器グループ内で最
も内側に位置する一層目（４Ｘ）のそれぞれの放射線検
出器４毎に信号弁別装置６１が接続される。各信号弁別
装置６１は、図１２に示すように、切替スイッチ６２，
γ線弁別装置８及びＸ線信号処理装置６６を有する。切
替スイッチ６２は可動端子６３及び固定端子６４及び６
５を有する。一層目（４Ｘ）の放射線検出器４は配線１
３によって切替スイッチ６２の可動端子６３に接続され
る。γ線弁別装置８は固定端子６４に接続され、Ｘ線信
号処理装置６６は固定端子６５に接続される。電源６８
のマイナス端子は抵抗６７を介して配線１３に接続さ
れ、電源６８のプラス端子は放射線検出器４に接続され
る。各放射線検出器グループ内における内側から二層目
（４Ｙ）及び三層目（４Ｚ）に位置するそれぞれの放射
線検出器４は、実施例１と同様に、対応するγ線弁別装
置８にそれぞれ接続される。信号弁別装置６１内のγ線
弁別装置８を含む全てのγ線弁別装置８は、１つの同時
計数装置９に接続される。実施例１と同様に、幾つかの
放射線検出器４毎に１つの同時係数装置９を設けてもよ
い。同時計数装置９及びＸ線信号処理装置６６はコンピ
ュータ１１に接続される。

【００６０】まず、トランスミッションデータ撮影が、
実施例１と同様に較正線源３１を用いて行われる。トラ
ンスミッションデータ撮影終了後に、放射線検査である
PET検査及びＸ線ＣＴ検査が撮像装置２Ｂを用いて行わ
れる。

【００６１】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ＰＥ
Ｔ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１７に投与される。所定時間経
過後に、被検診者１７が横たわったベッド１６が撮像装
置２Ｂの孔部６内に被検診者１７と共に挿入される。Ｘ
線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査は撮像装置２Ｂを用いて行わ
れる。

【００６２】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Ｃ
Ｔ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，検出素子の
感度をＣとすると、１つの放射線検出器で検出するγ線
の率α（個／sec ）は（３）式で与えられる。（３）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 …（３） 線が放出されることを意味している。照射時間Ｔ内に１
つの検出素子でγ線が検出される確率Ｗは（４）式で与
えられる。（４）式のＷの値を小さくするように Ｗ＝１−exp（−Ｔα） …（４） 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。

【００６３】Ｘ線の照射時間Ｔの一例を以下に述べる。
（３）および（４）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Ｐ
ＥＴ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。

【００６４】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。

【００６５】駆動装置制御装置３５は、Ｘ線ＣＴ検査を
開始するとき、駆動開始信号を出力して、較正線源駆動
装置３０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。電流の供
給によりモーターが回転して、その回転力が減速機構を
介してピニオンに伝えられ、較正線源装置２９Ｂ、すな
わちＸ線源６０がガイドレール２８に沿って周方向に移
動する。Ｘ線源６０は、孔部６内に挿入された状態で被
検診者１７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３５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６
０の周方向への移動が停止される。本実施例では、周方
向に環状に配置された全ての放射線検出器４は、その周
方向に移動しなく、かつ孔部６の軸方向にも移動しな
い。移動しないＸ線源制御装置及び駆動装置制御装置か
ら移動するＸ線源装置への制御信号の伝送はＸ線源装置
の移動に支障にならない公知の技術を適用する。

【００６６】線源制御装置６９はＸ線源６０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６９
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、線源制御装置６９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６０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。線源制御装置６
９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４でのγ線の検出確率を無視でき
るように例えば１μsec に設定される。第２設定時間
は、Ｘ線源６０が１つの放射線検出器４とこれに周方向
において隣接する他の放射線検出器４の間を移動する時
間Ｔ０であり、ガイドレール２８の周方向におけるＸ線
源６０の移動速度で定まる。第１及び第２設定時間は線
源制御装置６９に記憶されている。

【００６７】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６０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６
０の周方向への移動期間中に繰り返されることになる。

【００６８】Ｘ線源６０から放出されたそのＸ線は、フ
ァンビーム状に、被検診者１７に照射される。Ｘ線源６
０の周方向の移動によって、被検診者１７には周囲より
Ｘ線が照射される。被検診者１７を透過したＸ線は、孔
部６の軸心を基点にＸ線源６０から１８０度の位置にあ
る放射線検出器４を中心に周方向に位置する複数個の放
射線検出器４によって検出される。これらの放射線検出
器４は、そのＸ線の検出信号（以下、Ｘ線撮像信号とい
う）を出力する。このＸ線撮像信号は、該当する配線１
３を経て対応するそれぞれの信号弁別装置６１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
４は、便宜的に第１放射線検出器４と称する。

【００６９】ベッド１６上の被検診者１７から、ＰＥＴ
用薬剤に起因した５１１ｋｅＶのγ線が放出されてい
る。第１放射線検出器４以外の放射線検出器４は、γ線
撮像信号を出力する。γ線を検出している放射線検出器
４を、便宜的に第２放射線検出器４と称する。第２放射
線検出器４のうち、一層目に位置する第２放射線検出器
４から出力されたγ線撮像信号は該当する配線１３を経
て対応するそれぞれの信号弁別装置６１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４から出力
されたγ線撮像信号は配線１３を経て対応するそれぞれ
のγ線弁別装置８に入力される。信号弁別装置６１は一
層目に配置された放射線検出器４のみが信号弁別装置６
１に接続されている。これは、Ｘ線のエネルギーが８０
ｋｅＶであるため、被検診者１７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４で検出
されるからである。

【００７０】信号弁別装置６１内で、一層目の第２放射
線検出器４から出力されたγ線撮像信号はγ線弁別装置
８に伝えられ、第１放射線検出器４から出力されたＸ線
撮像信号はＸ線信号処理装置６６に伝えられる。このよ
うな各撮像信号の伝送は、信号弁別装置６１の切替スイ
ッチ６２の切替操作によって行われる。切替スイッチ６
２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、駆動装置制御装置３５の出力であ
る切替制御信号に基づいて行われる。駆動装置制御装置
３５は、一層目の放射線検出装置４のうち第１放射線検
出器４を選択し、この第１放射線検出器４に接続される
信号弁別装置６１における可動端子６３を固定端子６５
に接続する。１つの放射線検出器グループ内での内側か
らの各層の放射線検出器４における検出効率の理論値の
比は２０：１６：１２.８ である。

【００７１】第１放射線検出器４の選択について説明す
る。較正線源駆動装置３０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３５
は、エンコーダーの検出信号を入力して周方向における
較正線源駆動装置３０、すなわちＸ線源６０の位置を求
め、このＸ線源６０の位置と１８０°反対側に位置する
放射線検出器４を、記憶している各放射線検出器４の位
置のデータを用いて選択する。Ｘ線源６０から放射され
るＸ線はガイドレール２８の周方向である幅を有してい
るため、被検診者１７を透過したＸ線を検出する放射線
検出器４は、選択されたその放射線検出器４以外にも周
方向に複数個存在することになる。駆動装置制御装置３
５はその複数の放射線検出器４も選択する。これらの放
射線検出器４が、第１放射線検出器である。周方向にお
けるＸ線源６０の移動に伴って、第１放射線検出器４も
違ってくる。Ｘ線源６０の周方向への移動に伴って、第
１放射線検出器４も擬似的に周方向に移動しているよう
に見える。駆動装置制御装置３５が、Ｘ線源６０の周方
向への移動に伴って別の放射線検出器４を選択したとき
には、新たに第１放射線検出器４となる放射線検出器４
に接続された可動端子６３は固定端子６５に接続され
る。Ｘ線源６０の周方向への移動に伴って第１放射線検
出器４でなくなった放射線検出器４に接続された可動端
子６３は駆動装置制御装置３５によって固定端子６４に
接続される。第一層目の個々の放射線検出器４は、Ｘ線
源６０の位置との関係で、あるときは第１放射線検出器
４となり、別のあるときには第２放射線検出器４とな
る。このため、第一層目の１つの放射線検出器４は、時
間的にずれてＸ線撮像信号及びγ線撮像信号の両方を出
力する。

【００７２】第１放射線検出器４は、第１設定時間であ
る１μsec の間にＸ線源６０から照射されて被検診者１
７を透過したＸ線を検出する。１μsec の間に第１放射
線検出器４が被検診者１７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。Ｐ
ＥＴ用薬剤に起因して被検診者１７の体内で発生した多
数のγ線は、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４によっ
て検出される。

【００７３】一層目の放射線検出器４から出力されたＸ
線撮像信号及びγ線撮像信号を入力したときの信号弁別
装置６１の信号処理について説明する。第１放射線検出
器４から出力されたＸ線撮像信号は、前述したように、
切替スイッチ６２の作用によってＸ線信号処理装置６６
に入力される。Ｘ線信号処理装置６６は、入力したＸ線
撮像信号を積分装置によって積算し、Ｘ線撮像信号の積
算値、すなわち計測したＸ線の強度の情報を出力する。
Ｘ線撮像信号の強度情報は、コンピュータ１１に伝えら
れ、コンピュータ１１によって記憶装置１２に記憶され
る。一層目の第２放射線検出器４から出力されたγ線撮
像信号は、切替スイッチ６２の作用によってγ線弁別装
置８に入力される。信号弁別装置６１のγ線弁別装置８
は、エネルギー設定値（４００ｋｅＶ）以上のエネルギ
ーを有するγ線撮像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。同時計数装置９
は、実施例１と同様に、全てのγ線弁別装置８から出力
されたパルス信号を入力して、各γ線撮像信号に対する
計数値、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１１
に伝えられ、コンピュータ１１によって記憶装置１２に
記憶される。

【００７４】コンピュータ１１は、図１３に示す処理を
実行する。Ｘ線撮像信号の強度，ＰＥＴ検査時における
計数値及び該当する検出点の位置情報、及びトランスミ
ッションデータ撮影時における計数値が、記憶装置１２
から読み出されて入力される（ステップ６９）。Ｘ線撮
像信号の強度を用いて、被検診者１７の体内の各ボクセ
ルにおけるＸ線の減衰率を算出する（ステップ７０）。
この減衰率は記憶装置１２に記憶される。被検診者１７
の横断面の断層像が、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される（ステップ７１）。Ｘ線撮
像信号の減衰率を用いて再構成した断層像をＸ線ＣＴ像
と称する。Ｘ線ＣＴ像を再構成するために、記憶装置１
２から読み出されたＸ線撮像信号の減衰率を用いて、Ｘ
線源６０と第１放射線検出器４の半導体素子部との間に
おける被検診者１７の体内での線減弱係数を求める。こ
の線減弱係数を用いて、フィルタードバックプロジェク
ション法により各ボクセルの線減弱係数を求める。各ボ
クセルの線減弱係数の値を用いて各ボクセルにおけるＣ
Ｔ値を得る。これらのＣＴ値を用いてＸ線ＣＴ像のデー
タが得られる。このＸ線ＣＴ像のデータは、記憶装置１
２に記憶される。次に、被検診者１７の横断面の断層像
が、該当する位置でのγ線撮像信号の計数値、及び検出
点の位置情報を用いて再構成される（ステップ７２）。
γ線撮像信号の計数値を用いて再構成した断層像をＰＥ
Ｔ像と称する。ステップ７２では実施例１で述べた図５
のステップ４１から４７の処理が実行されてＰＥＴ像が
得られる。このＰＥＴ像のデータは、記憶装置１２に記
憶される。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１２に記憶させる（ステップ７３）。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
ータにおける共通の参照点（例えば、孔部６の中心軸の
位置）を合わせることによって、簡単にかつ精度良く行
うことができる。すなわち、ＰＥＴ像のデータ及びＸ線
ＣＴ像のデータは、共有する放射線検出器４から出力さ
れた撮像信号に基づいて作成されるので、前述のように
位置合せを精度良く行える。合成断層像のデータは、記
憶装置１２から呼び出されて表示装置１３に出力され
（ステップ７４）、表示装置１３に表示される。表示装
置１３に表示された合成断層像はＸ線ＣＴ像を含んでい
るので、ＰＥＴ像における患部の、被検診者３５の体内
での位置を容易に確認することができる。すなわち、Ｘ
線ＣＴ像は内臓及び骨の像を含んでいるので、医者は、
患部（例えば、癌の患部）が存在する位置を、その内臓
及び骨との関係で特定することができる。

【００７５】本実施例によれば、実施例１において生じ
る効果（１）〜（６）を得ることができ、更に以下に示
す効果も得ることができる。

【００７６】（７）本実施例は、孔部６の周囲に配置さ
れたそれらの放射線検出器４によって、被検体である被
検診者１７から放出される複数の対γ線を検出できると
共に、周方向に移動するＸ線源６０から放出されて被検
診者１７を透過したＸ線も検出できる（一層目の放射線
検出器４で）。このため、従来技術は撮像装置として透
過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、撮像装置は一台
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。

【００７７】（８）本実施例は、孔部６の周囲に配置さ
れた一層目の放射線検出器４のそれぞれがＸ線撮像信号
及びγ線撮像信号の両方を出力する。このような構成
も、放射線検査装置の構成の更なる単純化、及び放射線
検査装置の小型化に貢献する。

【００７８】（９）本実施例は、一層目の放射線検出器
４の１つの出力信号であるＸ線撮像信号を用いて、被検
診者３５の、内臓及び骨の画像を含む第１の断層像（Ｘ
線ＣＴ像）を再構成でき、一層目から三層目の各放射線
検出器４の出力であるγ線撮像信号を用いて、その被検
診者１７の、患部の画像を含む第２の断層像（PET像）
を再構成できる。第１断層像のデータ及び第２断層像の
データは、１つの撮像装置２Ｂの、孔部６の周囲に配置
された放射線検出器４の出力信号に基づいて再構成され
ているので、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せして合成することができる。この
ため、精度のよい、患部，内臓及び骨の画像を含む断層
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２Ｂの孔部６の軸
心を中心に合わせることによって、簡単に両断層像を合
成した画像データを得ることができる。

【００７９】（１０）本実施例は、第１の断層像を作成
するために必要な撮像信号、及び第２の断層像を作成す
るために必要な撮像信号を共用する放射線検出器４から
得ることができるため、被検診者１７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撮像
信号、及び第２の断層像を作成するために必要な撮像信
号を得ることができる。本実施例は、従来技術のよう
に、被検診者を、透過Ｘ線を検出する撮像装置からγ線
を検出する他の撮像装置まで移動させる必要がなく、被
検診者が動く確率を低減できる。被検診者を、透過Ｘ線
を検出する撮像装置からγ線を検出する他の撮像装置ま
で移動させる必要がなくなることも、被検診者の検査時
間の短縮に寄与する。

【００８０】（１１）Ｘ線信号処理装置６６、すなわち
第１信号処理装置に入力されるγ線撮像信号が著しく減
少するため、精度の良い第１断層像のデータを得ること
ができる。このため、第１断層像のデータと第２断層像
のデータとを合成して得られた画像データを用いること
により、患部の位置をより正確に知ることができる。

【００８１】（１２）本実施例は、配置された放射線検
出器群の内側でＸ線源６０が周回するため、孔部６の直
径が大きくなり、一層目に配置できる放射線検出器４の
個数を多くすることができる。周方向における放射線検
出器４の個数の増加は、感度の向上をもたらし、被検診
者１７の横断面の分解能を向上させる。

【００８２】（１３）本実施例では、Ｘ線源６０が取付
けられるアーム３８及びＸ線源６０は放射線検出器４の
内側に位置しているため、それらが被検診者１７から放
出されるγ線を遮って、それらの真後ろに位置する放射
線検出器４がそのγ線を検出できなく、ＰＥＴ像の作成
に必要な検出データが欠損する可能性がある。しかし、
本実施例は、前述のように、較正源駆動装置３０によっ
てＸ線源６０及びアーム３８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６０及びアーム３８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。（実施例４）本
発明の他の実施例である放射線検査装置を、図１４を用
いて以下に説明する。本実施例の放射線検査装置７５
は、フラットパネルディテクタを用いたデジタルＸ線検
査装置である。放射線検査装置７５は、支柱７７によっ
て支えられるＸ線源７６，複数の放射線検出器（図示せ
ず）が設置されて支柱７９で支えられたフラットパネル
ディテクタ７８，Ｘ線信号処理装置６６及びＸ線像作成
装置８０を備える。フラットパネルディテクタ７８は、
高さ方向及び幅方向に多数の放射線検出器４を配置して
おり、更に奥行き方向（被検診者１７を透過したＸ線の
進行方向８１）にも図１５に示すように直線状に放射線
検出器４ｉ，４ｊ，４ｋのように三層配置されている。
図１５における８２は、Ｘ線源７６に対向する面であ
る。Ｘ線信号処理装置６６は、各放射線検出器４に接続
されている。Ｘ線像作成装置８０はコンピュータ１１，
記憶装置１２及び表示装置１３を有する。記憶装置１２
及び表示装置１３は全放射線検出器４が接続されている
コンピュータ１１に接続される。

【００８３】放射線検査装置７５を用いたＸ線検査につ
いて説明する。被検診者１７はＸ線源７６を背にしてＸ
線源７６とフラットパネルディテクタ７８との間に立っ
ている。Ｘ線源７６より放出されたＸ線は、被検診者１
７を透過してフラットパネルディテクタ７８の各放射線
検出器４０により検出される。放射線検出器４はＸ線を
検出してＸ線撮像信号を出力する。このＸ線撮像信号は
Ｘ線信号処理装置６６で積算されてＸ線強度の情報を出
力する。各Ｘ線信号処理装置６６から出力されたＸ線強
度の情報はコンピュータ１１に入力されて記憶装置１３
に記憶される。コンピュータ１１は、記憶装置１２から
Ｘ線強度の情報を取込んで被検診者１７に対する体内の
各位置におけるＸ線の減衰率を算出する。

【００８４】フラットパネルディテクタ７８の面８２か
ら奥行き方向に直線上に配置された三層配置の３つの放
射線検出器４で１つの放射線検出器グループが形成され
る。本実施例でもＸ線源７６から放出されるＸ線のエネ
ルギーに応じて放射線検出器グループ内の各放射線検出
器４に対する検出効率の比が変化する。例えば、100ｋ
ｅＶのＸ線を用い、２mm角のＣｄＴｅで構成された検出
部を有する放射線検出器４で被検診者１７を透過したそ
のＸ検を検出した場合は、放射線検出器グループ内での
検出効率の理論値の比は約８４：１３：２.５である。
この検出効率の理論値の比は記憶装置１２に記憶されて
いる。

【００８５】コンピュータ１１は記憶装置１２に記憶さ
れているＸ線強度の情報を用いて各放射線検出器グルー
プ内の放射線検出器４に対する検出効率の実測値の比を
算出する。コンピュータ１１は、実施例１のステップ５
２の処理を実行する。算出された各検出効率の実測値の
比と検出効率の理論値の比との差が設定範囲内にある場
合には、コンピュータ１１が、算出した上記のＸ線の減
衰率を用いて被検診者１７に関するＸ線画像である濃淡
画像のデータを作成する。上記の差が設定範囲内にない
場合には、コンピュータ１１は実施例１のステップ５
３，５４及び５５の処理を実行する。ステップ５５の処
理で劣化放射線検出器の検出効率が補正された場合に
は、補正された検出効率に基づいてその放射線検出器に
対するＸ線強度を求め、このＸ線強度を反映して上記の
Ｘ線減衰率を補正する。コンピュータ１１は、補正され
たＸ線減衰率を用いて上記の濃淡画像のデータを作成す
る。

【００８６】本実施例は、実施例１で述べた効果（１）
〜（５）を得ることができる。但し、効果（３）はＸ線
画像の精度が向上するとなる。

【００８７】本実施例においても、フラットパネルディ
テクタ７８の奥行き方向に放射線検出器を直線状に配置
しなくてもよい。例えば、図１５において、二層目の全
ての放射線検出器４が一層目に配置された２つの放射線
検出器４と重なるように（面８２から見て）配置するこ
とが可能である。

【００８８】次に、検出器を直線状に並べない場合の補
正法に関して、フラットパネルディテクタを用いたデジ
タルＸ線検査を用いた例を示す。フラットパネルディテ
クタを用いた検査装置は図１０と同じであるが、フラッ
トパネルディテクタ７０の放射線検出器４は、例えば図
１５に示す２層目の放射線検出器４が横にずれた状態で
１層目，２層目，３層目が非直線状に配置されている。
このような放射線検出器４の多層配置においても、一部
の放射線検出器４の劣化の確認、及び劣化放射線検出器
の計測値に対する補正が可能となる。 （実施例５）本発明の他の実施例である放射線検査装置
を、図１６を用いて説明する。本実施例の放射線検査装
置８３はＸ線ＣＴ装置である。放射線検査装置８３は、
アーム８６に設置されたＸ線源８４，アーム８６に設置
された放射線検出部８５，Ｘ線処理装置６６及び断層像
作成装置８８を備える。アーム８６は支柱８７によって
支えられる。Ｘ線源８４と放射線検出部８５は、相互間
に被検診者１７が入れる間隔で離れて配置され、相互に
対向している。放射線検出部８５には、フラットパネル
ディテクタ７８と同様に、高さ方向及び幅方向に多数の
放射線検出器４がされ、かつＸ線源８４に対向する面か
ら奥行き方向にも放射線検出器４が直線状に三層に渡っ
て配置される。アーム８６は、詳細な機構が示されてい
ないが、Ｘ線源８４及び放射線検出部８５がベッド１６
上に横たわっている被検診者１７の周囲を旋回するよう
に回転することができる。

【００８９】放射線検査装置８３を用いた検査について
説明する。被検診者１７はベッド１６上に横たわった状
態でＸ線源８４と放射線検出部８５との間に位置してい
る。Ｘ線源８４から放出されたＸ線は、被検診者１７に
照射されて被検診者１７の体内を透過する。この透過し
たＸ線は放射線検出部８５の各放射線検出器４で検出さ
れる。アーム８６の回転装置（図示せず）によって、Ｘ
線源８４及び放射線検出部８５が被検診者１７の周囲を
回転する（被検診者１７のある１断面に対し１８０°ま
たは３６０°）。各放射線検出器４から出力されたＸ線
の測定信号は、それぞれのＸ線信号処理装置６６に入力
される。Ｘ線信号処理装置６６はその測定信号に基づい
てＸ線強度を求める。コンピュータ１１は、そのＸ線強
度に基づいて、回転するＸ線源８４の位置と回転する放
射線検出部８５のＸ線源８４に対向する位置との間にお
ける、被検診者１７の体内でのＸ線減衰率を算出する。
この線減弱係数は記憶装置１２に記憶する。

【００９０】コンピュータ１１は、放射線検出部８５の
Ｘ線源８４に対向する面から直線状に三層配置された各
放射線検出器４について検出効率の実測値の比を実施例
１のステップ５１と同様に算出し、引続いて実施例１の
ステップ５２，５３，５４及び５５の処理を実行する。
ステップ５２の処理で、算出された各検出効率の実測値
の比と検出効率の理論値の比との差が設定範囲内にある
と判定された場合には、コンピュータ１１は、記憶装置
１２に記憶された検出器間と線源の間のＸ線の減衰率か
ら、先に示したフィルタードバックプロジェクション法
（FilteredBack Projection Method）などを用いて各ボ
クセルの線減弱係数を求め、その値をＣＴ値に変換す
る。ステップ５２の処理で、上記の差が設定範囲内にな
いと判定された場合には、コンピュータ１１は、補正さ
れた検出効率を用いて記憶装置１２に記憶された線源弱
係数を補正し、補正された線源弱係数を用いてＣＴ値を
算出する。コンピュータ１１は、各ボクセルのＣＴ値を
用いてＸ線ＣＴ像を再構成する。

【００９１】本実施例は、実施例４で得られる効果を得
ることができる。

【００９２】

【発明の効果】本発明によれば、被検体に対向する放射
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
をより正確に確認でき、被検体の体内の状態を示す精度
のよい画像が得られる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の好適な一実施例である放射線検査装置
の構成図である。

【図２】図１のII−II断面図である。

【図３】図１の放射検出器の支持構造を示す斜視図であ
る。

【図４】図１に示す較正線源の構造を示しており、
（ａ）は（ｂ）のIV−IV断面図で、（ｂ）の較正線源の
縦断面図である。

【図５】図１のコンピュータで実行される断層像作成処
理の流れを示す説明図である。

【図６】図５のステップ４２の詳細な処理内容を示す説
明図である。

【図７】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８】本発明の他の実施例である放射線検査装置（Ｓ
ＰＥＣＴ検査装置）の構成図である。

【図９】図８に示す較正線源の構造を示しており、
（ａ）は（ｂ）のIX−IX断面図で、（ｂ）の較正線源の
縦断面図である。

【図１０】本発明の他の実施例である放射線検査装置の
構成図である。

【図１１】図１０の実施例における放射線検出器と信号
処理装置との接続状態を示す構成図である。

【図１２】図１１の信号弁別装置の構成図である。

【図１３】図１０のコンピュータで実行される断層像作
成処理の流れを示す説明図である。

【図１４】本発明の他の実施例である放射線検査装置の
構成図である。

【図１５】図１４に示すフラットパネルディテクタでの
放射線検出器の配置例を示す説明図である。

【図１６】本発明の他の実施例である放射線検査装置の
構成図である。

【符号の説明】

１，１Ａ，１Ｂ，７５，８３…放射線検査装置、２，２
Ａ，２Ｂ…撮像装置、３…ケーシング、４…放射線検出
器、５…放射線検出器支持板、６…孔部、７…信号処理
装置、８…γ線弁別装置、９…同時計数装置、１０，８
８…断層像作成装置、１１…コンピュータ、１４…被検
診者保持装置、１６…ベッド、２７…コリメータ、２８
…ガイドレール、２９，２９Ａ，２９Ｂ…較正線源装
置、３０…較正線源駆動装置、３１，３１Ａ…較正線
源、３３，３３Ａ…γ線源、３５…駆動装置制御装置、
３７，３７Ａ，３７Ｂ…較正線源周方向移動装置、３８
…アーム、６０，７６，８４…Ｘ線源、６１…信号弁別
装置、６２…切替スイッチ、６６…Ｘ線信号処理装置、
６９…線源制御装置、７８…フラットパネルディテク
タ、８０…Ｘ線像作成装置。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ｇ０１Ｔ 1/24 Ｇ０１Ｔ 1/24 7/00 7/00 Ｃ (72)発明者 上野 雄一郎 茨城県日立市大みか町七丁目２番１号 株 式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者 梅垣 菊男 茨城県日立市大みか町七丁目２番１号 株 式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者 雨宮 健介 茨城県日立市大みか町七丁目２番１号 株 式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者 竹内 一浩 茨城県日立市大みか町七丁目２番１号 株 式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者 北口 博司 茨城県日立市大みか町七丁目２番１号 株 式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 (72)発明者 横井 一磨 茨城県日立市大みか町七丁目２番１号 株 式会社日立製作所電力・電機開発研究所内 Ｆターム(参考） 2G088 EE01 EE02 FF02 FF04 FF07 GG21 JJ01 JJ05 KK09 KK32 KK33 KK35 LL08 LL28 4C093 AA16 AA22 BA04 CA16 CA21 CA31 EB12 EB13 EB16 EB17 EB18 EC42 FC18 FF35

Claims (25)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】撮像装置を備え、 撮像装置は被検体からの放射線を検出する複数の放射線
   検出器を有し、 第１の前記放射線検出器を通った放射線を検出する第２
   の前記放射線検出器が設けられ、 前記放射線検出器にそれぞれ接続され、前記放射線検出
   器によって検出された放射線検出信号を処理する信号処
   理装置を備えていることを特徴とする放射線検査装置。
2. 【請求項２】前記撮像装置は、前記被検体にＸ線を照射
   するＸ線源、及び前記複数の放射線検出器を有するフラ
   ットパネルディテクタを備えている請求項１記載の放射
   線検査装置。
3. 【請求項３】被検体を乗せるベッドと、撮像装置とを備
   え、 撮像装置は前記被検体からの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放射線を検出する他の前
   記放射線検出器が設けられ、 前記放射線検出器にそれぞれ接続され、前記放射線検出
   器によって検出された放射線検出信号を処理する信号処
   理装置を備えていることを特徴とする放射線検査装置。
4. 【請求項４】前記ある放射線検出器及び前記他の放射線
   検出器は前記放射線検出器支持部材に設置されている請
   求項３記載の放射線検査装置。
5. 【請求項５】前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動し
   て前記被検体にＸ線を照射するＸ線源を有する請求項
   １，請求項３及び請求項４のいずれかに記載の放射線検
   査装置。
6. 【請求項６】前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動し
   て前記被検体にγ線を照射するγ線源を有し、前記放射
   線検出器は、前記γ線源から照射されて前記被検体を透
   過するγ線、及び前記被検体に投与された放射性薬剤に
   起因して前記被検体から放出されるγ線の両方を検出す
   る請求項１、請求項３及び請求項４のいずれかに記載の
   放射線検査装置。
7. 【請求項７】前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動し
   て前記被検体にＸ線を照射するＸ線源を有し、前記放射
   線検出器は、前記Ｘ線源から照射されて前記被検体を透
   過するＸ線も検出する請求項６記載の放射線検査装置。
8. 【請求項８】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１ないし請求項６
   のいずれかに記載の放射線検査装置。
9. 【請求項９】被検体を乗せるベッドと、撮像装置とを備
   え、 撮像装置は前記被検体からの放射線を検出する複数の放
   射線検出器を有し、 これらの放射線検出器は、前記撮像装置に形成されて前
   記ベッドが挿入される孔部の周囲を取囲んで配置され、
   かつ前記孔部の半径方向において異なる位置にも配置さ
   れており、 前記放射線検出器にそれぞれ接続され、前記放射線検出
   器によって検出された放射線検出信号を処理する信号処
   理装置を備えていることを特徴とする放射線検査装置。
10. 【請求項１０】被検体を乗せるベッドと、撮像装置とを
    備え、 撮像装置は前記被検体からの放射線を検出する複数の放
    射線検出器を有し、 これらの放射線検出器は、前記撮像装置に形成されて前
    記ベッドが挿入される孔部の周囲に配置される放射線検
    出器支持部材に設置され、かつ前記孔部の半径方向にお
    いて異なる位置においても前記放射線検出器支持部材に
    設置されており、 前記放射線検出器にそれぞれ接続され、前記放射線検出
    器によって検出された放射線検出信号を処理する信号処
    理装置を備えていることを特徴とする放射線検査装置。
11. 【請求項１１】前記孔部の半径方向において異なる位置
    に配置された複数の前記放射線検出器は、前記半径方向
    に直線状に配置されている請求項９または請求項１０記
    載の放射線検査装置。
12. 【請求項１２】各前記信号処理装置からの出力情報を入
    力してこれらの出力情報に基づいて前記被検体の断層像
    のデータを作成する断層像作成装置を備えた請求項３、
    及び請求項９ないし請求項１１のいずれかに記載の放射
    線検査装置。
13. 【請求項１３】前記各信号処理装置からの前記出力情報
    は、前記放射線検出信号であるγ線検出信号を前記信号
    処理装置が処理して得られる出力情報である請求項１２
    記載の放射線検査装置。
14. 【請求項１４】前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動
    して前記被検体にγ線を照射するγ線源を有し、前記放
    射線検出器は、前記γ線源から照射されて前記被検体を
    透過した第１γ線、及び前記被検体に投与された放射性
    薬剤に起因して前記被検体から放出された第２γ線の両
    方を検出する請求項３、及び請求項９ないし請求項１１
    のいずれかに記載の放射線検査装置。
15. 【請求項１５】断層像データ作成装置を備え、 前記信号処理装置は、前記第１γ線を検出することによ
    って前記放射線検出器から出力される第１γ線検出信号
    を入力することにより、第１情報を出力し、かつ前記第
    ２γ線を検出することによって前記放射線検出器から出
    力される第２γ線検出信号を入力することにより、第２
    情報を出力し、 前記断層像データ作成装置は、前記１情報に基づいて前
    記第２情報を補正し、補正された前記第２情報を用いて
    前記被検体の断層像データを作成する請求項１４記載の
    放射線検査装置。
16. 【請求項１６】前記撮像装置は、前記被検体の周囲を移
    動して前記被検体にＸ線を照射するＸ線源を含んでお
    り、前記複数の放射線検出器は前記半径方向において複
    数層の放射線検出器配列を形成しており、前記複数層の
    うち、前記孔部側から少なくとも一層目の前記放射線検
    出器配列に含まれる前記放射線検出器は、前記放射線の
    １つである、前記被検体を透過した前記Ｘ線の検出信号
    である第１検出信号、及び他の前記放射線である、前記
    被検体から放出されたγ線の検出信号である第２検出信
    号の両方を出力する請求項３、及び請求項９ないし請求
    項１１のいずれかに記載の放射線検査装置。
17. 【請求項１７】前記撮像装置は前記被検体の周囲を移動
    して前記被検体にγ線を照射するγ線源を有し、前記放
    射線検出器は、前記γ線源から照射されて前記被検体を
    透過するγ線の検出信号である第３検出信号も出力する
    請求項１６記載の放射線検査装置。
18. 【請求項１８】前記Ｘ線源からのＸ線の放出及び停止を
    交互に行わせかつそのＸ線の放出を設定された時間の間
    に行わせる制御装置を備えた請求項１６または請求項１
    ７記載の放射線検査装置。
19. 【請求項１９】前記第１検出信号の入力によって前記信
    号処理装置から出力される第１情報に基づいて、前記被
    検体の第１断層像のデータを作成し、前記第２検出信号
    の入力によって前記信号処理装置から出力される第２情
    報に基づいて、前記被検体の第２断層像のデータを作成
    し、かつ前記第１断層像のデータと前記第２断層像のデ
    ータとを合成した合成断層像のデータを作成する断層像
    データ作成装置を備えた請求項１６または請求項１８記
    載の放射線検査装置。
20. 【請求項２０】前記第１検出信号の入力によって前記信
    号処理装置から出力される第１情報に基づいて、前記被
    検体の第１断層像のデータを作成し、前記第２検出信号
    の入力によって前記信号処理装置から出力される第２情
    報を、前記第３検出信号の入力によって前記信号処理装
    置から出力される第３情報に基づいて、補正し、補正さ
    れた前記第２情報に基づいて、前記被検体の第２断層像
    のデータを作成し、かつ前記第１断層像のデータと前記
    第２断層像のデータとを合成した合成断層像のデータを
    作成する断層像データ作成装置を備えた請求項１７記載
    の放射線検査装置。
21. 【請求項２１】断層像データ作成装置を備え、 前記複数層の放射線検出器配列のうち、前記孔部側に位
    置する一部の層の前記放射線検出器配列内の各前記放射
    線検出器にそれぞれ接続された前記信号処理装置は、前
    記第１検出信号に基づいてＸ線に関する第１情報を出力
    するＸ線信号処理装置、及び前記第２検出信号に基づい
    てγ線に関する第２情報を出力するγ線信号処理装置を
    備え、前記複数層の放射線検出器配列のうち、残りの前
    記放射線検出器配列内の各前記放射線検出器にそれぞれ
    接続された前記信号処理装置は、前記Ｘ線信号処理装置
    を備えていなく前記γ線信号処理装置を備え、前記断層
    像データ作成装置は、各前記Ｘ線信号処理装置からそれ
    ぞれ出力される前記第１情報に基づいて、前記被検体の
    第１断層像のデータを作成し、前記γ線信号処理装置か
    ら出力される前記第２情報に基づいて、前記被検体の第
    ２断層像のデータを作成し、かつ前記第１断層像のデー
    タと前記第２断層像のデータとを合成した合成断層像の
    データを作成する請求項１６記載の放射線検査装置。
22. 【請求項２２】断層像データ作成装置を備え、 前記複数層の放射線検出器配列のうち、前記孔部側に位
    置する一部の層の前記放射線検出器配列内の各前記放射
    線検出器にそれぞれ接続された前記信号処理装置は、前
    記第１検出信号に基づいてＸ線に関する第１情報を出力
    するＸ線信号処理装置、及び前記第２検出信号に基づい
    てγ線に関する第２情報を出力すると共に、前記第３検
    出信号に基づいてγ線に関する第３情報を出力するγ線
    信号処理装置を備え、前記複数層の放射線検出器配列の
    うち、残りの前記放射線検出器配列内の各前記放射線検
    出器にそれぞれ接続された前記信号処理装置は、前記Ｘ
    線信号処理装置を備えていなく前記γ線信号処理装置を
    備え、 前記断層像データ作成装置は、各前記Ｘ線信号処理装置
    からそれぞれ出力される前記第１情報に基づいて、前記
    被検体の第１断層像のデータを作成し、前記γ線信号処
    理装置から出力される第２情報を、前記信号処理装置か
    ら出力される第３情報に基づいて、補正し、補正された
    前記第２情報に基づいて、前記被検体の第２断層像のデ
    ータを作成し、かつ前記第１断層像のデータと前記第２
    断層像のデータとを合成した合成断層像のデータを作成
    する請求項１７記載の放射線検査装置。
23. 【請求項２３】放射線検出器劣化判定装置を備え、前記
    複数の放射線検出器は前記半径方向において複数層の放
    射線検出器配列を形成しており、各前記放射線検出器に
    接続されたそれぞれの前記信号処理装置は、前記第１γ
    線を検出することによって前記放射線検出器から出力さ
    れる第１γ線検出信号を入力することにより、第１情報
    を出力し、前記放射線検出器劣化判定装置は、前記複数
    層における各放射線検出器に対するそれぞれの前記第１
    情報に基づいて、それらの放射線検出器の検出効率の実
    測値の比を求め、その実測値の比、及びそれらの放射線
    検出器の検出効率の理論値の比に基づいて、それらの放
    射線検出器の劣化を判定する請求項１４記載の放射線検
    査装置。
24. 【請求項２４】放射線検出器劣化判定装置を備え、各前
    記放射線検出器に接続されたそれぞれの前記信号処理装
    置は、前記放射線検出器から出力される第３検出器信号
    を入力することにより、第１情報を出力し、前記放射線
    検出器劣化判定装置は、前記複数層における各放射線検
    出器に対するそれぞれの前記第１情報に基づいて、それ
    らの放射線検出器の検出効率の実測値の比を求め、その
    実測値の比、及びそれらの放射線検出器の検出効率の理
    論値の比に基づいて、それらの放射線検出器の劣化を判
    定する請求項１７記載の放射線検査装置。
25. 【請求項２５】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２４のいずれかに記載の放
    射線検査装置。