WO2024048515A1 - 画像取得装置および画像取得方法 - Google Patents

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WO2024048515A1
WO2024048515A1 PCT/JP2023/030969 JP2023030969W WO2024048515A1 WO 2024048515 A1 WO2024048515 A1 WO 2024048515A1 JP 2023030969 W JP2023030969 W JP 2023030969W WO 2024048515 A1 WO2024048515 A1 WO 2024048515A1
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WO
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detector
gamma ray
subject
positron
emitting nuclide
Prior art date
Application number
PCT/JP2023/030969
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
良亮 大田
希望 大手
二三生 橋本
知生 犬伏
佑弥 大西
卓志 磯部
Original Assignee
浜松ホトニクス株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 浜松ホトニクス株式会社 filed Critical 浜松ホトニクス株式会社
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors

Definitions

  • the present disclosure relates to an image acquisition device and an image acquisition method.
  • Nuclear medicine diagnostic devices such as PET (Positron Emission Tomography) devices and SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography) devices acquire tomographic images of subjects who have been administered drugs labeled with positron-emitting nuclides or single-photon-emitting nuclides. can do.
  • the tomographic images obtained by these nuclear medicine diagnostic devices represent the distribution of positron-emitting nuclides or single-photon-emitting nuclides (drug distribution) in the subject, and are used to diagnose the health status of the subject. It's something you get.
  • An X-ray CT device can also acquire three-dimensional tomographic images of a subject.
  • a tomographic image acquired by an X-ray CT apparatus represents anatomical information of a subject.
  • the tomographic image is a three-dimensional tomographic image.
  • the image quality of PET images is improved by using a PET device and an X-ray CT device together and correcting the PET image using anatomical information acquired by the X-ray CT device.
  • X-ray CT devices are expensive, research and development are being conducted on inexpensive devices that can acquire tomographic images representing anatomical information of a subject.
  • Non-Patent Document 1 and Patent Document 1 each describe an apparatus capable of acquiring both a tomographic image representing the distribution of positron-emitting nuclides in a subject and a tomographic image representing anatomical information.
  • Non-Patent Document 1 has a PET apparatus configuration in which a large number of detectors are arranged around a measurement space in which a subject is placed.
  • This device uses a detector with an LSO (Lu 2 SiO 5 :Ce) scintillator, and among the gamma rays of energy 307 keV or 202 keV emitted from 176Lu contained in the LSO scintillator of each detector, the gamma rays are transmitted through the subject.
  • Gamma rays are detected by another detector.
  • this apparatus acquires a tomographic image representing anatomical information of the subject by performing image reconstruction processing based on the detection results of gamma rays with energy of 307 keV or 202 keV.
  • the device described in Patent Document 1 utilizes an Electron Tracking Compton Camera (ETCC).
  • ECC Electron Tracking Compton Camera
  • a normal Compton camera estimates that the gamma rays came from somewhere on a conical surface called a Compton cone, based on energy information from each of the scatterers and absorbers.
  • ETCC is said to be able to uniquely identify the direction in which gamma rays come in by tracing the trajectory of recoil electrons using a gas detector.
  • This device uses ETCC to detect the direction of the gamma rays, which are generated by a subject to whom a drug labeled with a positron-emitting nuclide has been administered, and whose energy has been reduced by Compton scattering in the subject.
  • This device uses an analytical method or a statistical method based on the detection result of the gamma ray incoming direction by ETCC, that is, performs image reconstruction processing to produce a tomographic image representing the anatomical information of the subject. get.
  • Non-Patent Document 1 and Patent Document 1 require image reconstruction processing to be performed based on gamma ray detection results in order to obtain tomographic images representing anatomical information of the subject. be.
  • a tomographic image obtained by the image reconstruction process has lower image quality and deteriorated anatomical information due to the image reconstruction process.
  • An object of the present invention is to provide an image acquisition device and an image acquisition method that can acquire tomographic images representing anatomical information of a subject without performing image reconstruction processing.
  • An embodiment of the present invention is an image acquisition device.
  • the image acquisition device includes (1) a first detector and a second detector each detecting a gamma ray photon, and detects a detection position and a detection time when each of the first detector and the second detector detects a gamma ray photon. (2) a processing unit that processes signals output from each of the first detector and the second detector, and (3) the measurement unit, in the first measurement mode, A subject is placed between the first detector and the second detector, and a positron-emitting nuclide is placed between the first detector or the second detector and the subject.
  • the processing unit outputs a signal representing the detection position and detection time of the gamma ray photon by each of the second detectors; For each coincidence event in which the first detector and the second detector coincidentally count gamma ray photons of The detection position and detection time of the gamma ray photon by the first detector and the second detector, as well as the positron Based on the position of the emitted nuclide, the position where the gamma ray photon is Compton scattered within the subject is determined, and a first tomographic image representing the distribution of the Compton scattering positions in the subject determined for each of the plurality of coincidence events is created.
  • An embodiment of the present invention is an image acquisition device.
  • the image acquisition device includes (1) a first detector and a second detector each detecting a gamma ray photon, and detects a detection position and a detection time when each of the first detector and the second detector detects a gamma ray photon. (2) a processing unit that processes the signals output from each of the first detector and the second detector, and (3) the measurement unit is labeled with a positron-emitting nuclide.
  • a state in which a subject to which a drug has been administered is placed between the first detector and the second detector, and a positron-emitting nuclide is placed between the first detector or the second detector and the subject.
  • the processing unit outputs a signal representing the detection position and detection time of the gamma ray photon by the first detector and the second detector, respectively; For each coincidence event in which a pair of gamma ray photons are counted simultaneously by the first detector and the second detector, (a) the gamma ray photon that has arrived at one of the first detector and the second detector is inside the subject; The detection position of the gamma ray photon by each of the first detector and the second detector when the gamma ray photon arrives without Compton scattering and the gamma ray photon that arrives at the other arrives after Compton scattering within the subject.
  • the position where the gamma ray photon is Compton-scattered within the subject is determined, and (b ) Detection of gamma ray photons by the first detector and the second detector, respectively, when the gamma ray photons that arrive at both the first detector and the second detector arrive without undergoing Compton scattering within the subject.
  • (c) create a first tomographic image representing the distribution of Compton scattering positions in the subject determined for each of the plurality of coincidence events;
  • a second tomographic image representing the distribution of annihilation event occurrence positions in the subject determined for each coincidence event is created, and the second tomographic image is corrected based on the first tomographic image.
  • An embodiment of the present invention is an image acquisition method.
  • the image acquisition method is as follows: (1) A first detector and a second detector each detecting a gamma ray photon are used, and when the first detector and the second detector each detect a gamma ray photon, the detection position and detection time are determined. (2) a processing step of processing the signals output from each of the first detector and the second detector, and (3) the measuring step, in the first measurement mode, comprises: A subject is placed between the first detector and the second detector, and a positron-emitting nuclide is placed between the first detector or the second detector and the subject.
  • a signal representing the detection position and detection time of the gamma ray photon by each of the second detectors is output, and (4) the processing step is performed in the first measurement mode. For each coincidence event in which the first detector and the second detector coincidentally count gamma ray photons of The detection position and detection time of the gamma ray photon by the first detector and the second detector, as well as the positron Based on the position of the emitted nuclide, the position where the gamma ray photon is Compton scattered within the subject is determined, and a first tomographic image representing the distribution of the Compton scattering positions in the subject determined for each of the plurality of coincidence events is created.
  • An embodiment of the present invention is an image acquisition method.
  • the image acquisition method is as follows: (1) A first detector and a second detector each detecting a gamma ray photon are used, and when the first detector and the second detector each detect a gamma ray photon, the detection position and detection time are determined. (2) a processing step of processing the signals output from each of the first detector and the second detector; A state in which a subject to which a drug has been administered is placed between the first detector and the second detector, and a positron-emitting nuclide is placed between the first detector or the second detector and the subject.
  • the position where the gamma ray photon is Compton-scattered within the subject is determined, and (b ) Detection of gamma ray photons by the first detector and the second detector, respectively, when the gamma ray photons that arrive at both the first detector and the second detector arrive without undergoing Compton scattering within the subject.
  • (c) create a first tomographic image representing the distribution of Compton scattering positions in the subject determined for each of the plurality of coincidence events;
  • a second tomographic image representing the distribution of annihilation event occurrence positions in the subject determined for each coincidence event is created, and the second tomographic image is corrected based on the first tomographic image.
  • a tomographic image representing anatomical information of a subject can be acquired without performing image reconstruction processing.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating the configuration of an image acquisition device 1A according to the first embodiment (particularly a diagram illustrating acquisition of a first tomographic image in the first measurement mode).
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a method for determining the position where gamma ray photons are Compton-scattered within the subject.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating the configuration of the image acquisition device 1A of the first embodiment (particularly a diagram illustrating acquisition of a second tomographic image in the second measurement mode).
  • FIG. 4 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1B according to the second embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1C according to the third embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1D according to the fourth embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1E according to the fifth embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1F according to the sixth embodiment.
  • FIGS. 9(a) and 9(b) show the state of the apparatus when the positron-emitting nuclide 81 is moved in the direction parallel to the detection surface of the first detector 11 in the measurement section 10F of the image acquisition apparatus 1F of the sixth embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating changes in visual field.
  • FIGS. 9(a) and 9(b) show the state of the apparatus when the positron-emitting nuclide 81 is moved in the direction parallel to the detection surface of the first detector 11 in the measurement section 10F of the image acquisition apparatus 1F of the sixth embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram illustrating changes in visual field.
  • FIG. 10(a) and 10(b) show the first state when the positron-emitting nuclide 81 is moved in the direction perpendicular to the detection surface of the first detector 11 in the measurement section 10F of the image acquisition device 1F of the sixth embodiment. It is a figure explaining the image quality of a tomographic image.
  • FIG. 11 is a diagram showing the configuration and arrangement of the measurement unit assumed in the simulation.
  • FIG. 12 is a diagram showing the configuration of a phantom assumed as the subject 90 in the simulation.
  • FIG. 13 is a diagram showing a first tomographic image obtained by simulation.
  • FIG. 1 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1A of the first embodiment.
  • the image acquisition device 1A includes a measurement section 10, a processing section 20, and a display section 30.
  • the measurement unit 10 includes a first detector 11 and a second detector 12 that are arranged to face each other with the subject 90 in between.
  • Each of the first detector 11 and the second detector 12 detects gamma ray photons, and outputs a signal representing the detection position and detection time when gamma ray photons are detected.
  • the processing unit 20 processes the signals output from each of the first detector 11 and the second detector 12 to create a tomographic image of the subject 90.
  • the display unit 30 displays tomographic images and the like created by the processing unit 20.
  • the processing section 20 and the display section 30 may be configured by, for example, a computer.
  • a Cerenkov detector is used as each of the first detector 11 and the second detector 12.
  • a Cerenkov detector is constructed including a Cerenkov radiator (eg, lead glass, lead fluoride PbF 2 , hafnium oxide HfO 2 , etc.) and a photomultiplier tube with a microchannel plate (MCP-PMT).
  • the Cerenkov detector may be, for example, a two-dimensional array of small detectors that individually do not have position detection capability, or may be a combination of a Cerenkov radiator and a multi-anode MCP-PMT. Good too.
  • the Cerenkov detector may utilize a low-speed scintillator such as BGO (Bi 4 Ge 3 O 12 ) as a Cerenkov radiator.
  • a slow scintillator interacts with gamma rays to first emit Cherenkov light and then emit scintillation light, so it can be used as a Cherenkov radiator and achieve high temporal resolution. This makes it possible to construct a detector that is cheaper than an LSO scintillator or the like.
  • each of the first detector 11 and the second detector 12 may be a semiconductor detector with high time resolution, for example.
  • a high time resolution semiconductor detector is one using thallium bromide (TlBr), for example, and is equipped with an electrode for charge collection and a high time resolution photodetector.
  • TlBr thallium bromide
  • Such a detector may be, for example, one described in Non-Patent Document 2.
  • the spatial resolution of a tomographic image obtained by a nuclear medicine diagnostic device is approximately 3 to 5 mm
  • the spatial resolution required for each of the first detector 11 and the second detector 12 is also approximately 3 to 5 mm. I hope it's the same or better.
  • the time resolution required for each of the first detector 11 and the second detector 12 is desirably 20 to 35 ps or less in terms of coincidence time resolution.
  • the position and time at which the Cherenkov light or scintillation light was detected is not the position and time at which gamma rays interacted with the Cherenkov radiator or scintillator ( It is preferable to output a signal representing a detection position) and a time (detection time).
  • the detection position is expressed by three-dimensional coordinate values that specify not only positions in two directions parallel to the detection surface of the detector but also positions in a perpendicular direction.
  • the detection surfaces of the first detector 11 and the second detector 12 have a larger size than the subject 90 (or the region of interest of the subject 90).
  • the detection surfaces of the first detector 11 and the second detector 12 are approximately the same size as the human brain, or larger than this. Preferably, it has a size.
  • the image acquisition device 1A and the image acquisition method using the same acquire a tomographic image (first tomographic image) of the subject 90 in the first measurement mode. Further, the image acquisition device 1A and the image acquisition method can also acquire a tomographic image (second tomographic image) of the subject 90 in the second measurement mode.
  • the first tomographic image is an image representing the distribution of Compton scattering positions in the subject 90 and represents anatomical information of the subject 90.
  • the second tomographic image represents the distribution of positron-emitting nuclides (distribution of drugs) in the subject 90 and can be used for diagnosing the health condition of the subject 90.
  • FIG. 1 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1A of the first embodiment, and in particular is a diagram illustrating acquisition of a first tomographic image in the first measurement mode.
  • the subject 90 is placed between the first detector 11 and the second detector 12. At this time, the subject 90 does not need to be administered the positron-emitting nuclide.
  • a positron-emitting nuclide 81 is placed between the first detector 11 or the second detector 12 and the subject 90. It is preferable to use the smallest possible positron-emitting nuclide 81. In this figure, a positron-emitting nuclide 81 is placed between the first detector 11 and a subject 90.
  • Positrons emitted from the positron-emitting nuclide 81 are immediately annihilated with nearby electrons, and this electron-positron annihilation event generates a pair of gamma ray photons that fly in opposite directions.
  • each of the first detector 11 and the second detector 12 outputs a signal representing the detection position and detection time of the gamma ray photon.
  • the processing unit 20 In the first processing step, the processing unit 20 generates a coincidence event in which the first detector 11 and the second detector 12 simultaneously count a pair of gamma ray photons generated by an electron-positron annihilation event in the positron-emitting nuclide 81. In each case, the gamma ray photon that arrived at one of the first detector 11 and the second detector 12 arrived without Compton scattering within the subject, and the gamma ray photon that arrived at the other one did not undergo Compton scattering within the subject.
  • the position where the gamma ray photon was Compton scattered is determined based on the detection position and detection time of the gamma ray photon by each of the first detector 11 and the second detector 12 and the position of the positron emitting nuclide 81. seek.
  • the processing unit 20 creates a first tomographic image representing the distribution of Compton scattering positions in the subject 90 obtained for each of the plurality of coincidence events.
  • This first tomographic image represents anatomical information of the subject 90.
  • the processing unit 20 determines whether the gamma ray photon that has arrived at the first detector 11 or the second detector 12 has undergone Compton scattering, based on the position of the positron-emitting nuclide 81, the magnitude of the energy of the gamma ray photon, and , the detection time of the gamma ray photon by each of the first detector 11 and the second detector 12.
  • a positron-emitting nuclide 81 is placed between the first detector 11 and the subject 90, the gamma rays arriving at the first detector 11 undergo Compton scattering within the subject. It can be determined that there is no such thing.
  • the energy of a pair of gamma ray photons generated by the annihilation of an electron and positron is 511 keV, but the energy of the gamma rays is lowered by Compton scattering, so based on the magnitude of the energy of the gamma rays, it is possible to determine whether they have undergone Compton scattering. It can be determined whether or not. Based on the context of the detection times of gamma ray photons by the first detector 11 and the second detector 12, it can be determined whether the gamma ray photons have undergone Compton scattering within the subject.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a method for determining the position where gamma ray photons are Compton-scattered within the subject.
  • the position of the positron-emitting nuclide 81 be P
  • the gamma ray detection position by the first detector 11 be R1
  • the gamma ray detection position by the second detector 12 be R2
  • the position where the gamma ray is Compton-scattered be C.
  • t 1 be the time when the first detector 11 detects gamma rays
  • t 2 be the time when the second detector 12 has detected gamma rays.
  • the flight distance of one gamma ray is the distance d 1 from the position P to the position R 1 .
  • the flight distance of the other gamma ray is the sum of the distance d 21 from position P to position C and the distance d 22 from position C to position R 2 (d 21 +d 22 ).
  • the difference in the flight distances of a pair of gamma-ray photons (d 21 +d 22 ⁇ d 1 ) is equal to the difference in detection times (t 2 ⁇ t 1 ) of these gamma-ray photons multiplied by the speed of light c. Further, a line segment connecting position P and position R1 and a line segment connecting position P and position C are parallel to each other.
  • the position C where the gamma ray photon was Compton-scattered can be determined.
  • the Compton scattering position determined by the method described in FIG. 2 coincides with the position P of the positron-emitting nuclide 81. Since this position is outside the subject 90, it can be easily excluded.
  • FIG. 3 is a diagram showing the configuration of the image acquisition device 1A of the first embodiment, and is a diagram specifically illustrating acquisition of a second tomographic image in the second measurement mode.
  • a subject 90 to which a drug labeled with a positron-emitting nuclide 83 has been administered is placed between the first detector 11 and the second detector 12. At this time, no positron-emitting nuclide needs to be placed outside the subject 90.
  • An annihilation event of electrons and positrons in the positron-emitting nuclide 83 that labels the drug administered to the subject 90 generates a pair of gamma ray photons that fly in opposite directions.
  • each of the first detector 11 and the second detector 12 outputs a signal representing the detection position and detection time of the gamma ray photon.
  • the positron-emitting nuclide 83 that labels the drug administered to the subject 90 in the second measurement step is of the same type as the positron-emitting nuclide 81 placed between the first detector 11 and the subject 90 in the first measurement step. It is preferable that By making the positron-emitting nuclide 83 and the positron-emitting nuclide 81 of the same type, only one type of positron-emitting nuclide is required, which facilitates measurement preparation. Note that the positron-emitting nuclide 81 may be a positron-emitting nuclide for calibration such as 68Ge/68Ga.
  • the processing unit 20 In the second processing step, the processing unit 20 generates a coincidence event in which the first detector 11 and the second detector 12 simultaneously count a pair of gamma ray photons generated by an electron-positron annihilation event in the positron-emitting nuclide 83.
  • the position where the annihilation event occurs is determined based on the detection position and detection time of the gamma ray photon by the first detector 11 and the second detector 12, respectively.
  • the annihilation event occurrence position for each coincidence event is determined by the first detector 11 and the second detector 12, respectively, on a line segment that connects the detection positions of gamma ray photons by the first detector 11 and the second detector 12, respectively. It can be determined based on the difference in the detection time of gamma ray photons.
  • the processing unit 20 creates a second tomographic image representing the distribution of annihilation event occurrence positions in the subject 90 obtained for each of the plurality of coincidence events. Since the first detector 11 and the second detector 12 have good temporal resolution, it is possible to obtain a second tomographic image, which is a three-dimensional tomographic image, without performing image reconstruction processing.
  • This second tomographic image represents the distribution of the positron-emitting nuclide 83 (distribution of the drug) in the subject 90, and can be used for diagnosing the health condition of the subject 90.
  • the processing unit 20 can further correct the second tomographic image based on the first tomographic image, thereby acquiring a second tomographic image after correcting the gamma ray absorption distribution in the subject 90.
  • Either of the acquisition of the first tomographic image in the first measurement mode and the acquisition of the second tomographic image in the second measurement mode may be performed first. However, if the second tomographic image in the second measurement mode is acquired first, the annihilation event in the positron-emitting nuclide 83 administered to the subject 90 at that time will cause the second tomographic image in the first measurement mode to be acquired later. Since this may affect the acquisition, it is preferable to acquire the first tomographic image in the first measurement mode first.
  • a tomographic image representing anatomical information of the subject 90 without performing image reconstruction processing, so image quality decreases due to image reconstruction processing. can be avoided, and deterioration of anatomical information can be avoided.
  • a tomographic image representing the distribution of positron-emitting nuclides (distribution of drugs) in the subject can be obtained without performing image reconstruction processing.
  • the device since a large-scale rotation mechanism like an X-ray CT device is not required, the device can be made smaller and less expensive. Moreover, compared to the case of using an X-ray CT apparatus, in this embodiment, the amount of radiation exposure of the subject can be reduced.
  • Non-Patent Document 1 has the configuration of a PET device in which a large number of detectors are arranged around a measurement space where a subject is placed, so it is difficult to miniaturize, and it is made of rare materials. Since an LSO scintillator containing lutetium Lu is used, it is difficult to reduce the price. In contrast, the present embodiment does not have these problems and can be made smaller and lower in price.
  • Patent Document 1 Since the device described in Patent Document 1 uses a gas detector, it is difficult to improve detection efficiency. In contrast, the present embodiment does not have this problem and can improve detection efficiency.
  • FIG. 4 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1B of the second embodiment.
  • the image acquisition device 1B includes a measurement section 10, a processing section 20, and a display section 30.
  • the second embodiment differs in that the Compton scattering position in the subject 90 and the annihilation event occurrence position in the subject 90 are determined in a common period.
  • a subject 90 to which a drug labeled with a positron-emitting nuclide 83 has been administered is placed between the first detector 11 and the second detector 12. Further, a positron-emitting nuclide 81 is placed between the first detector 11 or the second detector 12 and the subject 90. In this figure, a positron-emitting nuclide 81 is placed between the first detector 11 and a subject 90.
  • the positron-emitting nuclide 83 that labels the drug to be administered to the subject 90 and the positron-emitting nuclide 81 placed between the first detector 11 and the subject 90 are of the same type. Since only one type of nuclide is required, preparation for measurement becomes easy. Note that the positron-emitting nuclide 81 may be a positron-emitting nuclide for calibration such as 68Ge/68Ga.
  • each of the first detector 11 and the second detector 12 outputs a signal representing the detection position and detection time of the gamma ray photon.
  • the processing unit 20 causes the first detector 11 and the second detector 12 to simultaneously count a pair of gamma ray photons generated by an electron-positron annihilation event in the positron-emitting nuclide 81 or the positron-emitting nuclide 83.
  • the following processing is performed for each coincidence event.
  • the processing unit 20 determines whether the gamma ray photon that has arrived at the first detector 11 or the second detector 12 has undergone Compton scattering, based on the position of the positron-emitting nuclide 81, the magnitude of the energy of the gamma ray photon, and , the detection time of the gamma ray photon by each of the first detector 11 and the second detector 12.
  • the processing unit 20 determines that the gamma ray photon that arrived at one of the first detector 11 and the second detector 12 arrived without Compton scattering within the subject, and that the gamma ray photon that arrived at the other one arrived at the other.
  • the gamma ray photon arrives after Compton scattering within the subject, the calculation explained using FIG. Based on the detection position and detection time of the gamma ray photon by the first detector 11 and the second detector 12, and the position of the positron-emitting nuclide 81, the position where the gamma ray photon is Compton-scattered in the subject 90 is determined.
  • the processing unit 20 determines whether the pair Assuming that the gamma ray photons have arrived from the positron-emitting nuclide 83 in the subject 90, it is assumed that the gamma ray photons are detected in the subject 90 based on the detection position and detection time of the gamma ray photons by the first detector 11 and the second detector 12, respectively. Find the location where the annihilation event occurred.
  • the processing unit 20 After performing the above processing on the plurality of coincidence events, the processing unit 20 creates a first tomographic image representing the distribution of the Compton scattering positions in the subject 90, and also creates a first tomographic image representing the distribution of the Compton scattering positions in the subject 90. A second tomographic image representing the distribution is created.
  • the first tomographic image represents anatomical information of the subject 90.
  • the second tomographic image represents the distribution of the positron-emitting nuclide 83 (distribution of the drug) in the subject 90 and can be used for diagnosing the health condition of the subject 90.
  • the processing unit 20 can further correct the second tomographic image based on the first tomographic image, thereby acquiring a second tomographic image after correcting the gamma ray absorption distribution in the subject 90.
  • the Compton scattering position in the subject 90 and the annihilation event occurrence position in the subject 90 can be determined in a common period. It is possible to shorten the time of restraint.
  • FIG. 5 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1C of the third embodiment.
  • the image acquisition device 1C includes a measurement section 10, a processing section 20, and a display section 30.
  • a positron-emitting nuclide 81 is placed between the first detector 11 and the subject 90, and a positron-emitting nuclide 81 is placed between the second detector 12 and the subject 90.
  • the difference is that a positron-emitting nuclide 82 is also placed. It is preferable that the positron-emitting nuclide 81 and the positron-emitting nuclide 82 are of the same type.
  • the processing unit 20 determines whether or not the gamma ray photon that has arrived at the first detector 11 or the second detector 12 has undergone Compton scattering, and whether the gamma ray photon is one of the positron-emitting nuclide 81 and the positron-emitting nuclide 82.
  • the processing unit 20 determines the position where the gamma ray photon is Compton-scattered in the subject 90.
  • the positron-emitting nuclides 81 and 82 can be arranged symmetrically with respect to the subject 90, so a first tomographic image with better quality can be obtained. Furthermore, since the number of Compton scattering events per unit time in the subject 90 increases, the measurement time can be shortened.
  • FIG. 6 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1D according to the fourth embodiment.
  • the image acquisition device 1D includes a measurement section 10D, a processing section 20, and a display section 30.
  • the image acquisition device 1D of the fourth embodiment is different in that it includes a measuring section 10D instead of the measuring section 10.
  • the measurement unit 10D includes a first detector 11D and a second detector 12.
  • the detection surface of the first detector 11D is narrower than the detection surface of the second detector 12.
  • a positron-emitting nuclide 81 is placed between the first detector 11D and the subject 90.
  • Each of the first detector 11D and the second detector 12 outputs a signal representing the detection position and detection time when gamma ray photons are detected.
  • the detection surface of the first detector 11D can be made narrower as long as this condition is satisfied. The closer the position where the positron-emitting nuclide 81 is placed to the first detector 11D, the narrower the detection surface of the first detector 11D can be. Since the first detector 11D can be made small in this way, the image acquisition device 1D can be constructed at low cost.
  • FIG. 7 is a diagram showing the configuration of an image acquisition device 1E of the fifth embodiment.
  • the image acquisition device 1E includes a measurement section 10E, a processing section 20, and a display section 30.
  • the image acquisition device 1E of the fifth embodiment differs in that it includes a measurement section 10E instead of the measurement section 10.
  • the measurement unit 10E includes a shield 13 in addition to the first detector 11 and the second detector 12.
  • the shield 13 prevents gamma ray photons backscattered from either the first detector 11 or the second detector 12 from entering the other.
  • the shielding body 13 is placed between the first detector 11 and the second detector 12 at a position that does not interfere with the measurement of the Compton scattering position in the subject 90 and the measurement of the annihilation event occurrence position in the subject 90. be done.
  • the shielding body 13 is preferably a plate-shaped member made of a high-density material (for example, lead) that can block gamma rays.
  • FIG. 8 is a diagram showing the configuration of the image acquisition device 1F of the sixth embodiment.
  • the image acquisition device 1F includes a measurement section 10F, a processing section 20, and a display section 30.
  • the image acquisition device 1F of the sixth embodiment differs in that it includes a measurement section 10F instead of the measurement section 10.
  • the measurement unit 10F includes a moving unit 14 in addition to the first detector 11 and the second detector 12.
  • the moving unit 14 moves the positron-emitting nuclide 81 between the first detector 11 or the second detector 12 and the subject 90.
  • the moving unit 14 may move the positron-emitting nuclides 81 continuously over time, or may move the positron-emitting nuclides 81 so as to sequentially arrange them at discrete positions.
  • the processing unit 20 always knows the position of the positron-emitting nuclide 81 in order to determine the position where the gamma ray photon is Compton-scattered in the subject 90 .
  • the moving direction of the positron-emitting nuclide 81 may be one or two directions parallel to the detection surface of the first detector 11 or the second detector 12, or may be perpendicular to the detection surface. , three directions including a direction parallel to the detection surface and a direction perpendicular to the detection surface.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating changes in the field of view of the device when the positron-emitting nuclide 81 is moved in a direction parallel to the detection surface of the first detector 11 in the measurement section 10F of the image acquisition device 1F of the sixth embodiment. It is. In this figure, the field of view of the device is indicated by the hatched area. As shown in FIG. 9A, when the positron-emitting nuclide 81 is located near the center of the detection surface of the first detector 11, both ends of the object 90 may be out of the field of view.
  • the positron-emitting nuclide 81 when the positron-emitting nuclide 81 is on the first end side of the detection surface of the first detector 11 (on the left side with respect to the center in the figure), although the first end of the subject 90 is within the field of view, the second end of the subject 90 (the side to the right of the center in the figure) may be largely out of the field of view. Conversely, when the positron-emitting nuclide 81 is on the second end side of the detection surface of the first detector 11, the second end side of the object 90 is within the field of view, but the first end side of the object 90 is out of the field of view. It may deviate significantly. In this way, by moving the positron-emitting nuclide 81 in a direction parallel to the detection surface of the first detector 11, the field of view of the device can be expanded or made uniform.
  • FIG. 10 illustrates the image quality of the first tomographic image when the positron-emitting nuclide 81 is moved in the direction perpendicular to the detection surface of the first detector 11 in the measurement unit 10F of the image acquisition device 1F of the sixth embodiment. It is a diagram. In this figure, the position of the positron-emitting nuclide 81 is P, the gamma ray detection position by the first detector 11 is R1 , the gamma ray detection position by the second detector 12 is R2 , and the position where the gamma ray is Compton scattered. Let be C. The error range of the line segment connecting position P and position R1 and the error range of the line segment connecting position P and position C are shown by hatched areas.
  • the longer the distance between position P and position C the larger the estimation error of position C becomes.
  • the shorter the distance the smaller the estimation error of the position C becomes. Therefore, in order to improve the image quality of the first tomographic image to be acquired, it is preferable to place the positron-emitting nuclide 81 at a position close to the subject 90.
  • the field of view of the apparatus should be expanded or made uniform according to the size and shape of the subject 90, and the image quality of the first tomographic image to be obtained should be improved. It is preferable to move the positron-emitting nuclide 81 in three directions so that
  • FIG. 11 is a diagram showing the configuration and arrangement of the measurement unit assumed in the simulation.
  • Each of the first detector 11 and the second detector 12 is a Cerenkov detector including a Cerenkov radiator having a size of 100 ⁇ 100 ⁇ 5 mm 3 . It is assumed that the temporal resolution and spatial resolution of gamma ray detection by the first detector 11 and the second detector 12 are both ideally zero.
  • the first detector 11 and the second detector 12 were arranged parallel to each other and facing each other with a distance of 90 mm between them.
  • a phantom having a cylindrical shape with a diameter of 30 mm and a height of 30 mm was assumed to be the subject 90.
  • the central axis of the cylinder of this object 90 is perpendicular to the detection surfaces of the first detector 11 and the second detector 12, and the central axis between the first detector 11 and the second detector 12 is A subject 90 was placed at the position.
  • a positron-emitting nuclide 81 was placed at a central position between the first detector 11 and the subject 90. The size of positron-emitting nuclide 81 was ignored.
  • FIG. 12 is a diagram showing the configuration of a phantom assumed as the subject 90 in the simulation.
  • This figure is a view of a phantom as a subject 90 having a cylindrical shape, viewed in the central axis direction.
  • the subject 90 has cylindrical regions 91, 92, 93, and 94 with a diameter of 3 mm extending in a direction parallel to the central axis of the cylindrical shape, and these are divided into cylindrical regions with a diameter of 30 mm. It is assumed that 95 is covered.
  • the region 91 was assumed to be a region composed of iodine (atomic number 53).
  • the region 92 is assumed to be a region made of air.
  • the region 93 was assumed to be a region made of gadolinium (atomic number 64).
  • the region 94 is assumed to be a region made of BGO as an example of a heavy substance.
  • the region 95 is assumed to be a region made of water.
  • FIG. 13 is a diagram showing the first tomographic image obtained by simulation.
  • This figure is an image of a cross section perpendicular to the central axis of a phantom as a subject 90 having a cylindrical shape.
  • This figure expresses the frequency of occurrence of Compton scattering in shading, and the higher the frequency of occurrence of Compton scattering, the lighter the color becomes.
  • the first tomographic image obtained in the simulation consists of region 94 (BGO), region 93 (gadolinium), region 91 (iodine), region 95 (water), and region 92 (air), in this order. This indicates that Compton scattering occurs frequently.
  • the first tomographic image (FIG. 13) representing the distribution of Compton scattering positions in the subject could be obtained.
  • the probability of Compton scattering occurring in a substance is proportional to the atomic number of the substance. Therefore, it can be said that the first tomographic image represents the distribution of the absorption coefficient ⁇ Compton of Compton scattering.
  • the image acquisition device and the image acquisition method are not limited to the embodiments and configuration examples described above, and various modifications are possible. For example, the configurations of any two or more of the above embodiments may be combined.
  • the image acquisition device of the first aspect includes (1) a first detector and a second detector each detecting a gamma ray photon, and each of the first detector and the second detector detects a gamma ray photon. (2) a processing section that processes signals output from each of the first detector and the second detector, and (3) the measurement section.
  • the object is placed between the first detector and the second detector, and the positron-emitting nuclide is placed between the first detector or the second detector and the object.
  • the processing unit outputs a signal representing the detection position and detection time of gamma ray photons by the first detector and the second detector, respectively.
  • the gamma ray photon that arrived at one of the first detector and the second detector Assuming that the gamma ray photons arrived without Compton scattering within the subject, and the gamma ray photons that arrived at the other arrived after Compton scattering within the subject, the gamma ray photons detected by each of the first and second detectors Based on the detection position and time of detection, and the position of the positron-emitting nuclide, the position where the gamma ray photon was Compton scattered within the subject is determined, and the number representing the distribution of the Compton scattering positions in the subject determined for each of the multiple coincidence events is calculated. 1 Create a tomographic image.
  • the measurement unit in the configuration of the first aspect, is arranged such that in the second measurement mode, the subject to whom the drug labeled with the positron-emitting nuclide is administered is detected by the first detector and the second detector.
  • the processing section outputs a signal representing the detection position and detection time of the gamma ray photon by the first detector and the second detector, respectively. Detection of gamma ray photons by the first detector and the second detector for each coincidence event in which the first detector and the second detector coincidently count a pair of gamma ray photons generated by an electron/positron annihilation event.
  • the position where the pair annihilation event occurred is determined, a second tomographic image representing the distribution of the pair annihilation event occurrence positions in the subject determined for each of the plurality of coincidence events is created, and the second tomographic image is The image is corrected based on the first tomographic image.
  • the image acquisition device of the third aspect according to the above embodiment includes (1) a first detector and a second detector each detecting a gamma ray photon, and each of the first detector and the second detector detects a gamma ray photon. (2) a processing section that processes signals output from each of the first detector and the second detector, and (3) the measurement section.
  • a subject to whom a drug labeled with a positron-emitting nuclide has been administered is placed between the first detector and the second detector, and the subject is placed between the first detector or the second detector and the subject.
  • a signal representing the detection position and detection time of gamma ray photons by the first detector and the second detector is outputted, and (4) the processing unit detects the electrons and positrons in the positron-emitting nuclide.
  • the gamma ray photons For each coincidence event in which the first detector and the second detector coincidently count a pair of gamma ray photons generated by the annihilation event, (a) the gamma ray photons arrive at one of the first detector and the second detector; The first detector and the second detector Based on the detection position and detection time of the gamma ray photon by each detector, and the position of the positron-emitting nuclide placed between the first or second detector and the subject, the gamma ray photon is detected as a Compton within the subject.
  • the first and second detector Based on the detection position and detection time of gamma ray photons by each detector, the position where the annihilation event occurred is determined, and (c) the first one representing the distribution of Compton scattering positions in the subject determined for each of the plurality of coincidence events.
  • a tomographic image is created, a second tomographic image representing the distribution of annihilation event occurrence positions in the subject determined for each of the plurality of coincidence events is created, and the second tomographic image is corrected based on the first tomographic image.
  • a positron-emitting nuclide placed between the first detector or the second detector and the subject, and a drug administered to the subject.
  • the positron-emitting nuclides to be labeled may be of the same type.
  • the processing unit determines whether the gamma ray photon that has arrived at the first detector or the second detector has undergone Compton scattering. is determined based on any one or more of the position of the positron-emitting nuclide, the magnitude of the energy of the gamma-ray photon, and the time of detection of the gamma-ray photon by each of the first detector and the second detector. Good too.
  • the measurement section includes a positron-emitting nuclide placed between the first detector and the subject, and a second detector and the second detector.
  • a configuration may be adopted in which a positron-emitting nuclide is also placed between the detector and the subject, and a signal representing the detection position and detection time of gamma ray photons by the first detector and the second detector is output, respectively.
  • the measurement unit has a detection surface of the first detector that is narrower than a detection surface of the second detector, and It may be configured to output signals representing the detection position and detection time of gamma ray photons by the first detector and the second detector, respectively, with a positron-emitting nuclide placed between the detector and the subject.
  • the measurement unit is arranged such that gamma ray photons backscattered by one of the first detector and the second detector are directed to the other.
  • the structure may further include a shield that prevents the light from entering.
  • the measurement unit is a moving unit that moves the positron-emitting nuclide between the first detector or the second detector and the subject. It is good also as a structure which further includes.
  • the image acquisition method of the first aspect includes (1) using a first detector and a second detector each detecting a gamma ray photon, and each of the first detector and the second detector detecting a gamma ray photon; (2) a processing step of processing the signals output from each of the first detector and the second detector; (3) the measurement step; In the first measurement mode, the object is placed between the first detector and the second detector, and the positron-emitting nuclide is placed between the first detector or the second detector and the object. In the first measurement mode, a signal representing the detection position and detection time of gamma ray photons by the first detector and the second detector is outputted, respectively.
  • the gamma ray photon that arrived at one of the first detector and the second detector Assuming that the gamma ray photons arrived without Compton scattering within the subject, and the gamma ray photons that arrived at the other arrived after Compton scattering within the subject, the gamma ray photons detected by each of the first and second detectors Based on the detection position and time of detection, and the position of the positron-emitting nuclide, the position where the gamma ray photon was Compton scattered within the subject is determined, and the number representing the distribution of the Compton scattering positions in the subject determined for each of the multiple coincidence events is calculated. 1 Create a tomographic image.
  • the measurement step includes, in the second measurement mode, a subject to whom a drug labeled with a positron-emitting nuclide is administered to the first detector and the second detector.
  • the processing step outputs a signal representing the detection position and detection time of the gamma ray photon by the first detector and the second detector, respectively. Detection of gamma ray photons by the first detector and the second detector for each coincidence event in which the first detector and the second detector coincidently count a pair of gamma ray photons generated by an electron/positron annihilation event.
  • the position where the pair annihilation event occurred is determined, a second tomographic image representing the distribution of the pair annihilation event occurrence positions in the subject determined for each of the plurality of coincidence events is created, and a second tomographic image is created.
  • the image is corrected based on the first tomographic image.
  • the image acquisition method of the third aspect according to the above embodiment includes (1) using a first detector and a second detector each detecting a gamma ray photon, and each of the first detector and the second detector detecting a gamma ray photon; (2) a processing step of processing the signals output from each of the first detector and the second detector; (3) the measurement step; In this case, a subject to whom a drug labeled with a positron-emitting nuclide has been administered is placed between the first detector and the second detector, and the subject is placed between the first detector or the second detector and the subject.
  • a signal representing the detection position and detection time of gamma ray photons by the first detector and the second detector is outputted, and (4) the processing step is to detect electrons and positrons in the positron-emitting nuclide.
  • the gamma ray photons For each coincidence event in which the first detector and the second detector coincidently count a pair of gamma ray photons generated by the annihilation event, (a) the gamma ray photons arrive at one of the first detector and the second detector; The first detector and the second detector Based on the detection position and detection time of the gamma ray photon by each detector, and the position of the positron-emitting nuclide placed between the first or second detector and the subject, the gamma ray photon is detected as a Compton within the subject.
  • the first and second detector Based on the detection position and detection time of gamma ray photons by each detector, the position where the annihilation event occurred is determined, and (c) the first one representing the distribution of Compton scattering positions in the subject determined for each of the plurality of coincidence events.
  • a tomographic image is created, a second tomographic image representing the distribution of annihilation event occurrence positions in the subject determined for each of the plurality of coincidence events is created, and the second tomographic image is corrected based on the first tomographic image.
  • a positron-emitting nuclide placed between the first detector or the second detector and the subject, and a drug administered to the subject.
  • the positron-emitting nuclides to be labeled may be of the same type.
  • the processing step determines whether the gamma ray photon that has arrived at the first detector or the second detector has undergone Compton scattering. is determined based on any one or more of the position of the positron-emitting nuclide, the magnitude of the energy of the gamma-ray photon, and the time of detection of the gamma-ray photon by each of the first detector and the second detector. Good too.
  • the measurement step includes placing a positron-emitting nuclide between the first detector and the subject, and placing the positron-emitting nuclide between the first detector and the subject.
  • a configuration may be adopted in which a positron-emitting nuclide is also placed between the detector and the subject, and a signal representing the detection position and detection time of gamma ray photons by the first detector and the second detector is output, respectively.
  • the measurement step uses a detector having a narrower detection surface than the second detector as the first detector; It may be configured to output signals representing the detection position and detection time of gamma ray photons by the first detector and the second detector, respectively, with a positron-emitting nuclide placed between the detector and the subject.
  • the measuring step includes gamma ray photons backscattered by one of the first detector and the second detector toward the other.
  • a configuration may be adopted in which a shield is used to prevent the light from entering.
  • the measurement step is configured to move a positron-emitting nuclide between the first detector or the second detector and the subject. Good too.
  • the present invention can be used as an image acquisition device and an image acquisition method that can acquire tomographic images representing anatomical information of a subject without performing image reconstruction processing.

Abstract

画像取得装置１Ａは、測定部１０および処理部２０を備える。処理部２０は、陽電子放出核種８１における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器１１および第２検出器１２が同時計数した同時計数事象毎に、第１検出器１１および第２検出器１２のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体９０内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体９０内でコンプトン散乱した後に到来したものであるとして、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻ならびに陽電子放出核種８１の位置に基づいて、ガンマ線光子が被検体９０内でコンプトン散乱した位置を求める。これにより、画像再構成処理を行うことなく被検体の解剖学的情報を表す断層画像を取得することができる画像取得装置および画像取得方法が実現される。

Description

画像取得装置および画像取得方法
　本開示は、画像取得装置および画像取得方法に関するものである。
　ＰＥＴ（Positron　Emission　Tomography）装置およびＳＰＥＣＴ（Single　Photon　Emission　Computed　Tomography）装置などの核医学診断装置は、陽電子放出核種または単一光子放出核種によって標識された薬剤を投与された被検体の断層画像を取得することができる。これらの核医学診断装置により取得される断層画像は、被検体における陽電子放出核種または単一光子放出核種の分布（薬剤の分布）を表すものであり、被検体の健康状態の診断等に用いられ得るものである。
　Ｘ線ＣＴ装置も被検体の三次元断層画像を取得することができる。Ｘ線ＣＴ装置により取得される断層画像は、被検体の解剖学的情報を表すものである。以後、断層画像は三次元断層画像であるとする。
　ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを併用して、Ｘ線ＣＴ装置により取得された解剖学的情報を用いてＰＥＴ画像を補正することにより、ＰＥＴ画像の画質向上を図ることが行われている。しかし、Ｘ線ＣＴ装置は高価であることから、被検体の解剖学的情報を表す断層画像を取得することができる安価な装置の研究開発が行われている。
　非特許文献１および特許文献１それぞれには、被検体における陽電子放出核種の分布を表す断層画像および解剖学的情報を表す断層画像の双方を取得することができる装置が記載されている。
　非特許文献１に記載された装置は、被検体が置かれる測定空間の周囲に多数の検出器が配置されたＰＥＴ装置の構成を有する。この装置は、ＬＳＯ（Ｌｕ２ＳｉＯ５：Ｃｅ）シンチレータを有する検出器を用いて、各検出器のＬＳＯシンチレータに含まれる176Ｌｕから放射されたエネルギ３０７ｋｅＶまたは２０２ｋｅＶのガンマ線のうち、被検体を透過したガンマ線を他の検出器により検出する。そして、この装置は、エネルギ３０７ｋｅＶまたは２０２ｋｅＶのガンマ線の検出結果に基づいて画像再構成処理を行うことにより、被検体の解剖学的情報を表す断層画像を取得する。
　特許文献１に記載された装置は、電子飛跡追跡型コンプトンカメラ（ＥＴＣＣ、Electron　Tracking　Compton　Camera）を利用する。通常のコンプトンカメラは、散乱体および吸収体それぞれでのエネルギ情報に基づいて、コンプトンコーンと呼ばれる円錐面上の何れかの位置からガンマ線が飛来したと推定する。これに対して、ＥＴＣＣは、ガス検出器を用いて反跳電子の飛跡を追跡することにより、ガンマ線飛来方向を一意に特定することができるとされている。
　この装置は、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された被検体で発生したガンマ線のうち、被検体でコンプトン散乱してエネルギが低下したガンマ線の飛来方向をＥＴＣＣにより検出する。そして、この装置は、ＥＴＣＣによるガンマ線飛来方向の検出結果に基づいて解析的手法または統計的手法を用いて、すなわち、画像再構成処理を行うことにより、被検体の解剖学的情報を表す断層画像を取得する。
特許第６９９０４１２号公報
Mohammadreza Teimoorisichani et al., "A CT-less approach to quantitative PET imaging using the LSO intrinsic radiation for long-axial FOV PET scanners", Med. Phys. Vol.49, pp.309-323, 2022 Gerard Arino-Estrada et al., "First Cerenkov charge-induction (CCI) TlBr detector for TOF-PET and proton range verification", Phys. Med. Biol. 64 175001, 2019
　非特許文献１および特許文献１の何れに記載された技術も、被検体の解剖学的情報を表す断層画像を取得するために、ガンマ線検出結果に基づいて画像再構成処理を行うことが必要である。画像再構成処理により取得される断層画像は、その画像再構成処理に起因して画質が低下し、解剖学的情報が劣化したものとなる。
　本発明は、画像再構成処理を行うことなく被検体の解剖学的情報を表す断層画像を取得することができる画像取得装置および画像取得方法を提供することを目的とする。
　本発明の実施形態は、画像取得装置である。画像取得装置は、（１）各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を含み、第１検出器および第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定部と、（２）第１検出器および第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理部と、を備え、（３）測定部は、第１測定モードでは、第１検出器と第２検出器との間に被検体が置かれ、第１検出器または第２検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、（４）処理部は、第１測定モードでは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器および第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、第１検出器および第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものであるとして、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻ならびに陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成する。
　本発明の実施形態は、画像取得装置である。画像取得装置は、（１）各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を含み、第１検出器および第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定部と、（２）第１検出器および第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理部と、を備え、（３）測定部は、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された被検体が第１検出器と第２検出器との間に置かれるとともに、第１検出器または第２検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、（４）処理部は、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器および第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、（ａ）第１検出器および第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものである場合に、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻、ならびに、第１検出器または第２検出器と被検体との間に置かれた陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、（ｂ）第１検出器および第２検出器の双方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものである場合に、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、対消滅事象が発生した位置を求め、（ｃ）複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成し、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成し、第２断層画像を第１断層画像に基づいて補正する。
　本発明の実施形態は、画像取得方法である。画像取得方法は、（１）各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を用い、第１検出器および第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定ステップと、（２）第１検出器および第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理ステップと、を備え、（３）測定ステップは、第１測定モードでは、第１検出器と第２検出器との間に被検体が置かれ、第１検出器または第２検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、（４）処理ステップは、第１測定モードでは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器および第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、第１検出器および第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものであるとして、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻ならびに陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成する。
　本発明の実施形態は、画像取得方法である。画像取得方法は、（１）各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を用い、第１検出器および第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定ステップと、（２）第１検出器および第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理ステップと、を備え、（３）測定ステップは、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された被検体が第１検出器と第２検出器との間に置かれるとともに、第１検出器または第２検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、（４）処理ステップは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器および第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、（ａ）第１検出器および第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものである場合に、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻、ならびに、第１検出器または第２検出器と被検体との間に置かれた陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、（ｂ）第１検出器および第２検出器の双方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものである場合に、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、対消滅事象が発生した位置を求め、（ｃ）複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成し、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成し、第２断層画像を第１断層画像に基づいて補正する。
　本発明の実施形態によれば、画像再構成処理を行うことなく、被検体の解剖学的情報を表す断層画像を取得することができる。
図１は、第１実施形態の画像取得装置１Ａの構成を示す図（特に第１測定モードによる第１断層画像の取得を説明する図）である。 図２は、ガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した位置を求める方法を説明する図である。 図３は、第１実施形態の画像取得装置１Ａの構成を示す図（特に第２測定モードによる第２断層画像の取得を説明する図）である。 図４は、第２実施形態の画像取得装置１Ｂの構成を示す図である。 図５は、第３実施形態の画像取得装置１Ｃの構成を示す図である。 図６は、第４実施形態の画像取得装置１Ｄの構成を示す図である。 図７は、第５実施形態の画像取得装置１Ｅの構成を示す図である。 図８は、第６実施形態の画像取得装置１Ｆの構成を示す図である。 図９は、（ａ）、（ｂ）第６実施形態の画像取得装置１Ｆの測定部１０Ｆにおいて陽電子放出核種８１を第１検出器１１の検出面に平行な方向に移動させた場合の装置の視野の変化を説明する図である。 図１０は、（ａ）、（ｂ）第６実施形態の画像取得装置１Ｆの測定部１０Ｆにおいて陽電子放出核種８１を第１検出器１１の検出面に垂直な方向に移動させた場合の第１断層画像の画質を説明する図である。 図１１は、シミュレーションで想定した測定部の構成および配置を示す図である。 図１２は、シミュレーションで被検体９０として想定したファントムの構成を示す図である。 図１３は、シミュレーションで得られた第１断層画像を示す図である。
　以下、添付図面を参照して、画像取得装置および画像取得方法の実施の形態を詳細に説明する。なお、図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。本発明は、これらの例示に限定されるものではなく、特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。
　（第１実施形態）
　図１は、第１実施形態の画像取得装置１Ａの構成を示す図である。画像取得装置１Ａは、測定部１０、処理部２０および表示部３０を備える。測定部１０は、被検体９０を挟んで対向して配置される第１検出器１１および第２検出器１２を含む。第１検出器１１および第２検出器１２それぞれは、ガンマ線光子を検出するものであり、ガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する。
　処理部２０は、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれから出力される信号を処理して、被検体９０の断層画像を作成する。表示部３０は、処理部２０により作成された断層画像等を表示する。処理部２０および表示部３０は、例えばコンピュータにより構成され得る。
　第１検出器１１および第２検出器１２それぞれとして、例えば、チェレンコフ検出器が用いられる。チェレンコフ検出器は、チェレンコフ輻射体（例えば、鉛ガラス、フッ化鉛ＰｂＦ２、酸化ハフニウムＨｆＯ２、等）およびマイクロチャネルプレート内蔵光電子増倍管（ＭＣＰ-ＰＭＴ）を含んで構成される。チェレンコフ検出器は、例えば、個々には位置検出能を有しない小型のものが２次元配列されたものであってもよいし、チェレンコフ輻射体とマルチアノードＭＣＰ-ＰＭＴとを組み合わせた構成であってもよい。
　また、チェレンコフ検出器は、ＢＧＯ（Ｂｉ４Ｇｅ３Ｏ１２）のような低速なシンチレータをチェレンコフ輻射体として利用したものであってもよい。低速なシンチレータは、ガンマ線と相互作用して、まずチェレンコフ光を放出し、その後にシンチレーション光を放出するので、チェレンコフ輻射体として用いることができ、高時間分解能を達成することができる。これにより、ＬＳＯシンチレータなどと比べて安価な検出器を構成することができる。
　また、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれとして、例えば、高時間分解能な半導体検出器であってもよい。高時間分解能な半導体検出器は、例えば、臭化タリウム （ＴｌＢｒ）を用いたものであり、電荷収集用の電極および高時間分解能光検出器が備えられているものである。このような検出器は、例えば、非特許文献２に記載されたものであってもよい。半導体検出器を用いることで、エネルギ分解能が向上し、その結果、散乱成分の除去能が向上し、画質が向上することが期待される。
　ＰＥＴ装置のような核医学診断装置で取得される断層画像の空間分解能が３～５ｍｍ程度であることを考慮すると、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれに求められる空間分解能も、それと同等か、それより良いことが望まれる。同様に、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれに求められる時間分解能は、同時計数時間分解能で２０～３５ｐｓ、または、これ以下であることが望まれる。
　第１検出器１１および第２検出器１２それぞれは、チェレンコフ輻射体またはシンチレータを含む場合、チェレンコフ光またはシンチレーション光を検出した位置および時刻ではなく、チェレンコフ輻射体またはシンチレータにおいてガンマ線が相互作用した位置（検出位置）および時刻（検出時刻）を表す信号を出力するのが好ましい。この場合、検出位置は、検出器の検出面に平行な２方向の位置だけでなく垂直な方向の位置についても特定する３次元座標値で表される。
　第１検出器１１および第２検出器１２それぞれの検出面は、被検体９０（または、被検体９０のうちの関心領域）より大きいサイズを有するのが好適である。例えば、ヒトの脳の断層画像を取得する画像取得装置の場合には、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれの検出面は、ヒトの脳の大きさと同程度、または、これより大きいサイズを有するのが好適である。
　画像取得装置１Ａ、および、これを用いた画像取得方法は、第１測定モードにより、被検体９０の断層画像（第１断層画像）を取得する。また、画像取得装置１Ａおよび画像取得方法は、第２測定モードにより、被検体９０の断層画像（第２断層画像）を取得することもできる。
　第１断層画像は、被検体９０におけるコンプトン散乱位置の分布を表す画像であり、被検体９０の解剖学的情報を表すものである。第２断層画像は、被検体９０における陽電子放出核種の分布（薬剤の分布）を表すものであり、被検体９０の健康状態の診断に用いられ得るものである。
　第１測定モードによる第１断層画像の取得は、次のように第１測定ステップおよび第１処理ステップにより行われる。図１は、第１実施形態の画像取得装置１Ａの構成を示す図であり、特に第１測定モードによる第１断層画像の取得を説明する図である。
　第１測定ステップでは、被検体９０が第１検出器１１と第２検出器１２との間に置かれる。このとき、被検体９０には陽電子放出核種が投与されていなくてよい。第１検出器１１または第２検出器１２と被検体９０との間に陽電子放出核種８１が置かれる。陽電子放出核種８１は可能な限り小さいものを用いるのが好適である。この図では、第１検出器１１と被検体９０との間に陽電子放出核種８１が置かれている。
　陽電子放出核種８１から放出される陽電子は、近くにある電子とともに直ちに対消滅して、この電子・陽電子の対消滅事象により、互いに反対方向に飛行する一対のガンマ線光子が生成される。第１検出器１１および第２検出器１２それぞれは、ガンマ線を検出すると、そのガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する。
　第１処理ステップでは、処理部２０は、陽電子放出核種８１における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器１１および第２検出器１２が同時計数した同時計数事象毎に、第１検出器１１および第２検出器１２のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものであるとして、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻ならびに陽電子放出核種８１の位置に基づいて、ガンマ線光子がコンプトン散乱した位置を求める。
　そして、処理部２０は、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体９０におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成する。この第１断層画像は、被検体９０の解剖学的情報を表すものである。
　処理部２０は、第１検出器１１または第２検出器１２に到来したガンマ線光子がコンプトン散乱を経たものであるか否かを、陽電子放出核種８１の位置、ガンマ線光子のエネルギの大きさ、ならびに、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出時刻、のうちの何れか１以上に基づいて判定することができる。
　図１に示されるように、第１検出器１１と被検体９０との間に陽電子放出核種８１が置かれるのであれば、第１検出器１１に到来するガンマ線は被検体内でコンプトン散乱を経ていないと判定することができる。電子・陽電子の対消滅により発生する一対のガンマ線光子のエネルギは５１１ｋｅＶであるが、コンプトン散乱によりガンマ線のエネルギが低くなるので、ガンマ線のエネルギの大きさに基づいて、コンプトン散乱を経たものであるか否かを判定することができる。第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出時刻の前後関係に基づいて、被検体内でのコンプトン散乱を経たものであるか否かを判定することができる。
　図２は、ガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した位置を求める方法を説明する図である。陽電子放出核種８１の位置をＰとし、第１検出器１１によるガンマ線の検出位置をＲ１とし、第２検出器１２によるガンマ線の検出位置をＲ２とし、ガンマ線がコンプトン散乱した位置をＣとする。第１検出器１１によるガンマ線の検出時刻をｔ１とし、第２検出器１２によるガンマ線の検出時刻をｔ２とする。
　陽電子放出核種８１における電子・陽電子の対消滅事象により生成された一対のガンマ線光子のうち、一方のガンマ線の飛行距離は、位置Ｐから位置Ｒ１までの距離ｄ１である。他方のガンマ線の飛行距離は、位置Ｐから位置Ｃまでの距離ｄ２１と、位置Ｃから位置Ｒ２までの距離ｄ２２との和（ｄ２１＋ｄ２２）である。
　一対のガンマ線光子の飛行距離の差（ｄ２１＋ｄ２２－ｄ１）は、これらのガンマ線光子の検出時刻の差（ｔ２―ｔ１）に光速ｃを乗じた値に等しい。また、位置Ｐと位置Ｒ１とを結ぶ線分と、位置Ｐと位置Ｃとを結ぶ線分とは、互いに平行である。以上のことから、第１検出器１１によるガンマ線光子の検出位置Ｒ１および検出時刻ｔ１、第２検出器１２によるガンマ線光子の検出位置Ｒ２および検出時刻ｔ２、ならびに、陽電子放出核種８１の位置Ｐに基づいて、ガンマ線光子がコンプトン散乱した位置Ｃを求めることができる。
　一対のガンマ線光子の双方ともコンプトン散乱しなかった場合に、図２で説明した方法により求められるコンプトン散乱位置は陽電子放出核種８１の位置Ｐと一致する。この位置は、被検体９０の外部であるから、容易に除外することができる。
　第２測定モードによる第２断層画像の取得は、次のように第２測定ステップおよび第２処理ステップにより行われる。図３は、第１実施形態の画像取得装置１Ａの構成を示す図であり、特に第２測定モードによる第２断層画像の取得を説明する図である。
　第２測定ステップでは、陽電子放出核種８３で標識された薬剤を投与された被検体９０が第１検出器１１と第２検出器１２との間に置かれる。このとき、被検体９０の外部には陽電子放出核種は置かれなくてよい。被検体９０に投与された薬剤を標識する陽電子放出核種８３における電子・陽電子の対消滅事象により、互いに反対方向に飛行する一対のガンマ線光子が生成される。第１検出器１１および第２検出器１２それぞれは、ガンマ線を検出すると、そのガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する。
　第２測定ステップにおいて被検体９０に投与される薬剤を標識する陽電子放出核種８３は、第１測定ステップにおいて第１検出器１１と被検体９０との間に置かれる陽電子放出核種８１と同種のものであるのが好適である。陽電子放出核種８３と陽電子放出核種８１とを互いに同種のものとすることで、用意する陽電子放出核種が１種類でよいので、測定準備が容易となる。なお、陽電子放出核種８１は６８Ｇｅ／６８Ｇａといった校正用陽電子放出核種でもよい。
　第２処理ステップでは、処理部２０は、陽電子放出核種８３における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器１１および第２検出器１２が同時計数した同時計数事象毎に、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、対消滅事象が発生した位置を求める。同時計数事象毎の対消滅事象発生位置は、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出位置を互いに結ぶ線分上において、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出時刻の差に基づいて求めることができる。
　そして、処理部２０は、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体９０における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成する。第１検出器１１および第２検出器１２の時間分解能が良いため、画像再構成処理をすることなく三次元断層画像である第２断層画像を取得することができる。
　この第２断層画像は、被検体９０における陽電子放出核種８３の分布（薬剤の分布）を表すものであり、被検体９０の健康状態の診断に用いられ得るものである。処理部２０は、さらに、第２断層画像を第１断層画像に基づいて補正することで、被検体９０におけるガンマ線吸収分布について補正した後の第２断層画像を取得することができる。
　第１測定モードによる第１断層画像の取得および第２測定モードによる第２断層画像の取得のうち何れを先に行ってもよい。ただし、第２測定モードによる第２断層画像の取得を先に行うと、その際に被検体９０に投与された陽電子放出核種８３における対消滅事象が後の第１測定モードによる第１断層画像の取得に影響を与える場合があるので、第１測定モードによる第１断層画像の取得を先に行うのが好ましい。
　本実施形態では、画像再構成処理を行うことなく、被検体９０の解剖学的情報を表す断層画像（第１断層画像）を取得することができるので、画像再構成処理に起因する画質の低下を回避することができ、解剖学的情報の劣化を回避することができる。また、画像再構成処理を行うことなく、被検体における陽電子放出核種の分布（薬剤の分布）を表す断層画像（第２断層画像）を取得することができる。
　本実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置のような大掛かりな回転機構が不要であるので、小型化で安価な装置とすることができる。また、Ｘ線ＣＴ装置を利用する場合と比較して、本実施形態では、被検体の被ばく量を低減することができる。
　非特許文献１に記載された装置は、被検体が置かれる測定空間の周囲に多数の検出器が配置されたＰＥＴ装置の構成を有することから小型化が困難であり、また、レアマテリアルであるルテチウムＬｕを含むＬＳＯシンチレータを利用することから低価格化が困難である。これに対して、本実施形態では、これらの問題がなく、小型化および低価格化が可能である。
　特許文献１に記載された装置は、ガス検出器を用いることから検出効率の向上が困難である。これに対して、本実施形態では、この問題がなく、検出効率の向上が可能である。
　（第２実施形態）
　図４は、第２実施形態の画像取得装置１Ｂの構成を示す図である。画像取得装置１Ｂは、測定部１０、処理部２０および表示部３０を備える。第１実施形態と比較すると、第２実施形態では、被検体９０におけるコンプトン散乱位置および被検体９０における対消滅事象発生位置を共通の期間に求める点で相違する。
　測定ステップでは、陽電子放出核種８３で標識された薬剤を投与された被検体９０が第１検出器１１と第２検出器１２との間に置かれる。また、第１検出器１１または第２検出器１２と被検体９０との間に陽電子放出核種８１が置かれる。この図では、第１検出器１１と被検体９０との間に陽電子放出核種８１が置かれている。
　被検体９０に投与される薬剤を標識する陽電子放出核種８３と、第１検出器１１と被検体９０との間に置かれる陽電子放出核種８１とを互いに同種のものすることで、用意する陽電子放出核種が１種類でよいので、測定準備が容易となる。なお、陽電子放出核種８１は６８Ｇｅ／６８Ｇａといった校正用陽電子放出核種でもよい。
　陽電子放出核種８１および陽電子放出核種８３それぞれにおける電子・陽電子の対消滅事象により、互いに反対方向に飛行する一対のガンマ線光子が生成される。第１検出器１１および第２検出器１２それぞれは、ガンマ線を検出すると、そのガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する。
　処理ステップでは、処理部２０は、陽電子放出核種８１または陽電子放出核種８３における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器１１および第２検出器１２が同時計数した同時計数事象毎に、次のような処理を行う。
　処理部２０は、第１検出器１１または第２検出器１２に到来したガンマ線光子がコンプトン散乱を経たものであるか否かを、陽電子放出核種８１の位置、ガンマ線光子のエネルギの大きさ、ならびに、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出時刻、のうちの何れか１以上に基づいて判定する。
　処理部２０は、上記判定の結果、第１検出器１１および第２検出器１２のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものである場合に、その一対のガンマ線光子が被検体９０外の陽電子放出核種８１から到来したものであるとして、図２を用いて説明した計算により、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻ならびに陽電子放出核種８１の位置に基づいて、被検体９０においてガンマ線光子がコンプトン散乱した位置を求める。
　一方、処理部２０は、上記判定の結果、第１検出器１１および第２検出器１２の双方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものである場合に、その一対のガンマ線光子が被検体９０内の陽電子放出核種８３から到来したものであるとして、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、被検体９０において対消滅事象が発生した位置を求める。
　そして、処理部２０は、複数の同時計数事象について上記の処理をした後に、被検体９０におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成するとともに、被検体９０における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成する。
　第１断層画像は、被検体９０の解剖学的情報を表すものである。第２断層画像は、被検体９０における陽電子放出核種８３の分布（薬剤の分布）を表すものであり、被検体９０の健康状態の診断に用いられ得るものである。処理部２０は、さらに、第２断層画像を第１断層画像に基づいて補正することにより、被検体９０におけるガンマ線吸収分布について補正した後の第２断層画像を取得することができる。
　第２実施形態では、第１実施形態と同様の効果を奏する他、被検体９０におけるコンプトン散乱位置および被検体９０における対消滅事象発生位置を共通の期間に求めることができるので、被検体９０を拘束する時間を短縮することができる。
　（第３実施形態）
　図５は、第３実施形態の画像取得装置１Ｃの構成を示す図である。画像取得装置１Ｃは、測定部１０、処理部２０および表示部３０を備える。これまでの実施形態と比較すると、第３実施形態では、第１検出器１１と被検体９０との間に陽電子放出核種８１が置かれるとともに、第２検出器１２と被検体９０との間にも陽電子放出核種８２が置かれる点で相違する。陽電子放出核種８１と陽電子放出核種８２とは互いに同種のものであるのが好適である。
　処理部２０は、第１検出器１１または第２検出器１２に到来したガンマ線光子がコンプトン散乱を経たものであるか否か、ならびに、そのガンマ線光子が陽電子放出核種８１および陽電子放出核種８２のうちの何れにおいて発生したものであるかを、陽電子放出核種８１，８２の位置、ガンマ線光子のエネルギの大きさ、ならびに、第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線光子の検出時刻、のうちの何れか１以上に基づいて判定する。処理部２０は、その判定結果に基づいて、被検体９０においてガンマ線光子がコンプトン散乱した位置を求める。
　本実施形態では、被検体９０に対して陽電子放出核種８１，８２を対称性よく配置することができるので、より品質のよい第１断層画像を取得することができる。また、被検体９０における単位時間当たりのコンプトン散乱事象の数が増えるので、測定時間を短縮することができる。
　（第４実施形態）
　図６は、第４実施形態の画像取得装置１Ｄの構成を示す図である。画像取得装置１Ｄは、測定部１０Ｄ、処理部２０および表示部３０を備える。これまでの実施形態と比較すると、第４実施形態の画像取得装置１Ｄは、測定部１０に替えて測定部１０Ｄを備える点で相違する。
　測定部１０Ｄは、第１検出器１１Ｄおよび第２検出器１２を含む。第１検出器１１Ｄの検出面は第２検出器１２の検出面と比べて狭い。第１検出器１１Ｄと被検体９０との間に陽電子放出核種８１が置かれる。第１検出器１１Ｄおよび第２検出器１２それぞれは、ガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する。
　第１断層画像を取得する為には、陽電子放出核種８１における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子のうちの一方が第１検出器１１Ｄに入射し他方が被検体９０（または、被検体９０のうちの関心領域）に入射すればよいから、この条件が満たされる限りで第１検出器１１Ｄの検出面を狭くすることができる。陽電子放出核種８１が置かれる位置が第１検出器１１Ｄに近いほど、第１検出器１１Ｄの検出面を狭くすることができる。このように第１検出器１１Ｄを小型のものにすることができるので、画像取得装置１Ｄを安価に構成することができる。
　（第５実施形態）
　図７は、第５実施形態の画像取得装置１Ｅの構成を示す図である。画像取得装置１Ｅは、測定部１０Ｅ、処理部２０および表示部３０を備える。これまでの実施形態と比較すると、第５実施形態の画像取得装置１Ｅは、測定部１０に替えて測定部１０Ｅを備える点で相違する。
　測定部１０Ｅは、第１検出器１１および第２検出器１２に加えて遮蔽体１３を含む。遮蔽体１３は、第１検出器１１および第２検出器１２のうちの何れか一方で後方散乱したガンマ線光子が他方へ入射することを防止するものである。
　遮蔽体１３は、第１検出器１１と第２検出器１２との間であって、被検体９０におけるコンプトン散乱位置の測定および被検体９０における対消滅事象発生位置の測定を阻害しない位置に配置される。遮蔽体１３は、ガンマ線を遮断することができる高密度物質（例えば鉛）からなる板状のものであるのが好適である。
　（第６実施形態）
　図８は、第６実施形態の画像取得装置１Ｆの構成を示す図である。画像取得装置１Ｆは、測定部１０Ｆ、処理部２０および表示部３０を備える。これまでの実施形態と比較すると、第６実施形態の画像取得装置１Ｆは、測定部１０に替えて測定部１０Ｆを備える点で相違する。
　測定部１０Ｆは、第１検出器１１および第２検出器１２に加えて移動部１４を含む。移動部１４は、第１検出器１１または第２検出器１２と被検体９０との間において陽電子放出核種８１を移動させる。移動部１４は、時間経過とともに連続的に陽電子放出核種８１を移動させてもよいし、離間的な位置に順次に陽電子放出核種８１を配置させるよう移動させてもよい。処理部２０は、被検体９０においてガンマ線光子がコンプトン散乱した位置を求める為に、陽電子放出核種８１の位置を常に把握しておく。
　陽電子放出核種８１の移動方向は、第１検出器１１または第２検出器１２の検出面に平行な１方向または２方向であってもよいし、検出面に垂直な方向であってもよいし、検出面に平行な方向および垂直な方向を含む３方向であってもよい。検出面に平行な方向に陽電子放出核種８１を移動させることにより、装置の視野を拡大または均一化することができる。検出面に垂直な方向に陽電子放出核種８１を移動させることにより、取得される第１断層画像の画質の向上が可能となる。
　図９は、第６実施形態の画像取得装置１Ｆの測定部１０Ｆにおいて陽電子放出核種８１を第１検出器１１の検出面に平行な方向に移動させた場合の装置の視野の変化を説明する図である。この図において、装置の視野がハッチング領域で示されている。図９（ａ）に示されるように、陽電子放出核種８１が第１検出器１１の検出面の中央付近にある場合、被検体９０の両端部は視野から外れる場合がある。
　これに対して、図９（ｂ）に示されるように、陽電子放出核種８１が第１検出器１１の検出面の第１端側（図において中央に対して左よりの側）にある場合、被検体９０の第１端側は視野に入るものの、被検体９０の第２端側（図において中央に対して右よりの側）は視野から大きく外れる場合がある。逆に、陽電子放出核種８１が第１検出器１１の検出面の第２端側にある場合、被検体９０の第２端側は視野に入るものの、被検体９０の第１端側は視野から大きく外れる場合がある。このように、陽電子放出核種８１を第１検出器１１の検出面に平行な方向に移動させることにより、装置の視野を拡大または均一化することができる。
　図１０は、第６実施形態の画像取得装置１Ｆの測定部１０Ｆにおいて陽電子放出核種８１を第１検出器１１の検出面に垂直な方向に移動させた場合の第１断層画像の画質を説明する図である。この図において、陽電子放出核種８１の位置をＰとし、第１検出器１１によるガンマ線の検出位置をＲ１とし、第２検出器１２によるガンマ線の検出位置をＲ２とし、ガンマ線がコンプトン散乱した位置をＣとする。位置Ｐと位置Ｒ１とを結ぶ線分の誤差範囲、および、位置Ｐと位置Ｃとを結ぶ線分の誤差範囲が、ハッチング領域で示されている。
　現実の第１検出器１１によるガンマ線の検出位置Ｒ１には空間分解能による誤差が存在するので、これによって、位置Ｐと位置Ｒ１とを結ぶ線分の推定に誤差が生じ、さらに、位置Ｐと位置Ｃとを結ぶ線分の推定にも誤差が生じて、最終的には、位置Ｃの推定に誤差が生じることになる。
　図１０（ａ）に示されるように位置Ｐと位置Ｃとの間の距離が長いほど位置Ｃの推定誤差は大きくなり、図１０（ｂ）に示されるように位置Ｐと位置Ｃとの間の距離が短いほど位置Ｃの推定誤差は小さくなる。したがって、取得される第１断層画像の画質を向上させるには、陽電子放出核種８１を被検体９０に近い位置に置くことが好ましい。
　被検体９０の大きさや形状は様々であるので、被検体９０の大きさや形状に応じて、装置の視野の拡大または均一化を図るとともに、取得される第１断層画像の画質の向上を図ることができるように、陽電子放出核種８１を３方向に移動させることが好ましい。
　（シミュレーション例）
　次に、図１および図２を用いて説明した被検体の第１断層画像（被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す画像）の取得について行ったシミュレーションの条件および結果について説明する。ここでは、モンテカルロ法を用いて物質中における粒子の飛跡をシミュレーションすることができるＧｅａｎｔ４を用いた。
　図１１は、シミュレーションで想定した測定部の構成および配置を示す図である。第１検出器１１および第２検出器１２それぞれは、１００×１００×５ｍｍ３のサイズを有するチェレンコフ輻射体を含むチェレンコフ検出器であるとした。第１検出器１１および第２検出器１２それぞれによるガンマ線検出の時間分解能および空間分解能は何れも理想的な０であるとした。第１検出器１１および第２検出器１２は、距離９０ｍｍを隔てて互いに平行に対向配置された。
　直径３０ｍｍで高さ３０ｍｍの円柱形状を有するファントムを想定して、これを被検体９０とした。この被検体９０の円柱の中心軸が第１検出器１１と第２検出器１２それぞれの検出面に垂直になるようにして、第１検出器１１と第２検出器１２との間の中央の位置に被検体９０が置かれた。第１検出器１１と被検体９０との間の中央の位置に陽電子放出核種８１が置かれた。陽電子放出核種８１の大きさは無視した。
　図１２は、シミュレーションで被検体９０として想定したファントムの構成を示す図である。この図は、円柱形状を有する被検体９０としてのファントムを中心軸方向に見た図である。被検体９０は、円柱形状の中心軸に平行な方向に、直径３ｍｍの円柱形状の領域９１、領域９２、領域９３および領域９４が延在して存在し、これらを直径３０ｍｍの円柱形状の領域９５が覆っているものとした。
　領域９１、領域９２、領域９３および領域９４それぞれは、３つずつ設けられた。領域９１は、ヨウ素（原子番号５３）からなる領域であるとした。領域９２は、空気からなる領域であるとした。領域９３は、ガドリニウム（原子番号６４）からなる領域であるとした。領域９４は、重い物質の例としてＢＧＯからなる領域であるとした。領域９５は、水からなる領域であるとした。
　図１３は、シミュレーションで得られた第１断層画像を示す図である。この図は、円柱形状を有する被検体９０としてのファントムの中心軸に垂直な断面の画像である。この図は、コンプトン散乱発生頻度を濃淡で表しており、コンプトン散乱発生頻度が大きいほど淡色となっている。この図に示されるように、シミュレーションで得られた第１断層画像は、領域９４（ＢＧＯ）、領域９３（ガドリニウム）、領域９１（ヨウ素）、領域９５（水）、領域９２（空気）の順にコンプトン散乱発生頻度が高いことを示している。
　このように、被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像（図１３）を取得できることが確認された。物質中のコンプトン散乱発生確率は、その物質の原子番号に比例する。したがって、第１断層画像は、コンプトン散乱の吸収係数μComptonの分布を表していると言える。
　画像取得装置および画像取得方法は、上述した実施形態及び構成例に限定されるものではなく、種々の変形が可能である。例えば、上記実施形態のうちの何れか２以上の実施形態の構成を組み合わせてもよい。
　上記実施形態による第１態様の画像取得装置は、（１）各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を含み、第１検出器および第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定部と、（２）第１検出器および第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理部と、を備え、（３）測定部は、第１測定モードでは、第１検出器と第２検出器との間に被検体が置かれ、第１検出器または第２検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、（４）処理部は、第１測定モードでは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器および第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、第１検出器および第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものであるとして、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻ならびに陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成する。
　第２態様の画像取得装置では、第１態様の構成において、測定部は、第２測定モードでは、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された被検体が第１検出器と第２検出器との間に置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、処理部は、第２測定モードでは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器および第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、対消滅事象が発生した位置を求め、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成し、第２断層画像を第１断層画像に基づいて補正する。
　上記実施形態による第３態様の画像取得装置は、（１）各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を含み、第１検出器および第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定部と、（２）第１検出器および第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理部と、を備え、（３）測定部は、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された被検体が第１検出器と第２検出器との間に置かれるとともに、第１検出器または第２検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、（４）処理部は、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器および第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、（ａ）第１検出器および第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものである場合に、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻、ならびに、第１検出器または第２検出器と被検体との間に置かれた陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、（ｂ）第１検出器および第２検出器の双方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものである場合に、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、対消滅事象が発生した位置を求め、（ｃ）複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成し、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成し、第２断層画像を第１断層画像に基づいて補正する。
　第４態様の画像取得装置では、第２または第３態様の構成において、第１検出器または第２検出器と被検体との間に置かれる陽電子放出核種と、被検体に投与される薬剤を標識する陽電子放出核種とは、互いに同種のものである構成としてもよい。
　第５態様の画像取得装置では、第１～第４態様の何れかの構成において、処理部は、第１検出器または第２検出器に到来したガンマ線光子がコンプトン散乱を経たものであるか否かを、陽電子放出核種の位置、ガンマ線光子のエネルギの大きさ、ならびに、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出時刻、のうちの何れか１以上に基づいて判定する構成としてもよい。
　第６態様の画像取得装置では、第１～第５態様の何れかの構成において、測定部は、第１検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれるとともに、第２検出器と被検体との間にも陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する構成としてもよい。
　第７態様の画像取得装置では、第１～第６態様の何れかの構成において、測定部は、第１検出器の検出面が第２検出器の検出面と比べて狭く、第１検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する構成としてもよい。
　第８態様の画像取得装置では、第１～第７態様の何れかの構成において、測定部は、第１検出器および第２検出器のうちの何れか一方で後方散乱したガンマ線光子が他方へ入射することを防止する遮蔽体を更に含む構成としてもよい。
　第９態様の画像取得装置では、第１～第８態様の何れかの構成において、測定部は、第１検出器または第２検出器と被検体との間において陽電子放出核種を移動させる移動部を更に含む構成としてもよい。
　上記実施形態による第１態様の画像取得方法は、（１）各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を用い、第１検出器および第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定ステップと、（２）第１検出器および第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理ステップと、を備え、（３）測定ステップは、第１測定モードでは、第１検出器と第２検出器との間に被検体が置かれ、第１検出器または第２検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、（４）処理ステップは、第１測定モードでは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器および第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、第１検出器および第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものであるとして、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻ならびに陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成する。
　第２態様の画像取得方法では、第１態様の構成において、測定ステップは、第２測定モードでは、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された被検体が第１検出器と第２検出器との間に置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、処理ステップは、第２測定モードでは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器および第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、対消滅事象が発生した位置を求め、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成し、第２断層画像を第１断層画像に基づいて補正する。
　上記実施形態による第３態様の画像取得方法は、（１）各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を用い、第１検出器および第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定ステップと、（２）第１検出器および第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理ステップと、を備え、（３）測定ステップは、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された被検体が第１検出器と第２検出器との間に置かれるとともに、第１検出器または第２検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、（４）処理ステップは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を第１検出器および第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、（ａ）第１検出器および第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものである場合に、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻、ならびに、第１検出器または第２検出器と被検体との間に置かれた陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、（ｂ）第１検出器および第２検出器の双方に到来したガンマ線光子が被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものである場合に、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、対消滅事象が発生した位置を求め、（ｃ）複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成し、複数の同時計数事象それぞれについて求めた被検体における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成し、第２断層画像を第１断層画像に基づいて補正する。
　第４態様の画像取得方法では、第２または第３態様の構成において、第１検出器または第２検出器と被検体との間に置かれる陽電子放出核種と、被検体に投与される薬剤を標識する陽電子放出核種とは、互いに同種のものである構成としてもよい。
　第５態様の画像取得方法では、第１～第４態様の何れかの構成において、処理ステップは、第１検出器または第２検出器に到来したガンマ線光子がコンプトン散乱を経たものであるか否かを、陽電子放出核種の位置、ガンマ線光子のエネルギの大きさ、ならびに、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出時刻、のうちの何れか１以上に基づいて判定する構成としてもよい。
　第６態様の画像取得方法では、第１～第５態様の何れかの構成において、測定ステップは、第１検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれるとともに、第２検出器と被検体との間にも陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する構成としてもよい。
　第７態様の画像取得方法では、第１～第６態様の何れかの構成において、測定ステップは、第１検出器として第２検出器と比べて検出面が狭いものを用い、第１検出器と被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、第１検出器および第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する構成としてもよい。
　第８態様の画像取得方法では、第１～第７態様の何れかの構成において、測定ステップは、第１検出器および第２検出器のうちの何れか一方で後方散乱したガンマ線光子が他方へ入射することを遮蔽体により防止する構成としてもよい。
　第９態様の画像取得方法では、第１～第８態様の何れかの構成において、測定ステップは、第１検出器または第２検出器と被検体との間において陽電子放出核種を移動させる構成としてもよい。
　本発明は、画像再構成処理を行うことなく被検体の解剖学的情報を表す断層画像を取得することができる画像取得装置および画像取得方法として利用可能である。
　１Ａ～１Ｆ…画像取得装置、１０，１０Ｄ，１０Ｅ，１０Ｆ…測定部、１１，１１Ｄ…第１検出器、１２…第２検出器、１３…遮蔽体、１４…移動部、２０…処理部、３０…表示部、８１，８２，８３…陽電子放出核種、９０…被検体。

Claims (18)

  1. 　各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を含み、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定部と、
    　前記第１検出器および前記第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理部と、
    を備え、
    　前記測定部は、第１測定モードでは、前記第１検出器と前記第２検出器との間に被検体が置かれ、前記第１検出器または前記第２検出器と前記被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、
    　前記処理部は、前記第１測定モードでは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を前記第１検出器および前記第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、前記第１検出器および前記第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものであるとして、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻ならびに陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、複数の同時計数事象それぞれについて求めた前記被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成する、
    画像取得装置。
  2. 　前記測定部は、第２測定モードでは、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された前記被検体が前記第１検出器と前記第２検出器との間に置かれた状態で、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、
    　前記処理部は、前記第２測定モードでは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を前記第１検出器および前記第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、前記対消滅事象が発生した位置を求め、複数の同時計数事象それぞれについて求めた前記被検体における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成し、前記第２断層画像を前記第１断層画像に基づいて補正する、請求項１に記載の画像取得装置。
  3. 　各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を含み、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定部と、
    　前記第１検出器および前記第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理部と、
    を備え、
    　前記測定部は、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された被検体が前記第１検出器と前記第２検出器との間に置かれるとともに、前記第１検出器または前記第２検出器と前記被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、
    　前記処理部は、
    　陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を前記第１検出器および前記第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、
    　前記第１検出器および前記第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものである場合に、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻、ならびに、前記第１検出器または前記第２検出器と前記被検体との間に置かれた陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、
    　前記第１検出器および前記第２検出器の双方に到来したガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものである場合に、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、前記対消滅事象が発生した位置を求め、
    　複数の同時計数事象それぞれについて求めた前記被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成し、複数の同時計数事象それぞれについて求めた前記被検体における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成し、前記第２断層画像を前記第１断層画像に基づいて補正する、
    画像取得装置。
  4. 　前記第１検出器または前記第２検出器と前記被検体との間に置かれる陽電子放出核種と、前記被検体に投与される薬剤を標識する陽電子放出核種とは、互いに同種のものである、請求項２または３に記載の画像取得装置。
  5. 　前記処理部は、前記第１検出器または前記第２検出器に到来したガンマ線光子がコンプトン散乱を経たものであるか否かを、陽電子放出核種の位置、ガンマ線光子のエネルギの大きさ、ならびに、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出時刻、のうちの何れか１以上に基づいて判定する、請求項１～４の何れか１項に記載の画像取得装置。
  6. 　前記測定部は、前記第１検出器と前記被検体との間に陽電子放出核種が置かれるとともに、前記第２検出器と前記被検体との間にも陽電子放出核種が置かれた状態で、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する、請求項１～５の何れか１項に記載の画像取得装置。
  7. 　前記測定部は、前記第１検出器の検出面が前記第２検出器の検出面と比べて狭く、前記第１検出器と前記被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する、請求項１～６の何れか１項に記載の画像取得装置。
  8. 　前記測定部は、前記第１検出器および前記第２検出器のうちの何れか一方で後方散乱したガンマ線光子が他方へ入射することを防止する遮蔽体を更に含む、請求項１～７の何れか１項に記載の画像取得装置。
  9. 　前記測定部は、前記第１検出器または前記第２検出器と前記被検体との間において陽電子放出核種を移動させる移動部を更に含む、請求項１～８の何れか１項に記載の画像取得装置。
  10. 　各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を用い、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定ステップと、
    　前記第１検出器および前記第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理ステップと、
    を備え、
    　前記測定ステップは、第１測定モードでは、前記第１検出器と前記第２検出器との間に被検体が置かれ、前記第１検出器または前記第２検出器と前記被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、
    　前記処理ステップは、前記第１測定モードでは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を前記第１検出器および前記第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、前記第１検出器および前記第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものであるとして、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻ならびに陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、複数の同時計数事象それぞれについて求めた前記被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成する、
    画像取得方法。
  11. 　前記測定ステップは、第２測定モードでは、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された前記被検体が前記第１検出器と前記第２検出器との間に置かれた状態で、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、
    　前記処理ステップは、前記第２測定モードでは、陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を前記第１検出器および前記第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、前記対消滅事象が発生した位置を求め、複数の同時計数事象それぞれについて求めた前記被検体における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成し、前記第２断層画像を前記第１断層画像に基づいて補正する、請求項１０に記載の画像取得方法。
  12. 　各々ガンマ線光子を検出する第１検出器および第２検出器を用い、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれがガンマ線光子を検出したときに検出位置および検出時刻を表す信号を出力する測定ステップと、
    　前記第１検出器および前記第２検出器それぞれから出力される信号を処理する処理ステップと、
    を備え、
    　前記測定ステップは、陽電子放出核種で標識された薬剤を投与された被検体が前記第１検出器と前記第２検出器との間に置かれるとともに、前記第１検出器または前記第２検出器と前記被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力し、
    　前記処理ステップは、
    　陽電子放出核種における電子・陽電子の対消滅事象により生成される一対のガンマ線光子を前記第１検出器および前記第２検出器が同時計数した同時計数事象毎に、
    　前記第１検出器および前記第２検出器のうちの一方に到来したガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものであり、他方に到来したガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱した後に到来したものである場合に、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻、ならびに、前記第１検出器または前記第２検出器と前記被検体との間に置かれた陽電子放出核種の位置に基づいて、ガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱した位置を求め、
    　前記第１検出器および前記第２検出器の双方に到来したガンマ線光子が前記被検体内でコンプトン散乱することなく到来したものである場合に、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻に基づいて、前記対消滅事象が発生した位置を求め、
    　複数の同時計数事象それぞれについて求めた前記被検体におけるコンプトン散乱位置の分布を表す第１断層画像を作成し、複数の同時計数事象それぞれについて求めた前記被検体における対消滅事象発生位置の分布を表す第２断層画像を作成し、前記第２断層画像を前記第１断層画像に基づいて補正する、
    画像取得方法。
  13. 　前記第１検出器または前記第２検出器と前記被検体との間に置かれる陽電子放出核種と、前記被検体に投与される薬剤を標識する陽電子放出核種とは、互いに同種のものである、請求項１１または１２に記載の画像取得方法。
  14. 　前記処理ステップは、前記第１検出器または前記第２検出器に到来したガンマ線光子がコンプトン散乱を経たものであるか否かを、陽電子放出核種の位置、ガンマ線光子のエネルギの大きさ、ならびに、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出時刻、のうちの何れか１以上に基づいて判定する、請求項１０～１３の何れか１項に記載の画像取得方法。
  15. 　前記測定ステップは、前記第１検出器と前記被検体との間に陽電子放出核種が置かれるとともに、前記第２検出器と前記被検体との間にも陽電子放出核種が置かれた状態で、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する、請求項１０～１４の何れか１項に記載の画像取得方法。
  16. 　前記測定ステップは、前記第１検出器として前記第２検出器と比べて検出面が狭いものを用い、前記第１検出器と前記被検体との間に陽電子放出核種が置かれた状態で、前記第１検出器および前記第２検出器それぞれによるガンマ線光子の検出位置および検出時刻を表す信号を出力する、請求項１０～１５の何れか１項に記載の画像取得方法。
  17. 　前記測定ステップは、前記第１検出器および前記第２検出器のうちの何れか一方で後方散乱したガンマ線光子が他方へ入射することを遮蔽体により防止する、請求項１０～１６の何れか１項に記載の画像取得方法。
  18. 　前記測定ステップは、前記第１検出器または前記第２検出器と前記被検体との間において陽電子放出核種を移動させる、請求項１０～１７の何れか１項に記載の画像取得方法。
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