CN109313276B - 伽马射线图像获取装置及伽马射线图像获取方法 - Google Patents

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Abstract

本发明伽马射线图像获取装置(1)获取入射伽马射线的康普顿散射的对象散射伽马射线的方向及能量，并且获取反冲电子的方向及能量。根据这些信息，获取入射伽马射线的入射方向及能量。伽马射线图像获取装置(1)根据基于多种入射伽马射线的入射方向及能量的成像光谱，获取与入射方向对应的各像素包括能量分布的信息的二维图像。在该二维图像中，面积与拍摄范围的立体角成正比。由此，获取与距离无关的伽马射线强度的分布，与以往相比能够得到表示更有用的信息的图像。

Description

伽马射线图像获取装置及伽马射线图像获取方法
技术领域
本发明涉及一种获取伽马射线图像的技术。
背景技术
以往，在宇宙射线观测、医疗等领域中正研究一种捕捉伽马射线的辐射分布生成二维或三维图像的技术。作为一种检测数百keV至数MeV的伽马射线的方法，存在一种利用因康普顿(Compton)效应产生的伽马射线的散射的方法。就康普顿散射而言，当伽马射线射入物质时，从物质中放出反冲电子，入射伽马射线变为散射伽马射线。为了利用康普顿散射提高伽马射线的检测精度，正开发一种检测散射伽马射线以及反冲电子各自的方向及能量来获取入射伽马射线的方向的技术。这样的伽马射线图像获取装置被称为电子轨迹检测型康普顿相机(Electron-Tracking Compton Camera，以下，称为“ETCC”)。
在T.Tanimori et al.，‘An Electron-Tracking Compton Telescope for aSurvey ofthe Deep Universe by MeV gamma-rays’，Astrophysical Journal,TheAmerican Astronomical Society，2015年8月26日，第810卷，第1号，28(T.Tanimori etal.，“一种用于利用MeV伽马射线勘测深部宇宙的电子跟踪康普顿望远镜”，天体物理学杂志，美国天文学会，2015年8月26日，第810卷，第1号，28，以下，称为“文献1”)中，报告了一种在利用ETCC进行的宇宙射线观测中，反复进行各种改良而高效地除去背景辐射线的技术。此外，在文献1中，在性能提高后的ETCC中，与普通的光学望远镜同样地定义了点扩散函数(Point Spread Function，以下，称为“PSF”)，定量地分析分辨率。
友野大，另外17名，“利用电子轨迹检测型康普顿相机的环境伽马射线成像(V)”，[在线]，2015年9月28日，日本物理学会，[2016年4月14日检索]，互联网〈URL：http://www-cr.scphys.kyoto-u.ac.jp/research/MeV-gamma/Presentation/2015/JPS2015A_tomono20150915v5.pdf)中，提出了一种利用ETCC获取环境伽马射线的图像的技术。日本特开2015-148448号公报、日本特开2015-190965号公报以及日本特开2015-224986号公报中，公开了用于提高检测ETCC中反冲电子的轨迹的精度的技术。
另一方面，在医疗领域中，正电子辐射断层摄影(Positron EmissionTomography，以下，称为“PET”)或单光子辐射断层摄影(Single Photon EmissionComputed Tomography，以下，称为“SPECT”)中，利用伽马射线获取病灶的图像。
以往，为了获取伽马射线的分布的图像，进行了除去背景辐射线、除去装置中产生的噪音的研究。因此，尚未研究用于从得到的信息中获取更有用的信息的图像获取。此外，PET在其检测原理上，对噪音的降低存在界限。
发明内容
本发明提供一种利用康普顿散射的伽马射线图像获取装置。伽马射线图像获取装置具有：腔室，散射伽马射线检测部，检测从外部射入所述腔室内的入射伽马射线的康普顿散射的对象散射伽马射线，并且获取所述对象散射伽马射线的检测位置及能量，散射位置获取部，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的散射位置，散射方向获取部，基于所述散射位置及所述检测位置，获取所述对象散射伽马射线的方向，反冲电子信息获取部，获取来自所述散射位置的反冲电子的方向及能量，入射伽马射线计算部，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取对应的入射伽马射线的入射方向及能量，以及图像获取部，根据基于多个入射伽马射线的入射方向及能量的成像光谱，获取与入射伽马射线的入射方向对应的各像素包括能量分布的信息的二维图像。
所述二维图像的面积与拍摄范围的立体角成正比，表示由所述入射伽马射线计算部得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
在二维图像中，由于面积与拍摄范围的立体角成正比，根据由伽马射线图像获取装置获得的信息，与以往相比能够得到表示更有用的信息的图像。
优选的一个实施方式中，所述图像获取部从所述多个入射伽马射线中，确定从辐射源直接射入所述腔室的直接入射伽马射线、以及散射入射伽马射线中的至少一种伽马射线，并且获取所述至少一种伽马射线的入射方向的分布作为二维图像，所述散射入射伽马射线的能量范围低于所述直接入射伽马射线的能量范围。
其他实施方式的伽马射线图像获取装置具有：腔室，散射伽马射线检测部，检测从外部射入所述腔室内的入射伽马射线的康普顿散射的对象散射伽马射线，并且获取所述对象散射伽马射线的检测位置及能量，散射位置获取部，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的散射位置，散射方向获取部，基于所述散射位置及所述检测位置，获取所述对象散射伽马射线的方向，反冲电子信息获取部，获取来自所述散射位置的反冲电子的方向及能量，入射伽马射线计算部，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取对应的入射伽马射线的入射方向及能量，以及图像获取部，在多个入射伽马射线中确定第一能量范围的第一入射伽马射线、以及与所述第一能量范围不同的第二能量范围的第二入射伽马射线，根据所述第一入射伽马射线的信息获取表示三维的伽马射线场的第一伽马射线图像，并且根据所述第二入射伽马射线的信息获取表示三维的伽马射线场的第二伽马射线图像。
表示由所述入射伽马射线计算部得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
通过确定第一能量范围的第一入射伽马射线、以及与第一能量范围不同的第二能量范围的第二入射伽马射线，根据由伽马射线图像获取装置得到的信息，能够获取表示有用的信息的第一伽马射线图像及第二伽马射线图像。
优选实施方式中，所述第一入射伽马射线是从辐射源直接射入所述腔室的直接入射伽马射线，所述第二入射伽马射线是能量范围低于所述直接入射伽马射线的能量范围的散射入射伽马射线。
优选例中，入射伽马射线是从包括辐射性物质的对象物中辐射出的射线。
更优选例中，所述对象物是被施用了辐射正电子或伽马射线的药剂的人体。
优选其他实施方式中，伽马射线图像获取装置还具有：存储部，存储预先准备的所述对象物内的电子密度分布；以及修正部，利用所述第二伽马射线图像及所述电子密度分布，修正所述第一伽马射线图像。
更优选的其他实施方式中，伽马射线图像获取装置还具有电子密度分布获取部，所述电子密度分布获取部对所述第一伽马射线图像进行平滑化，并且根据平滑化后的所述第一伽马射线图像及所述第二伽马射线图像获取所述对象物内的电子密度分布。
优选，伽马射线图像获取装置还具有安装部，所述安装部用于增设与所述腔室相同的腔室。
另一实施方式的伽马射线图像获取装置具有：腔室，在包括辐射正电子的物质的对象物中因正电子与电子之间的成对湮灭而产生的伽马射线对的一部分，作为入射伽马射线射入所述腔室，散射伽马射线检测部，检测由所述腔室内的所述入射伽马射线的康普顿散射产生的对象散射伽马射线，并且获取所述对象散射伽马射线的检测位置及能量，散射信息获取部，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的散射位置及散射时刻，散射方向获取部，基于所述散射位置及所述对象散射伽马射线的所述检测位置，获取所述对象散射伽马射线的方向，反冲电子信息获取部，获取来自所述散射位置的反冲电子的方向及能量；入射伽马射线计算部，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取对应的入射伽马射线的入射方向及能量，相向检测部，隔着所述对象物配置在与所述腔室相反的一侧，获取从所述对象物入射的伽马射线的检测位置及检测时刻，伽马射线对确定部，基于射入所述腔室的入射伽马射线的入射方向、能量、散射位置以及散射时刻，从由所述相向检测部检测出的伽马射线中确定出具有与所述入射伽马射线成对产生的伽马射线的检测位置以及检测时刻的伽马射线，伽马射线对产生位置获取部，基于由所述伽马射线对确定部确定出的伽马射线对中的一个伽马射线在所述腔室内的散射位置及散射时刻、以及所述伽马射线对中的另一个伽马射线在所述相向检测部中的检测位置及检测时刻，获取所述对象物内的所述伽马射线对的产生位置，以及图像获取部，获取多个伽马射线对的产生位置作成三维图像。
表示由所述入射伽马射线计算部得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
通过设置相向检测部，能够便宜且高精度地获取伽马射线对的产生位置。
优选，所述相向检测部包括含铅的塑料闪烁体或含铅的玻璃闪烁体。
优选实施方式中，伽马射线图像获取装置还具有：与所述腔室相同的其他腔室，以及与所述腔室的情况同样地，根据射入所述其他腔室的入射伽马射线的与散射相关的信息以及射入所述相向检测部的伽马射线的信息，获取伽马射线对的产生位置的结构；所述腔室朝向所述对象物的方向与从所述其他腔室朝向所述对象物的方向所成的角为0度以上140度以下。
本发明也提供一种获取伽马射线图像的伽马射线图像获取方法。
参考附图，根据下面对本发明的详细描述，上述目的及其他目的、特征、方式、以及优点将得以明确。
附图说明
图1是示出检测部的图。
图2是示出伽马射线图像获取装置的结构的框图。
图3是示出伽马射线图像获取装置的动作的流程的图。
图4是示出腔室内的康普顿散射的状况的图。
图5是用于说明ARM及SPD的图。
图6A是举例示出通过等立体角投影方式得到的伽马射线图像的图。
图6B是举例示出现有的伽马射线图像的图。
图6C是举例示出根据由环境辐射线监测器得到的剂量而生成的伽马射线图像的图。
图7A是示出从地面入射来的伽马射线的频谱的图。
图7B是示出从空中入射来的伽马射线的频谱的图。
图7C是示出污染去除不充分的区域内的频谱的图。
图7D是示出已充分地进行了污染去除的区域内的频谱的图。
图8是示出污染去除不充分的区域的图。
图9是示出检测部相对于患者的配置的图。
图10是示出伽马射线图像获取装置的一部分的结构要素的图。
图11是示出伽马射线图像获取装置的动作的一部分的图。
图12A是用于说明修正直接伽马射线图像的状况的图。
图12B是用于说明修正直接伽马射线图像的状况的图。
图13是示出伽马射线图像获取装置的一部分的结构要素的图。
图14是示出伽马射线图像获取装置的动作的一部分的图。
图15是示出检测部相对于患者的配置的图。
图16是示出相向检测部的构造的图。
图17是示出伽马射线图像获取装置的结构的框图。
图18是示出伽马射线图像获取装置的动作的流程的图。
图19是示出检测部相对于患者的配置的图。
图20是示出相向检测部的另一例子的图。
图21是示出相向检测部的又一例子的图。
具体实施方式
图1是示出本发明的一个优选实施方式的伽马射线图像获取装置的检测部10的图。伽马射线图像获取装置是利用康普顿散射的ETCC(电子轨迹检测型康普顿相机)。检测部10的基本构造与上述非专利文献1所公开的构造相同。检测部10在中央具有被称为TPC(Time Projection Chamber：时间投影室)的腔室11。腔室11是长方体状，在其内部填充有气体。作为腔室11内的气体，例如，使用以氩气为主成分的气体。也可以在气体中添加其他合适的气体。也可以使用氩气以外的气体作为该气体。腔室11内的气压例如是1～几气压。
伽马射线从各个方向射入腔室11内。以下，将从外部射入腔室11的伽马射线称为“入射伽马射线”。通过入射伽马射线的一部分与腔室11内的气体的原子所具有电子的相互作用，发生康普顿散射。由于康普顿散射，入射伽马射线的行进方向变化，入射伽马射线变为散射伽马射线。与一个康普顿散射对应的伽马射线是一个光子。以下，将入射伽马射线的康普顿散射的散射伽马射线称为“对象散射伽马射线”。从入射伽马射线接收到能量的电子成为反冲电子从原子射出。如此，腔室11内的区域成为用于检测伽马射线的散射区域。
在腔室11的底面设置有二维气体增幅位置检测部12。作为二维气体增幅位置检测部12的一例，可以举出μPIC(Micro Pixel Chamber：微像素室)。本实施方式的二维气体增幅位置检测部12是微结构气体检测器(MPGD，Micro Pattern Gas Detector)的一种，获取带电粒子的入射位置。在腔室11的上方配置有漂移板13。在腔室11内形成从二维气体增幅位置检测部12朝向漂移板13的电场。反冲电子从腔室11内的气体电离出电子，形成电子云。电子云通过电场被引导至二维气体增幅位置检测部12并被检测出。
腔室11的四个侧面的外侧以及二维气体增幅位置检测部12的下侧分别配置有散射伽马射线检测部14。散射伽马射线检测部14包括闪烁体二维排列的闪烁体阵列141、以及检测来自各闪烁体的荧光的检测电路142。可以使用各种材料作为闪烁体，例如，可以利用包括GSO(钆硅酸盐)的材料。闪烁体阵列141位于腔室11与检测电路142之间。当来自腔室11的对象散射伽马射线被任一闪烁体吸收时，检测电路142检测从闪烁体辐射的光，由此获取对象散射伽马射线的检测位置。另外，散射伽马射线检测部14也可以仅设置在腔室11的底面。侧面的四个散射伽马射线检测部14对于期望提高检测效率的情况而言是有效的。
图2是示出伽马射线图像获取装置1的结构的框图。伽马射线图像获取装置1具有检测部10、散射位置获取部21、反冲电子轨迹获取部22、散射伽马射线计算部23、反冲电子计算部24、入射伽马射线计算部25、图像获取部26以及显示部27。散射位置获取部21、反冲电子轨迹获取部22、散射伽马射线计算部23、反冲电子计算部24、入射伽马射线计算部25以及图像获取部26通过专用的电气电路或通用的运算电路或者两者的组合来实现。
图3是示出伽马射线图像获取装置1的动作的流程的图。需要说明的是，作为前提，在图3所示的动作前，存在使入射伽马射线从外部输入腔室11内并获取检测信息的工序。图4是示出腔室11内的康普顿散射的状况的图。如上所述，通过康普顿散射，从入射伽马射线91导出对象散射伽马射线92与反冲电子93。实际上，有时会因对象散射伽马射线92而导致进一步发生康普顿散射，但为了简化说明，本实施方式中省略了复杂的情况。
当对象散射伽马射线92射入五个散射伽马射线检测部14(参照图1)中的任一个时，由散射伽马射线检测部14获取其检测位置及检测时刻。另一方面，如上所述，反冲电子93从腔室11内的气体的原子中电离出电子并且损失能量。如图4中虚线箭头所示，电离电子94的电子云通过电场的作用向腔室11的底部的二维气体增幅位置检测部12(参照图1)移动。二维气体增幅位置检测部12具有二维排列的细微检测器。各细微检测器检测进入的电离电子94。由此，获取电离电子94的检测位置及检测时刻。对象散射伽马射线92及电离电子94的检测信息被保存在图2中省略图示的存储器中。每当检测对象散射伽马射线92时，检测信息累积在存储器中。
散射位置获取部21读取最初保存的对象散射伽马射线92的检测信息、以及对应的电子云的检测信息(步骤S11)。以下，将这些信息总称为“检测信息”。散射位置获取部21确定电子云初始形成的部位。然后，基于从检测到对象散射伽马射线92起至检测到初始的电离电子9的时间，求出该电离电子94在电场下产生的漂移距离。即，获取从二维气体增幅位置检测部12至散射位置的高度。由于初始的电离电子94的信息包括二维气体增幅位置检测部12上的二维位置，因此最终获取散射位置作为腔室11内的三维位置信息(步骤S12)。
反冲电子轨迹获取部22基于二维气体增幅位置检测部12随时间经过而检测出的电离电子94的信息，求出电子云的三维形状。此时，还参照散射位置的信息来确定电子云在腔室11内的位置。由此，获取反冲电子93的轨迹。此处，反冲电子轨迹获取部22的轨迹限制部221确认反冲电子93是否与腔室11的侧面或底面发生了碰撞，在发生了碰撞的情况下，将所关注的从康普顿散射获得的检测信息从以后的运算对象中排除。
散射伽马射线计算部23包括散射方向获取部231与能量获取部232。散射方向获取部231基于散射位置与对象散射伽马射线92的检测位置，获取对象散射伽马射线92的方向。能量获取部232根据从散射伽马射线检测部14输出的检测信号的大小，获取对象散射伽马射线92的能量(步骤S13)。对象散射伽马射线92的能量可以视为基本上由散射伽马射线检测部14获取。
反冲电子计算部24包括反冲方向获取部241与能量获取部242。反冲方向获取部241根据散射位置附近的电子云的形状，获取反冲电子93的反冲方向。能量获取部242根据电子云的大小及长度获取反冲电子93的能量(步骤S14)。
如上所述，检测部10、散射位置获取部21以及散射伽马射线计算部23作为获取对象散射伽马射线92的方向及能量的散射伽马射线信息获取部230发挥功能。检测部10、散射位置获取部21、反冲电子轨迹获取部22以及反冲电子计算部24作为获取反冲电子93的方向及能量的反冲电子信息获取部240发挥功能。
入射伽马射线计算部25包括入射方向获取部251、能量获取部252以及入射方向限制部253。入射方向获取部251利用康普顿散射的方式，基于对象散射伽马射线92的散射方向及能量、以及反冲电子93的反冲方向及能量，求出对应的入射伽马射线91向检测部10入射的入射方向，即，求出到来方向。另外，散射方向、反冲方向及入射方向在运算上为矢量信息。
伽马射线图像获取装置1中，将对象散射伽马射线92的方向与入射伽马射线91的入射方向所成的散射角
Figure BDA0001886407900000091
的确定精度，即角度分辨率称为ARM(Angular ResolutionMeasure：角度分辨率大小)。如图5所示，在与对象散射伽马射线92的方向垂直的面上，将ARM表示为圆环状区域的宽度。另一方面，将表示对象散射伽马射线92的散射方向的矢量与表示反冲电子93的反冲方向的矢量所成的平面即散射平面的确定精度，即角度分辨率称为SPD(Scatter Plane Deviation：散射面偏差)。SPD在角度方向上限定所述圆环状区域。对于一个检测信息，由ARM及SPD划定的图5中标记平行斜线的区域95是入射伽马射线91实际入射的方向的范围。
此外，根据能量守恒定律，对象散射伽马射线92的能量与反冲电子93的能量之和等于入射伽马射线91的能量与视为静止的电子的能量之和，能量获取部252基于此获取入射伽马射线91的能量(步骤S15)。
需要说明的是，在伽马射线图像获取装置1中高精度地获取入射伽马射线91的入射方向。因此，可以与普通的望远镜同样地引入PSF(Point Spread Function，点扩散函数)的概念作为表示入射方向的精度的指标。可以利用PSF的半值全宽作为伽马射线图像获取装置1的分辨率。
可以通过实际测定，或者利用所述ARM及SPD进行模拟来求出PSF。例如，可以在远处配置可以视为一点的辐射源，并且标绘在每次检测到入射伽马射线时求出的入射方向，根据该入射方向的分布来得到PSF。在通过模拟求出PSF的情况下，求出来自假想辐射源的入射伽马射线的入射方向时，利用ARM与SPD在概率上随机改变入射方向。然后，根据通过运算求出的大量的入射方向的分布来得到PSF。
伽马射线图像获取装置1的PSF的半值全宽对应于15度以下的预估角。优选，半值全宽所对应的预估角是10度以下，更优选7度以下，进一步优选3度以下。理论上，半值全宽所对应的预估角是1度以上。在以下的其他实施方式中也是同样。
入射伽马射线计算部25的入射方向限制部253从在步骤S15中获取的入射方向中排除从观察范围外的区域射入检测部10的伽马射线。由此，从应检测到的入射伽马射线91中排除作为背景噪音或其他散射伽马射线等噪音而入射的大部分伽马射线。
当一个检测信息的处理完成时，确认是否存在下一检测信息(步骤S16)，在存在的情况下，对下一检测信息重复所述步骤S11～S15。由此，获取大量的入射伽马射线91的入射方向及能量。以下，将入射伽马射线91的入射方向及能量称为“入射伽马射线信息”。
图像获取部26根据入射伽马射线信息生成作为二维图像的伽马射线图像(步骤S21)。严格来说，图像获取部26生成伽马射线图像的数据。由于伽马射线图像的分辨率低于通常的图像，因此伽马射线图像的一个像素对应于通常的图像中的一定程度大小的区域。以下，将伽马射线图像的像素表示为“像素区域”。例如，图像中央的像素区域的一边的长度对应于PSF的半值全宽。各像素区域对应于入射伽马射线的入射方向。
通过等立体角投影方式生成伽马射线图像。即，二维图像中，面积与拍摄范围的立体角成比例。显示部27中，显示等立体角投影方式的通常图像与伽马射线图像(步骤S22)。这些图像可以按照并排的方式显示，也可以重叠显示。
伽马射线图像也包括与各像素区域对应的多个入射伽马射线的能量分布，即频谱信息。如此，通过基于多个入射伽马射线的入射方向及能量的成像光谱(成像光谱法)，获取二维图像的伽马射线图像。从辐射源直接入射的伽马射线在频谱中呈现为峰。
此处，图像获取部26也能够提取与各像素区域对应的入射伽马射线中的属于特定的能量范围的入射伽马射线，并且生成将其数量表示为像素区域的浓淡的伽马射线图像。由此，通过对图像获取部26设定从特定的辐射性物质直接入射的核伽马射线的能量范围，能够获得辐射性物质的分布。
另一方面，通过对图像获取部26设定来自辐射性物质的伽马射线因周围的物质而发生散射然后射入检测部10的散射伽马射线的能量范围，能够获取表示发生了由辐射性物质导致的某种现象的伽马射线图像。例如，在被辐射性物质污染的地下水流出的情况下，检测到与大气散射伽马射线不同的大量散射伽马射线的区域被表示在伽马射线图像中。
换言之，图像获取部26在多种入射伽马射线中确定直接入射伽马射线与散射入射伽马射线中的至少一种伽马射线，并将该至少一种伽马射线的入射方向的分布获取为二维图像，其中，直接入射伽马射线是属于从辐射源直接射入检测部10的腔室11内的伽马射线的能量范围的入射伽马射线，散射入射伽马射线是属于比直接入射伽马射线的能量范围更低的能量范围的入射伽马射线。
如此，通过获取限制了入射伽马射线的能量范围的伽马射线图像，更优选通过获取能量范围不同的多个伽马射线图像，能够更准确地掌握周围的伽马射线的状态。
图6A是举例示出通过等立体角投影方式得到的伽马射线图像的图。图6A是根据进行了辐射性物质的污染去除的区域而得到的图像。图6B是根据相同的入射伽马射线信息得到的现有伽马射线图像。各伽马射线图像是正方形的像素区域二维排列而成的图像。圆911对应于预估角50°。现有的伽马射线图像中，由于伽马射线的到来方向的精度低，并且仅在假想面上标出了到来位置，因此与等立体角投影方式相比各像素区域中的遗漏多。因此，图6A中，在由虚线围成的区域901中伽马射线的检测量较多，而图6B中，在由虚线围成的更大的区域902中伽马射线的检测量较多。
图6A中，与各像素区域对应的拍摄范围的立体角是相同的。图6C是利用环境辐射线监测器(株式会社堀场制造所生产，PA-1100)在多个地点测定距地面10cm的高度的剂量并且转换为每个等立体角的伽马射线强度的图。
图6C中，将表示实际环境的自然图像转换为等立体角投影并重合。图6C中，由虚线围成的区域903中伽马射线的检测量较多。与图6B的现有伽马射线图像相比，图6A的伽马射线图像与实际的测定结果更为一致。
图7A是示出图8所示的圆911中的从地平线912以下的地面入射来的伽马射线的能量频谱的图。图7B是示出圆911中的从地平线912以上的空中入射来的伽马射线的能量频谱的图。根据这些图可知，在伽马射线图像获取装置1中，由于PSF的扩散小，因此来自空中的伽马射线的频谱与来自地面的伽马射线的频谱明显不同。
图7C是示出图8所示的圆913中的能量频谱的图，图7D是示出地面中圆913以外的区域的能量频谱的图。图7C中，在表示辐射性铯的存在的662keV处有峰，而图7D中在662keV处没有峰。由此，判定为圆913所示的区域的污染去除不充分。以往，为了获取辐射性物质的存在区域，需要一边随时间移动一边测定，但在伽马射线图像获取装置1中，由于PSF的扩散小，因此能够以通常的拍摄方式容易地获取大范围内的辐射性物质的存在区域。另外，图7A至图7D中对每个区域求出了频谱，但如上所述，也能够在各像素区域获取频谱。
通过利用等立体角投影方式，测定伽马射线强度(是指天文学中定义的强度，即每单位面积、单位时间、单位立体角的伽马射线数)的分布。该强度(伽马射线束)以每立体角的方式来保存。因此与距离无关的信息被保存为恒定。这是能够形成成像核光谱的重要因素。由于在取决于PSF的分辨率的范围内伽马射线的信息被维持为无限远，因此可以进行与光学中的光度测定相同的测定。光度是包括无限远的光的发光源的物理信息的量。
因此，在伽马射线的情况下，能够测定来自与距离无关的辐射源的定量的辐射密度。结果，即使不清楚伽马射线的辐射地点与检测部10之间的距离，也能够测定辐射地点的每单位面积的辐射强度，并且能够测定远处的伽马射线辐射强度。伽马射线图像获取装置1具有大视野，能够捕获人眼可见的范围以上的大范围内的伽马射线分布。因此，等立体角投影方式非常合适。
例如，通过将伽马射线图像获取装置1运送至上空，检测来自地表的伽马射线，能够定量地使大范围的地表上的辐射线物质量的分布可视化。在核相关设施中，通过定量地获取大范围的伽马射线辐射强度(能够理解为与辐射线物质量)的图像，能够预防事故，也改善了发生事故时的应对措施。例如，在发生事故时，能够测定从核反应堆辐射的辐射剂量针对每种核物质的三维分布及扩散方向，能够与SPEEDI(紧急快速辐射能影响预测网络系统)等扩散预测系统一同进行快速疏散计划。
处理辐射线的许多工作的安全性得到了飞跃性改善，效率也大幅提高。例如，通过可以测定在地表或墙壁等存在的辐射线物质量，能够预测首先对何处进行污染去除时辐射剂量如何变化。由此，能够高效地进行被辐射性物质污染的场所的污染去除。在对污染水槽、储存设施等进行泄漏监视时，能够在初始阶段发现并且准确地确定场所。此外，在废弃核反应堆的操作中，通过进行来自反应堆核心周围的物质的辐射线强度测定，可以通过模拟来决定计划的废弃核反应堆的步骤，并且可以期待效率及安全性的大幅提升。
如上所述，通过利用等立体角投影方式，能够根据由伽马射线图像获取装置1获取的信息，得到表示比以往更有用的信息的图像。
接下来，说明将伽马射线图像获取装置1应用于医疗的例子。图9是示出当从侧方观察作为检查对象的仰卧姿势的患者8时的检测部10的配置的图。在图9的例子中，两个检测部10配置为从上下方夹着患者8的头部。在伽马射线图像获取装置1中，设置有使两个检测部10与患者8的躯干轴平行地移动的移动部51。移动部51包括在患者8的上方与躯干轴平行地延伸的导轨511、以及在患者8的下方与躯干轴平行地延伸的导轨511。在各导轨511上设置有安装部512，安装部512沿着导轨511移动。检测部10安装在安装部512上，各检测部10沿着导轨511移动。
在各导轨511也设置有未安装有检测部10的其他安装部512。在增设具有与包括腔室11的检测部10同样构造的其他检测部10时，在该安装部512上安装检测部10。若增设两个检测部10，则伽马射线图像获取装置1中可以利用两组检测部10。
与PET的情况同样地，对作为患者8的人体施用包括放出正电子的辐射性物质的药剂。辐射性物质集中在患部，正电子湮灭时产生的伽马射线作为入射伽马射线射入检测部10。当然，也可以像SPECT那样，利用包括放出伽马射线的辐射性物质的药剂。
图10是示出向图2的伽马射线图像获取装置1中追加了结构要素的图。图像获取部26中设置有伽马射线场获取部31。在图像获取部26与显示部27之间追加了修正部32，修正部32连接有存储部33。图11是示出图3的步骤S16之后的处理的图。
向图像获取部26输入由上下两个检测部10检测出的入射伽马射线的方向及能量、以及散射位置。图像获取部26参照入射伽马射线的能量，确定直接入射伽马射线与散射入射伽马射线。直接入射伽马射线是从辐射源直接射入检测部10的核伽马射线。例如，能量为511keV左右的伽马射线。直接入射伽马射线的能量范围可以根据获取的伽马射线的能量的精度进行适当设定。散射入射伽马射线是能量范围低于直接入射伽马射线的能量范围的伽马射线。例如，散射入射伽马射线是能量范围在100keV以上、且在对于直接入射伽马射线设定的能量范围以下的伽马射线。
图像获取部26的伽马射线场获取部31根据直接入射伽马射线的入射伽马射线信息，获取与直接入射伽马射线相关的三维伽马射线场(步骤S31)。由于直接入射伽马射线是直接伽马射线中射入检测部10的射线，因此以下将步骤S31中得到的伽马射线场称为“直接伽马射线场”。
另外，除了入射伽马射线的方向及能量之外，步骤S31及后述的步骤S32中利用的入射伽马射线信息中还包括散射位置。即，伽马射线图像获取装置1测定包括散射位置的方向。由此，伽马射线场获取部31获取入射伽马射线相对于腔室11的轨迹的位置。然后，参照大量的入射伽马射线的轨迹，利用分析方法或统计方法获取伽马射线场。由于直接伽马射线场以三维图像的形式获得，因此以下将直接伽马射线场称为“直接伽马射线图像”。
伽马射线场获取部31还根据散射入射伽马射线的入射伽马射线信息，获取与散射入射伽马射线相关的三维散射伽马射线场(步骤S32)。以下，将表示散射伽马射线场的三维图像称为“散射伽马射线图像”。另外，原则上，可以作成每种能量的三维伽马射线图像，并且可以获得体内的每个位置上的辐射伽马射线的能量分布。换言之，能够形成扩展为三维图像的广义上的成像光谱。
由此，也能够同时测量来自多种辐射性物质的能量不同的直接伽马射线。在该情况下，也能够对所有辐射性物质获取通过大视野观测得到的动画。例如，硼中子俘获疗法(BNCT：Boron Neutron Capture Therapy)中，可以在中子束下将来自用PET制剂标记的肿瘤的511keV的伽马射线与478keV的硼伽马射线分离并生成图像。由此，可以一边将硼制剂在体内分布的肿瘤集中度与PET制剂的分布进行比较一边进行治疗。
更一般地来说，图像获取部26从多种入射伽马射线中确定第一能量范围的第一入射伽马射线、以及与第一能量范围不同的第二能量范围的第二入射伽马射线。然后，根据第一入射伽马射线的信息获取表示三维伽马射线场的第一伽马射线图像，根据第二入射伽马射线的信息获取表示三维伽马射线场的第二伽马射线图像。优选第一能量范围与第二能量范围不重叠，但也可以根据用途进行部分重叠，还可以是一方包括另一方。由此，能够根据由伽马射线图像获取装置1获取的信息，得到表示比以往有用的信息的图像。
此外，由于与光学拍摄的原理相同，因此也能够简化图像处理，并且进行高精度的处理。由于伽马射线图像获取装置1具有大视野，因此即使在两台检测部10的情况下也能获取大范围且高精度的伽马射线图像。
在伽马射线图像获取装置1中，预先获取的体内的电子密度分布的信息被保存准备在存储部33中。电子密度分布例如可以通过根据X射线CT图像求出X射线的吸收量并转换为康普顿散射的方法或利用设置在外部的辐射源测定人体的透过计数来获取。
体内的伽马射线的散射量与伽马射线的强度和电子密度成正比。此外，由于从周围向体内的各位置射入直接伽马射线，因此位置x上的直接伽马射线的强度，即来自所有方向的直接伽马射线的量，是包括位置x的一定程度的大小区域中的平均值。因此，将某一位置x上的散射伽马射线的强度(或与强度相当的值)设为fcomp，将电子密度设为ne，将位置x附近的直接伽马射线的平均强度(或与平均强度相当的值)设为fav，则fcomp＝fav·ne。
另一方面，在将步骤S31中获取的直接伽马射线图像中的位置x上的直接伽马射线的强度(或与强度相当的值)设为fRI的情况下，通过将fRI除以fav，能够降低来自周围的直接伽马射线的影响。即，辐射性物质的集中度，例如，通过利用fRI/fav作为与PET中的SUV(Standardized Uptake Value：标准摄取值)相当的值，能够清楚地获取辐射性物质的集中度的变化。通过所述处理，修正部32利用散射伽马射线图像及电子密度分布来修正直接伽马射线图像(步骤S33)。修正方法可以多种多样。可以利用减法代替除法来进行修正。通过修正，能够获取体内某种辐射性物质的定量性的分布信息。显示部27中，显示三维或任意的截面内的修正后的直接伽马射线图像(步骤S34)。另外，由PET或SPECT得到的图像是与上述的fRI相当的图像。
图12A及图12B是用于说明修正直接伽马射线图像的状况的图。图12A是示意性示出直接伽马射线图像中的强度变化的图。附图标记81所示的区域是因血液量多的脏器的存在而强度变高的区域。标记有附图标记82的峰表示肿瘤存在的位置。图12B是示出修正后的直接伽马射线图像的图。降低了电子密度的变化的影响，肿瘤的位置被表示得更加明显。由此，可以清楚地确认像脏器内的肿瘤这样的、以往因周围的亮度不足而导致不清晰的区域。使辐射性物质的异常集中变得明显的所述修正对于脑、心脏、肝脏、肾脏等尤其有效。
需要说明的是，在PET中，根据用包围对象物的大量像素元件同时测量由正电子对湮灭而产生的两个伽马射线的原理，将连接两个命中的像素的方向假定为伽马射线的方向。在PET中不测定实际的伽马射线的方向。因此，来自立体角几乎为2π的前方的所有方向的伽马射线来到各像素，由于随机噪音或散射伽马射线的噪音而发生大量偶然现象。结果，相对于正确现象而言噪音很大。即使在PET中设置有准直仪的情况下，散射成分中有很多在准直仪内散射的成分，不能从根本上解决所述课题。
对此，伽马射线图像获取装置1能够区分来自与PSF的半值全宽对应的顶角的圆锥的伽马射线与其他伽马射线。即，能够仅识别由向对象物延伸的几度的圆锥内的伽马射线所产生的现象，并且将来自该范围内的辐射源的直接伽马射线及体内的散射伽马射线与其他伽马射线良好地分离。此外，能够通过参照能量信息将直接伽马射线与散射伽马射线完全区分。结果，能够仅获取直接伽马射线的图像，获得噪音极低的高品质图像。在PET或SPECT中不能准确地求出规定能量范围以外的散射伽马射线的方向，而伽马射线图像获取装置1能够准确地测定散射伽马射线的方向，并且判定散射伽马射线的由来。伽马射线图像获取装置1无需进行如PET的情况下那样的检测部的扫描，能够使装置也更加小型化。
在伽马射线图像获取装置1中，不存在像PET的情况下那样因散射发生源的分布、噪音除去法导致的伪影对成像产生影响的状况。此外，即使在PET中为了增加真实现象而增加药剂的施用量，虽然真实现象与药剂量成比例，但偶然事件却以施用量的平方倍而增加。因此，不能期待药剂的增量所产生的效果。与PET相比，伽马射线图像获取装置1能够大幅减少对患者施用的药剂的量。
在伽马射线图像获取装置1中，通过入射伽马射线的能量范围的限制、检测部10内检测的对象散射伽马射线及反冲电子的限制、以及伽马射线的入射方向的限制，能够大幅降低随机噪音或不必要的散射伽马射线的噪音。由此，与现有的康普顿相机或PET相比可以获取大幅降低噪音的图像。
通过利用上述原理，伽马射线图像获取装置1也能获取对象物的电子密度分布。在该情况下，如图13所示，在图像获取部26与显示部27之间设置电子密度分布获取部34。
如图14所示，在与图11同样地获取三维直接伽马射线图像及散射伽马射线图像后(步骤S31、S32)，电子密度分布获取部34以在扩展到直接伽马射线的散射长度(例如，5～10cm)左右的区域内求平均的方式对直接伽马射线图像进行平滑化。通过将该平滑化图像设为fav，求出fcomp/fav，从而得到电子密度ne。电子密度分布获取部34通过对各位置进行该处理，根据平滑化后的直接伽马射线图像及散射伽马射线图像获取作为对象物的人体内的电子密度分布(步骤S35)。由于散射伽马射线的强度与用PSF设定的上述圆锥内的电子密度成正比，因此能够将体内的电子密度分布图像化。显示部27中，显示表示三维或任意剖面内的电子密度分布的图像(步骤S36)。
通过由伽马射线图像获取装置1获取电子密度分布，能够对因体内的散射而损失的伽马射线的量进行修正。由于伽马射线的散射量取决于体内的物质分布，因此需要对每个人进行测量，但伽马射线图像获取装置1可以在获取伽马射线图像的同时获取电子密度分布。
另外，在通过X射线CT求电子密度分布的情况下，需要测定体内的光电吸收计数并转换为电子密度，但由于光电吸收与原子量的五次方成正比，因此对包括重原子的骨骼等产生较大影响，需要进行进一步修正。伽马射线图像获取装置1能够通过简单的处理来获取电子密度分布。
电子密度分布例如可以用于对以往难以修正的SPECT用的药剂进行的伽马射线的散射修正，能够改善定量性。此外，在伽马射线治疗中，照射与X射线治疗不同的MeV区域的光子，通过康普顿散射对体内施加能量。在估计该体内的治疗效果的情况下，也能利用所述电子密度分布来求出体内各处的散射计数。
接下来，说明将伽马射线图像获取装置1用于医疗的其他例子。图15是示出当从头部侧观察作为检查对象的仰卧姿势的患者8时检测部10的配置的图。对患者8施用包括放出正电子的辐射性物质的药剂。各检测部10的结构与上述结构相同。在图15的例子中，两个检测部10在患者8的头部的上方以左右排列的方式配置。与图9的情况同样地，在伽马射线图像获取装置1中，可以设置用于使两个检测部10与患者8的躯干轴平行地移动的移动部51、用于追加检测部10的安装部512。
伽马射线图像获取装置1还具有相向检测部61。相向检测部61成板状，配置为与检测部10一同将患者8夹在中间。换言之，相向检测部61与检测部10的腔室隔着患者8即对象物配置在与检测部10的腔室相反的一侧。相向检测部61获取从对象物入射的伽马射线的检测位置及检测时刻，即入射位置及入射时刻。相向检测部61是“Timing Position Detector(时刻位置检测器)”。相向检测部61以几mm的精度检测伽马射线的入射位置，以亚纳秒的精度检测伽马射线的入射时刻。此外，相向检测部61的检测效率高。
由于由检测部10检测的伽马射线的入射方向的范围大，因此在相向检测部61为一个的情况下优选两个检测部10的朝向角度的差为0～60度，但考虑到如后所述的设置多个相向检测部61的情况，从一个检测部10的腔室11(参照图1)朝向患者8即对象物的方向与从另一个检测部10的腔室11朝向对象物的方向所成的角优选为0度以上140度以下。由正电子与电子之间的成对湮灭而产生的伽马射线对的一部分作为入射伽马射线而射入检测部10的腔室11。伽马射线对的另一部分射入相向检测部61。
图16是示出相向检测部61的结构的立体图。相向检测部61具有二维排列的闪烁体阵列610、光检测阵列620、以及检测电路63。在闪烁体阵列610中闪烁体611二维排列。各闪烁体611为棒状，并且与排列面垂直。优选，闪烁体611是含铅的塑料闪烁体或含铅的玻璃闪烁体。由于这些闪烁体较便宜，因此能够降低伽马射线图像获取装置1的制造成本。
二维排列的闪烁体611的上表面构成为与患者8及检测部10相向的入射面。此处的“上表面”是便于进行说明的用语，并不限于重力方向上的上方。闪烁体阵列610作为伽马射线检测时的像素阵列发挥功能。一像素的大小例如为2mm见方。闪烁体611的长度为几cm。
光检测阵列620配置在闪烁体阵列610的下表面。光检测阵列620具有二维排列的光检测器621。各光检测器621配置在一个闪烁体611的下端。当来自患者8的伽马射线射入闪烁体611时，来自闪烁体611的光被对应的光检测器621检测到。采用高速且高灵敏度的元件作为光检测器621。光检测器621例如是SiPM(Silicon Photomultiplier：硅光电倍增管)等雪崩型光检测器。
来自光检测阵列620的信号被输入到检测电路63。检测电路63基于信号来记录相向检测部61中的伽马射线的检测位置与检测时刻。使用FPGA(Field-Programmable GateArray：现场可编程门阵列)作为检测电路63。
相向检测部61仅获取伽马射线的检测位置及检测时刻，而不获取伽马射线的能量。因此，能够低价地制造相向检测部61。
图17是示出伽马射线图像获取装置1的结构的框图。与图2相比，伽马射线图像获取装置1将散射位置获取部21变更为散射信息获取部21a。除了入射伽马射线的散射位置之外，散射信息获取部21a还获取散射时刻。散射时刻是根据散射伽马射线射入散射伽马射线检测部14的时刻以及散射位置而求出的。
在图17的伽马射线图像获取装置1中，在入射伽马射线计算部25与图像获取部26之间，设置伽马射线对确定部41与伽马射线对产生位置获取部42。向伽马射线对确定部41来自散射信息获取部21a的散射位置及散射时刻、来自入射伽马射线计算部25的入射伽马射线的入射方向及能量、以及来自相向检测部61的伽马射线的检测位置及检测时刻。向伽马射线对产生位置获取部42输入来自散射信息获取部21a的散射位置及散射时刻、以及来自相向检测部61的伽马射线的检测位置及检测时刻。
图18是示出伽马射线图像获取装置1的动作的流程的图。对于与图3相同的工序标记相同的附图标记。需要说明的是，作为前提，在图18所示的动作之前，存在使入射伽马射线从外部射入腔室11内并获取检测信息(以下，称为“第一检测信息”)的工序。此外，还存在利用相向检测部61获取从患者8入射的伽马射线的检测位置及检测时刻作为第二检测信息的工序。
图18中，在步骤S11中读取与一个入射伽马射线相关的第一检测信息。以下的说明中，将与一个伽马射线对应的第一检测信息表示为“一个第一检测信息”(第二检测信息也是同理)。在步骤S12a中，由散射信息获取部21a获取腔室11内的散射位置及散射时刻。步骤S13～S15与图3相同，获取入射伽马射线的方向与能量。
虽省略了图示，但在入射伽马射线的方向未朝向患者8的情况下，或在入射伽马射线的能量不是因正电子与电子之间的成对湮灭而产生的511keV的情况下，从以下的运算对象中排除不是从患者8直接入射的伽马射线。然后，经由步骤S16返回步骤S11，进行下一第一检测信息的处理。
在步骤S15后的步骤S41中，根据由正电子与电子之间的成对湮灭而产生的伽马射线对向相反方向传播，伽马射线对确定部41从相向检测部61的第二检测信息中确定与处理中的入射伽马射线对应的检测信息。换言之，从相向检测部61中的伽马射线的检测位置与检测时刻的大量的组合即大量的第二检测信息中，确定与射入检测部10的入射伽马射线成对产生的伽马射线相关的检测信息。由此，确定射入检测部10的伽马射线与射入相向检测部61的伽马射线组成的伽马射线对。
具体而言，首先，根据检测部10中的入射伽马射线的散射位置及入射方向，确定伽马射线对中的另一个伽马射线可能射入相向检测部61的空间范围，并选择入射到该范围的伽马射线的第二检测信息。如上所述，表示入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角，优选，半值全宽所对应的预估角为10度以下，更优选7度以下，进一步优选3度以下。因此，基于各第二检测信息中包括的检测位置，大幅减少了值得关注的第二检测信息的数量。
此外，根据入射伽马射线的散射时刻，求出伽马射线对中的另一个伽马射线可能射入相向检测部61的时刻的范围。基于相向检测部61中的检测时刻，确定一个伽马射线的第二检测信息，或者判定为不存在应作为运算对象的第二检测信息。即，在伽马射线对中的另一个伽马射线不发生散射而射入相向检测部61的情况下，确定一组检测位置及检测时刻作为该伽马射线的第二检测信息。如此，相向检测部61不获取入射伽马射线的能量，但能够利用来自相向检测部61的信息来确定作为目标的直接入射伽马射线。确定第二检测信息时的空间限制与时间限制的考虑顺序可以相反。
如上所述，伽马射线对确定部41基于射入检测部10的腔室11的入射伽马射线的入射方向、能量、散射位置以及散射时刻，从由相向检测部61检测出的伽马射线中，确定具有与入射伽马射线成对产生的伽马射线的检测位置及检测时刻的伽马射线。所述运算处理的细节可以进行适当变更。
图15中设置有多个检测部10，但由于相向检测部61的空间分辨率以及时间分辨率高，因此能够确定与来自各检测部10的一个第一检测信息对应的、来自相向检测部61的一个第二检测信息。
在将检测部10中的散射位置与相向检测部61中的检测位置进行连结的直线上存在伽马射线对的产生位置。由此，在步骤S42中，根据伽马射线对中的一个伽马射线的散射位置以及另一个伽马射线在相向检测部61中的检测位置、以及伽马射线对中的一个伽马射线到达散射位置的时刻与另一个伽马射线被相向检测部61检测到的时刻的差，准确地求出产生伽马射线对的三维位置。
通过对所有第一检测信息重复步骤S11～S15、S41、S42，由图像获取部26获取伽马射线对的大量产生位置即对患者8施用的药剂的存在分布作成三维图像(步骤S43)。三维图像显示在显示部27中(步骤S44)。所述处理顺序在可能的范围内可以进行适当变更。
所述说明中主要关注了一个检测部10，但另一检测部10也进行同样的处理。即，在伽马射线图像获取装置1中，另一检测部10的腔室11中也同样地设置用于从与射入该腔室11的入射伽马射线的与散射相关的信息以及射入相向检测部61的伽马射线的信息中获取伽马射线对的产生位置的结构。但是，与运算相关的结构可以在两个检测部10中共用，也可以分别设置。
已投入实际使用的TOF(Time ofFlight：飞行时间)-PET中，将相同构造的大量检测装置配置在患者周围，根据伽马射线的检测时刻推定成对产生的伽马射线，求出伽马射线对产生位置。由此，与现有的PET相比，TOF-PET提高了图像的对比度。但是，在TOF-PET与现有的PET中，散射伽马射线或偶然现象等的噪音是同样的。考虑到人体的大小，用于确定成对产生的伽马射线的检测时间差需要4ns左右，在该时间跨度内会发生偶然现象。此外，伽马射线对中的至少一个伽马射线在人体内散射的概率为50％左右，产生比信号更多的噪音。
与此相对，伽马射线图像获取装置1能够利用TOF技术仅获取具有特定能量的伽马射线的信息。结果，能够仅处理未散射的伽马射线对的信息。此外，能够从射入一个检测部10的入射伽马射线的方向中排除另一检测部10中的偶发性，得到准确的伽马射线对。此外，由于利用虽然便宜但位置分辨率为几mm、时间分辨率为亚纳秒的相向检测部61来实现位置检测及时刻检测，因此能够抑制伽马射线图像获取装置1的价格上升。在伽马射线图像获取装置1中，构造不同的检测部10与相向检测部61分工进行伽马射线对的检测。
通过利用平面内的空间分辨率及时间分辨率高的相向检测部61，例如，获得人体这么大的体内的1mm左右的极高精度的伽马射线对的三维产生位置中的二维分量。与不利用相向检测部61的情况相比，射入检测部10的伽马射线的方向的角度分辨率提高了约十倍。通过TOF技术，例如，获得体内的1～2cm左右的精度的伽马射线的传播方向即剩余的一维分量。
通过检测部10与相向检测部61的组合，能够有效地设置伽马射线对的同时计数的空间及时间限制，并且能够大幅降低偶发及散射噪音，获得纯粹的信号。结果，能够获取低剂量、高清晰度的三维伽马射线图像。该伽马射线图像是基于伽马射线的测定而得到的体内的RI分布的三维图像。由于噪音少，因此即使将所需的药剂的施用量减少到PET的十分之一以下也能获得同等的图像，也不会发生伪影。通过增加检测部10的数量，能够进一步减少药剂量。
在伽马射线图像获取装置1中，由于噪音少，并且各检测部10独立动作，因此即使增加检测部10并且增加检查面积也不会像PET那样使偶然现象增加。因此，能够一次观察全身。此外，由于PET中将大量的检测器配置在人体周围，因此需要将伽马射线对的检测点间的距离设为80cm左右，而在伽马射线图像获取装置1中，由于能够使检测部10及相向检测部61靠近人体，因此能够将构件之间的距离设为40cm左右。由此，能够以较少数量的检测部10测定大范围的人体。
图19是示出检测部10与相向检测部61的配置的其他例子的图。图19中两个检测部10的朝向相差90度。两个检测部10与两个相向检测部61分别相向。患者8位于各检测部10与相向的相向检测部61之间。
如上所述，在伽马射线图像获取装置1中，在伽马射线的传播方向上伽马射线对产生位置的测定精度相对较低。因此，通过将方向改变90度使两个检测部10朝向患者8的同一部位配置，能够整体提高伽马射线对产生位置的图像的精度。另外，两个检测部10的朝向可以相差大约90度，优选，将朝向差设定在60～120度的范围内。
图20是示出相向检测部61的其他例子的图。图20的相向检测部61中，长棒状的闪烁体611以横卧于平面上的方式排成一列。优选，闪烁体611是含铅的塑料闪烁体或含铅的玻璃闪烁体。在图20中，将各闪烁体611延伸的方向表示为Y方向，将闪烁体611的排列方向表示为X方向。Y方向与X方向垂直。伽马射线的入射面为闪烁体611的侧面。在各闪烁体611的两端面设置有光检测器621。检测电路63根据两端的光检测器621检测光的时刻及时刻的差，求出伽马射线射入闪烁体611的Y方向的入射位置及入射时刻。检测电路63中仅进行数字处理，而不利用信号的大小。
由于入射位置的X方向是伽马射线入射的闪烁体611的位置，因此能够得到1～2mm的分辨率。Y方向的位置精度为1cm左右。但是，读数比图16的情况少一位以上，能够将价格抑制为图16的情况的几分之一。
图21是示出相向检测部61的另一例的图。图21的相向检测部61利用了Multi-GapResistive Plate Chambers(多间隙电阻板室)的技术。相向检测部61中，作为高电阻板的玻璃板641与间隔物642交替配置，形成多层腔室。在最上方的玻璃板641的上表面上以及最下方的玻璃板641的下表面上，分别设置有电极643，向该电极643间施加高电位差。在一对电极的外侧，隔着绝缘层644设置有读取电极645。读取电极645为条状，在上下方的读取电极645的各电极线延伸的方向相差90度。
多层腔室内封入稀有气体，在由电极643施加了强电场的状态下，当射入玻璃板641的伽马射线在玻璃中被转换为电子并且电子向气体中射出时，产生火花。由此时的信号大到数kV，因此可以从上下方的读取电极645读取感应信号。时间分辨率为数十ps，二维位置分辨率也可以为1mm以下。通过图21的结构，能够实现一种非常便宜且大面积的相向检测部61。
作为相向检测部61，可以采用响应速度快的各种元件。通过设置不获取伽马射线的能量的、便宜的相向检测部61，能够便宜地且高精度地获取伽马射线对的产生位置。相向检测部61的数量可以是三个以上。检测部10的数量可以是一个，并且设置多个相向检测部61。相向检测部61不限于平板状。例如，相向检测部61可以是曲面状。检测部10的数量也可以根据测定部位的大小而进行各种变更。
相向检测部61的闪烁体也可以是除了含铅的塑料闪烁体或含铅的玻璃闪烁体以外的闪烁体。
伽马射线图像获取装置1可以进行各种变形。
例如，可以通过一个检测部10获取伽马射线场。此外，在相同区域的测定中可以利用三个以上的检测部10。优选，在相同区域的测定中利用的检测部10的数量为两个。此外，可以一边将一个检测部10的位置依次变更为多个位置一边进行相同区域的测定。
辐射出入射伽马射线的对象物可以是人体以外的各种对象物，只要其包括辐射性物质即可。例如，可以是金属或混凝土等不能进行通常的X射线非破坏检查的高密度物体。在该情况下，能够进行对象物的内部诊断。也可以进行管道等的劣化检查。此外，对象物也可以是动物或植物。对象物包括辐射出正电子的物质的情况也是同样地，对象物不限于人体。
散射伽马射线信息获取部230以及反冲电子信息获取部240的结构可以进行各种变更。此外，可以采用与上述不同的检测原理。运算处理的顺序也可以在可能的范围内进行适当变更。
所述实施方式以及各变形例的结构在互相不产生矛盾的情况下可以进行适当组合。
尽管已经详细描述和说明了本发明，但是如上的说明是示例性的而非限制性的。因此，可以认为在不脱离本发明的范围的情况下可以有许多变形或实施方式。
附图标记说明
1 伽马射线图像获取装置
8 患者
11 腔室
14 散射伽马射线检测部
21 散射位置获取部
21a 散射信息获取部
25 入射伽马射线计算部
26 图像获取部
32 修正部
33 存储部
34 电子密度分布获取部
41 伽马射线对确定部
42 伽马射线对产生位置获取部
61 相向检测部
91 入射伽马射线
92 对象散射伽马射线
93 反冲电子
231 散射方向获取部
240 反冲电子信息获取部
512 安装部
611 闪烁体
S11～S16、S12a、S21、S31～S33、S35、S41～S43 步骤

Claims (14)

1.一种伽马射线图像获取装置，利用康普顿散射，其中，
所述伽马射线图像获取装置具有：
腔室，
散射伽马射线检测部，检测从外部射入所述腔室内的入射伽马射线的康普顿散射的对象散射伽马射线，并且获取所述对象散射伽马射线的检测位置及能量，
散射位置获取部，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的散射位置，
散射方向获取部，基于所述散射位置及所述检测位置，获取所述对象散射伽马射线的方向，
反冲电子信息获取部，获取来自所述散射位置的反冲电子的方向及能量，
入射伽马射线计算部，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取对应的入射伽马射线的入射方向及能量，以及
图像获取部，根据基于多个入射伽马射线的入射方向及能量的成像光谱，获取与入射伽马射线的入射方向对应的各像素包括能量分布的信息的二维图像；
所述二维图像的面积与拍摄范围的立体角成正比，所述各像素中的能量分布定量地表示在与所述各像素对应的辐射位置的每单位面积的辐射强度，
表示由所述入射伽马射线计算部得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
2.根据权利要求1所述的伽马射线图像获取装置，其中，
所述图像获取部从所述多个入射伽马射线中，确定从辐射源直接射入所述腔室的直接入射伽马射线、以及散射入射伽马射线中的至少一种伽马射线，并且获取所述至少一种伽马射线的入射方向的分布作成二维图像，所述散射入射伽马射线的能量范围低于所述直接入射伽马射线的能量范围。
3.一种伽马射线图像获取装置，利用康普顿散射，其中，
所述伽马射线图像获取装置具有：
腔室，
散射伽马射线检测部，检测从作为被施用了辐射正电子或伽马射线的药剂的人体的对象物辐射出并射入所述腔室内的入射伽马射线的康普顿散射的对象散射伽马射线，并且获取所述对象散射伽马射线的检测位置及能量，
散射位置获取部，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的散射位置，
散射方向获取部，基于所述散射位置及所述检测位置，获取所述对象散射伽马射线的方向，
反冲电子信息获取部，获取来自所述散射位置的反冲电子的方向及能量，
入射伽马射线计算部，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取对应的入射伽马射线的入射方向及能量，
图像获取部，在多个入射伽马射线中确定从辐射源直接射入所述腔室的第一入射伽马射线、以及能量范围低于所述第一入射伽马射线的能量范围的作为散射入射伽马射线的第二入射伽马射线，根据所述第一入射伽马射线的信息获取表示三维的伽马射线场的第一伽马射线图像，并且根据所述第二入射伽马射线的信息获取表示三维的伽马射线场的第二伽马射线图像，
存储部，存储预先准备的所述对象物内的电子密度分布，以及
修正部，利用所述第二伽马射线图像及所述电子密度分布，修正所述第一伽马射线图像，从而获取体内的辐射性物质的定量性的某种分布信息，
表示由所述入射伽马射线计算部得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
4.一种伽马射线图像获取装置，利用康普顿散射，其中，
腔室，
散射伽马射线检测部，检测从对象物辐射出并射入所述腔室内的入射伽马射线的康普顿散射的对象散射伽马射线，并且获取所述对象散射伽马射线的检测位置及能量，
散射位置获取部，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的散射位置，
散射方向获取部，基于所述散射位置及所述检测位置，获取所述对象散射伽马射线的方向，
反冲电子信息获取部，获取来自所述散射位置的反冲电子的方向及能量，
入射伽马射线计算部，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取对应的入射伽马射线的入射方向及能量，
图像获取部，在多个入射伽马射线中确定从辐射源直接射入所述腔室的第一入射伽马射线、以及能量范围低于所述第一入射伽马射线的能量范围的作为散射入射伽马射线的第二入射伽马射线，根据所述第一入射伽马射线的信息获取表示三维的伽马射线场的第一伽马射线图像，并且根据所述第二入射伽马射线的信息获取表示三维的伽马射线场的第二伽马射线图像，以及
电子密度分布获取部，对所述第一伽马射线图像进行平滑化，并且根据平滑化后的所述第一伽马射线图像及所述第二伽马射线图像获取所述对象物内的电子密度分布；
表示由所述入射伽马射线计算部得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
5.根据权利要求4所述的伽马射线图像获取装置，其中，
入射伽马射线是从包括辐射性物质的对象物中辐射出的射线。
6.根据权利要求5所述的伽马射线图像获取装置，其中，
所述对象物是被施用了辐射正电子或伽马射线的药剂的人体。
7.根据权利要求3～6中任一项所述的伽马射线图像获取装置，其中，
所述伽马射线图像获取装置还具有安装部，所述安装部用于增设与所述腔室相同的腔室。
8.一种伽马射线图像获取装置，利用康普顿散射，其中，
所述伽马射线图像获取装置具有：
腔室，在包括辐射正电子的物质的对象物中因正电子与电子之间的成对湮灭而产生的伽马射线对的一部分，作为入射伽马射线射入所述腔室，
散射伽马射线检测部，检测由所述腔室内的所述入射伽马射线的康普顿散射产生的对象散射伽马射线，并且获取所述对象散射伽马射线的检测位置及能量，
散射信息获取部，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的散射位置及散射时刻，
散射方向获取部，基于所述散射位置及所述对象散射伽马射线的所述检测位置，获取所述对象散射伽马射线的方向，
反冲电子信息获取部，获取来自所述散射位置的反冲电子的方向及能量；
入射伽马射线计算部，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取对应的入射伽马射线的入射方向及能量，
相向检测部，隔着所述对象物配置在与所述腔室相反的一侧，获取从所述对象物入射的伽马射线的检测位置及检测时刻，而不获取从所述对象物入射的所述伽马射线的能量，
伽马射线对确定部，基于射入所述腔室的入射伽马射线的入射方向、能量、散射位置以及散射时刻，从由所述相向检测部检测出的伽马射线中确定出具有与所述入射伽马射线成对产生的伽马射线的检测位置以及检测时刻的伽马射线，
伽马射线对产生位置获取部，基于由所述伽马射线对确定部确定出的伽马射线对中的一个伽马射线在所述腔室内的散射位置及散射时刻、以及所述伽马射线对中的另一个伽马射线在所述相向检测部中的检测位置及检测时刻，获取所述对象物内的所述伽马射线对的产生位置，以及
图像获取部，获取多个伽马射线对的产生位置作成三维图像；
表示由所述入射伽马射线计算部得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
9.根据权利要求8所述的伽马射线图像获取装置，其中，
所述相向检测部包括含铅的塑料闪烁体或含铅的玻璃闪烁体。
10.根据权利要求8或9所述的伽马射线图像获取装置，其中，
所述伽马射线图像获取装置还具有：
与所述腔室相同的其他腔室，以及
与所述腔室的情况同样地，根据射入所述其他腔室的入射伽马射线的与散射相关的信息以及射入所述相向检测部的伽马射线的信息，获取伽马射线对的产生位置的结构；
所述腔室朝向所述对象物的方向与从所述其他腔室朝向所述对象物的方向所成的角为0度以上140度以下。
11.一种伽马射线图像获取方法，其中，
所述伽马射线图像获取方法包括：
a)工序，使入射伽马射线从外部射入腔室内，
b)工序，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的康普顿散射的对象散射伽马射线的方向及能量，
c)工序，获取与所述对象散射伽马射线对应的反冲电子的方向及能量，
d)工序，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取所述入射伽马射线的入射方向及能量，以及
e)工序，根据基于由所述d)工序获取的多个入射伽马射线的入射方向及能量的成像光谱，获取与入射伽马射线的入射方向对应的各像素包括能量分布的信息的二维图像；
所述二维图像的面积与拍摄范围的立体角成正比，所述各像素中的能量分布定量地表示在与所述各像素对应的辐射位置的每单位面积的辐射强度；
表示由所述d)工序得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
12.一种伽马射线图像获取方法，其中，
所述伽马射线图像获取方法包括：
a)工序，使从作为被施用了辐射正电子或伽马射线的药剂的人体的对象物辐射出的伽马射线作为入射伽马射线射入腔室内，
b)工序，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的康普顿散射的对象散射伽马射线的方向及能量，
c)工序，获取与所述对象散射伽马射线对应的反冲电子的方向及能量；
d)工序，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取所述入射伽马射线的入射方向及能量，
e)工序，从由所述d)工序获取的多个入射伽马射线中，确定从辐射源直接射入所述腔室的第一入射伽马射线、以及能量范围低于所述第一入射伽马射线的能量范围的作为散射入射伽马射线的第二入射伽马射线，并且根据所述第一入射伽马射线的信息获取表示三维的伽马射线场的第一伽马射线图像，根据所述第二入射伽马射线的信息获取表示三维的伽马射线场的第二伽马射线图像，以及
利用所述第二伽马射线图像及预先准备的所述对象物内的电子密度分布，修正所述第一伽马射线图像，从而获取体内的辐射性物质的定量性的某种分布信息的工序；
表示由所述d)工序得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
13.一种伽马射线图像获取方法，其中，
所述伽马射线图像获取方法包括：
a)工序，使从对象物辐射出的伽马射线作为入射伽马射线射入腔室内，
b)工序，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的康普顿散射的对象散射伽马射线的方向及能量，
c)工序，获取与所述对象散射伽马射线对应的反冲电子的方向及能量；
d)工序，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取所述入射伽马射线的入射方向及能量，
e)工序，从由所述d)工序获取的多个入射伽马射线中，确定从辐射源直接射入所述腔室的第一入射伽马射线、以及能量范围低于所述第一入射伽马射线的能量范围的作为散射入射伽马射线的第二入射伽马射线，并且根据所述第一入射伽马射线的信息获取表示三维的伽马射线场的第一伽马射线图像，根据所述第二入射伽马射线的信息获取表示三维的伽马射线场的第二伽马射线图像，以及
对所述第一伽马射线图像进行平滑化，并且根据平滑化后的所述第一伽马射线图像及所述第二伽马射线图像获取所述对象物内的电子密度分布的工序；
表示由所述d)工序得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
14.一种伽马射线图像获取方法，其中，
所述伽马射线图像获取方法包括：
a)工序，使在包括辐射正电子的物质的对象物中因正电子与电子之间的成对湮灭而产生的伽马射线对的一部分，作为入射伽马射线射入腔室，
b)工序，获取所述腔室内的所述入射伽马射线的康普顿散射的散射位置及散射时刻，
c)工序，获取所述入射伽马射线的所述康普顿散射的对象散射伽马射线的方向及能量，
d)工序，获取与所述对象散射伽马射线对应的反冲电子的方向及能量；
e)工序，根据所述对象散射伽马射线的方向及能量、以及所述反冲电子的方向及能量，获取对应的入射伽马射线的入射方向及能量，
f)工序，利用隔着所述对象物配置在与所述腔室相反的一侧的相向检测部，获取从所述对象物射入的伽马射线的检测位置及检测时刻，而不获取从所述对象物入射的所述伽马射线的能量，
g)工序，基于射入所述腔室的入射伽马射线的入射方向、能量、散射位置以及散射时刻，从由所述相向检测部检测出的伽马射线中，确定出具有与所述入射伽马射线成对产生的伽马射线的检测位置及检测时刻的伽马射线，
h)工序，基于由所述g)工序确定的伽马射线对中的一个伽马射线在所述腔室内的散射位置及散射时刻、以及所述伽马射线对中的另一个伽马射线在所述相向检测部中的检测位置及检测时刻，获取所述对象物内的所述伽马射线对的产生位置，以及
i)工序，重复所述g)及所述h)工序，获取多个伽马射线对的产生位置作成三维图像；
在所述e)工序，表示由所述入射伽马射线计算部得到的所述入射方向的精度的点扩散函数的半值全宽对应于15度以下的预估角。
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Families Citing this family (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3726258B1 (en) * 2019-04-16 2023-10-04 Detection Technology Oyj Imaging method and system
US11701065B2 (en) * 2019-05-22 2023-07-18 Redlen Technologies, Inc. Compton scattering correction methods for pixellated radiation detector arrays
FR3103910B1 (fr) * 2019-11-29 2021-12-10 Commissariat Energie Atomique Procédé d'estimation d'un débit de dose à partir d'une image spectrale
WO2024048761A1 (ja) * 2022-08-31 2024-03-07 大日本印刷株式会社 検出装置、放射線特定装置及び中性子画像化装置

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5821541A (en) * 1996-02-02 1998-10-13 Tuemer; Tuemay O. Method and apparatus for radiation detection
CN102498416A (zh) * 2009-07-27 2012-06-13 前视红外放射有限责任公司 用于利用中子吸收热量测定伽马检测器的中子检测的装置和方法

Family Cites Families (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2000019254A (ja) * 1998-07-03 2000-01-21 Toshiba Corp 放射線診断装置
US8063379B2 (en) 2006-06-21 2011-11-22 Avraham Suhami Radiation cameras
WO2012077468A1 (ja) 2010-12-09 2012-06-14 独立行政法人理化学研究所 ガンマ線を利用する画像化装置、画像信号処理装置およびガンマ線測定データの画像処理方法
US8835858B2 (en) * 2012-03-23 2014-09-16 General Electric Company Systems and methods for attenuation compensation in nuclear medicine imaging based on emission data
JP6515450B2 (ja) 2014-01-07 2019-05-22 東京電力ホールディングス株式会社 空間線量率表示方法
JP2015148448A (ja) 2014-02-04 2015-08-20 キヤノン株式会社 荷電粒子検出装置およびガンマカメラ
JP2015190965A (ja) 2014-03-28 2015-11-02 キヤノン株式会社 放射線計測装置及び方法
JP2015224986A (ja) 2014-05-28 2015-12-14 キヤノン株式会社 放射線計測装置及び方法
JP6550699B2 (ja) 2014-08-04 2019-07-31 三菱重工業株式会社 コンプトンカメラ用検出器及びコンプトンカメラ

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5821541A (en) * 1996-02-02 1998-10-13 Tuemer; Tuemay O. Method and apparatus for radiation detection
CN102498416A (zh) * 2009-07-27 2012-06-13 前视红外放射有限责任公司 用于利用中子吸收热量测定伽马检测器的中子检测的装置和方法

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
"An electron-tracking compton telescope for a survey of the deep universe by MEV Gamma-rays";T. Tanimori等;《预印本网站》;20150831;第1-13页 *
"Applications and imaging techniques of a Si/CdTe Compton gamma-ray camera";Shin’ichiro Takeda等;《Physics Procedia》;20121231;第37卷;第859–866页 *
"Development of Electron Tracking Compton Camera using micro pixel";Shigeto Kabuki等;《Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A》;20070710;第1031-1035页 *

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