JPWO2012077468A1 - 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 - Google Patents

Abstract

【課題】 コンプトンイメージとＰＥＴイメージとの複数分子同時イメージングを行う。【解決手段】 陽電子放出核を有する第１プローブとガンマ線放出核を有する第２プローブとが投与された撮像対象９００から放出される一のガンマ線を受けるようになっている第１コンプトンカメラ１０と、第１コンプトンカメラ１０に対向して配置され、撮像対象９００から放出される他のガンマ線を受けるようになっている第２コンプトンカメラ２０とを備える画像化装置が提供される。画像化装置は、ガンマ線を検出したコンプトンカメラの組み合わせによってＰＥＴイメージがコンプトンイメージかを区別して再構成するイメージング処理部と、ＰＥＴイメージとコンプトンイメージとを第１および第２プローブに対応づけて表示する表示部も備えている。

Description

本発明は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に関する。さらに詳細には、本発明は、陽電子崩壊する放射性同位元素に基づく対消滅のガンマ線と、ガンマ線放出核を持つ放射性同位元素から放出されるガンマ線とを撮像対象から検出する画像化装置、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に関する。

近年の医療技術の進歩の一つに、断層撮像を用い生体中のトレーサー分子の動態を画像化（イメージング）する手法の発達を挙げることができる。例えば核医学の診断装置の一つとして陽電子放出断層撮像（positron emission tomography：ＰＥＴ）装置が実用化されている（非特許文献１）。ＰＥＴ撮像装置では、陽電子崩壊する放射性同位元素の原子核すなわち陽電子放出核から放出された陽電子が物質中の電子に衝突し対消滅する際のガンマ線が検出される。この対消滅により、５１１ｋｅＶのエネルギーを持つ２本のガンマ線が互いに反対に、すなわちほぼ１８０度逆向きに放出される。ＰＥＴ撮像装置では、一般に二つ以上の検出器による同時計測が行なわれ、ガンマ線を同時に検出した検出器の位置に基づいて陽電子放出核の分布が再構成される。例えば、がん細胞に集積する薬剤を陽電子放出核により標識しておき、その薬剤を投与した生体（被験者）をＰＥＴ撮像装置により撮像すれば、被験者の体内でのがん細胞の３次元的な分布をイメージングすることが可能となる。

一方、ライフサイエンスや医学の進展に伴い、複数の分子動態が複雑に絡み合うことによって生体の機能が発現したり病巣が形成されたりしていることが解明されつつある。

特開２００８−２３２６４１号公報 特開２００５−２０８０５７号公報 特開２０１０−１０７３１２号公報

Peter E. Valk et al, "Positron Emission Tomography", ISBN 1-85233-971-3, Springer, (2006) Shinji Motomura et al, "Gamma-Ray Compton Imaging on Multitracer in Biological Samples Using Strip Germanium Telescope", IEEE Trans. Nucl. Sci. Vol. 54, p710 (2007)

対消滅によるガンマ線を検出するＰＥＴ撮像装置において、コンプトン散乱の運動学を用いて被検者（撮像対象）から放出された光子の発生箇所を算出する手法が開示されている（特許文献１：特開２００８−２３２６４１号公報、例えば段落０００８）。特許文献１には、コンプトンカメラの構成により一対の消滅ガンマ線を同時計測すれば、角度揺動の影響を低減することができ、画質劣化を防ぐことができることが開示されている（特許文献１、段落００１３）。さらに特許文献１には、一対の消滅ガンマ線の方向が１８０度からずれた場合に３次元空間上の一点にガンマ線の発生箇所を推定でき、結果、画像の定量性を向上させうることが開示されている（特許文献１、同段落）。特許文献１の開示においてＰＥＴ撮像装置にコンプトンカメラが採用される目的は、高精細かつ高い定量性を有するＰＥＴ画像を得ることにある（特許文献１、段落０００７）。

ところが、対消滅のガンマ線のみを検出する特許文献１の開示では、陽電子放出核によって標識された薬剤または分子（以下、「プローブ」という）のみを画像化（イメージング）するにすぎない。このため特許文献１の開示では、複数の分子の動態を同時にイメージングすることはできない。二つのガンマ線をほぼ１８０度反対方向に放出する現象が陽電子放出核による対消滅に限られ、複数種類の薬剤または分子を区別することができないためである。

その一方、上述した生体の機能を解明したり病巣の形成の手がかりを得たりする目的の下、複数の分子の動態を同時にイメージングする手法の研究も進められている。このような手法は複数核種同時イメージング法（simultaneous imaging on multi nuclei）または複数分子同時イメージング法（simultaneous imaging on multi-tracers）と呼ばれている。複数分子同時イメージング法のための撮像装置として有望視されているものの一つが、コンプトンカメラを利用するイメージングである。例えば、電極分割型平板ゲルマニウム半導体検出器を用いるコンプトンカメラによるガンマ線検出器およびガンマ線撮像装置が本出願人または本願の発明者らにより開示されている（特許文献２、特許文献３、および非特許文献２）。

コンプトンカメラを採用する複数分子同時イメージング法では、エネルギーの異なるガンマ線を放出する別々のガンマ線放出核を用いてコンプトンカメラによって撮像が行われている。しかし、コンプトンカメラでは、コンプトン散乱を利用してガンマ線の飛来方向を特定する原理上、必ずしも良好な精度での撮像を行うことはできない。

本発明はこのような問題を解決するためになされたものである。すなわち本発明は、生体の機能の解明や病巣の形成の手がかりを得たりするために求められる複数分子同時イメージングを可能にするとともに、特にコンプトン散乱を検出して得られる画像の精度を高めることにより、核医学の診断装置や分子イメージングのための撮像手法の高度化に貢献するものである。

本願の発明者らは、陽電子放出核の分布についての高精度のイメージングと、ガンマ線放出核を用いたイメージングとを一つの装置により実行することを着想した。具体的には、撮像対象には、陽電子放出核を有するプローブ（以下、「第１のプローブ」という）と、ガンマ線放出核を有するプローブ（「第２のプローブ」）との両者を予め投与しておく。そしてその撮像対象を挟んで対向するように配置された一対のコンプトンカメラを備える装置によってガンマ線を測定する。そうすれば、対消滅によるガンマ線と、ガンマ線放出核からのガンマ線とが上記一対のコンプトンカメラによって検出可能となる。しかも、検出されたガンマ線の測定データまたは信号が、第１プローブと第２プローブのいずれに由来したものであるかを高い確度によって区別することもできる。こうして区別される測定データまたは信号からＰＥＴイメージとコンプトンイメージとのそれぞれを再構成し、再構成後の各イメージを第１プローブの集積領域および第２プローブの集積領域に対応させて識別可能に表示すれば、ＰＥＴイメージングとコンプトンイメージングという従来にない組み合わせによる複数分子同時イメージングが可能になる。そればかりではない。このような手法を採用すれば、コンプトンカメラのイメージングの精度を高めることも可能になる。これらの点に着目し、発明者らは本発明を創出した。

すなわち、本発明のある態様においては、陽電子放出核を有する第１プローブとガンマ線放出核を有する第２プローブとが投与された撮像対象から放出される一のガンマ線を受けるようになっている（adapted to receive）第１コンプトンカメラと、前記撮像対象を挟んで該第１コンプトンカメラに対向して配置され、該撮像対象から放出される他のガンマ線を受けるようになっている第２コンプトンカメラと、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとの両者においてガンマ線との相互作用が検出されたか、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとのいずれか一方においてガンマ線との相互作用が検出されたかに応じて、ＰＥＴイメージを再構成する処理とコンプトンイメージを再構成する処理とを区別して実行するイメージング処理部と、前記ＰＥＴイメージと前記コンプトンイメージとのそれぞれを、前記第１プローブの集積領域と前記第２プローブの集積領域とに対応づけて互いに区別可能な態様にて表示する表示部とを備えるガンマ線を利用する画像化装置が提供される。

ここで、本発明の上記態様の画像化装置における典型的なコンプトンカメラは、前段および後段の二つのガンマ線検出器を対にして備えている。そして、本発明の上記態様において、ガンマ線検出器の対を備えるコンプトンカメラが、撮像対象を挟んで対向するようにして一組配置されている。

これらのコンプトンカメラの典型的な動作は次のような二つの動作である。一つは、コンプトン散乱を検出するコンプトンカメラとしての動作である。その場合、まず最初にガンマ線放出核からの単一のガンマ線が前段の検出器に入射する。すると、前段の検出器内においてコンプトン散乱が生じる。この際、ガンマ線はエネルギーを減少させるとともに、その飛行方向をある角度（散乱角）だけ変化させる。コンプトン散乱では、ガンマ線の光子自体が、前段の検出器の物質中の電子を反跳させることによりエネルギーの一部を失い、その際にエネルギー保存則および運動量保存則を満たす散乱角にて散乱されるのである。コンプトン散乱の後に前段の検出器から出射したガンマ線は、次にコンプトンカメラの後段の検出器により光電効果によって検出される。コンプトンカメラでは、後段の検出器においてガンマ線の全エネルギーが吸収された事象が用いられる。

そして、本発明の上記態様の画像化装置においては、第１および第２コンプトンカメラを対向させて配置することによって、対消滅によるガンマ線が各コンプトンカメラの検出器における光電効果によって検出することも可能である。これが、上記態様のコンプトンカメラのもう一つの典型的な動作である。この場合には、ガンマ線が検出された相互作用位置を結ぶ直線が特定され、描画に利用される。また、両コンプトンカメラからの測定信号には、両方のコンプトンカメラにおいて光電効果による相互作用の信号が反映される。

ここで、これらの典型的な二つ動作のどちらの動作によってガンマ線が検出されたかは、両コンプトンカメラからの測定信号に基づいて判定が可能である。したがって、イメージング処理部では、第１および第２コンプトンカメラの両者においてガンマ線との相互作用が検出されたか、第１コンプトンカメラと第２コンプトンカメラとのいずれか一方においてガンマ線との相互作用が検出されたかに応じて処理が区別して実行される。イメージング処理部では、両コンプトンカメラにおいて相互作用が検出された場合には、ＰＥＴイメージを再構成する処理が行われ、一方のコンプトンカメラにおいて相互作用が検出された場合には、コンプトンイメージを再構成する処理が行われる。

なお、コンプトンイメージを再構成するためには、コンプトン散乱とその後の吸収という事象の組み合わせに基づき、ガンマ線放出核の分布がイメージングされる。このためには、コンプトン散乱の運動学（kinematics）が解析され、ガンマ線を放出したガンマ線放出核の存在しうる空間位置が円錐面として特定される。この円錐面は、一事象につき一つ決定されるものであり、円錐の頂点に向かって収束する各母線（generatrix）が、コンプトン散乱前のガンマ線の飛行経路となる可能性を持つ直線群を表している。したがって、コンプトン散乱の事象それぞれにおいて円錐面を逐一特定し、各円錐面の重なりを描くことによって、ガンマ線放出核の３次元的な空間分布つまりガンマ線放出核を有している第２プローブの集積領域を推定することが可能となる。

ここで、本発明の上記態様の画像化装置におけるイメージング処理部とは、画像処理が可能な任意の機能手段であり、例えば回路要素やコンピュータによって実現される任意の機能手段を含む。さらに、本発明の上記態様の画像化装置には、前記第１プローブの集積領域と前記第２プローブの集積領域とに対応づけて互いに区別可能な態様にて表示する表示部が備えられている。

このような構成のガンマ線検出装置からの測定信号は、例えばその検出装置に特有の信号処理を行なうことによって適切にイメージングに利用される。このため、本発明は、画像信号処理装置の態様も含んでいる。

すなわち、本発明のある態様においては、陽電子放出核を有する第１プローブとガンマ線放出核を有する第２プローブとが投与された撮像対象から放出される一のガンマ線を受けるようになっている第１コンプトンカメラからの第１受信路（a first reception path）と、前記撮像対象を挟んで該第１コンプトンカメラに対向して配置され、該撮像対象から放出される他のガンマ線を受けるようになっている第２コンプトンカメラからの第２受信路と、前記第１受信路および該第２受信路の両者に接続され、前記撮像対象から放出されるガンマ線の同時計測判定を行なう同時計測判定部と、前記同時計測判定部によって、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとの両者においてガンマ線との相互作用を検出したと判定されたか、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとのいずれか一方においてガンマ線との相互作用を検出したと判定されたかに応じて、ＰＥＴイメージを再構成する処理とコンプトンイメージを再構成する処理とを区別して実行するイメージング処理部と、前記ＰＥＴイメージと前記コンプトンイメージとのそれぞれを、前記第１プローブの集積領域と前記第２プローブの集積領域とに対応づけて互いに区別可能な態様にて表示する表示部とを備えるガンマ線を利用する画像信号処理装置が提供される。

ここで、本発明の上記態様の画像信号処理装置において、第１および第２受信路は、それぞれ、第１および第２コンプトンカメラからの測定信号や検出信号（ガンマ線が撮像対象から放出されたことを示す信号）を伝達する伝送路となっている。また、同時計測判定部は、各種の回路要素や配線、さらには演算装置を適宜組み合わせて実現される、所定の時間内にガンマ線とコンプトンカメラとの相互作用が生じたことを信号に基づいて判定する動作を実行する要素である。

本発明はさらに別の態様によって実施することも可能である。つまり、本発明は、各コンプトンカメラからの信号を処理する画像処理方法として実施することが可能である。

すなわち、本発明のある態様においては、陽電子放出核を有する第１プローブとガンマ線放出核を有する第２プローブとが投与された撮像対象から放出される一のガンマ線を受けるようになっている第１コンプトンカメラと、前記撮像対象を挟んで該第１コンプトンカメラに対向して配置され該撮像対象から放出される他のガンマ線を受けるようになっている第２コンプトンカメラとからの測定データをコンピュータの記録部に格納するステップと、該記録部に格納された該測定データに基づいて前記撮像対象から放出されるガンマ線の同時計測判定を行なう同時計測判定ステップと、前記同時計測判定ステップにおいて、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとの両者においてガンマ線との相互作用を検出したと判定されたか、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとのいずれか一方においてガンマ線との相互作用を検出したと判定されたかに応じて、ＰＥＴイメージを再構成する処理とコンプトンイメージを再構成する処理とを区別して実行するイメージング処理ステップと、前記ＰＥＴイメージと前記コンプトンイメージとのそれぞれを、前記第１プローブの集積領域と前記第２プローブの集積領域とに対応づけて互いに区別可能な態様にて前記コンピュータの表示部に表示するステップとを前記コンピュータの演算部に実行させるガンマ線測定データの画像処理方法が提供される。

本発明の各態様において撮像対象に投与されているのは、陽電子放出核を有する第１プローブとガンマ線放出核を有する第２プローブとである。このうち、陽電子放出核からは陽電子崩壊に伴って陽電子が放出され、陽電子が物質中の電子と対消滅して、一対のガンマ線が生成される。このガンマ線は、５１１ｋｅＶのエネルギーを有しておりほぼ１８０度反対方向に飛行する。これに対しガンマ線放出核からはガンマ線が直接放出される。このガンマ線は、核種と崩壊形式によって定まるエネルギーのガンマ線を単独で放出する。本発明の各態様においては、検出したガンマ線が第１および第２プローブのどちらに由来したものかを事後的に判定するために、本発明のいくつかの態様において、第１および第２コンプトンカメラとどのような相互作用を行ったかの情報が、両コンプトンカメラからの信号から読み取られて利用される。

本出願においては、ガンマ線とコンプトンカメラやそれを構成する検出器との間で、ガンマ線の吸収またはコンプトン散乱によるエネルギーの授受といった相互作用が生じることを事象（event）と呼ぶ。また、本出願において、同時（coincident）や同時計測（coincidence measurement）とは、無限に高い精度を以て二つの事象が完全に一致した時刻に起きたことを規定するものではない。例えば実際の対消滅の２つのガンマ線は、それぞれが光速で各媒質または空間を伝播し、別々の検出器において電荷の収集が生じて検出され、別々の経路を伝わりながら検出信号が電気的に処理される。本発明のいくつかの態様においてタイムスタンプデータを用いて同一のクロックの信号と対応付けされる場合にも、同様の状況となる。さらには、コンプトン散乱の場合にも、コンプトン散乱と全エネルギーの吸収とが同一のガンマ線によって生じていても同様である。つまり、実際の現象を測定する場合、対消滅した位置から検出器までの距離の違い、コンプトン散乱による検出と全エネルギー検出との間の時間差、検出器の時間応答の個体差、伝達される信号の経路の時定数など、現実的な種々の原因によって、時刻の完全同一性は担保されえない。このため、本出願においては、同時または同時計測との用語をもって完全に一致した時刻であることは規定されない。本発明の思想上または実施上の意味における「同時」には、ある時間差（許容時間差）だけの時刻の違いが含まれている。

本発明のいくつかの態様においては、コンピュータが構成要素に含まれている。このコンピュータは一般に、演算部と、記憶装置または記録部とを含む任意のコンピュータ装置であり、適当なオペレーティングシステム上において、任意のプログラムの動作が制御され、記録部などのリソースが管理される。

本発明のいくつかの態様においては、例えば上記記録部や、あるいは、第１〜第４測定データ記録部など、種々の記録手段が用いられる。これらの記録手段は、上記コンピュータの記憶装置において情報またはデータを記憶または記録することが可能な要素の任意の単位またはその集合であって、必要に応じて論理的に識別可能に構成されているものを指している。つまり、コンピュータに通常備えられる主記憶装置、補助記憶装置および外部記憶装置を利用する任意のコンピュータファイル、データベースのレコードまたはフィールドなど、データの記録に通常用いられる任意の記憶リソースが上記記録部として採用される。また、その記憶リソースの物理的構成にも特段制限はない。例えば、いわゆるＲＡＭ（Random Access Memory）などの半導体記憶装置による揮発性記憶装置、ハードディスク装置やＳＳＤ（Solid State Disk）等、磁気記録装置や半導体記録装置等の任意の構造にされている不揮発性記憶装置を用いることが可能である。

撮像対象を挟んで対向するように配置されたコンプトンカメラの対を備える本発明のいくつかの態様によれば、複数のプローブを互いに区別してイメージングすることが可能である。また、本発明のいくつかの態様によれば、コンプトンイメージングによる画像の精度を高めることが可能となる。

本発明のある実施形態におけるガンマ線検出装置の構成のうち、第１コンプトンカメラおよび第２コンプトンカメラの配置と、検出されるガンマ線とを示す概略断面図である。 本発明のある実施形態における第１および第２半導体検出器を備える第１コンプトンカメラの構成を示す斜視図である。 本発明のある実施形態におけるＰＥＴイメージングおよびコンプトンイメージングを実行する処理システムの各機能手段を最も単純化して例示した概略のブロックダイアグラムである。 本発明のある実施形態において、図３に示した機能手段を実現するための回路構成の一例を示す回路図である。 本発明のある実施形態において、図４に示した回路のうち、図３に示した機能手段を担う論理回路のみを抽出した回路図である。 本発明のある実施形態において、データ処理を用いることによって同時判定を行なうために用いられる受信路の回路構成を示すブロックダイアグラムである。 本発明のある実施形態において、用いられるコンピュータの典型的な構成を示すブロックダイアグラムである。 本発明のある実施形態において、コンピュータを用いて行なわれるガンマ線検出装置からの測定データの処理を示すフローチャートであり、検出された事象をＰＥＴイメージングとして処理すべきかコンプトンイメージングとして処理すべきかを判定する判定処理のフローチャートである。 本発明のある実施形態において、コンピュータを用いて行なわれるガンマ線検出装置からの測定データの処理の一例を示すフローチャートであり、ＰＥＴのＳＢＰ画像を得るまでの信号の処理を示すフローチャートである。 本発明のある実施形態において、コンピュータを用いてガンマ線検出装置からの測定データの処理の一例を示すフローチャートであり、ＣＣのＳＢＰ画像を得るまでの信号の処理を示すフローチャートである。 本発明のある実施形態において、位置依存型ＰＳＦによるデコンボリューションの処理手順を示すフローチャートである。図１１（ａ）は、コンプトンイメージングにおいて行なわれる処理を示し、図１１（ｂ）は、ＰＥＴイメージングにおいて行なわれる処理を示している。 本発明のある実施形態において、撮像対象に投与した第１プローブからのガンマ線を利用して、ＰＥＴイメージングおよびコンプトンイメージングの両方の処理が行なわれ得る場合を示す概略断面図である。 本発明のある実施形態において、撮像対象の吸収率補正をＰＥＴイメージおよびコンプトンイメージに施す測定手順およびデータ処理手順を示すフローチャートである。 本発明のある実施形態において、コンプトンイメージングにおいて検出器応答を補正する処理を示すフローチャートである。 本発明のある実施形態において、ＰＥＴイメージを利用して行なうコンプトンイメージ用の位置応答関数の最適化処理を示すフローチャートである。

以下、本発明の実施形態について説明する。以下の説明に際し特に言及がない限り、全図にわたり共通する部分または要素には共通する参照符号が付されている。また、図中、各実施形態の要素のそれぞれは、必ずしも互いの縮尺比を保って示されてはいない。

本発明の実施形態の説明において、上述したガンマ線を利用する画像化装置の態様は、主に第１実施形態全体において説明する。また、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は、主に第１実施形態にて説明される画像化装置のうちの信号処理を担う部分および画像処理を担う方法として説明する。

＜第１実施形態＞
［１ 検出器の配置］
図１は、本実施形態のガンマ線画像化装置１００の構成のうち、第１コンプトンカメラおよび第２コンプトンカメラの配置と、検出されるガンマ線とを示す概略断面図である。ガンマ線画像化装置１００においては、第１コンプトンカメラ１０と、第２コンプトンカメラ２０とが撮像対象９００を挟むように互いに対向して配置されている。第１コンプトンカメラ１０および第２コンプトンカメラ２０はいずれも、撮像対象９００に対面する前段の検出器と、撮像対象からみて前段の検出器それぞれの背後に配置される後段の検出器とを備えている。すなわち第１コンプトンカメラ１０は、例えば、前段の検出器である第１半導体検出器１１と、後段の検出器である第２半導体検出器１２とを備えている。第１および第２半導体検出器１１および１２は、典型的には互いに離間して平行に配置されている。第２コンプトンカメラ２０も、第１コンプトンカメラ１０に対向する配置となるように、前段の検出器である第３半導体検出器２１と、後段の検出器である第４半導体検出器２２とを備えている。第３および第４半導体検出器２１および２２も、例えば互いに離間して平行に配置されている。

なお、第１コンプトンカメラ１０と第２コンプトンカメラ２０の配置は、本出願においては図１に示したように、それぞれ撮像対象９００の右側と左側に配置した場合を説明する。第１コンプトンカメラ１０と第２コンプトンカメラ２０のこの配置は、単に説明のためのものであって、他の配置、例えば撮像対象の上下の配置とすることも可能である。また、第１コンプトンカメラ１０と第２コンプトンカメラ２０に基づいて説明される本実施形態は、２台のコンプトンカメラのみを利用して撮影する形態のみには限定されない。例えば、３台以上のコンプトンカメラを配置して撮像を行なう態様も本実施形態に含まれている。その一例を具体的に示せば、３台以上のコンプトンカメラが、撮像対象をほぼ中心とする円環（リング状）の周をなす位置に、その円環の中心からみて均等な角度刻みとなるように並び、各コンプトンカメラが撮像対象に向かって配置されているものを挙げることができる。この例において周方向に並ぶコンプトンカメラのうちから、上述した第１コンプトンカメラと第２コンプトンカメラとの位置関係に合うような２台のコンプトンカメラを選択すれば、本実施形態と同様の作用および機能を果たすことができる。さらに、各コンプトンカメラを構成する前段の検出器と後段の検出器の組み合わせは、同種の検出器であることを要さない。例えば、リング状のＰＥＴ用検出器を備えている既存のＰＥＴ撮像装置において、既設のＰＥＴ用検出器のリングの外周に追加の半導体検出器を多数リング状に配置する構成も、本実施形態の検出器の配置として採用される。このような検出器では、ある周方向について、既設のＰＥＴ用検出器の部分と撮像対象から見てその背面に位置する追加の半導体検出器とがコンプトンカメラを構成する。この例において本実施形態のための各コンプトンカメラとして特定される検出器の部分においては、既設のＰＥＴ用検出器の部分をコンプトンカメラの前段の検出器として、また、追加の半導体検出器をコンプトンカメラの後段の検出器として用いられる。

［１−１ プローブと取得イメージの関係］
図１に示した撮像対象９００は、内部がイメージングされる任意の対象物であり、例えば生物の生体の全部または一部である。本実施形態においては、その撮像対象９００に、陽電子放出核により標識された薬剤すなわち第１プローブと、ガンマ線放出核により標識された薬剤すなわち第２プローブとが投与されている。第１プローブおよび第２プローブは典型的には、互いに区別される生体機能が発現している生体領域９０２と生体領域９０４とのそれぞれに特異的に集積する（accumulate）ような薬剤である。

本実施形態において、撮像対象９００の内部から放出されイメージングに用いられる放射線はガンマ線である。このガンマ線が生成される物理的機構は、生体領域９０２の第１プローブに由来する場合と生体領域９０４の第２プローブに由来する場合とで異なっている。第１プローブに由来するガンマ線は、陽電子放出核である原子核から陽電子崩壊によって放出される陽電子（ポジトロン）の対消滅に伴うガンマ線である。このため、第１プローブに由来するガンマ線は、陽電子放出核からの陽電子が物質中の電子との間で対消滅を起こして得られるガンマ線である。このガンマ線は、陽電子と電子の合計の質量に相当する特定のエネルギー（５１１ｋｅＶすなわち８１．９×１０^−１５Ｊ）のエネルギー量子（光子）の２つのガンマ線である。このガンマ線の対は、対消滅の位置つまり生体領域９０２に集積している第１プローブの各部からほぼ１８０度反対方向に放出される。一方、第２プローブのガンマ線放出核からは、核種に応じたエネルギーのガンマ線が一光子を単位として直接放出される。このガンマ線生成のメカニズムは例えば核崩壊による。このガンマ線は、生体領域９０４の各部に集積している第２プローブから放出される。

本願の発明者らが注目したのは、第１プローブと第２プローブとの両方の分布がコンプトンカメラ１０および２０によってイメージングされうる点である。上述した配置のコンプトンカメラ１０および２０に含まれている検出器を組み合わせることによって、対消滅による５１１ｋｅＶのガンマ線の対のうちの両方のガンマ線を捕らえて検出することが可能であり、各検出器において各ガンマ線と検出器との相互作用位置が特定される。このため、第１プローブの分布を撮像することが可能である。しかも、コンプトンカメラの構成を変更することなく、第２プローブの分布を撮像することも可能である。各コンプトンカメラにおいて、コンプトン散乱を利用した測定が可能なためである。本出願においては、対消滅のガンマ線が反対方向に、つまりほぼ１８０度反対方向に飛行する性質を利用してイメージングを行なう一連の処理を、ＰＥＴイメージングという。同様に、コンプトン散乱を利用してガンマ線を検出しイメージングを行なう一連の処理を、本出願においてコンプトンイメージングという。また、ＰＥＴイメージおよびコンプトンイメージとの用語によって、ＰＥＴイメージングおよびコンプトンイメージングによって撮像されたそれぞれの画像および画像データを一般的に指すこととする。

［１−２ 検出器の構成］
本実施形態の第１コンプトンカメラ１０と第２コンプトンカメラ２０とにおける各半導体検出器すなわち第１〜第４半導体検出器１１〜２２は、典型的には、いずれも電極分割型平板半導体検出器とされる。図２は、電極分割型平板半導体検出器である第１および第２半導体検出器１１および１２を備える第１コンプトンカメラ１０の構成を示す斜視図である。第２コンプトンカメラ２０も第１コンプトンカメラ１０と同様の構成を備えており、撮像対象９００を挟んで第１コンプトンカメラ１０に対して対向するように第３および第４の半導体検出器２１および２２が配置される（図２には図示しない）。

第１コンプトンカメラ１０および第２コンプトンカメラ２０の各半導体検出器においては、例えば高純度ゲルマニウム平板（プレナー型検出器）の厚みをなす両面にストリップ電極の集合が配置されている。各ストリップ電極は、各面においてストライプ状に並んで配置されており、各半導体検出器の両面におけるストライプの向きは、互いに交差する向きにされている。図２の第１コンプトンカメラ１０に備わる第１および第２半導体検出器１１および１２においては、ゲルマニウムの平板における撮像対象９００側の面（以下、「前面」という）の上では、ｙ方向に延びる各ストリップ電極がｘ方向に並べられている。一方、前面とは逆の面（「背面」）の上では、ｘ方向に延びる各ストリップ電極がｙ方向に並べられている。各ストリップ電極は、互いの間に狭いスペーシングが設けられることによって、同一の面において隣接するストリップ電極から電気的に絶縁されている。各面のストリップ電極の集合は、所定の数のストリップ電極を含んでいる。ここでは、単なる説明の目的で、実際に作製しているコンプトンカメラに合わせて１３本ずつのストリップ電極を含んでいることとする。なお、図２においては、ストリップ電極はすべてが示されてはいない。

第１〜第４半導体検出器１１〜２２は、半導体平板の前面側の最上層がｎ＋層に、また、背面側の最上層がｐ層にされており、ｎ＋層とｐ層とに挟まれる領域は真性半導体とされている。測定の際には、各半導体検出器がゲルマニウムを利用する検出器である場合には、例えば液体窒素温度（−１９６℃、７７Ｋ）に冷却されている。このため、第１〜第４半導体検出器の各半導体平板は、伝導キャリアの熱励起が抑制された真性半導体として動作する。なお、本実施形態のために採用される半導体検出器は、測定のための冷却を必須とするものには限定されない。本発明の各実施態様を実施するための検出器としては、冷却せずに測定を行ないうる半導体検出器も含まれる。また、測定のために冷却を必須としていないものの、測定精度を向上させるために冷却されることが好ましいような各種の半導体検出器を用いることによって、本発明の各実施態様を実施することもできる。冷却を行なう際には、各半導体検出器は、クライオスタット中に配置されるとともに、熱の良導体（例えば銅ブロック）を介して適当な冷媒または冷凍機によって冷却されている。

第１〜第４半導体検出器の各半導体平板の両面の各ストリップ電極には、半導体平板の厚みの方向に電界を生じさせるように、両面の約１〜５ｋＶ程度の逆バイアス電圧が印加されている。このため、各半導体検出器の半導体平板にガンマ線が入射すると、上記真性半導体領域においてそのガンマ線と半導体中の電子とが相互作用を起こす。この電子は、ガンマ線からエネルギーを受け取る。そして、エネルギーを受け取ったその電子のパスに沿ってキャリア電荷が多数生成され、生成されたキャリア電荷が逆バイアス電圧よって取り出される。ここで、キャリア電荷による電流は、ガンマ線と相互作用した電子のエネルギーを反映する値となる。このため、ガンマ線が全エネルギー吸収される場合には上記相互作用として光電効果が起こり、電子のパスに沿ってキャリア電荷が生成されてガンマ線の全エネルギーに応じた電流が検出される。また、ガンマ線がコンプトン散乱を起こす場合には、上記相互作用としてコンプトン散乱が生じ、ガンマ線が電子（反跳電子）のパスに沿ってキャリア電荷が生成されてガンマ線が失ったエネルギーに応じた電流が検出される。ちなみに、全エネルギー吸収の場合にもコンプトン散乱の場合にも、ガンマ線と電子の相互作用はほぼ１点で起こる。つまり、電子のパスは、電子が受け取ったエネルギーに依存するものの、概ね１ｍｍ以下となる。

本実施形態において、第１〜第４半導体検出器の材質として上述したゲルマニウム平板以外のものを採用することも可能である。本実施形態の各半導体検出器は、ガンマ線に対して感度を示す限り、その材質が限定されるものではない。ゲルマニウム以外の材質のうち第１〜第４半導体検出器の半導体部分に利用しうるものを例示すれば、シリコン、テルル化カドミウム、およびテルル化カドミウム亜鉛、およびダイアモンドを挙げることができる。

［１−３ イメージ生成の原理：ＰＥＴイメージングの場合］
第１コンプトンカメラ１０および第２コンプトンカメラ２０を用いて行なわれる本実施形態のＰＥＴイメージングの測定および処理の原理は、典型的には次の通りである。まず、図１に示したように、対消滅によるガンマ線がほぼ１８０度反対の向きに放出される。そのうちの一方のガンマ線が、例えば第１コンプトンカメラ１０の第１半導体検出器１１または第２半導体検出器１２のいずれかにより検出され、もう一方のガンマ線が、第２コンプトンカメラ２０の第３半導体検出器２１または第４半導体検出器２２のいずれかにより検出される。このような検出の組み合わせによる検出事象が同時計測された場合には、検出された一対のガンマ線は対消滅によって生じたものである可能性が高い。そこで、第１コンプトンカメラ１０におけるガンマ線の検出位置と、第２コンプトンカメラ２０におけるガンマ線の検出位置とを結ぶ１本の直線が上記事象ごとに決定される。

ここで、このような事象が複数回検出され複数の直線が決定される場合、より多数の直線が重なる空間位置は、陽電子放出核にて標識された薬剤（第１プローブ）に起因する対消滅のガンマ線がより多く生成された位置といえる。つまり、第１プローブが分布する生体領域９０２は、上述した複数の直線の重なりとして再現され、第１プローブの各部における放射能量すなわち集積量は、その各空間位置における直線の重なりの程度すなわち多重度に対応する。したがって、決定された各直線を各空間位置に描画することによってその各空間位置における第１プローブの集積量が記録される。より具体的には、空間を表す各ボクセルのうち上記直線に当たるもののメモリー値を、例えばカウントアップするなどの通常の手法によって変化させて記録することにより、各空間位置における第１プローブの集積量が記録される。撮像後にその記憶装置内から各ボクセルのメモリー値を呼び出せば、各空間位置における第１プローブの放射能が濃淡として反映された画像が再構成される。以上が本実施形態におけるＰＥＴイメージングの原理である。任意選択として、上述の検出器の組み合わせによる判定に加えて、例えば５１１ｋｅＶのエネルギーであるかどうかを判定することにより、判定の誤りを減少させることも可能である。

本実施形態のＰＥＴイメージングにおいて従来のＰＥＴ撮像装置の場合と異なるのは、ガンマ線の検出位置つまり相互作用位置を特定する処理が、電極分割型平板ゲルマニウム半導体検出器によって行なわれる点である。各ストリップ電極からの信号を区別して処理することによって、半導体検出器における相互作用位置は、半導体平板の平面的な位置が特定される。しかしながら、ガンマ線の相互作用位置導出を行い、撮像するという点においては、一般的なＰＥＴと同じである。

［１−４ イメージ生成の原理：コンプトンイメージングの場合］
本実施形態の第１コンプトンカメラ１０および第２コンプトンカメラ２０においてコンプトン散乱によってガンマ線放出核のイメージングを行なう原理は、従来のコンプトンカメラの場合とほぼ同様である。すなわち、図１および図２に示した第１コンプトンカメラ１０にガンマ線が入射すると、ある確率で第１半導体検出器１１においてコンプトン散乱し、その散乱されたガンマ線が第２半導体検出器１２に入射する。検出信号がコンプトン散乱によるものであるかどうかを判定するために、第１半導体検出器１１および第２半導体検出器１２によって計測される検出信号波形のタイミングと、第１半導体検出器１１および第２半導体検出器１２により検出されたエネルギーの値が利用される。そして、検出された事象がコンプトン散乱である可能性が高ければ、エネルギーからコンプトン散乱の運動学に基づき散乱角が決定され、事象ごとに円錐面が一つ決定される。具体的には、コンプトン散乱した後のガンマ線の飛行方向が、前段および後段の検出器それぞれにおけるガンマ線の検出位置を結ぶ直線として与えられる。一方、散乱角は、ガンマ線の放出時のエネルギーつまり全エネルギーと後段の検出器において検出されるガンマ線のエネルギーからコンプトン散乱の運動学の式に基づいて決定される。最後にこれらを組み合わせて円錐体の側面すなわち円錐面が決定される。つまり、コンプトン散乱後のガンマ線の飛行経路の直線を中心軸とし、前段の検出器における検出位置（相互作用位置）を頂点とし、さらに上記散乱角を開角とするような円錐面が、コンプトン散乱である可能性が高い検出事象ごとに決定される。

この処理は、図２を参照することによって一層容易に理解される。例えば図２においてガンマ線２４に対して円錐面２４Ｃが決定され、別の事象として検出されたガンマ線２５に対しても円錐面２５Ｃが決定される。図２には描かれていないが、コンプトン散乱の事象が検出されるごとにそれ以降も同様の円錐面が追加される。ここで、ガンマ線放出核からのガンマ線が多数発生する位置は、このような円錐面がより多く重なる位置となる。つまり、円錐面がより多く重なる空間位置として第２プローブが分布する生体領域９０４が描画されるため、第２プローブの各部における放射能量すなわち集積量は、その各空間位置における円錐面の重なりの多重度に対応することとなる。なお、決定された各円錐面は空間に対応させて描画することによって記録されてゆく。この際、円錐面に位置する各ボクセルのメモリー値を変化させることによって、そのボクセルが円錐面の一部であることが記録されてゆく。撮像後にその記憶装置内から各ボクセルに対応付けられたアドレスのメモリー値を呼び出されると、各ボクセルについての第２プローブの放射能が濃淡として反映された画像が再構成される。以上の点においては、本実施形態のガンマ線放出核のイメージングを行なう原理は従来のコンプトンカメラの場合と同様である。

本実施形態のコンプトンイメージングにおいて従来のコンプトンカメラの場合と異なるのは、一つには、第１コンプトンカメラ１０から求まる各円錐面と、第２コンプトンカメラ２０から求まる各円錐面とのすべてを用いて第２プローブの分布を求めることができる点である。ただし、本実施形態のコンプトンイメージングは、第１コンプトンカメラ１０と第２コンプトンカメラ２０との両方を用いることを必須とするものではない。また、本実施形態においては、上述したＰＥＴイメージングとコンプトンイメージングとを組み合わせることによって、第１プローブの空間分布と第２のプローブの空間分布が画像化される。さらに、コンプトンイメージングの問題点が克服される。この点については、（４）「精度の向上」の欄において詳述する。

［２ ＰＥＴイメージングとコンプトンイメージングを区別する原理］
本実施形態のガンマ線画像化装置１００においては、ＰＥＴイメージングとコンプトンイメージングとを区別しながら検出されたガンマ線がイメージングの処理に利用される。本実施形態においてどちらのイメージング処理を行うべきかを区別する動作は、信号処理またはデータ処理を用いる実装態様によって実施される。図３は、ＰＥＴイメージングおよびコンプトンイメージングを実行する処理システムすなわちイメージ処理部において行われる各機能手段を最も単純化して例示した概略のブロックダイアグラムである。図１は、信号処理およびデータ処理の両方の実装態様に共通する原理を示しており、各検出器の配置も明示している。

図３には、第１〜第４半導体検出器１１〜２２のうち、第１および第２半導体検出器１１および１２からの測定信号が同時計測部３２に入力され、その出力を用いて画像処理部３６によって画像処理されてコンプトンイメージが生成されることが示されている。この同時計測部３２は、第１および第２半導体検出器１１および１２からの測定信号のうち、第１および第２半導体検出器１１および１２にて同時に生じた事象に対応する測定信号のみを抽出する役割を果たす。本実施形態においては、測定信号のうち各事象に対応して半導体検出器から出力されるものを検出信号と呼ぶ。第１半導体検出器１１におけるコンプトン散乱と、第２半導体検出器１２における全エネルギー吸収とが起った場合、同時計測部３２により検出信号が抽出される。その場合の検出信号は、画像処理部３６の画像処理の対象となってコンプトンイメージの生成に利用される。同様に、同時計測部３４は、第１および第３半導体検出器１２および２１からの測定信号のうち、第１および第３半導体検出器１２および２１にて同時に生じた事象に対応する測定信号すなわち検出信号のみを抽出する役割を果たす。第１半導体検出器１１と第３半導体検出器２１とにおいて同時にガンマ線が吸収された場合には、同時計測部３４により検出信号が抽出される。その場合の検出信号は、画像処理部３８による画像処理の対象となってＰＥＴイメージの生成に利用される。

上述したように本実施形態における図３に示した処理システムすなわちイメージ処理部の機能手段は、典型的には二つの実装態様により実施される。一つは、電気回路の信号処理によって測定信号から事象に対応する検出信号が抽出され、コンプトンイメージングとＰＥＴイメージングとが区別しての処理される実装態様である。この実装態様は（２−１）「信号処理により動作を区別する場合」の欄において詳述する。もう一つは、不感時間の少ない信号処理装置を利用して測定信号をコンピュータに取り込み、コンピュータにおける情報処理機能によってコンプトンイメージングとＰＥＴイメージングとが区別して処理される実装態様である。この実装態様は（２−２）「データ処理により動作を区別する場合」の欄において詳述する。これらいずれの実装態様においても、ガンマ線が検出された半導体検出器の組み合わせのパターン（以下「ヒットパターン」という）が処理動作の区別に用いられる。

［２−１ 信号処理により動作を区別する場合］
図４は、図３に示した機能手段を実現するための一例の回路構成４０を示す回路図である。この回路構成４０は、本実施形態のガンマ線画像化装置１００のイメージ処理部の一実装形態である。第１コンプトンカメラ１０には、第１受信路となる信号路が合計５２本接続されている。ここで、第１受信路は、そこに含まれる第１および第２半導体検出器１１および１２からの信号を伝達する役割を果たす。同様に第２コンプトンカメラ２０にも、第２受信路となる信号路が合計５２本接続されている。第２受信路は、そこに含まれる第３および第４半導体検出器２１および２２からの信号を伝達する役割を果たす。つまり、第１〜第４半導体検出器１１〜２２それぞれは、図２において第１および第２半導体検出器１１および１２に基づいて例示したように、それぞれの前面と背面の各面に１３本のストリップ電極を有している。このため、各半導体検出器は２６本の測定信号路を有している。本実施形態において、第１〜第４半導体検出器１１〜２２それぞれの測定信号路を、それぞれ、第１〜第４測定信号路と呼ぶ。また、各コンプトンカメラではその２倍の合計５２本の信号路が接続されている。第１または第２コンプトンカメラに対しては、前段と後段の両半導体検出器からの５２本の測定信号を伝える受信路として、第１または第２受信路が接続されている。図４においては、各半導体検出器からの２６本の信号路が明示されている。したがって、第１コンプトンカメラ１０からの第１受信路は、第１半導体検出器１１からの第１測定信号路と第２半導体検出器１２からの第２測定信号路とを含んでいる。同様に、第２コンプトンカメラ２０からの第１受信路は、第３半導体検出器２１からの第３測定信号路と第４半導体検出器２２からの第４測定信号路とを含んでいる。

回路構成４０においては、すべての出力信号線が、前置増幅器（Ｐｒｅ−ＡＭＰ）４０２を通過後に二系統に分けられ、その一方の系統がタイミング系の信号路（signal path for timing）となり、他方の系統が振幅系の信号路（signal path for amplitude）となる。タイミング系の信号路は、タイミング・フィルタ・アンプ（ＴＦＡ）４０４を通じてコンスタント・フラクション・ディスクリミネータ（ＣＦＤ）４０６に接続さる。これに対し、振幅系の信号路は、整形増幅器（Ｓ−ＡＭＰ）４０８を通じてアナログデジタル変換器（ＡＤＣ）４８０に接続される。

タイミング系信号路に配置されているＴＦＡ４０４は、パルスを整形し、タイミング測定のためのＳ／Ｎ比を高めるために用いられる回路である。さらに、ＣＦＤ４０６においては、カソードとなる前面側の電極に対応する出力のみ１３本が次のＯＲゲート４１０に送られる。カソードの出力によって同時計測とヒットパターンの両方を検出するためである。そのＣＦＤ４０６の出力は、ＣＦＤ４０６の入力信号に含まれる立ち上がり波形において、振幅（波高）に依存しないトリガー信号を出力する。１３本のＣＦＤ４０６からの出力の少なくともいずれかの信号がアサートされていると、ＯＲゲート４１０の出力（３系統）もアサートされる。ＯＲゲート４１０の３系統の出力のうちの１系統は遅延回路４１２に入力される。以上の構成の回路は、第１〜第４半導体検出器１１〜２２のそれぞれに対して同様に接続される。

回路構成４０において、各ＯＲゲート４１０の残りの２系統の出力は、各半導体検出器がコンプトンカメラ１０または２０において対をなす半導体検出器からのＯＲゲート４１０の出力とともに、ＯＲゲート４１４Ａまたは４１４ＢとＡＮＤゲート４１６Ａまたは４１６Ｂとに入力される。例えば第１および第２半導体検出器１１および１２それぞれに対応する各ＯＲゲート４１０からは、コンプトンカメラ１０に対応して図４において右側に示されているＯＲゲート４１４ＡおよびＡＮＤゲート４１６Ａに一系統ずつ出力される。ＯＲゲート４１４Ａの出力は、コンプトンカメラ２０からの対応するＯＲゲート４１４Ｂの出力とともにＡＮＤゲート４１８に入力されている。一方のＡＮＤゲート４１６Ａの出力は、コンプトンカメラ２０からの対応するＡＮＤゲート４１６Ｂの出力、およびＡＮＤゲート４１８の出力とともに、ＯＲゲート４２０に入力されている。そのＯＲゲート４２０の出力は、ゲート＆遅延回路４２２へのマスタートリガー信号として出力される。ゲート＆遅延回路４２２の出力は、時間デジタル変換器（ＴＤＣ）４７０に対するスタート信号およびＡＤＣ４８０のゲート信号となる。

図５は、図４に示した回路のタイミング系の信号路から図３に示した同時計測とヒットパターンの検出の機能手段を担う回路要素すなわち同時計測判定部５０の部分のみを抽出した回路図である。図４における各半導体検出器からの出力を受けるＯＲゲート４１０からＯＲゲート４２０までの論理回路は、図５においては、第１〜第４半導体検出器１１〜２２それぞれからＯＲゲート４１４Ａもしくは４１４ＢまたはＡＮＤゲート４１６Ａもしくは４１６Ｂまでの一本ずつの測定信号路によって表現されている。これらの測定信号路をそれぞれ、第１、第２、第３および第４測定信号路５２、５４、５６、および５８と記す。このうち第１および第２測定信号路５２および５４は、上述した第１受信路に属しているのに対し、第３および第４測定信号路５６および５８は、第２受信路に属している。

図４および図５に示した同時計測判定部５０において検出されたガンマ線がＰＥＴイメージングとして処理されるのは、ＡＮＤゲート４１８がアサートされている場合である。つまり、第１半導体検出器１１または第２半導体検出器１２のどちらか一方から事象に伴う検出信号が出力されており、同時に、第３または第４半導体検出器２１または２２のどちらか一方からも事象にともなう検出信号が出力されている場合には、ＰＥＴイメージングによって処理される。このため、第１および第２半導体検出器１１および１２それぞれからの測定信号に応じてアサートまたはネゲートされる第１測定信号路５２および第２測定信号路５４がＯＲゲート４１４Ａへの入力として接続される。同様に、第３および第４半導体検出器２１および２２それぞれからの測定信号に応じてアサートまたはネゲートされる第３測定信号路５６および第４測定信号路５８がＯＲゲート４１４Ｂへの入力として接続される。そして、二つのＯＲゲート４１４Ａおよび４１４Ｂからの出力がＡＮＤゲート４１８に入力される。ＡＮＤゲート４１８の出力信号はＰＥＴ判定信号となる。

一方、検出されたガンマ線が同時計測判定部５０においてコンプトンイメージングとして処理されるのは、第１および第２半導体検出器１１および１２の両方から検出信号が出力されるか、または、第３および第４半導体検出器２１および２２の両方から検出信号が出力される場合である。このため、第１および第２半導体検出器１１および１２の両者の測定信号の経路、つまり第１および第２測定信号路５２および５４がＡＮＤゲート４１６Ａに入力される。同様に、第３および第４半導体検出器２１および２２の両者の出力つまり第３および第４測定信号路５６および５８がＡＮＤゲート４１６Ｂに入力される。ＡＮＤゲート４１６Ａおよび４１６Ｂの出力がアサートされるのは、それぞれ、第１コンプトンカメラ１０において、および第２コンプトンカメラ２０においてコンプトン散乱が検出された場合である。つまり、ＡＮＤゲート４１６Ａおよび４１６Ｂの出力信号は、各コンプトンカメラからの信号を対象としてコンプトンイメージングの処理が実行されるためのコンプトン散乱判定信号となる。

このように、図４および図５に示した同時計測判定部５０は、そこに含まれるゲート群およびそれらの間の接続構成によって、同時計測を判定する機能とヒットパターンを判定する機能とを実現している。

再び図４に戻り回路構成４０の他の回路要素を説明する。ＯＲゲート４２０の出力であるマスタートリガー信号は、同時計測された検出信号が生じた時点でアサートされる。ＯＲゲート４２０からのマスタートリガー信号は、ゲート＆遅延回路４２２にてＴＤＣ４７０のためのスタート信号に適するように調整される。ＴＤＣ４７０のストップ信号には遅延回路４１２からの出力が利用される。ゲート＆遅延回路４２２は、マスタートリガー信号が所定の許容時間差の間継続してアサートされている場合には、ＴＤＣ４７０に対するスタート信号を発するとともに、振幅系の信号路に配置されているＡＤＣ４８０に対してゲート信号を出力する。ＴＤＣ４７０は、スタート信号とストップ信号の時間差を記録する。また、ＡＤＣ４８０は、Ｓ−ＡＭＰ４０８からの振幅信号をアナログ信号からデジタル信号への変換を行なうとともに、ゲート＆遅延回路４２２からのゲート信号が出力されている間のＳ−ＡＭＰ４０８の出力信号の波高（最大値）を記録する回路である。なお、Ｓ−ＡＭＰ４０８は、精度を高めるために、入力波形をその後の処理が容易な波形に整形にしつつ増幅を行なう。最後に、ＴＤＣ４７０およびＡＤＣ４８０によって、記録されているデータがコンピュータ４９０に転送される。

図４におけるコンピュータ４９０においては、第１〜第４半導体検出器１１〜２２からのデータが、それぞれ、第１、第２、第３および第４イベントデータ記録部４９２、４９４、４９６および４９８に記録される。なお、図４および図５に示した回路構成４０は、第１〜第４半導体検出器１１〜２２からの測定データを用いて同時計測とヒットパターンの検出の機能手段を行ないうる回路構成の一例である。同様の機能を実現する他の回路構成によって同時計測とヒットパターンの検出の機能手段を実現することも、本実施形態に含まれている。

［２−２ データ処理により動作を区別する場合］
本実施形態のガンマ線画像化装置１００は、必ずしも図４に示した回路構成４０によって実装されるものに限られない。例えば、各半導体検出器からの出力と時刻情報（タイムスタンプ）とを対応させて連続的または継続的な測定データとして記録しておき、記録された測定データに基づいて同時判定を行なうように実装することも本実施形態に含まれている。この場合、本実施形態のガンマ線画像化装置１００から取得されたデータを用いれば、ＰＥＴイメージングとコンプトンイメージングとのどちらの処理を実行すべきかを決定することが可能である。

図６は、データ処理によって同時判定を行なうために用いられる測定信号路６０の回路構成を示すブロックダイアグラムである。図６に示される回路は、第１〜第４半導体検出器１１〜２２におけるストリップ電極一つからコンピュータ６９０までの測定信号路６０である。各半導体検出器の各電極からの測定信号は、まずプリアンプ６０２によって増幅され、次いで増幅器（ＡＭＰ）６０４に入力される。このＡＭＰ６０４はダイナミックレンジを調整するために利用される。そしてＡＭＰ６０４の出力はアナログデジタル変換器（ＡＤＣ）６０６に入力される。ここで、ＡＤＣ６０６までは半導体検出器の各電極から出力されるアナログ信号であるため、ガンマ線が検出されている場合、各信号路の信号波形にはガンマ線との相互作用に伴うエネルギーが反映されている。そのアナログ信号波形がＡＤＣ６０６によってデジタル信号に変換される。このデジタル信号は、時刻に対応する波形を所定のサンプリングレートにて所定のビット数にて標本化（量子化）した波形のデジタルデータ信号である。そのサンプリングレートは、例えば１００ＭＨｚ程度に設定され、量子化ビット数は、例えば８〜１６ビット、典型的には１４ビットに設定される。ここで、アナログ値をより精確にデジタル化する目的からは、サンプリングレートは速いほど、また、ビット数は多いほど理想的である。しかし、実際のＡＤＣにおいては、サンプリングレートの増大に応じてＡＤＣ自体から発生するノイズが増加する。このため、精確なデジタル表現とノイズとの兼ね合いから、典型的には、上述した程度の条件のものが採用される。

次に、波形のデジタルデータ信号がデジタル信号処理回路（ＤＳＰ）６０８に入力される。ＤＳＰ６０８における処理は主として二つである。一つは、波形のデジタルデータ信号からガンマ線のエネルギー情報を抽出する処理である。もう一つは、そのエネルギー情報に対してタイムスタンプを付与する処理である。図６にはこれらの処理が模式的に示されている。ＤＳＰ６０８の出力となるデジタル信号（デジタル測定信号）は、エネルギーフィールド６１２と時刻フィールド６１４とを含んでいる。エネルギーフィールド６１２は入力されたデジタル波形データ信号から抽出したエネルギー値をデジタルデータとして含んでいる。一方の時刻フィールド６１４は、タイムスタンプ情報を付与するクロック６１０からの時刻データを含んでいる。各信号路のデジタル測定信号（以下、「信号路別デジタル測定信号」）において時刻フィールド６１４を参照すれば、エネルギーフィールド６１２の各値がどの時刻に得られたかが特定可能である。この信号路別デジタル測定信号はデータとしてデータバッファ６１６に一時的に格納され、適切な時点でコンピュータ６９０に転送される。このデータを本実施形態において信号路別測定データと呼ぶ。説明の便宜上、この信号路別測定データもエネルギーフィールド６１２と時刻フィールド６１４を備えているものとする。

なお、上述した測定信号路６０が各半導体検出器のストリップ電極ごとに設けられているのに対し、クロック６１０およびコンピュータ６９０は全半導体検出器の全ストリップ電極に共通のものである。このため、信号路別測定データの時刻フィールド６１４は、共通のクロック６１０がカウントするタイムスタンプデータを保持している。このクロック６１０を測定開始時にリセットすることにより、測定開始からの経過時間を共通の時刻情報として全信号路に与えることが可能となる。さらにＤＳＰ６０８においてパイプライン処理が行なわれ、測定信号路６０ごとの処理が並行して実行される。このため、図６に示した測定信号路６０の回路構成は、信号処理系の不感時間を非常に小さくするような構成となっている。信号路別測定データがコンピュータ６９０に送られると、コンピュータ６９０において半導体検出器とストリップ電極との組み合わせに対応させて第１〜第４測定データ記録部７２２〜７２８（図７）に格納される。

図７は、コンピュータ６９０の典型的な構成を示すブロックダイアグラムであり、図８〜図１０は、コンピュータ６９０において動作するソフトウエアによりガンマ線画像化装置１００の測定データから同時計測された事象を抽出する処理と、ヒットパターンに基づいてＰＥＴイメージングかコンプトンイメージングかを区別しながら処理する場合の手順を示すフローチャートである。なお、図８は、検出されたガンマ線が第１プローブと第２プローブとのいずれに由来しているかを判定する判定処理のフローチャートであり、図９および図１０は、それぞれ、ＰＥＴイメージ（ＰＥＴのＳＢＰ画像）およびコンプトンイメージ（ＣＣのＳＢＰ画像）を得るまでの処理の一例を示すフローチャートである。

図７に示すように、コンピュータ６９０としては、一般のコンピュータと同様の構成のものを採用することができる。すなわち、適当なバス７０２にメモリー（ＭＥＭ）７０６を利用して論理演算、算術演算、またはブログラム制御などを行なうマイクロプロセッサーユニット（ＭＰＵ）７０４などの演算装置が接続されている。バス７０２には、各測定信号路６０（図６）からのエネルギー情報およびタイムスタンプを受信する入出力部（Ｉ／Ｏ）７０８と、必要な情報を文字または画像によって表示するための表示部７１０とが接続されている。それ以外にもコンピュータ６９０には、通常のコンピュータと同様に、オペレータからの入力を受け付けるためのマウス７１２またはキーボード７１４等の入力手段も備えられている。

コンピュータ６９０は、ハードディスク装置などによる記憶装置７２０を備えている。この記憶装置７２０には、第１〜第４測定データ記録部７２２〜７２８などの記録部が論理的に構成されている。第１〜第４測定データ記録部７２２〜７２８は、例えばＯＳによって管理されるファイルとして構成されている。第１〜第４測定データ記録部７２２〜７２８は、図６に示したように、各半導体検出器からのすべてのストリップ電極からのデータを格納しているので、例えば第１測定データ記録部７２２には、第１半導体検出器１１に含まれている２６本のストリップ電極からの測定データがタイムスタンプデータに対応付けされて格納されている。

すなわち、第１〜第４測定データ記録部７２２〜７２８には、コンピュータ６９０が受信動作をすると、それぞれ、第１〜第４半導体検出器１１〜２２から信号路別測定データが格納される。信号路別測定データのエネルギーフィールド６１２の値は、共通するクロック６１０からのタイムスタンプデータに基づく時刻フィールド６１４に対応づけられている。このため、信号路別測定データを第１〜第４測定データ記録部７２２〜７２８から呼び出す際に、測定時刻または測定時刻範囲を指定して呼び出すことが可能である。このような、受信、データの格納およびデータの呼び出しといった各動作は、コンピュータ６９０に内蔵されたプログラムの命令に基づいて、または、入力手段を操作するオペレータの命令操作に基づいて、ＭＰＵ７０４がＩ／Ｏ７０８や記憶装置７２０等を動作させることにより実行される。

［２−２−１ 同時計測の判定］
図８に示すように、コンピュータ６９０においては、ＭＰＵ７０４内部のカウンター（以下、「タイムカウンター」、図示しない）が、呼び出すべきタイムスタンプデータを示す値に設定される。例えば、図８に示すように、タイムカウンターの値が直前のものからインクリメントされる（Ｓ１０２）。次に、そのタイムカウンターに応じて呼び出された各信号路別測定データの部分を互いに相関させて比較することにより、同時計測されたものであるかないかが判定される（Ｓ１０４）。コンピュータ６９０のデータ処理に即して説明すれば、各信号路別測定データから、タイムカウンターの示すタイムスタンプに対応付けされたデータの部分が呼び出されて相互の比較が行なわれ、別々の半導体検出器において同時に事象が検出されているかどうかが判定される。

なお、比較が行なわれるのは許容時間差内に得られたデータ同士である。この許容時間は、１０^−９〜１０^−７秒程度といったごく短い時間である。例えばクロック６１０（図６）が１００ＭＨｚの周波数でクロックを発生させているとき、タイムスタンプは１．０×１０^−８秒の刻みでステップ的に変更される。この場合に１．０×１０^−８秒の許容時間差で同時計測を判定するためには、信号路別測定データからタイムスタンプデータが全く同じになっている値をそれぞれ一つずつ選択して比較する。この許容時間差は、クロック６１０（図６）の刻みより長く選ぶ限り任意の時間差とすることができる。例えば１００ＭＨｚ動作のクロックに対して１．０×１０^−７秒の許容時間差を設定するために、１０クロック分に相当する時間差が設定される。その場合、信号路別測定データからタイムスタンプデータが継続しているような１０個の値を選んで同時計測を判定することも可能である。許容時間差は、上述したタイムカウンターの増分の刻みやクロックの刻みと同一としてもよいし、あるいは、タイムカウンターの増分ともクロックの刻みとも異なる値に設定することも可能である。

この許容時間差は、同時計測が行なわれたことを判定するための時間差であるため、種々の条件に基づいて決定される。例えば、対消滅とは無関係に偶然生成された二つのガンマ線が二つの半導体検出器において同時計測されるような偶然同時計数は、測定精度を悪化させるため可能な限り減らすのが望ましい。そのため、上記許容時間差は、検出器の時間分解能程度のなるべく短い時間に設定される場合がある。

同時計測された測定データがある場合（Ｓ１０４、Ｙｅｓの分岐）には次のヒットパターンの判定（Ｓ１０６）に進み、そうでない場合（Ｓ１０４、Ｎｏの分岐）には、次のデータを処理するために再びタイムカウンターのインクリメント処理（Ｓ１０２）へと戻る。なお、ヒットパターンの判定に進むのは、同時計測が、少なくとも二つの別々の半導体検出器において生じている場合である。信号路別測定データが同時計測による事象を記録している場合であっても、同一の半導体検出器内の別々のストリップ電極からのもののみであればヒットパターンの判定には進まない。

［２−２−２ ヒットパターンの判定］
ヒットパターンの判定（Ｓ１０６）においては、ガンマ線を検出した半導体検出器つまりヒットした半導体検出器の組み合わせパターンがデータ処理によって決定される。例えば、図３に同時計測部３４として例示したように第１半導体検出器１１と第３半導体検出器２１とがともにガンマ線を吸収したことに対応している同時計測された事象が信号路別測定データから得られた場合、その事象は、第１プローブ由来のガンマ線によるものである確率が高い。このため、ＰＥＴイメージングの処理がその後に実行される。これに対し、信号路別測定データの同時計測された事象が、例えば図３に同時計測部３２として例示したように第１半導体検出器１１と第２半導体検出器１２とによって検出信号が出力されたことに対応しているものであれば、その事象は第２プローブ由来のガンマ線によるものである確率が高い。この場合には、コンプトンイメージングの処理がその後に実行される。

ヒットパターンによる判定（Ｓ１０６）においてＰＥＴイメージングの処理に進むための判定条件は、第１コンプトンカメラ１０の第１半導体検出器１１または第２半導体検出器１２のいずれか一方と、第２コンプトンカメラ２０の第３半導体検出器２１または第４半導体検出器２２のいずれか一方とが同時にガンマ線との相互作用を検出したかどうかである。このため、ＰＥＴイメージングの処理に進むため検出器の組み合わせは、図１の配置では４種類存在する。図１に第１コンプトンカメラ１０と第２コンプトンカメラ２０とを左右に描いたことに合せて説明を平易にするために、ＰＥＴイメージングに進むヒットパターンの判定の分岐を図８において「左−右」との表記によって明示している。

これに対して、ヒットパターンによる判定においてコンプトンイメージングの処理に進むための判定条件は、同時にガンマ線との相互作用検出した検出器が、第１コンプトンカメラ１０の第１半導体検出器１１および第２半導体検出器１２である場合か、または、第２コンプトンカメラ２０の第３半導体検出器２１および第４半導体検出器２２である場合かの二つの場合である。前段および後段の検出器がガンマ線との相互作用を同時に検出することに合せ、コンプトンイメージングに進むヒットパターンの判定の分岐を、図８において「前−後」との表記によって明示している。

ヒットパターンが「左−右」でも「前−後」でもない場合には処理は最初に戻る（Ｓ１０６、「その他」の分岐）。

以上のようなヒットパターンの判定結果に応じて、コンピュータ６９０の演算部すなわち例えばＭＰＵ７０４の論理演算部（図示しない）は、ＰＥＴ判定信号かコンプトン散乱判定信号かを生成してその後のプログラムの制御を変更する。

図８に示したように、ヒットパターンの判定の処理（Ｓ１０６）において決定されるのは、ガンマ線との相互作用を検出した半導体検出器の組み合わせである。この段階では、その組み合わせのみに基づいてＰＥＴイメージングの処理動作とコンプトンイメージングの処理動作との間の区別が行なわれる。ところでヒットパターンは、検出されたガンマ線の起源であったプローブが第１プローブであるか第２プローブであるかの識別をするために十分に確実性が高いことがありうる。この場合、第１プローブからのガンマ線はＰＥＴイメージングにより処理され、第２プローブからのガンマ線はコンプトンイメージングにより処理される。ただし実際には、被測定物やプローブの条件によっては、ガンマ線と各半導体検出器との間で種々の相互作用が生じることから、ヒットパターンのみではプローブを決定できるだけの確実性が得られない場合もある。例えば、対消滅以外の原因によって両側の半導体検出器において偶然同時計測が生じる確率は実際には皆無とはいえない。このような検出が生じる典型例は、第２プローブ（コンプトンイメージングのためのガンマ線放出核）からの放射能量が多い測定条件が採用されたり、同時計測と判定するための許容時間差が長めに設定されたりして測定が行なわれた場合である。本実施形態においては、そのような偶然同時計測に備えて、この段階におけるヒットパターンに基づいてＰＥＴイメージングかコンプトンイメージングかの処理の区別に加えて、さらに追加の判定を行なうことも有用である。その場合、ガンマ線のエネルギーを利用した判定が実施されて、その後のイメージングの処理に反映される。その追加の判定については、画像処理と合わせて（３−１）および（３−２）の欄にて後述する。

以上のヒットパターンによる判定（Ｓ１０６）が終了すると、判定結果に応じた画像処理によって、ＰＥＴイメージングおよびコンプトンイメージングの処理が進められる。具体的には、ヒットパターンの判定結果に応じてＰＥＴ判定信号かコンプトン散乱判定信号かがコンピュータ６９０の演算部によって出力され、その後のプログラムの制御がそれに応じて変更される。演算部からＰＥＴ判定信号が出力される場合には、ノードＡにつながる図９に示した処理が行なわれ、コンプトン散乱判定信号が出力される場合には、ノードＢにつながる図１０に示した処理が行なわれる。

［３ 画像処理：ＳＢＰ画像の生成］
本実施形態においては、図３の画像処理部３６および３８の処理としてコンピュータが用いられる。コンピュータによる画像処理は、図４および図５の回路構成４０および同時計測判定部５０による信号処理を利用する場合と、図６の測定信号路６０の回路構成によるデータ処理を利用する場合とでほぼ共通している。そのため、ここでは、最初にデータ処理を用いる場合を中心に説明し、最後に信号処理を用いる場合の画像処理についても言及する。

［３−１ ＰＥＴイメージングのＳＢＰ画像］
図９は、ＰＥＴイメージングにおいて、シンプルバックプロジェクション（Simple Back Projection：ＳＢＰ）の処理の一例である画像処理の手順を示すフローチャートである。図９の処理で得られる画像はＰＥＴイメージの一典型例である。この画像を本出願においてＰＥＴのＳＢＰ画像と呼ぶ。

図９の処理が行なわれるのは、ノードＡを通るフローとして図８および図９に示されるように、ヒットパターンによる判定Ｓ１０６による判定結果が「左−右」の場合である。つまり、図９の処理の前提となっているのは、第１半導体検出器１１または第２半導体検出器１２のいずれかにおいて一つのガンマ線が検出され、第３または第４半導体検出器２１または２２のいずれかにおいて他のガンマ線が同時計測により検出された場合である。この場合、演算部によってＰＥＴ判定信号が出力されている。本実施形態においては、画像処理の前に、まず、各ガンマ線の入射エネルギーがいずれも対消滅による５１１ｋｅＶのエネルギーといえるかどうかの判定（Ｓ２０２）がさらに行なわれることが好ましい。上述したように、ヒットパターンによる判定Ｓ１０６を終えた時点では、対消滅による二つのガンマ線が正しく検知されたとは限らないからである。

このガンマ線のエネルギーによる判定（Ｓ２０２）を追加する場合、例えば、ガンマ線のエネルギーが５１１ｋｅＶといえる場合にのみ（Ｓ２０２のＹｅｓの分岐）、その後のＰＥＴイメージングの具体的な描画処理（Ｓ２０４およびＳ２０６）が実行される。ガンマ線のエネルギーが５１１ｋｅＶとはいえない場合には、その測定データは特段利用されない（Ｓ２０２のＮｏの分岐）。なお、エネルギーによる判定を実施する場合には、各半導体検出器のエネルギー分解能の誤差などの各種の誤差が生じうることが勘案される。したがって、対消滅のガンマ線であると判定されるエネルギー測定値は、厳密な５１１ｋｅＶの場合のみに限定されるものではない。

検出されたガンマ線のエネルギーが５１１ｋｅＶといえる場合には、続けて、ガンマ線を検出した各検出器におけるガンマ線と検出器との相互作用位置が決定される（Ｓ２０４）。この際、各半導体検出器が電極分割型平板ゲルマニウム半導体検出器であるため、ストリップ電極ごとに得られている信号路別測定データを用いて相互作用位置が決定される。図２に示したように、電極分割型平板ゲルマニウム半導体検出器では、ガンマ線の入射側と背面側との両側の電極が、互いに交差する方向をなすようにストライプ状にパターニングされている。ストライプをなすストリップ電極別の測定信号路６０（図６）からは、ガンマ線を吸収した位置を覆う電極から検出信号が出力される。このため、第１〜第４測定データ記録部７２２〜７２８の信号路別測定データを検索し、エネルギーフィールドにガンマ線の検出による値が記録されているストリップ電極を特定することにより、平板型の半導体検出部のどの位置においてガンマ線との相互作用が生じたかを決定することが可能となる。なお、任意選択として、前面側と背面側のストリップ電極からの信号の時間差に基づいて特定することにより、半導体平板内の厚み方向（ｚ方向、図２）の位置をより高い精度で決定することも可能である。

エネルギーが５１１ｋｅＶのガンマ線との相互作用位置が決定されるのは、第１コンプトンカメラ１０に含まれる第１半導体検出器１１または第２半導体検出器１２のいずれか一方において、および、第２コンプトンカメラ２０に含まれる第３または第４半導体検出器２１または２２のいずれか一方においてである。この相互作用位置を決定する処理（Ｓ２０４）によって決定された相互作用位置、つまり第１コンプトンカメラ１０をなす第１半導体検出器１１または第２半導体検出器１２における相互作用位置（第１相互作用位置）を位置Ｐ_１とする。同様に、第２コンプトンカメラ２０をなす第３半導体検出器２１または第４半導体検出器２２における相互作用位置（第２相互作用位置）を位置Ｐ_２とする（図１および図３参照）。

次いで、推定直線を描画する処理が行なわれる（Ｓ２０６）。ここでガンマ線が放出された位置は、上述の相互作用位置Ｐ_１と位置Ｐ_２とを結ぶ直線Ｐ_１Ｐ_２上のいずれかの位置または直線Ｐ_１Ｐ_２のごく近傍である。このため、その描画は、３次元空間を表現する記憶装置内において、その直線Ｐ_１Ｐ_２に当たる各ボクセルのメモリー値を変化させることにより行なわれる。具体的には、図７のコンピュータ６９０における第１ボクセルデータ記録部７４２において、ボクセルを指定するインデックスに対応するアドレスにその時点で保持されている値が変化される。

さらに、次の事象の有無が判定される（Ｓ２０８）。対消滅によるガンマ線のエネルギー（５１１ｋｅＶ）でないと判定されていた場合（Ｓ２０２、Ｎｏの分岐）にも次の事象の有無が判定される。そして、次の事象が記録されている場合には同時計測の判定処理に戻る（Ｓ２０８、Ｙｅｓの分岐、図８のノードＣへ）。

これに対し、次の事象がない場合には（Ｓ２０８、Ｎｏの分岐）、すべての事象について処理が終わっているので、ＰＥＴのＳＢＰ画像が取得される（Ｓ２１０）。この時点で必要に応じて、測定物のある３次元空間を表現する記憶装置つまり第１ボクセルデータ記録部７４２（図７）から、３次元空間の各位置に対応するボクセルデータが呼び出され、コンピュータ６９０の表示部７１０にそのボクセルデータが表示される。この記憶装置の各ボクセルのメモリー値が例えば濃淡によって表現されていると、直線Ｐ_１Ｐ_２の重なりつまり多重度に応じた濃淡画像として、陽電子崩壊に起因する対消滅のガンマ線の線源（第１プローブ）の分布イメージが得られる。

なお、図８および図９に示した処理は、ＰＥＴイメージングのためのＳＢＰ画像を取得するための処理の一例であり、類似の他の手法によってＰＥＴのＳＢＰ画像と同等の画像を取得する処理を行なうことも本実施形態に含まれている。

［３−２ コンプトンイメージングのＳＢＰ画像］
図１０は、コンプトンイメージングにおいて、ＳＢＰの処理を含む画像処理の手順の一例を示すフローチャートである。図１０の処理により得られる画像はコンプトンイメージの一典型例である。この画像をＣＣ（コンプトンカメラ）のＳＢＰ画像と呼ぶ。

図１０の処理が行なわれるのは、図８および図１０のノードＢによって示されるように、同時計測された検出信号を出力している検出器が、第１コンプトンカメラ１０の第１半導体検出器１１および第２半導体検出器１２である場合と、第２コンプトンカメラ２０の第３半導体検出器２１および第４半導体検出器２２である場合との二つの場合である（ヒットパターンによる判定Ｓ１０６による「前−後」の場合、図８）。これらの場合、演算部によってコンプトン散乱判定信号が出力されている。

その後のコンプトン散乱の運動学の計算を行なうために、本実施形態においては、半導体検出器において全エネルギーが吸収されたかどうかが判定される（Ｓ３０２）。つまり、前段の検出器において検出されるエネルギーＥ_１と後段の検出器において検出されるエネルギーＥ_２との間に、初期のガンマ線の持つエネルギーＥ_０との間でＥ_０＝Ｅ_１＋Ｅ_２の関係式が成立しているかどうかが判定される。なおＥ_０は、第２プローブに含まれているガンマ崩壊核の核種および崩壊過程によって既知の量である。

したがって、ガンマ線の全エネルギーが吸収されているといえる場合（Ｓ３０２、Ｙｅｓの分岐）には、コンプトンイメージを生成する描画処理（Ｓ３０４〜Ｓ３０８）が実行される。しかし、そういえない場合には、そのときの測定データは特段利用されない（Ｓ３０２、Ｎｏの分岐）。コンプトン散乱が生じていてもＥ_０＝Ｅ_１＋Ｅ_２の関係式が成立しない場合には、エネルギー値が正しく検出されているとはいえず、不正確なエネルギー値に基づいて円錐面を決定しても散乱角θが不正確となるからである。

全エネルギーが吸収されている場合には、次に、コンプトン散乱の運動学に応じて散乱角θが推定される（Ｓ３０４）。コンプトン散乱の運動学は、ｍ_０を電子の静止質量、ｃを真空中の光速、Ｅ_０を初期のガンマ線の持つエネルギー、Ｅ_２を後段の検出器から検出されるエネルギーとして、例えば

の関係式に従って算出される。なお、式（１）の関係式は後段の検出器のエネルギー測定精度すなわちエネルギー分解能が高い場合に採用される。前段の検出器のエネルギー分解能が高い場合には、式（１）にＥ_０＝Ｅ_１＋Ｅ_２の関係式を適用して容易に導かれるＥ_０とＥ_１とを用いる関係式を採用することもできる。

さらに、ＰＥＴイメージングの場合（図９、Ｓ２０４）と同様にして相互作用位置が決定される（Ｓ３０６）。この場合にも、いずれのストリップ電極からの信号路別測定データのエネルギーフィールドにガンマ線の検出に伴う値が記録されているかを検索することによって、平板型の半導体検出部のどの位置においてガンマ線との相互作用が生じたかを決定することが可能となる。さらに、前面側と背面側のストリップ電極からの信号の時間差に基づいて半導体平板内の厚み方向（ｚ方向、図２）の位置を高い精度で決定することも可能である。

ここで、前段の検出器の相互作用位置、つまり第１半導体検出器１１または第３半導体検出器２１における相互作用位置（第３相互作用位置）を位置Ｐ_３とし、後段の検出器によるもの、つまり第２半導体検出器１２または第４半導体検出器２２における相互作用位置（第４相互作用位置）を位置Ｐ_４とする（図１および図３参照）。このとき、直線Ｐ_３Ｐ_４は、コンプトン散乱後のガンマ線の飛行した直線を表している。なお、散乱角θの推定（Ｓ３０４）と相互作用位置の決定（Ｓ３０６）は、並行してまたは逆の順序にて行なっても特段差し支えない。

散乱角θが決定され位置Ｐ_３および位置Ｐ_４が決定されると、コンプトン散乱前のガンマ線の位置が推定円錐面として描画される（Ｓ３０８）。つまり、頂点がＰ_３に位置し、直線Ｐ_３Ｐ_４を軸とし、散乱角θを開角として有する円錐面（推定円錐面）が、測定物のある３次元空間を表す記録装置の各ボクセルに描画される。推定円錐面の描画は、３次元空間を表現する記憶装置内において、その推定円錐面に位置する各ボクセルのメモリー値を変化させることにより行なわれる。具体的には、図７のコンピュータ６９０における第２ボクセルデータ記録部７４４を用い、ボクセルを指定するインデックスに対応するアドレスにその時点で保持されている値が変化される。

同時計測された事象のうちコンプトン散乱事象と判定されたすべてについて以上の処理（Ｓ３０２〜Ｓ３０８）が行なわれた後、および、全エネルギー吸収が起きていないと判定されていた場合（Ｓ３０２、Ｎｏの分岐）には、次の事象が記録されていれば同時計測の判定処理に戻る（Ｓ３１０、Ｙｅｓの分岐、図８のノードＣへ）。これに対して、次の事象が記録されていない場合（Ｓ３１０、Ｎｏの分岐）、ＣＣのＳＢＰ画像つまりコンプトン散乱事象として撮像したＳＢＰ画像が取得される（Ｓ３１２）。必要に応じて第２ボクセルデータ記録部７４４からＣＣのＳＢＰ画像が呼び出され、各ボクセルデータがコンピュータ６９０の表示部７１０に表示される。このＣＣのＳＢＰ画像の各ボクセルのメモリー値が例えば濃淡によって表現されていると、推定円錐面の重なりつまり多重度を反映させた濃淡画像として、コンプトン散乱を生じさせたガンマ線をもたらしたプローブの分布イメージが得られる。

なお、図８および図１０に示した処理は、コンプトンイメージングのためのＳＢＰ画像を取得するための処理の一例であり、類似の他の手法によってＣＣのＳＢＰ画像と同等の画像を取得する処理を行なうことも本実施形態に含まれている。

［３−３ 信号処理に基づく場合の画像処理］
図６に示した測定信号路６０とコンピュータ６９０とを利用したデータ処理を用いる実装態様ではなく、図４および図５に示した回路構成４０および同時計測判定部５０による信号処理を採用する実装態様においても、ＰＥＴのＳＢＰ画像およびＣＣのＳＢＰ画像が画像処理によって作成される。この実装態様のコンピュータ４９０（図４）におけるイメージングの処理としても、ＰＥＴイメージングとコンプトンイメージングとが行なわれる。これらのイメージングの処理は、いずれも、図９および図１０に関連して上述したものと類似した処理により行なわれる。

具体的には、図４におけるコンピュータ４９０には、第１、第２、第３および第４イベントデータ記録部４９２、４９４、４９６および４９８が備えられている。ここで、第１〜第４イベントデータ記録部４９２〜４９８には、それぞれ、第１〜第４測定信号路からの同時計測判定された信号を示すデータが格納されている。つまり、図４に示した回路構成４０の場合、コンピュータ４９０に転送され記録されるデータが、エネルギー値とタイムスタンプとを対応させた測定データ（図６）ではなく、ＯＲゲート４１４Ａおよび４１４Ｂ、ならびに、ＡＮＤゲート４１６Ａ、４１６Ｂおよび４１８によってヒットパターンの判定処理と同様の処理（図５）が完了した上でのエネルギー値のデータとなっている。

ここで、このエネルギー値のデータにおいては、ＰＥＴイメージングに用いるべきかコンプトンイメージングに用いるべきかの区別のためのヒットパターンがすでに決定されている。ＰＥＴ判定信号（ＡＮＤゲート４１８の出力信号、図４および図５）とコンプトン散乱判定信号（ＡＮＤゲート４１６Ａおよび４１６Ｂの出力信号）とによって判定が行なわれているからである。なお、ＰＥＴ判定信号とコンプトン散乱判定信号は、エネルギー値のデータと共に記録されていれば、ヒットパターンの判定結果が得られる。また、仮に記録されていなくても、第１〜第４イベントデータ記録部４９２〜４９８のデータに、同時計測された検出データ同士を対応させるための情報、例えばイベントＩＤ等が格納されていれば、容易にヒットパターンの判定結果が再現される。いずれにしても、第１〜第４イベントデータ記録部４９２〜４９８のデータを用いる場合には、図８の処理は省略することが可能である。さらに、第１〜第４イベントデータ記録部４９２〜４９８のデータを対象とする画像処理は、各データがＰＥＴ判定信号に対応したものであるか、コンプトン散乱判定信号に対応したものであるかに基づいて区別して実行される。つまり、第１〜第４イベントデータ記録部４９２〜４９８のデータのうち、ＰＥＴイメージングに用いるべきデータに対しては、図９に関連して（３−１）の欄にて上述した処理が行なわれ、コンプトンイメージングに用いるべきデータに対しては、図１０に関連して（３−２）の欄にて上述した処理が行なわれる。このように、図４の回路構成４０から得られたデータに対してもＰＥＴのＳＢＰ画像およびＣＣのＳＢＰ画像が作成される。

［４ 精度の向上］
本実施形態においては、ＰＥＴのＳＢＰ画像およびＣＣのＳＢＰ画像のためのボクセルデータを対象にさらなるデータ処理を行なうことによって、特にコンプトンイメージングにおける精度を一層高めることが可能である。なお、ここでの精度とは、放射線を用いたイメージングに一般的に求められる性能を示している。つまり、精度には、得られたイメージにおけるＳ／Ｎ比、細部の分解能、イメージから読み取られる放射能量と実際の放射能量との対応性すなわち定量性などが含まれる。本実施形態における精度の向上のためのデータ処理を大別すると、第１に、ＣＣのＳＢＰ画像のボクセルデータをもとにした、その後の処理を高精度化するためのものと、第２に、ＰＥＴのＳＢＰ画像のためのデータを利用することにより、ＣＣのＳＢＰ画像のためのボクセルデータを高精度化する処理とに分けることができる。まず、第１のＣＣのＳＢＰ画像を元に高精度の画像を得るための処理として、（４−１）ノイズフィルタリングと、（４−２）デコンボリューションとを説明する。その後、第２のＰＥＴのＳＢＰ画像のためのデータを利用して、ＣＣのＳＢＰ画像を高精度化する処理として、（４−３）ＰＥＴイメージとの対比による定量性の向上の手法について説明する。以降の説明において、ＰＥＴのＳＢＰ画像およびＣＣのＳＢＰ画像はそれぞれのためのボクセルデータを指すこととする。

［４−１ ノイズフィルタリング］
一般に、ＣＣのＳＢＰ画像つまりコンプトン散乱事象として撮像したＳＢＰ画像には統計的ゆらぎによるノイズが伴っている。そのために、ノイズフィルタリングによりノイズを除去しＳ／Ｎ比を向上させる処理が有効である。以下、そのノイズフィルタリングについて説明する。

［４−１−１ カットオフ周波数の決定］
ＣＣのＳＢＰ画像のノイズフィルタリングは、まずＣＣのＳＢＰ画像をフーリエ変換することにより行う。つまり、ＣＣのＳＢＰ画像における高い空間周波数成分は、一般に統計的ゆらぎによるものが優勢となっている。したがって、ＣＣのＳＢＰ画像をフーリエ変換し、空間周波数の各成分のうちから周波数の高い成分を除去または低減することにより、ノイズを効果的に除去することが可能である。この際に用いるカットオフ周波数は、種々の手法によって決定することが可能である。

カットオフ周波数の決定手法の例を挙げれば、「フーリエパワースペクトルの形状に基づく手法」、「フィルタ後の画像による目視判断」、「事前の測定（ＰＳＦ等）をもとにした、統計量による決定法」、「同一対象のＰＥＴ撮像画像との比較による決定法」などが考えられる。ここで、「フーリエパワースペクトルの形状に基づく手法」とは、ＣＣのＳＢＰ画像を空間周波数によってフーリエ変換し、そのスペクトルの形状により、カットオフ周波数を決定する手法である。「フィルタ後の画像による目視判断」とは、カットオフ周波数を観察者の経験に基づく目視判断によって決定する手法である。「事前の測定（ＰＳＦ等）をもとにした、統計量による決定法」とは、測定系に生じるノイズ成分を調査するための事前の予備的な測定を行なうことによって、統計的に揺らぐノイズの周波数帯域に基づいてカットオフ周波数を決定する手法である。なお、「同一対象のＰＥＴ撮像画像との比較による決定法」は、ＰＥＴイメージを利用する他の手法と併せて後述する（（４−３−２−５）の欄参照）。

［４−１−２ フィルタの適用］
カットオフ周波数を決定した後、その値を反映したフィルタを定義する。フィルタとしては、最も典型的には、カットオフ周波数より高い周波数成分を０にする手法を用いることができる。それ以外にも、カットオフ周波数より高い周波数成分を、周波数の増加に伴ってなだらかに減少する関数によって減少させるフィルタ、例えばバターワースフィルタ（式（２））を採用することも可能である。

ここで、ｗは空間周波数、ｗ_ｃはカットオフ周波数、ｎは任意の整数である。最終的な画像は、フィルタが適用された周波数成分を逆フーリエ変換することによって得られる。

［４−２ デコンボリューション］
次に、デコンボリューションを行なって位置応答関数による影響を除去して細部の空間分解能を向上させる処理について説明する。処理対象となるのは、ノイズフィルタリングされていないＣＣのＳＢＰ画像である。撮像されたＣＣのＳＢＰ画像と真の画像との関係は、点像分布関数（Point Spread Function: ＰＳＦ）の形式の位置応答関数を用いてモデル化すると、

と表現される。ここで、^Ｃｎ_ｉはＣＣのＳＢＰ画像における位置を示すインデックスｉのボクセル値（位置ｉのボクセル値）、^Ｃｐ_ｉｊはインデックスｊの位置からｉの位置に対する広がりの寄与を表す位置応答関数、^Ｃλ_ｊは真の画像の位置ｊにおけるボクセル値である。なお、各変数の左上方のＣの文字は、付された変数がコンプトンイメージングに用いられることを明示するために表示している。このように、式（３）の右辺は、真の画像^Ｃλ_ｊと位置応答関数^Ｃｐ_ｉｊとの位置ｊについて行なわれるコンボリューションによってＣＣのＳＢＰ画像^Ｃｎ_ｉを表現したものである。

式（３）において位置ｊのボクセル値が位置ｉに対して有する寄与を位置応答関数^Ｃｐ_ｉｊとしている。そのため、コンボリューションをアスタリスク（＊）によって表現すると、式（３）は、
（ＣＣのＳＢＰ画像）＝（位置応答関数 ＊ 真の画像）
と表現される。なお、式（３）における位置応答関数は、点像分布関数（ＰＳＦ）を採用している。点像分布関数は、ガンマ線が数学的な「点」から放出されているとした場合に、ＣＣのＳＢＰ画像の各位置（ボクセル）の値に対応するものである。撮像されたＣＣのＳＢＰ画像から位置応答関数による影響を除去して真の画像を得る処理、つまりデコンボリューションの処理は、固定ＰＳＦを用いたデコンボリューションと、位置依存型ＰＳＦを用いたデコンボリューションとによって実行することができる。

［４−２−１ 固定ＰＳＦを用いたデコンボリューション］
まず、上述したモデル化の際に位置応答関数が位置に依存しないという仮定（固定ＰＳＦの仮定）が成り立つ場合について説明する。この場合、真の画像と位置応答関数とのコンボリューションとして表現されるＣＣのＳＢＰ画像は、フーリエ変換後に積によって表現されるという一般的性質がある。この性質から、フーリエ変換を利用してデコンボリューションを行なうことができる。位置応答関数ｐが位置に依存しない場合、式（３）の両辺にフーリエ変換を施すと、

となる。ここで、ｓは３次元空間における空間周波数ベクトルを特定するインデックス、^ＣΛ_ｓは真の画像^Ｃλ_ｊのフーリエ変換、^ＣＮ_ｓはＣＣのＳＢＰ画像^Ｃｎ_ｉのフーリエ変換、そして、^ＣＰ_ｓｓは位置応答関数^Ｃｐのフーリエ変換である。式（４）によって真の画像^Ｃλのフーリエ変換^ＣΛ_ｓが算出されるのは、位置応答関数^Ｃｐ_ｉｊが位置に依存しない場合に、位置応答関数^Ｃｐのフーリエ変換^ＣＰ_ｓｓがインデックスｓについて対角化されるためである。この式（４）の右辺は、（観測画像のフーリエ変換）／（位置応答関数フーリエ変換）という除算の形式であるため、容易に計算される。

ここで、式（４）に対しても（４−１）の欄にて上述したフィルタを用いることによって、統計的ノイズを除去することが可能である。その場合、周波数空間において定義されるフィルタ関数をＷ_ｓとすると、

によって、フィルタ関数Ｗを作用させて真の画像^Ｃλ_ｊのフーリエ変換^ＣΛ_ｓを算出する処理が行なわれる。採用されるフィルタ関数Ｗ_ｓは、式（２）にて上述したバターワースフィルタ以外にも、例えばウィーナー型のフィルタとすることも有用である。式（５）から真の画像^Ｃλ_ｊを求めるためには^ＣΛ_ｓをフーリエ逆変換すればよい。

［４−２−２ 位置依存型ＰＳＦを用いたデコンボリューション］
実際のコンプトンイメージは、例えば画像の中心部と周辺部とでは異なる位置応答関数を有していることが多い。このため、コンプトンイメージングにおいてより高精度な画像を得るモデル化のためには、固定ＰＳＦを採用するよりも、ボクセルの位置に応じて変化する位置応答関数（位置依存型ＰＳＦ）を採用することが好ましい。以下、位置依存型ＰＳＦを用いる場合のデコンボリューションの処理について説明する。

位置依存型ＰＳＦを用いる場合、イタレーションによって逐次的に真の画像の精度を高めてゆくことにより、デコンボリューションが可能となる。つまり真の画像のボクセル値^Ｃλ_ｊに収束するボクセル値の列^Ｃλ^（ｍ） _ｊ（ｍは０以上の整数）を考える。まず、イタレーションの初期値となる^Ｃλ^（０） _ｊを、

に応じて数値計算する。ここで、Ｎは、位置依存型ＰＳＦを想定する範囲に含まれるボクセルの数を表す整数である。そして、^Ｃλ^（ｍ） _ｊから^Ｃλ^{（ｍ＋１）} _ｊを求める漸化式、

に従って数値計算を逐次実行する。この^Ｃλ^（ｍ） _ｊは、この漸化式にしたがってイタレーションを行なってｍを増加させるにつれて、真の画像^Ｃλ_ｊに収束してゆく。というのも、式（７）は、^Ｃλ^（ｍ） _ｊを（ｍ番目画像）等と表現すると、
（ｍ＋１番目画像）＝（ｍ番目画像）＋
（（ＣＣのＳＢＰ画像）−（ｍ番目画像のＰＳＦによるコンボリューション画像））
×ＰＳＦ
という形式を持っているためである（ここでは右辺のｉについての和は省略している）。特に式（７）の右辺第２項の位置依存型ＰＳＦと乗算される括弧内は、式（３）から、（ｍ番目画像）までに表現されていない残差部分といえる。したがって、その残差部分に位置依存型ＰＳＦを乗じてｉについての和を取る操作つまり式（７）の右辺第２項は、（ｍ番目画像）では表現し切れていない残差部分を位置依存型ＰＳＦを通じて反映させる項である。その残差部分が、式（７）の右辺第１項つまり（ｍ番目画像）に加算されて、次の（ｍ＋１番目画像）が得られるのである。このため、式（６）および（７）に従って数値的に^Ｃλ^（ｍ） _ｊを逐次求めるイタレーションを行えば、^Ｃλ_ｊに十分に近い値が数値的に計算される。式（６）および（７）を用いて数値計算を行なうためには、ＣＣのＳＢＰ画像^Ｃｎ_ｉを第２ボクセルデータ記録部７４４（図７）から呼び出して式（６）および（７）に代入する。

図１１は、イタレーションによって数値的に真の値λ^（ｍ） _ｊを求める処理を示すフローチャートである。このうち図１１（ａ）は、コンプトンイメージングにおいてイタレーションを行なう処理を示している。なお図１１（ｂ）については後述する。コンピュータ６９０において上述したイタレーションの処理を行なうためには、まず、第２ボクセルデータ記録部７４４（図７）からＣＣのＳＢＰ画像から位置ｉのボクセル値^Ｃｎ_ｉを呼び出し、式（６）および（７）に従ってイタレーション計算を実行する（Ｓ４０２）。イタレーションの回数は、特に限定されないが、各ボクセル値が実用上収束していると判断できるまで行なう。そして、コンプトンイメージの真の画像を得て（Ｓ４０４）第４ボクセルデータ記録部７４８に格納される。なお、イタレーションの計算は、ボクセル値ごとの四則演算であるため、例えばコンプトンイメージの真の画像が格納される第４ボクセルデータ記録部７４８または必要であれば他の記録部を用いて逐次計算することにより容易に実行される。

以上の処理により、仮に位置依存型ＰＳＦが複雑な位置依存性を示す場合であっても真の画像^Ｃλ_ｊを算出することが可能となる。ここで、例えばボクセルの位置に依存する何らかのパラメーターによって変化するように、位置依存型ＰＳＦである^Ｃｐ_ｉｊをモデル化することが有用である。そのモデルを式（７）の計算に用いれば、真の画像^Ｃλ_ｊの数値を必要に応じて生成することが可能となるからである。さらにフーリエ変換およびフーリエ逆変換を用いることによって、（４−１）の欄に示したフィルタ関数を作用させることも有効である。

［４−３ ＰＥＴイメージとの対比による定量性の向上］
本実施形態においては、ＰＥＴイメージングによって得られるボクセルデータと組み合わせることにより、コンプトンイメージングの解像度と定量性とを向上させることも可能である。そのためには、コンプトンイメージと同じプローブによってＰＥＴイメージを取得し、コンプトンイメージングの検出または処理の特性を補償する較正処理が行われる。

図１２は、本実施形態のガンマ線画像化装置１００において、撮像対象９５０に投与した第１プローブからのガンマ線を利用して、ＰＥＴイメージングおよびコンプトンイメージングの両方の処理が行なわれ得る場合を示す概略断面図である。ガンマ線画像化装置１００と撮像対象９５０との位置関係は、図１におけるガンマ線画像化装置１００と撮像対象９００の場合と同様である。図１２に示した撮像対象９５０に投与された第１プローブは生体領域９５２に分布している。なお、撮像対象９５０に第２プローブが投与されているかどうかは任意であるため、図１２においては図示していない。

撮像対象９５０の内部から放出されイメージングに用いられるのは、第１プローブに起因して生じる５１１ｋｅＶのエネルギーの対消滅のガンマ線である。対消滅の位置つまり第１プローブが分布している生体領域９５２の各部からは、ほぼ１８０度反対方向に一対のガンマ線が放出される。このうち、ＰＥＴイメージングとして撮像されるのは、第１コンプトンカメラ１０と第２コンプトンカメラ２０との両方において対となって放出されるガンマ線が一つずつ検出された場合である。これに対して、コンプトンイメージングとして撮像されるのは、第１コンプトンカメラ１０または第２コンプトンカメラ２０において、前段の検出器において５１１ｋｅＶのガンマ線がコンプトン散乱され、後段の検出器においてコンプトン散乱後のガンマ線の全エネルギー吸収が生じた場合である。このように、ＰＥＴイメージとコンプトンイメージを同一の分布を持つ同一のプローブから取得することにより、ＰＥＴイメージを利用してコンプトンカメラの特性を補償する較正処理を行うことが可能となる。

［４−３−１ ＰＥＴイメージの取得］
この較正処理は以下のようにして実行される。まず、同一の分布を持つ同一のプローブを含んでいる撮像対象９５０からコンプトンイメージとＰＥＴイメージとが取得される。コンプトンイメージの取得は、典型的には上述した（４−１）および（４−２）の欄にて述べた処理により行なわれ、ノイズが除去され、デコンボリューションされた画像としてコンプトンイメージが取得される。また、ＰＥＴイメージの取得についても、（４−１）および（４−２）の欄の処理においてＣＣのＳＢＰ画像からコンプトンイメージを取得した処理と同様の処理により、ＰＥＴのＳＢＰ画像から、ノイズが除去されデコンボリューションされたＰＥＴイメージを取得することができる。ここで、必要に応じてＰＥＴイメージについても、ＰＥＴのＳＢＰ画像を対象にして式（６）および式（７）に類似するイタレーションのための漸化式が用いられる。したがって、デコンボリューションされたＰＥＴイメージを得るためには、次の漸化式が利用される。

ただし、ｍは０以上の整数、^Ｐｎ_ｉはＰＥＴのＳＢＰ画像における位置を示すインデックスｉのボクセル値、^Ｐｐ_ｉｊはインデックスｊの位置からｉの位置に対する広がりの寄与を示す位置依存型のＰＥＴイメージ用位置応答関数、^Ｐλ_ｊ ^（ｍ）は位置ｊにおけるＰＥＴイメージの真の画像のボクセル値^Ｐλ_ｊを表現する数列である。なお、各変数には、ＰＥＴイメージングを実行していることを明示するため、左上方にＰの文字を付している。式（８）の上式の右辺を計算するためのＰＥＴのＳＢＰ画像^Ｐｎ_ｉは、第１ボクセルデータ記録部７４２（図７）から呼び出される。

図１１（ｂ）には、式（８）に基づいて行なわれるイタレーションの処理が示されている。まず、ＰＥＴイメージにおいてイタレーションを用いる場合にも、図１１（ａ）の場合と同様に、第１ボクセルデータ記録部７４２（図７）からＰＥＴのＳＢＰ画像から位置ｉのボクセル値^Ｐｎ_ｉを呼び出し、式（８）に従ってイタレーションの計算が実行される（Ｓ４５２）。イタレーションによって収束したボクセル値が得られると、ＰＥＴイメージの真の画像が得られて（Ｓ４５４）、第３ボクセルデータ記録部７４６に格納される。

［４−３−２ ブランク測定とトランスミッション測定とによる較正（ＰＥＴイメージング）］
ＰＥＴイメージングでは、対消滅のガンマ線を同時計測するという撮像原理が利用されるため、撮像対象のガンマ線吸収率（減弱係数）を反映させた定量性の高い測定を実行することができる。このためには、ＰＥＴイメージングにおいて、ブランク測定とトランスミッション測定が行なわれる。なお、実際の測定の際には、撮像対象を再配置すると位置の再現性が低下するといった問題を未然に防ぐため、まずブランク測定が行なわれ、次に目的とするＰＥＴイメージングが行なわれ、最後にトランスミッション測定が行なわれる。そして、ＰＥＴイメージングのためのデータ処理を高精度化するために、ブランク測定とトランスミッション測定により得られたデータが活用される。

ブランク測定は、撮像対象を配置しない状態で、撮像対象が配置される範囲の外部の同時計測可能な位置、例えば、撮像対象より十分に大きな円周上にＰＥＴイメージング用参照線源を配置して、その位置を変更しながら測定を繰り返すことにより実施される。その測定データは、ブランクＰＥＴ測定データと呼ばれ、第１線量データ記録部７６２（図７）に格納される。ブランクＰＥＴ測定データは、ガンマ線が飛来する各ラインに対応させて線量が格納されたデータである。ガンマ線が飛来する際に通過する経路であるラインを以下単に「ライン」と記す。

これに対してトランスミッション測定とは、撮像対象を配置した状態で行なわれる測定である。この測定は、吸収を伴う物質を横切る任意の直線上のガンマ線吸収率が、直線上のどの部分でその対消滅が起きた場合であっても等しくなるという性質を用いる測定である。なお、この性質は、対消滅が生じた位置が吸収を伴う撮像対象（生体など）の内部であっても外部であっても、同じ直線をガンマ線の対が通る限り成り立つ。このため、ブランク測定と同様に、配置されている撮像対象の外部の同時計測可能な位置において繰り返し測定することにより、撮像対象からのガンマ線が飛来する各ラインに対応して、撮像対象による吸収が生じる場合の線量の測定データが得られる。そして、そのトランスミッション測定を行なって取得された撮像対象を通過する各ラインに対する測定データを、トランスミッションＰＥＴ測定データとして第２線量データ記録部７６４（図７）に格納しておく。

留意すべきことは、第１線量データ記録部７６２のブランクＰＥＴ測定データと第２線量データ記録部７６４のトランスミッションＰＥＴ測定データとを比較することにより、検出器効率が取り除かれた各ラインに対するガンマ線吸収率のデータが得られることである。すなわち、半導体検出器の各部の検出効率の位置依存性（検出器応答）は、トランスミッションＰＥＴ測定データとブランクＰＥＴ測定データとの両方の測定の際に共通して存在している。このため、この両者の差分を算出することにより、検出器応答がキャンセルされ、撮像対象の各ライン上におけるガンマ線吸収率のみの影響が測定されるのである。そして、この測定をもとに撮像対象の各位置におけるガンマ線吸収率が三次元的に導出される。

ブランク測定、トランスミッション測定の具体的な処理は、図１３に示す処理により実行される。図１３は、本実施形態において撮像対象の吸収率補正をＰＥＴイメージおよびコンプトンイメージに施す測定手順およびデータ処理手順を示すフローチャートである。この処理の全体の流れは、前半（Ｓ５０２〜Ｓ５１２）に撮像すなわち測定が行なわれ、後半（Ｓ５１４〜５１６）に吸収率補正のためのデータ処理が行なわれる。測定は、まずブランク測定が行なわれ（Ｓ５０２、Ｓ５０４）、その後、ＰＥＴイメージングが行なわれ（Ｓ５０６、Ｓ５０８）、最後に、トランスミッションイメージング（Ｓ５１０、Ｓ５１２）が行なわれる。

ブランク測定においては、撮像対象を配置せずＰＥＴイメージング用参照線源が配置されて（Ｓ５０２）、ブランク測定としてのＰＥＴイメージングが実行される（Ｓ５０４）。ＰＥＴイメージング用参照線源としては、例えば、ゲルマニウム６８／ガリウム６８（^６８Ｇｅ／^６８Ｇａ）線源を用いることができる。このブランク測定は、上述したように、撮像対象より十分に大きな円周上にＰＥＴイメージング用参照線源を配置して、その位置を変更しながら測定を繰り返すことにより実施される。測定されたデータは、ブランクＰＥＴ測定データと呼ばれ、第１線量データ記録部７６２に格納される。

次に、撮像対象を配置したＰＥＴイメージングが行なわれる。ＰＥＴイメージングは、まず、第１プローブが投与されている撮像対象が配置される（Ｓ５０６）。撮像対象の配置は、図１２と同様である。そして、その撮像対象に対して、ＰＥＴイメージングが行なわれる（Ｓ５０８）。なお、ＰＥＴイメージングＳ５０８において実行されるのは、図４〜図１０に関連して説明した処理のうち、ＰＥＴイメージングのためのデータを取得するまでの段階である。つまり、ＰＥＴイメージングＳ５０８として実行されるのは、第１〜第４イベントデータ記録部４９２〜４９８に第１〜第４測定信号路からの同時計測判定された信号を示すデータを格納する段階、または、第１〜第４測定データ記録部７２２〜７２８に信号路別測定データを格納する段階である。説明のため、これらのデータをＰＥＴ撮像データと呼ぶ。

次いで、撮像対象の外部であって第１および第３半導体検出器１２および２１により挟まれる位置にＰＥＴイメージング用参照線源が配置され（Ｓ５１０）、トランスミッション測定としてのＰＥＴイメージングが行なわれる（Ｓ５１２）。このＰＥＴイメージングも、上述したように、撮像対象より十分に大きな円周上にＰＥＴイメージング用参照線源を配置して、その位置を変更しながら測定を繰り返すことにより実施される。測定されたデータは、トランスミッションＰＥＴ測定データとして第２線量データ記録部７６４に格納される。

そして、これらのデータを用いるデータ処理が実行される。まず、検出器応答の算出とＰＥＴ撮像データの吸収率補正とが行なわれる（Ｓ５１４、Ｓ５１６）。検出器応答は、第１線量データ記録部７６２からのブランクＰＥＴ測定データと第２線量データ記録部７６４からのトランスミッションＰＥＴ測定データとを利用して実行される。つまり、これらのデータを用いて、各ライン上においてブランクＰＥＴ測定データからトランスミッションＰＥＴ測定データを減算した差分データが計算され、第３線量データ記録部７６６に格納される（Ｓ５１４）。この第３線量データ記録部７６６の差分データは、検出器効率の位置依存性がキャンセルされ、撮像対象の各ライン上におけるガンマ線吸収率のみの影響を反映するデータとなっている。そして、第３線量データ記録部７６６の撮像対象の各ライン上の差分データによって、ＰＥＴイメージングＳ５０８にて取得されたＰＥＴ撮像データに対する吸収率補正が行なわれる（Ｓ５１６）。

ここで、ＰＥＴ撮像データの吸収率補正（Ｓ５１６）の処理は、図９に示した処理をわずかに変形した処理である。変形されるのは推定直線の描画処理（Ｓ２０６）であり、具体的には、推定直線の描画処理において、推定直線の向きに対応するラインにおける撮像対象のガンマ線吸収率が反映される。この吸収率の反映は、推定直線上の各点についてボクセルデータを変化させる変化量の値を、その点から検出器に到達推定直線と同一またはごく近いライン上の撮像対象におけるガンマ線の透過率によって除算することにより行なわれる。なお、各ライン上の透過率は、当該ラインの吸収率との間に、透過率＝（１−吸収率）という簡単な関係により結びついているため、ここでの変形された処理は容易に実行することが可能である。その結果、吸収率補正が行なわれたＰＥＴのＳＢＰ画像すなわち吸収率補正ＰＥＴイメージが取得され、第５ボクセルデータ記録部７５０に格納される。なお、この吸収率補正ＰＥＴイメージは、実質的には、第１ボクセルデータ記録部７４２に格納されているＰＥＴのＳＢＰ画像をより高精度化したものとなる。説明において区別するのみの目的により、これ以降、このデータを吸収率補正ＰＥＴイメージと記し、格納先となっている記録部も第５ボクセルデータ記録部７５０と記載することとする。このため、例えば（４−３−１）の欄にて上述したデコンボリューション等のデータ処理の対象を、第１ボクセルデータ記録部７４２からのＰＥＴのＳＢＰ画像に代えて、第５ボクセルデータ記録部７５０からの吸収率補正ＰＥＴイメージとすることも可能である。

［４−３−３ ＰＥＴイメージに基づくコンプトンイメージの較正］
本実施形態において、ＰＥＴイメージングにおける原理的な高い精度は、コンプトンイメージングにも利用される。具体的には、図１２に示したように同一のプローブによりＰＥＴイメージングとコンプトンイメージングとを行なうと、コンプトンイメージの撮像精度の向上を図ることが可能である。ここでは、ＰＥＴイメージングに基づいてコンプトンイメージングの撮像データを高精度化することが可能な五つの具体的手法について説明する。第１は撮像対象の吸収への対処である（４−３−３−１）。第２は検出効率の位置変動の補正すなわち検出器の応答の較正である（−２）。第３はデコンボリューションのための位置応答関数の高精度化である（−３）。第４は位置合わせである（−４）。そして、第５はカットオフ周波数を決定する手法である（−５）。

［４−３−３−１ ブランク測定とトランスミッション測定とによる較正（コンプトンイメージング）］
上記（４−３−２）の欄にて述べたとおり、ＰＥＴイメージングでは、トランスミッション測定により、撮像対象の各ラインに沿ったガンマ線吸収率（減弱係数）を定量的に測定することができる。そのようにして得られたのが、コンピュータ６９０の第３線量データ記録部７６６に格納した撮像対象の各ライン上の測定値に影響するガンマ線吸収率のデータである。この撮像対象のガンマ線吸収率は、ＰＥＴイメージングにより測定されたものであるが、コンプトンイメージに対しても適用することができる。これは、ＰＥＴイメージングにおいても、またコンプトンイメージングにおいても、撮像に使用されるガンマ線が、撮像対象による吸収によって減弱されて外部に到達したガンマ線のみであることに注目したものである。したがって、図１３のＰＥＴ撮像データに対する吸収率補正Ｓ５１６の処理のうち、撮像対象の各ライン上のガンマ線吸収率を反映させる処理は、コンプトンイメージングにおいても実行することが可能である。この吸収率の反映は、コンプトンイメージングの際の推定円錐の描画（図１０、Ｓ３０８）の処理において、第３線量データ記録部７６６に格納されている撮像対象の各位置のガンマ線吸収率に基づいて行なわれる。具体的には、推定円錐面上の母線上の各点について、ボクセルデータを変化させる変化量の値を、その点から検出器に到達するまでのライン上の撮像対象におけるガンマ線の透過率によって除算することにより行なわれる。

なお、ＰＥＴイメージングにより計測できるガンマ線吸収率は、エネルギー５１１ｋｅＶの対消滅のガンマ線に対するもののみである。このため、ＰＥＴイメージングのトランスミッション測定によって得られた撮像対象の各ラインの放射線吸収率を、エネルギー５１１ｋｅＶのガンマ線のコンプトンイメージングに対して適用することは合理的である。また、実用上は、エネルギーが５１１ｋｅＶとは異なるガンマ線の吸収率についても、５１１ｋｅＶの吸収率を利用して算出することが可能である。というのも、物質ごとの吸収率のエネルギー依存性は一般によく調べられているため、ＰＥＴイメージングによって測定された５１１ｋｅＶに対する撮像対象の吸収率を、コンプトンイメージングに用いる各エネルギーのガンマ線に対する吸収率に換算することは容易だからである。

以上の処理は、上記（４−３−２）の欄にて図１３に関連して説明したＰＥＴイメージングにおける吸収率補正の処理とほぼ同様である。このため、図１３にはカギ括弧（［］）によりコンプトンイメージングに吸収率補正を適用する場合の流れも示している。つまり、ＰＥＴイメージングにおける吸収率補正との共通点は、前半（Ｓ５０２〜Ｓ５１２）に測定が行なわれ、後半（Ｓ５１４〜５１６）にデータ処理が行なわれる点、および、測定において、最初にブランク測定が行なわれ（Ｓ５０２、Ｓ５０４）、最後に、トランスミッションイメージング（Ｓ５１０、Ｓ５１２）が行なわれる点である。ＰＥＴイメージングにおける吸収率補正との相異点は、ＰＥＴイメージングに代えてコンプトンイメージングが行なわれる点（Ｓ５０６、Ｓ５０８）、および、コンプトン撮像データの吸収率補正（Ｓ５１６）の具体的な処理である。以下、コンプトンイメージの吸収率補正について、ＰＥＴイメージングにおける吸収率補正との相異点を中心に説明する。

コンプトンイメージングにガンマ線の吸収率を反映させる処理においては、まず、ブランク測定（Ｓ５０２、Ｓ５０４）が行われる。そのブランク測定を終えると、撮像対象を配置したコンプトンイメージングが行なわれる。コンプトンイメージングのためには、まず第１プローブと第２プローブとのうちの少なくとも一方が投与されている撮像対象が配置される（Ｓ５０６）。この時点で、第１プローブと第２プローブとのうちのもう一方が撮像対象に投与されているかどうかは任意である。そして、図１２と同様に配置されている撮像対象に対して、コンプトンイメージングが行なわれる（Ｓ５０８）。ここでもＰＥＴイメージングの場合に準じ、コンプトンイメージングのためのデータを取得するまでの段階、つまり、図４および図５の回路要素の処理によって、第１〜第４イベントデータ記録部４９２〜４９８に第１〜第４測定信号路からの同時計測判定された信号を示すデータを格納する段階、または、図６の信号路によって第１〜第４測定データ記録部７２２〜７２８に信号路別測定データを格納する段階までが行なわれる。これらのデータをコンプトン撮像データと呼ぶ。その後、トランスミッション測定が行なわれる（Ｓ５１０、Ｓ５１２）。

データ処理において、ＰＥＴ撮像データの吸収補正と同様の検出器応答の算出が行なわれ（Ｓ５１４）、その後、コンプトン撮像データの吸収率補正が行なわれる（Ｓ５１６）。コンプトン撮像データの吸収率補正（Ｓ５１６）においては、第３線量データ記録部７６６に格納されている差分データが用いられる。この第３線量データ記録部７６６の差分データは、ＰＥＴイメージの吸収補正の場合と全く同一のものである。第３線量データ記録部７６６の撮像対象の各ライン上の差分データによって、コンプトンイメージング（Ｓ５０８）にて取得されたコンプトン撮像データに対する吸収率補正が行なわれる。

吸収率補正（Ｓ５１６）の処理は、図１０に示した処理をわずかに変形した処理である。変形されるのは推定円錐面の描画処理（Ｓ３０８）である。具体的には、推定円錐面の描画処理において、推定円錐面の各母線の向きに応じて撮像対象のガンマ線吸収率を反映させる。この吸収率の反映は、推定円錐面の母線上の各点についてボクセルデータを変化させる変化量の値を、その点から検出器に到達するまでのライン上の撮像対象におけるガンマ線の透過率によって除算することにより行なわれる。したがって、ＰＥＴ撮像データの吸収補正の場合とほぼ同様の処理によって、コンプトン撮像データの吸収補正も実行される。その結果、吸収率補正が行なわれたＣＣのＳＢＰ画像すなわち吸収率補正コンプトンイメージが取得され、第６ボクセルデータ記録部７５２に格納される。

なお、ＰＥＴイメージの吸収補正との相異点として、コンプトンイメージの高精度化のために、ガンマ線とのエネルギーの相違を換算する吸収率（透過率）の補正を行なうこともできる（Ｓ５１８）。この補正は、例えばコンプトンイメージングに用いられたプローブが５１１ｋｅＶではないガンマ線を放出する場合に行なわれる。この吸収率の補正は、上記除算の際に５１１ｋｅＶの吸収係数と、コンプトンイメージングのガンマ線の吸収係数との比率を反映させた換算処理として行われる。この場合にも、得られた吸収率補正コンプトンイメージは、第６ボクセルデータ記録部７５２に格納される。

また、この吸収率補正コンプトンイメージが、実質的に、第２ボクセルデータ記録部７４４に格納されているＣＣのＳＢＰ画像をより高精度化したものとなる点も、ＰＥＴイメージの吸収補正の場合と同様である。したがって、例えば（４−２）の欄にて上述したデコンボリューション等のデータ処理の対象を、第２ボクセルデータ記録部７４４からのＣＣのＳＢＰ画像^Ｃｎ_ｉに代えて、第６ボクセルデータ記録部７５２からの吸収率補正コンプトンイメージとすることも可能である。

［４−３−３−２ コンプトンイメージングによる検出器応答の較正］
（４−３−３−１）の欄にて上述した通り、コンプトンイメージングの吸収補正の処理においてはＰＥＴイメージングによるブランク測定とトランスミッション測定を実行することによって、検出器効率の位置依存性つまり検出器応答がキャンセルされている。このように、コンプトンイメージングにおける検出器応答の較正は、ＰＥＴイメージングによるブランク測定を用いて行なうことが可能である。

図１４は、ＰＥＴイメージングのブランク測定を反映させることによりコンプトンイメージングにおいて検出器応答を補正する処理のフローチャートである。まず、撮像対象を配置せずＰＥＴイメージング用参照線源を配置する（Ｓ６０２）。その上でＰＥＴイメージングを行うことにより（Ｓ６０４）、ブランクＰＥＴ測定データが取得される。これらの処理は、図１３に示した処理Ｓ５０２およびＳ５０４と同様に実行される。ここで得られたブランクＰＥＴ測定データは、検出器の各部分の効率を表す量であるため、例えば最大値が１となるように規格化した後にコンピュータ６９０の第１線量データ記録部７６２に格納される。なお、図１３に示した処理Ｓ５０２およびＳ５０４が実行済であり、ブランクＰＥＴ測定データがすでに第１線量データ記録部７６２に格納されている場合には、これらの処理Ｓ６０２およびＳ６０４を省略することができる。

次に、撮像対象を配置してコンプトンイメージングが行われ、検出器効率の位置依存性の補正が行われる（Ｓ６０６）。その処理は、全般に図１０の処理と同様であり、補正を実行するためにそこからわずかに変形される。変形されるのは、推定円錐面の描画処理（Ｓ３０８）である。具体的には、推定円錐面の描画処理において、前段の検出器との相互作用位置（Ｐ_３）に応じた検出器効率を反映させる。この検出器効率を反映させる処理は、測定されたデータからボクセルデータを変化させるデータを生成する際に、その変化量データを、第１線量データ記録部７６２のブランクＰＥＴ測定データのうちの測定されたガンマ線と同じ相互作用位置に対して得られているデータによって除算した値とすることにより実行される。この処理によって、検出器応答が補正されたＣＣのＳＢＰ画像すなわち検出器応答補正コンプトンイメージが取得され、第７ボクセルデータ記録部７５４に格納される（Ｓ６０８）。この検出器応答補正コンプトンイメージは、ＰＥＴイメージングに対する検出器の応答が反映されたコンプトン散乱の検出器効率の補正結果となる。

［４−３−３−３ デコンボリューション用パラメーターの較正］
（４−２）の欄にて上述したとおり、解像度が高く定量的なコンプトンイメージをＣＣのＳＢＰ画像に基づいて得るためには、位置応答による影響を除去する位置依存型ＰＳＦによるデコンボリューションが行なわれる。

ここで、位置依存型ＰＳＦを決定するためのデータを取得するには一般的には、（１）点線源を用いた実測、（２）シミュレーションによる応答の計算、（３）解析的な計算による位置応答関数（位置依存型ＰＳＦ）形状の決定、が考えられる。これらのうち、（１）および（２）については、３次元全空間にわたり実行する処理は多大な時間を要するため実施上の困難を伴う。また、（３）については、コンプトンイメージングの位置依存型ＰＳＦの形状は複雑すぎて解析的に再現することは困難である。したがって実用上、良好な精度を実現する位置依存型ＰＳＦを決定するためには、何らからの外挿や内挿を前提とする近似または補間を利用することが好ましい。ただし、これらの近似または補間を行なう際には、位置依存型ＰＳＦの自由度のためのパラメーターを、信頼に足る何らかの指標に基づいて決定することが好ましい。しかし、そのような指標は、コンプトンイメージングのみでは通常は取得することができない。式（６）および（７）によって算出される真の画像^Ｃλ_ｊは仮定された位置応答関数に従って計算されるものに過ぎず、仮定された位置応答関数それ自体の正しさは別途確認する必要がある。

そこで、本実施形態においては、好適な指標の例として、定量的かつ解像度の高いＰＥＴイメージとコンプトンイメージとの差分の任意の関数として算出される残差Δを採用する。ＣＣのＳＢＰ画像をデコンボリューションして得られたコンプトンイメージの真の画像^Ｃλ_ｊが、ＰＥＴイメージの真の画像^Ｐλ_ｊにどの程度近いかを指標とするのである。具体的には、同一のプローブの分布をＰＥＴイメージングおよびコンプトンイメージングによって撮像し、両者のデコンボリューション処理した真の画像間の残差Δがより小さくなるように、コンプトンイメージングのデコンボリューションのための位置応答関数（位置依存型ＰＳＦ）が較正される。この較正すなわち位置依存型ＰＳＦの最適化は、典型的には、デコンボリューションに用いる位置依存型ＰＳＦの位置依存性の自由度を特徴付けるパラメーターを調整して実施される。その際に最小化または極小化される残差Δとしては、ＰＥＴイメージとコンプトンイメージ（どちらもデコンボリューション処理を行ったもの）の差分が大きいほど増加する依存性を示す数値が用いられる。こうして調整が実行されたパラメーターを位置応答関数に反映させることにより、コンプトンイメージングのみでは得られなかった高い精度による位置依存型ＰＳＦが推定つまり最適化が実施される。

図１５は、本実施形態において、ＰＥＴイメージを利用して行なうコンプトンイメージ用の位置応答関数の最適化処理を示すフローチャートである。図１１（ａ）および図１１（ｂ）に示された処理により、コンプトンイメージの真の画像およびＰＥＴイメージの真の画像がそれぞれ第４ボクセルデータ記録部７４８および第３ボクセルデータ記録部７４６に格納されている。これらが残差Δを計算するために呼び出される（Ｓ７０２）。画像の残差Δは、各位置のボクセル値の差分を例えば二乗して和を取ることにより算出される。こうしてデコンボリューションされたＰＥＴイメージと、コンプトンイメージとの差分を表わす数量が算出される。

次に、その残差Δの大きさが判定の対象とされる（Ｓ７０４）。残差Δが大きい場合（Ｓ７０４、Ｙｅｓの分岐）には、コンプトンイメージング用の位置応答関数のためのパラメーターが変更して調整される（Ｓ７０６）。次に、調整されたパラメーターを位置応答関数に用いて再び図１１（ａ）に従ってコンプトンイメージングにおいてイタレーションを行なう処理が行なわれ（Ｓ７０８）、残差Δの算出および判定が再び行なわれる（Ｓ７０２）。これらの処理が繰り返され残差が小さくなると（Ｓ７０４、Ｎｏの分岐）、コンプトンイメージのデコンボリューションに用いる位置応答関数が決定される（Ｓ７１０）。このようにして、ＰＥＴイメージングによって得られた高精度な画像によって、コンプトンイメージのための位置応答関数すなわち位置依存型ＰＳＦが、より高い精度を達成するように調整される。

［４−３−３−４ 画像位置の較正、比較による部位の同定］
本実施形態においては、同一のプローブの分布がＰＥＴとコンプトンカメラの両方で撮像可能であることにより、ＰＥＴ測定データに基づいてコンプトンイメージの位置合わせが行なわれる。この位置合わせは、コンプトンイメージが表されている３次元空間の位置と、撮像対象の実際の位置とのずれを補正するものである。一般に、ＰＥＴイメージの解像度や位置精度は、ＰＥＴ測定データも含めて、コンプトンイメージに比べて高くなる。このため、コンプトンイメージを、ＰＥＴイメージに重ねて表示（superimpose）したり、またこれらと切り替えて表示したりすることにより、位置ずれの補正を高精度に行なうことができる。このためのより具体的な手法は、一つには、表示装置上に表示されるコンプトンイメージとＰＥＴイメージの各画像を重ねてまたは切り替えて表示し、観察者の目視によって位置合わせを行なうことである。

この位置合わせを可能とするために、ボクセルデータが表示される際に、コンプトンイメージまたはＰＥＴイメージ（トランスミッションＰＥＴ測定データを含む）の相対位置の変更に必要な処理が行なわれる。例えば、コンプトンイメージのためのボクセルデータにおいて、並進位置、方向、スケールなどを変更すること、より一般にはアフィン変換を行なうためのパラメーターを決定することによって、コンプトンイメージとＰＥＴイメージ（トランスミッションＰＥＴ測定データを含む）との互いの相対的な位置を変更する処理を行なうことが可能である。その場合、位置の変更を表す量は、例えば並進位置であればオフセット値、方向であれば回転角の組み合わせ、そしてスケールであれば倍率などが組み合わされた任意の数値として表現される。このため、それらのオフセット値、回転角、倍率オフセット値は、記憶装置に保存されるコンプトンイメージに対応づけて、位置補正データ記録部７７０（図７）に記録される。目視による位置合わせ以外の手法としては、集積プローブの重心のずれの量を位置合わせに用いることも可能である。

ちなみに、位置合わせのために利用可能なＰＥＴイメージのデータは、例えば、第１ボクセルデータ記録部７４２に格納されているＰＥＴのＳＢＰ画像、第３ボクセルデータ記録部７４６に格納されているＰＥＴイメージの真の画像、そして、第５ボクセルデータ記録部７５０に格納される吸収率補正ＰＥＴイメージである。また、位置合わせされるコンプトンイメージとして利用可能なものは、例えば、第２ボクセルデータ記録部７４４に格納されているＣＣのＳＢＰ画像、第４ボクセルデータ記録部７４８に格納されているコンプトンイメージの真の画像、第６ボクセルデータ記録部７５２に格納されている吸収率補正コンプトンイメージ、そして、第７ボクセルデータ記録部７５４に格納されている検出器応答補正コンプトンイメージである。である。なお、ＰＥＴイメージングとコンプトンイメージングとの間で位置ずれが生じる可能性があるのは、典型的には、最初の撮像の時点や、例えば半導体検出器の配置を変更した直後の撮像の際である。また、半導体検出器の配置の変更を行なうのは、例えば撮像対象の大きさや形状に合わせて半導体検出器の距離や向きを変更する場合などである。

また、人、動物等を撮像対象とする場合、撮像対象の臓器の各部の位置等には個体差が存在する。そのため、プローブの集積している位置（集積領域）の３次元座標が判明しても、その集積領域の位置が撮像対象の個体にとってどの臓器のどの部位に位置しているかが同定できない場合がある。そこで本実施形態においては、例えばコンプトン散乱を捕らえるのみで撮像可能なプローブ（第２プローブ）を用いた任意の画像を、第１プローブによって撮像された任意のＰＥＴイメージに重ねて、図７の表示部７１０に表示することも好ましい。重ねて表示したＰＥＴイメージとコンプトンイメージは互いに区別されるように、例えば表示色が変更されている。ＰＥＴイメージとコンプトンイメージを同時にまたは切り替えて表示しながら観察すれば、解像度の高いＰＥＴイメージを手がかりにして、ガンマ線放出核をもつ第２プローブの集積がどの臓器のどの部位に生じているかを特定することが可能となる。互いに区別して表示されるコンプトンイメージとＰＥＴイメージは、位置合わせの場合とどうように各種のデータを表示対象とすることが可能である。

［４−３−３−５ カットオフ周波数の決定］
コンプトンイメージに適用するノイズフィルタリングのためのカットオフ周波数は、同一対象（プローブ）のＰＥＴイメージとの比較によって決定することも可能である。つまり、ＰＥＴイメージングでは、コンプトンイメージングに比して、解像度やＳ／Ｎ比が良好な画像が取得される。このため、ＰＥＴイメージングでは、コンプトンイメージに比較して、高い周波数までノイズの影響が現われにくく、同一対象の測定結果に対して残すべき信号成分の空間周波数の上限を決定することが容易である。したがって、例えば図１２に示したように、同一のプローブを投与して測定されたＰＥＴイメージを用いて、残すべき信号成分の空間周波数の上限の目安となる周波数を決定し、その周波数をコンプトンイメージングのフィルタリングに用いるカットオフ周波数として採用することが好ましい。なお、そのようにして決定されるカットオフ周波数は、適用対象が必ずしも５１１ｋｅＶのエネルギーのコンプトンイメージングのみに限定されるものではない。

［５ 複数分子同時イメージング］
本実施形態において複数分子同時イメージングが実施される典型的な手法は二つである。一つは、対消滅によるガンマ線を生成させる第１プローブとガンマ線放出核によるガンマ線を生成させる第２プローブとを用いる手法である（５−１）。もう一つの手法は、コンプトンイメージングのみにて複数のプローブを区別してイメージングする手法である（５−２）。さらに、これらの典型的な手法を組み合わせることも本実施形態の一部である（５−３）。なお、複数分子同時イメージングのために採用され撮像対象に投与されるプローブの組み合わせは、一般には、別々の生体領域に集積するような化学構造のものが選択される。ただしプローブの組み合わせは、必ずしもこのような関係にある組み合わせには特に限定はされない。例えば同一の生体領域において経時的に異なるタイミングで集積する別々の化学構造のプローブを採用することもできる。

［５−１ 第１プローブと第２プローブを用いる複数分子同時イメージング］
一つ目の典型的な手法である第１プローブと第２プローブとを用いる手法の場合、第１プローブに由来する対消滅のガンマ線を対象にＰＥＴイメージングが実行され、第２プローブに由来するガンマ線を対象にコンプトンイメージングが実行される。このため、撮像したＰＥＴイメージとコンプトンイメージとは、それぞれ、第１プローブの集積領域と第２プローブの集積領域とに対応づけて表示される。第１プローブの集積領域に対応づけてＰＥＴイメージとして表示されるのは、例えば、第１ボクセルデータ記録部７４２に格納されているＰＥＴのＳＢＰ画像、第３ボクセルデータ記録部７４６に格納されているＰＥＴイメージの真の画像、そして、第５ボクセルデータ記録部７５０に格納される吸収率補正ＰＥＴイメージである。これに対して、第２プローブの集積領域に対応づけてコンプトンイメージとして表示されるのは、例えば、第２ボクセルデータ記録部７４４に格納されているＣＣのＳＢＰ画像、第４ボクセルデータ記録部７４８に格納されているコンプトンイメージの真の画像、第６ボクセルデータ記録部７５２に格納されている吸収率補正コンプトンイメージ、そして、第７ボクセルデータ記録部７５４に格納されている検出器応答補正コンプトンイメージである。

この複数分子同時イメージングの表示のためには、例えばコンピュータ６９０の表示部７１０が利用される。この際、第１プローブおよび第２プローブの集積場所に対応させたＰＥＴイメージとコンプトンイメージとにおける各ボクセルデータが共通の座標に基づいて互いに識別可能に表示される。ボクセルデータ同士を識別可能に表示するためには、例えば互いに区別可能な表示色によって各ボクセルデータの有意な値の部分のみを表示する等の任意の手法を採用することができる。また、ボクセルデータを表示する具体的な表示形式は、任意の２次元表示や、任意の３次元表示などの表示形式を採用することができる。２次元表示として用いることができるものを例示すれば、ボクセルデータから作成される断面図、何らかの表面に射影される投影図、透視図、等値線図などの各種の処理画像である。また、付随的に、例えば２次元または３次元の何らかの領域を指定して、プローブごとにその領域内の画像データを積算したり、その積算値の数値文字列や積算値に対応する何らかの指標を放射能の値や尺度として表示したりすることも可能である。

［５−２ コンプトンイメージングのみを用いる複数分子同時イメージング］
もう一つの典型的な手法は、コンプトンイメージングのみにて複数のプローブを区別してイメージングする手法である。このためには、エネルギーの異なるガンマ線を区別してイメージングするため、上述した第２プローブに相当する複数種のプローブとして、別々のガンマ線放出核によって標識された複数のプローブが撮像対象に投与される。この手法を採用する場合、図１０に関連して説明したコンプトンイメージングの処理の一部が変形される。つまり、全エネルギーが吸収されているかどうかの判定（Ｓ３０２）のためのＥ_０＝Ｅ_１＋Ｅ_２の関係式が、別々のガンマ線放出核の各ガンマ線のエネルギーに対応させて複数用いられる。その後の処理（Ｓ３０４〜Ｓ３０８）も、それぞれのガンマ線のエネルギーに応じて別々に処理される。そして、ボクセルデータとして第２ボクセルデータ記録部７４４に記録されるデータも変形される。典型的には、後にガンマ線のエネルギー別に区別して呼び出すことが可能なように第２ボクセルデータ記録部７４４に記録されるデータが論理的に区別される。

なお、コンプトンイメージングのみによって複数分子同時イメージングが行なわれる手法においても、ＰＥＴイメージングを用いた予備的な測定、例えば（４−３）欄にて詳述した各種の測定を実行しておくことは有用である。コンプトンイメージングにおいて複数分子同時イメージングが行なわれる際に、高精度化された画像によって異なるプローブの分布を精密に識別することが可能となるためである。

［５−３ 複数分子同時イメージング］
さらに、上述した二つの典型的な手法を組み合わせることも本実施形態に含まれている。すなわち、まず、撮像対象には、対消滅によるガンマ線を生成させる第１プローブと、第２プローブに相当する複数種のプローブとして、互いに異なるエネルギーのガンマ線を放出するガンマ線放出核によって標識された別々のプローブとを投与しておく。そして、第１プローブの集積領域の画像をＰＥＴイメージングによって再構成し、ガンマ線放出核を有する各プローブの集積領域それぞれの画像をコンプトンイメージングによって再構成する。このような組み合わせによって複数分子同時イメージングを行うことも、本実施形態に含まれている。

＜第１実施形態：変形例１＞
上述した本発明の第１実施形態は、種々変更することができる。例えば、（２−２−２）の「ヒットパターンの判定」の欄において説明した処理を変形しても、ガンマ線の原因となったプローブの位置を推定することは可能である。ここでは、このヒットパターンの判定に対して同時計測において生じる現実の現象を反映させるための変形例１を説明する。

上記「ヒットパターンの判定」の欄においては、図８〜１０のフローチャートに基づいて、図３の単純化された処理システムの典型的な処理を説明した。そこでは、本実施形態における代表的な検出の動作原理を説明するため、ガンマ線との相互作用が同時計測される検出器の数を高々２つまでに限定していた。

実際には、ガンマ線と検出器との相互作用は、第１〜第４半導体検出器１１〜２２（図１、図３参照）を用いた測定であっても、例えば３つの別々の検出器で同時計測されたり、４つすべての検出器において同時計測されたりする場合がある。その中には、偶然同時計数ではなくプローブの分布を画像化することが可能な場合がある。例えば、第１プローブ（陽電子崩壊を起こす核種を含むプローブ）に起因して５１１ｋｅＶの一対のガンマ線が放出され、各ガンマ線が第１および第２コンプトンカメラ１０および２０によって検出されるとする。この場合に相互作用を検出する検出器の組み合わせとして生じうる例として、第１コンプトンカメラ１０に入射したガンマ線が、第１半導体検出器１１にてコンプトン散乱を起こし、第２半導体検出器１２にて全エネルギー吸収の光電効果によって検出され、もう一方の第２コンプトンカメラ２０に入射したガンマ線が、第３半導体検出器２１にて光電効果によって検出される、というものがある。この例では、同時計測としてガンマ線と相互作用している検出器が３つある。しかし、その原因となっているガンマ線は対消滅による２つのガンマ線であり、第１プローブの分布を反映した生体領域（例えば生体領域９０２、図１）からガンマ線が放出されている。したがって、この例は偶然同時計数ではなく、プローブの分布を画像化することが可能である。

本実施形態における処理手順は、この例にて示されるような現実の現象に合わせて画像化を実行するために種々の変形を行なうことができる。例えば、図８においてヒットパターンの判定Ｓ１０６を変形して、ガンマ線との相互作用を検出した検出器の数による場合分けや、必要に応じてエネルギー判定による場合分けを組み合わせることが好ましい。この場合の具体的な処理例としては、図８のヒットパターンの判定Ｓ１０６に代えて、まず、相互作用を同時計測した検出器の数による場合分けを行なう。その場合分けは、例えば、相互作用を同時計測した検出器の数が２である場合、３である場合、４である場合、というように分類する処理である。そして、その場合分けを実施した後には、下記（１）〜（３）の処理が行われる。

（１）相互作用を同時計測した検出器の数が２である場合には、続けて、ヒットパターンの判定Ｓ１０６（図８）と同一の判定が行われる。その後の処理は、図９および１０に記載したものと同様である。

（２）相互作用を同時計測した検出器の数が３である場合には、「左−右」の関係にある検出器からのデータを対象にして図９の処理（ＰＥＴのＳＢＰ画像を得る処理）が行われ、「前−後」の関係にある検出器からの測定データを対象にして図１０の処理（ＣＣのＳＢＰ画像を得る処理）が行われる。この場合、図９の処理と図１０の処理とが択一的に行われるのではなく両方の処理が区別して実行される。例えば、「左−右」の関係にある検出器とは第１半導体検出器１１と第３半導体検出器２１であり、「前−後」の関係にある検出器とは第１半導体検出器１１と第２半導体検出器１２である。ここで、この場合に実行される全エネルギー吸収の判定Ｓ３０２（図１０）においては、全エネルギーの値Ｅ_０として、５１１ｋｅＶの値が用いられる。また、ガンマ線のエネルギー判定Ｓ２０２（図９）における５１１ｋｅＶのエネルギー判定は、判定の対象が変更される。具体的には、「左−右」の関係にある二つの検出器（例えば第１半導体検出器１１と第３半導体検出器２１）のうち、「前−後」の関係にある二つの検出器としても選ばれる検出器（例えば第１半導体検出器１１）においては、単独の検出器からのエネルギーが５１１ｋｅＶであるかどうかの判定は行われない。すなわち、変形例１においてガンマ線と相互作用した検出器の数が３である場合、図９のガンマ線のエネルギー判定Ｓ２０２においてエネルギーが５１１ｋｅＶであるかどうかの判定は、「左−右」の関係にある二つの検出器のうち、「前−後」の関係にはない検出器に対してその単独の検出器からのエネルギーに基づいて行われる。残りの二つの検出器は、互いに「前−後」の関係にあるため、両検出器からのエネルギー値の合計が、５１１ｋｅＶであるかどうかの判定の対象となる。

その後の処理は、それぞれ、（３−１）「ＰＥＴイメージングのＳＢＰ画像」の欄および（３−２）「コンプトンイメージングのＳＢＰ画像」の欄にて上述したようにして実行される。例えば、図９において相互作用位置を決定して推定直線を描画してＰＥＴのＳＢＰ画像を再構築する処理（Ｓ２０４、Ｓ２０６）、および、図１０において散乱角を推定し、相互作用位置を決定して推定円錐面を描画してＣＣのＳＢＰ画像を再構築する処理（Ｓ３０４〜Ｓ３０８）は、特に変更されず互いに区別して実行される。

（３）相互作用を同時計測した検出器の数が４である場合は以下のような処理が行われる。この場合も（２）の検出器の数が３である場合と同様に、「左−右」の関係にある検出器からのデータを対象にして図９の処理（ＰＥＴのＳＢＰ画像を得る処理）が行われ、「前−後」の関係にある検出器からの測定データを対象にして図１０の処理（ＣＣのＳＢＰ画像を得る処理）が行われる。この場合にも、図９の処理と図１０の処理が択一的に行われるのではなく、両方が区別して実施される。なお、「左−右」の関係にある検出器の例は、第１半導体検出器１１と第３半導体検出器２１であり、「前−後」の関係にある検出器の例は、第１半導体検出器１１と第２半導体検出器１２の組み合わせと、第３半導体検出器２１と第３半導体検出器２２の組み合わせである。上記（２）の場合と同様に、図１０の全エネルギーが吸収の判定Ｓ３０２においては、全エネルギーの値Ｅ_０として、５１１ｋｅＶの値が用いられる。したがって、図９のガンマ線のエネルギー判定Ｓ２０２においてエネルギーが５１１ｋｅＶであるかどうかの判定の対象は、単独の検出器からのエネルギーではなく、「前−後」の関係にある二つの検出器において吸収されたエネルギーの合計値とされる。図９、図１０の残りの処理は、（３−１）「ＰＥＴイメージングのＳＢＰ画像」の欄および（３−２）「コンプトンイメージングのＳＢＰ画像」の欄にて上述したようにして実行される。特に図１０の処理は、「前−後」の関係にある検出器の組み合わせが二つあることに対応して、各組み合わせについて１回ずつ合計２回行われる。

以上に変形例１として説明したように、本実施形態は、ガンマ線との相互作用を同時計測によって検出した実際の検出器の数が２以上ある場合に対しても、具体的な適用段階における変形によって実施することが可能である。すなわち、検出器の数が２より多い場合に対しても、（３−１）「ＰＥＴイメージングのＳＢＰ画像」の欄および（３−２）「コンプトンイメージングのＳＢＰ画像」の欄にて上述した区別して実行される処理は適用可能である。

＜第１実施形態：変形例２＞
上述した本発明の第１実施形態の別の変形例（変形例２）として、第１コンプトンカメラ１０と第２コンプトンカメラ２０とにおける各検出器の一部にシンチレーション検出器を用いる構成について説明する。本実施形態における第１コンプトンカメラ１０と第２コンプトンカメラ２０のための検出器には、シンチレーション検出器を含めることが可能である。なお、通常のＰＥＴ撮像装置に用いられるシンチレーション検出器は、各種のシンチレーターと各種の光検出器とを含んでいる。本変形例にて使用可能なシンチレーターの例を挙げれば、ヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）、ヨウ化セシウム（ＣｓＩ）、酸化ビスマスゲルマニウム（ＢＧＯ）、臭化ランタン（ＬａＢｒ）、酸化硫化ガドリニウム（ＧＳＯ）、酸化硫化ルテチウム（ＬＳＯ）等を採用することができる。また、シンチレーターと組み合わせて用いる光検出器としては、光電子増倍管や半導体によるアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）等を採用することができる。

なお、シンチレーション検出器は、一般的には、ガンマ線の検出器としてのエネルギー分解能が半導体検出器ほど高くはない。しかし、コンプトン散乱の場合には、ガンマ線放出核から放出されるガンマ線のエネルギーが既知であるため、前段または後段の検出器のうち一方の検出器によってエネルギーが決まれば、他方の検出器のエネルギーが確定する。このため、前段または後段の検出器のうちの一の検出器におけるエネルギー分解能は、シンチレーション検出器のものであっても構わない。例えば、前段および後段の検出器のうちのいずれか一方のみを半導体検出器とし、他方をシンチレーション検出器とするようなコンプトンカメラの構成によって、本実施形態を実施することも可能である。この場合、式（１）に関連して上述したように、前段および後段の検出器のうちエネルギー分解能が良好な側の検出器によるエネルギー値を用いてコンプトン散乱の運動学を解析することによって、散乱角θの精度を確保することが可能となる。

さらに、本実施形態の（１）「検出器の配置」の欄にて説明したリング状に配置されたコンプトンカメラや、既存のＰＥＴ撮像装置に追加の半導体検出器を装備して構成されるコンプトンカメラにおいても、前段または後段のいずれかに当たる検出器がシンチレーション検出器であるようにすることも可能である。例えば、既存のＰＥＴ撮像装置がリング状に配置したシンチレーション検出器を備えているときに、そのリング状のシンチレーション検出器の外側に半導体検出器を配置する構成も本変形例に含まれている。この構成では、コンプトンカメラの前段の検出器がシンチレーション検出器、後段の検出器が半導体検出器となるため、既存のＰＥＴ撮像装置に対してコンプトン散乱を利用する複数同時イメージングの機能を追加することが可能となる。

以上、本発明の実施形態を具体的に説明した。上述の各実施形態および実施例は、発明を説明するために記載されたものであり、本出願の発明の範囲は、特許請求の範囲の記載に基づいて定められるべきものである。また、各実施形態の他の組合せを含む本発明の範囲内に存在する変形例もまた、特許請求の範囲に含まれるものである。

本発明よれば、ＰＥＴイメージとコンプトンイメージとの撮像を同一の装置により行なうことが可能となる。これにより、高精度化された複数分子同時イメージングが実現され、核医学の診断装置または分子イメージングの研究機器の普及に貢献する。

１００ ガンマ線検出装置
１０、２０ 第１コンプトンカメラ、第２コンプトンカメラ
９００、９５０ 撮像対象
９０２、９０４、９５２ 生体領域
１１ 第１半導体検出器（前段の検出器）
１２ 第２半導体検出器（後段の検出器）
２１ 第３半導体検出器（前段の検出器）
２２ 第４半導体検出器（後段の検出器）
２４、２５ ガンマ線
２４Ｃ、２５Ｃ 円錐面
３２、３４ 同時計測部
３６、３８ 画像処理部
４０ 回路構成
４０２ 前段増幅器（Ｐｒｅ−ＡＭＰ）
４０４ タイミング・フィルタ・アンプ（ＴＦＡ）
４０６ コンスタント・フラクション・ディスクリミネータ（ＣＦＤ）
４０８ 成形増幅器（Ｓ−ＡＭＰ）
４１０、４１４ＡおよびＢ、４２０ ＯＲゲート
４１２ 遅延回路
４１６ＡおよびＢ、４１８ ＡＮＤゲート
４２２ ゲート＆遅延回路
４７０ 時間デジタル変換器（ＴＤＣ）
４８０ アナログデジタル変換器（ＡＤＣ）
４９０、６９０ コンピュータ
４９２〜４９８ 第１〜第４イベントデータ記録部
５０ 同時計測判定部
５２〜５８ 第１〜第４測定信号路
６０ 信号路
６０２ プリアンプ
６０４ 増幅器（ＡＭＰ）
６０６ ＡＤＣ
６０８ デジタル信号処理回路（ＤＳＰ）
６１０ クロック
６１２ エネルギーフィールド
６１４ 時刻フィールド
６１６ データバッファ
７０２ バス
７０４ マイクロプロセッサーユニット（ＭＰＵ）
７０６ メモリー（ＭＥＭ）
７０８ 入出力部（Ｉ／Ｏ）
７１０ 表示部
７１２ マウス
７１４ キーボード
７２０ 記憶装置
７２２〜７２８ 第１〜第４測定データ記録部
７４２ 第１ボクセルデータ記録部（ＰＥＴのＳＢＰ画像）
７４４ 第２ボクセルデータ記録部（ＣＣのＳＢＰ画像）
７４６ 第３ボクセルデータ記録部（ＰＥＴイメージの真の画像）
７４８ 第４ボクセルデータ記録部（コンプトンイメージの真の画像）
７５０ 第５ボクセルデータ記録部（吸収率（ρ）補正済ＰＥＴイメージ）
７５２ 第６ボクセルデータ記録部（吸収率（ρ）補正済コンプトンイメージ）
７５４ 第７ボクセルデータ記録部（検出器応答補正済コンプトンイメージ）
７６２ 第１線量データ記録部（ブランクＰＥＴ測定データ）
７６４ 第２線量データ記録部（トランスミッションＰＥＴ測定データ）
７６６ 第３線量データ記録部（ガンマ線吸収率データ、ρ）
７７０ 位置補正データ記録部

Claims (19)

1. 陽電子放出核を有する第１プローブとガンマ線放出核を有する第２プローブとが投与された撮像対象から放出される一のガンマ線を受けるようになっている第１コンプトンカメラと、
   前記撮像対象を挟んで該第１コンプトンカメラに対向して配置され、該撮像対象から放出される他のガンマ線を受けるようになっている第２コンプトンカメラと、
   前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとの両者においてガンマ線との相互作用が検出されたか、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとのいずれか一方においてガンマ線との相互作用が検出されたかに応じて、ＰＥＴイメージを再構成する処理とコンプトンイメージを再構成する処理とを区別して実行するイメージング処理部と、
   前記ＰＥＴイメージと前記コンプトンイメージとのそれぞれを、前記第１プローブの集積領域と前記第２プローブの集積領域とに対応づけて互いに区別可能な態様にて表示する表示部と
   を備える
   ガンマ線を利用する画像化装置。
2. 前記第１コンプトンカメラが、前記撮像対象に面して配置される第１半導体検出器と、該撮像対象から見て該第１半導体検出器の背面に配置される第２半導体検出器とを備えており、該第１半導体検出器または該第２半導体検出器のいずれかにおいて前記一のガンマ線が検出可能であり、
   前記第２コンプトンカメラが、前記撮像対象に面して配置される第３半導体検出器と、該撮像対象から見て該第３半導体検出器の背面に配置される第４半導体検出器とを備えており、該第３半導体検出器または該第４半導体検出器のいずれかにおいて前記他のガンマ線が検出可能である
   請求項１に記載の画像化装置。
3. 前記第１〜前記第４半導体検出器が電極分割型平板半導体検出器である
   請求項２に記載の画像化装置。
4. 前記第１〜前記第４半導体検出器が、ゲルマニウム、シリコン、テルル化カドミウム、テルル化カドミウム亜鉛、およびダイアモンドからなる群より選択される一の物質を含む
   請求項２に記載の画像化装置。
5. 前記第１コンプトンカメラが、前記撮像対象に面して配置される第１ガンマ線検出器と、該撮像対象から見て該第１ガンマ線検出器の背面に配置される第２ガンマ線検出器とを備えており、該第１ガンマ線検出器または該第２ガンマ線検出器のいずれかにおいて前記一のガンマ線が検出可能であり、該第１ガンマ線検出器または該第２ガンマ線検出器のうちのいずれか一方が半導体検出器であり他方がシンチレーション検出器であり、
   前記第２コンプトンカメラが、前記撮像対象に面して配置される第３ガンマ線検出器と、該撮像対象から見て該第３ガンマ線検出器の背面に配置される第４ガンマ線検出器とを備えており、該第３ガンマ線検出器または該第４ガンマ線検出器のいずれかにおいて前記他のガンマ線が検出可能であり、該第３ガンマ線検出器または該第４ガンマ線検出器のうちのいずれか一方が半導体検出器であり他方がシンチレーション検出器である
   請求項１に記載の画像化装置。
6. 陽電子放出核を有する第１プローブとガンマ線放出核を有する第２プローブとが投与された撮像対象から放出される一のガンマ線を受けるようになっている第１コンプトンカメラからの第１受信路と、
   前記撮像対象を挟んで該第１コンプトンカメラに対向して配置され、該撮像対象から放出される他のガンマ線を受けるようになっている第２コンプトンカメラからの第２受信路と、
   前記第１受信路および該第２受信路の両者に接続され、前記撮像対象から放出されるガンマ線の同時計測判定を行なう同時計測判定部と、
   前記同時計測判定部によって、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとの両者においてガンマ線との相互作用を検出したと判定されたか、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとのいずれか一方においてガンマ線との相互作用を検出したと判定されたかに応じて、ＰＥＴイメージを再構成する処理とコンプトンイメージを再構成する処理とを区別して実行するイメージング処理部と、
   前記ＰＥＴイメージと前記コンプトンイメージとのそれぞれを、前記第１プローブの集積領域と前記第２プローブの集積領域とに対応づけて互いに区別可能な態様にて表示する表示部と
   を備える
   ガンマ線を利用する画像信号処理装置。
7. 前記第１受信路は、前記撮像対象に面して配置される第１検出器からの第１測定信号を伝達するようになっている少なくとも一つの第１測定信号路と、前記撮像対象からみて前記第１検出器の背面側に配置される第２検出器からの第２測定信号を伝達するようになっている少なくとも一つの第２測定信号路とを備えており、
   前記第２受信路は、前記撮像対象に面し、前記第１検出器に対向して配置される第３検出器からの第３測定信号を伝達するようになっている少なくとも一つの第３測定信号路と、前記撮像対象からみて前記第３検出器の背面側に配置される第４検出器からの第４測定信号を伝達するようになっている少なくとも一つの第４測定信号路とを備えており、
   前記第１コンプトンカメラが前記第１検出器および前記第２検出器を含んでおり、
   前記第２コンプトンカメラが前記第３検出器および前記第４検出器を含んでおり、
   前記同時計測判定部は、
   前記第１または前記第２検出器のいずれかからの検出信号と、前記第３または前記第４検出器のいずれかからの検出信号とが同時計測された場合に、ＰＥＴイメージングの処理を実行することを示すＰＥＴ判定信号を出力し、
   前記第１および前記第２検出器による検出信号が同時計測された場合、または、前記第３および前記第４検出器による検出信号が同時計測された場合に、コンプトンイメージングの処理を実行することを示すコンプトン散乱判定信号を出力するものである
   請求項６に記載の画像信号処理装置。
8. 前記第１測定信号路からの前記第１測定信号のうち、同時計測された事象の検出を示すデータを格納する第１イベントデータ記録部と、
   前記第２測定信号路からの前記第２測定信号のうち、同時計測された事象の検出を示すデータを格納する第２イベントデータ記録部と、
   前記第３測定信号路からの前記第３測定信号のうち、同時計測された事象の検出を示すデータを格納する第３イベントデータ記録部と、
   前記第４測定信号路からの前記第４測定信号のうち、同時計測された事象の検出を示すデータを格納する第４イベントデータ記録部と
   をさらに備えており、
   前記第１〜前記第４イベントデータ記録部のデータのうち前記ＰＥＴ判定信号が出力されたことに対応しているデータに基づいて、前記イメージング処理部が、二つのガンマ線が検出された位置を結ぶ直線を用いて陽電子放出核を有する第１プローブの空間分布をボクセルデータとして再構成し、
   前記第１〜前記第４イベントデータ記録部のデータのうち前記コンプトン散乱判定信号が出力されたことに対応しているデータに基づいて、前記イメージング処理部が、前記第１および前記第２の検出器におけるガンマ線の相互作用位置を結ぶ直線、または、前記第３および前記第４の検出器におけるガンマ線の相互作用位置を結ぶ直線のいずれかを軸とし、前記第１または前記第３の検出器におけるガンマ線の相互作用位置を頂点とし、コンプトン散乱の運動学によって定まる散乱角を開角とする円錐面を用いてガンマ線放出核を有する第２プローブの空間分布をボクセルデータとして再構成する
   請求項７に記載の画像信号処理装置。
9. 陽電子放出核を有する第１プローブとガンマ線放出核を有する第２プローブとが投与された撮像対象から放出される一のガンマ線を受けるようになっている第１コンプトンカメラと、前記撮像対象を挟んで該第１コンプトンカメラに対向して配置され該撮像対象から放出される他のガンマ線を受けるようになっている第２コンプトンカメラとからの測定データをコンピュータの記録部に格納するステップと、
   該記録部に格納された該測定データに基づいて前記撮像対象から放出されるガンマ線の同時計測判定を行なう同時計測判定ステップと、
   前記同時計測判定ステップにおいて、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとの両者においてガンマ線との相互作用を検出したと判定されたか、前記第１コンプトンカメラと前記第２コンプトンカメラとのいずれか一方においてガンマ線との相互作用を検出したと判定されたかに応じて、ＰＥＴイメージを再構成する処理とコンプトンイメージを再構成する処理とを区別して実行するイメージング処理ステップと、
   前記ＰＥＴイメージと前記コンプトンイメージとのそれぞれを、前記第１プローブの集積領域と前記第２プローブの集積領域とに対応づけて互いに区別可能な態様にて前記コンピュータの表示部に表示するステップと
   を前記コンピュータの演算部に実行させる
   ガンマ線測定データの画像処理方法。
10. 前記記録部に格納するステップが、
    前記第１コンプトンカメラに含まれ前記撮像対象に面して配置される第１検出器からの第１測定データを受信してクロックからのタイムスタンプデータに対応づけて前記コンピュータの第１測定データ記録部に格納するステップと、
    前記第１コンプトンカメラに含まれ前記撮像対象からみて前記第１検出器の背面側に配置される第２検出器からの第２測定データを受信して前記クロックからのタイムスタンプデータと対応づけて前記コンピュータの第２測定データ記録部に格納するステップと、
    前記第２コンプトンカメラに含まれ前記撮像対象を挟んで前記第１検出器に対向して配置される第３検出器からの第３測定データを受信して前記クロックからのタイムスタンプデータと対応づけて前記コンピュータの第３測定データ記録部に格納するステップと、
    前記第２コンプトンカメラに含まれ前記撮像対象からみて前記第３検出器の背面側に配置される第４検出器からの第４測定データを受信して前記クロックからのタイムスタンプデータと対応づけて前記コンピュータの第４測定データ記録部に格納するステップと、
    を含むものであり、
    前記同時計測判定ステップが、
    前記第１〜前記第４測定データ記録部から呼び出した第１〜第４測定データのうちから、各値に対応付けられているタイムスタンプデータが所定の許容時間差以内を示し、別々の検出器から得られた少なくとも二つの値を選択するステップと、
    前記第１〜前記第４測定データをそれぞれの前記タイムスタンプデータによって相関させることにより各測定データを比較するステップと、
    前記第１または前記第２測定データのいずれかと、前記第３または前記第４測定データのいずれかとが、互いに前記許容時間差以内において検出の事象を示す場合に、各測定データがＰＥＴイメージングの処理対象であることを示すＰＥＴ判定信号を生成するステップと、
    前記第１および前記第２測定データが互いに前記許容時間差以内の検出を示す場合、または、前記第３および前記第４測定データが互いに前記許容時間差以内の検出を示す場合に、各測定データがコンプトンイメージングの処理対象であることを示すコンプトン散乱判定信号を生成するステップと
    を含むものであり、
    前記イメージング処理ステップは、前記同時計測判定ステップにおいて生成された信号が前記ＰＥＴ判定信号であるか前記コンプトン散乱判定信号であるかに対応して、前記ＰＥＴイメージと前記コンプトンイメージとを前記第１〜第４測定データに基づき再構成するものである
    請求項９に記載の画像処理方法。
11. 前記イメージング処理ステップは、
    ＰＥＴイメージを再構成する処理において、前記第１コンプトンカメラからの測定データと前記第２コンプトンカメラからの測定データとが、ともに５１１ｋｅＶのエネルギーを示すかどうかを判定するエネルギー値判定ステップ
    を含むものである
    請求項９に記載の画像処理方法。
12. 前記イメージング処理ステップは、
    前記演算部により前記ＰＥＴ判定信号が生成された場合に、前記第１または前記第２検出器のいずれかと前記一のガンマ線との相互作用位置である第１相互作用位置と、前記第３または前記第４検出器のいずれかと前記他のガンマ線との相互作用位置である第２相互作用位置とを決定する相互作用位置の決定ステップと、
    前記コンピュータの第１ボクセルデータ記録部において、前記第１相互作用位置と前記第２相互作用位置とを結ぶ直線に対応するボクセルの値を変化させる直線描画ステップと
    を含むものである
    請求項１０に記載の画像処理方法。
13. 前記イメージング処理ステップは、
    前記演算部により前記コンプトン散乱判定信号が生成された場合に、前記第１および前記第２測定データの示すエネルギー値の合計値、ならびに、前記第３および前記第４測定データの示すエネルギー値の合計値のうちの少なくともいずれかまたは両方が、前記第２プローブのガンマ線放出核が放出するガンマ線の持つエネルギー値であるかどうかを判定するエネルギー値判定ステップ
    を含むものである
    請求項１０に記載の画像処理方法。
14. 前記イメージング処理ステップは、
    前記演算部により前記コンプトン散乱判定信号が生成された場合に、前記第１または前記第３検出器のいずれかとガンマ線とのコンプトン散乱の相互作用位置である第３相互作用位置と、前記第２または前記第４検出器のいずれかとコンプトン散乱後の前記ガンマ線との相互作用位置である第４相互作用位置とを前記演算部に決定させる相互作用位置決定ステップと、
    前記第１または前記第３測定データのいずれかが示すエネルギーと、前記第２または前記第４測定データのいずれかが示すエネルギーとをコンプトン散乱の運動学に適用することにより、前記第１または前記第３検出器のいずれかにおけるコンプトン散乱の散乱角を算出する散乱角算出ステップと、
    前記コンピュータの第２ボクセルデータ記録部において、前記第３相互作用位置と前記第４相互作用位置とを結ぶ直線を軸とし、前記第３相互作用位置を頂点とし、前記散乱角を開角とする円錐面を、該円錐面に対応するボクセルの値を変化させることにより描画する円錐面描画ステップと
    を含むものである
    請求項１３に記載の画像処理方法。
15. 前記イメージング処理ステップは、
    前記円錐面描画ステップより後に、前記第２ボクセルデータ記録部から呼び出された画像に対する下記漸化式
    

    

    （ただし、ｍは０以上の整数、^Ｃｎ_ｉは前記第２ボクセルデータ記録部から呼び出されたコンプトン画像における位置を示すインデックスｉのボクセル値、^Ｃｐ_ｉｊはインデックスｊの位置からｉの位置に対する広がりの寄与を示す位置依存型のコンプトンイメージ用位置応答関数、^Ｃλ_ｊ ^（ｍ）は位置ｊにおけるコンプトンイメージの真の画像のボクセル値^Ｃλ_ｊを表現する数列）
    によってデコンボリューションされたコンプトンイメージをイタレーションにより生成するイタレーション演算ステップ
    を含むものである
    請求項１４に記載の画像処理方法。
16. 前記イメージング処理ステップは、
    前記直線描画ステップより後に、前記第１ボクセルデータ記録部から呼び出された画像に対する下記漸化式
    

    

    （ただし、ｍは０以上の整数、^Ｐｎ_ｉは前記第１ボクセルデータ記録部から呼び出されたＰＥＴ画像における位置を示すインデックスｉのボクセル値、^Ｐｐ_ｉｊはインデックスｊの位置からｉの位置に対する広がりの寄与を示す位置依存型のＰＥＴイメージ用位置応答関数、^Ｐλ_ｊ ^（ｍ）は位置ｊにおけるＰＥＴイメージの真の画像のボクセル値^Ｐλ_ｊを表現する数列）
    によってデコンボリューションされたＰＥＴイメージを生成するイタレーション演算ステップ
    を含むものである
    請求項１２に記載の画像処理方法。
17. 前記第１および前記第３検出器により挟まれる位置に、撮像対象を配置せず、対消滅を生じさせる陽電子崩壊核を含むＰＥＴイメージング用参照線源を配置してＰＥＴイメージングを行いブランクＰＥＴ測定データを得て、該ブランクＰＥＴ測定データを前記コンピュータの第１線量データ記録部に格納するブランクＰＥＴ測定データ測定ステップと、
    撮像対象の外部であって前記第１および前記第３検出器により挟まれる位置に前記ＰＥＴイメージング用参照線源を配置してＰＥＴイメージングを行いトランスミッションＰＥＴ測定データを得て、該トランスミッションＰＥＴ測定データを前記コンピュータの第２線量データ記録部に格納するトランスミッション測定ステップと、
    前記第１線量データ記録部から呼び出した前記ブランクＰＥＴ測定データの値から、前記第２線量データ記録部から呼び出した前記トランスミッションＰＥＴ測定データの値を減算することにより、前記撮像対象の各位置におけるガンマ線吸収率を求め、前記コンピュータの第３線量データ記録部に格納する吸収率算出ステップと
    を前記演算部にさらに実行させ、
    前記円錐面描画ステップは、
    前記円錐面に対応するボクセルの値を変化させる際に、検出方向を該円錐面の各母線の向きとする前記撮像対象のガンマ線吸収率を前記第３線量データ記録部から呼び出して、前記コンピュータの第２ボクセルデータ記録部における該円錐面に対応するボクセルの値の変化量に反映させるコンプトンイメージ吸収率補正ステップ
    を含むものである
    請求項１４に記載の画像処理方法。
18. 前記イメージング処理ステップは、
    前記演算部により前記ＰＥＴ判定信号が生成された場合に、前記第１または前記第２検出器のいずれかと前記一のガンマ線との相互作用位置である第１相互作用位置と、前記第３または前記第４検出器のいずれかと前記他のガンマ線との相互作用位置である第２相互作用位置とを決定する相互作用位置決定ステップと、
    前記コンピュータの第１ボクセルデータ記録部において、前記第１相互作用位置と前記第２相互作用位置とを結ぶ直線に対応する各ボクセルの値を変化させる直線描画ステップと、
    前記直線描画ステップより後に、前記第１ボクセルデータ記録部から呼び出された画像に対する下記漸化式
    

    

    （ただし、ｍは０以上の整数、^Ｐｎ_ｉは前記第１ボクセルデータ記録部から呼び出されたＰＥＴ画像における位置を示すインデックスｉのボクセル値、^Ｐｐ_ｉｊはインデックスｊの位置からｉの位置に対する広がりの寄与を示す位置依存型のＰＥＴイメージ用位置応答関数、^Ｐλ_ｊ ^（ｍ）は位置ｊにおけるＰＥＴイメージの真の画像のボクセル値^Ｐλ_ｊを表現する数列）
    によってデコンボリューションされたＰＥＴイメージを生成するイタレーション演算ステップと、
    該デコンボリューションされたＰＥＴイメージと、前記コンプトンイメージとの差分を表わす数量を算出する演算ステップと、
    該差分を小さくするように、前記コンプトンイメージ用位置応答関数のためのパラメーターを変更する位置依存型ＰＳＦ推定ステップと
    を含むものである
    請求項１５に記載の画像処理方法。
19. 前記イメージング処理ステップは、
    前記演算部により前記ＰＥＴ判定信号が生成された場合に、前記第１または前記第２検出器のいずれかと前記一のガンマ線との相互作用位置である第１相互作用位置と、前記第３または前記第４検出器のいずれかと前記他のガンマ線との相互作用位置である第２相互作用位置とを決定する相互作用位置決定ステップと、
    前記コンピュータの第１ボクセルデータ記録部において、前記第１相互作用位置と前記第２相互作用位置とを結ぶ直線に対応する各ボクセルの値を変化させる直線描画ステップと、
    ＰＥＴイメージングの処理対象となった前記撮像データまたはそれを利用したＰＥＴイメージのデータと、コンプトンイメージングの処理対象となった前記撮像データまたはそれを利用したコンプトンイメージのデータとの間において、同一種のプローブの集積領域の位置ずれを表わすデータを前記コンピュータの位置補正データ記録部に格納するステップと
    を含むものである
    請求項１４に記載の画像処理方法。

Images