核医学診断装置、及び光子測定装置
【課題】広い範囲のエネルギーをもつガンマ線を検出することのできる核医学診断装置の提供
【解決手段】ガスが充填されこのガス中のコンプトン散乱によって生じる荷電粒子の情報を検知する前段検出器と、散乱光子の情報を検出する後段検出器とを備えるコンプトンカメラを備え、
ガスの種類を異ならしめた前記前段検出器を複数積層させて構成する。
【解決手段】ガスが充填されこのガス中のコンプトン散乱によって生じる荷電粒子の情報を検知する前段検出器と、散乱光子の情報を検出する後段検出器とを備えるコンプトンカメラを備え、
ガスの種類を異ならしめた前記前段検出器を複数積層させて構成する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は核医学診断装置に係り、被検体の体内に放射性物質を投与し、特定の部位に集積して発するガンマ線等を捕らえて、病巣の位置等の画像化を行う核医学診断装置、及びコンプトンカメラのように核医学診断装置に用いるのに好適な光子測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
この種の核医学診断装置はコンプトンカメラを備え、このコンプトンカメラによって被検体から発せられるガンマ線等を検出し、該ガンマ線等の入射方向等を算出することにより、該被検体内の放射性物質の画像化を図っている。
【０００３】
被検体からのガンマ線は、コンプトンカメラ内で、電子といわゆるコンプトン散乱を生じせしめるようになっている。すなわち、該ガンマ線が有するエネルギーの一部を電子に与えて弾き飛ばし、ガンマ線自身は電子に与えた分のエネルギーを失って散乱ガンマ線（散乱光子）となって散乱する。そして、弾き飛ばされた電子（反跳電子：荷電粒子）は周囲の分子を電離させながら跳び、その際に、電子とイオンを発生させるようになる。
【０００４】
該電子(ドリフト電子)の飛跡に関する情報はいわゆる飛跡検出器と称される前段検出器によって検出され、また、散乱ガンマ線の散乱方向およびエネルギーに関する情報はいわゆる散乱ガンマ線検出器と称される後段検出器によって検出されるようになっている。
【０００５】
そして、前段検出器と後段検出器からの情報に基づいて少なくともガンマ線入射方向等を算出し、これに基づいて被検体内の放射性物質を画像化するように構成されている。
【０００６】
なお、前段検出器は特定の種類のガスが充填された空間を有して構成されたものとなっている。入射ガンマ線に効率良くコンプトン散乱を起こさせるようにするためである。
【０００７】
このような構成のコンプトンカメラの詳細についてはたとえば下記特許文献１に開示がなされている。
【０００８】
このようなコンプトンカメラは、放射線源からの放射線のコンプトン散乱あるいは電子陽電子対生成を利用し、それによって発生するエックス線あるいはガンマ線を計測することによって、該放射線源をイメージングする装置である。
【０００９】
そして、コンプトンカメラを備える核医学診断装置は、たとえばポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）装置と比較した場合、放射性同位元素の種類を選ぶ必要はなく、また、ガンマカメラやシングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置と比較した場合、機械式コリメータを必要としない構成とすることができる長所を有している。
【００１０】
このようなコンプトンカメラの詳細は、たとえば、下記特許文献２に開示がなされている。
【特許文献１】特開２００１−１３２５１号公報
【特許文献２】特開昭６３−１５８４９０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかしながら、特許文献１のコンプトンカメラの検出の対象となるガンマ線のエネルギーは、そのガンマ線源である放射性物質によって異なっている。
【００１２】
たとえば、ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）装置の核種に用いられる放射性薬剤のガンマ線のエネルギーは５１１ｋｅＶであり、シングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置の核種に用いられる放射性薬剤（たとえばテクネシウム）のガンマ線のエネルギーは１４０ｋｅＶである。
【００１３】
この場合、これらガンマ線のエネルギーの大小と、特許文献１のコンプトンカメラの前段検出器に充填されているガスの種類によっては、コンプトン散乱の確立等に大きく影響しガンマ線の入射方向の特定の精度に影響を与えることになる。
【００１４】
このことは、前段検出器にいかなる種類のガスを充填させたとしても、特定エネルギー範囲のガンマ線を検出するに適したコンプトンカメラとして構成されることになる。そして、特許文献１のようなコンプトンカメラを備える核医学診断装置は、被検体に投与する核種に制限が付されることになる。
【００１５】
また、特許文献２のコンプトンカメラは、被写体から放出されるガンマ線をコンプトン散乱させ少なくとも一回目のコンプトン散乱点における位置情報と、このコンプトン散乱によって生じる反跳電子の運動量の情報を検出する前段検出器と該コンプトン散乱によって散乱されたガンマ線に関する情報を検出する後段検出器とを備えるものであるが、これら各検出器は近接して配置されるとともに、それらの位置関係は常時固定されたものとして構成されたものであった。
【００１６】
そして、特許文献２のようなコンプトンカメラは、その検出信号によって画像を再構成した場合に、さらなる高精細の画像が得られることが要望されていた。
【００１７】
なお、コンプトンカメラは、核医学診断装置の他に、天体観測用としてエックス線やガンマ線を検出するものも知られているが、この場合におけるコンプトンカメラもその前段検出器と後段検出器は近接して配置されるとともに、それらの位置関係は常時固定されたものとなっている。
【００１８】
本発明の目的は、広い範囲のエネルギーをもつガンマ線を検出することのできる核医学診断装置を提供することにある。
【００１９】
本発明の他の目的は、高精細な画像を得ることができる光子測定装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
本願において開示される発明に係る核医学診断装置のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、以下のとおりである。
【００２１】
（１）本発明による核医学診断装置は、たとえば、ガスが充填されこのガス中のコンプトン散乱によって生じる荷電粒子の情報を検知する前段検出器と、散乱光子の情報を検出する後段検出器とを備えるコンプトンカメラを備え、
ガスの種類を異ならしめた前記前段検出器を複数積層させて構成したことを特徴とする。
【００２２】
（２）本発明による核医学診断装置は、たとえば、ガスが充填されこのガス中のコンプトン散乱によって生じる荷電粒子の情報を検知する前段検出器と、散乱光子の情報を検出する後段検出器とを備えるコンプトンカメラを備え、
ガスの種類を異ならしめた前記前段検出器を複数平面的に並設させて構成したことを特徴とする。
【００２３】
また、本願において開示される発明に係る光子測定装置のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、以下のとおりである。
【００２４】
（１）本発明による光子測定装置は、たとえば、被写体から放出される光子を反応させ少なくとも一回目の反応点における位置情報と該反応によって生じる荷電粒子の運動量の情報を検出する前段検出器と、
この前段検出器と機械的に分離され前記荷電粒子または該反応によって散乱された光子に関する情報を検出する後段検出器と、
前記前段検出器と後段検出器からの各情報から前記被写体内の光子源をイメージする画像再構成手段とを備え、
前段検出器と後段検出器との間の距離を可変し得る調節手段が備えられていることを特徴とする。
【００２５】
（２）本発明による光子測定装置は、たとえば、（１）の構成を前提とし、前記前段検出器を被写体に対して近接あるいは密着させるようにした機構を備えたことを特徴とする。
【００２６】
（３）本発明による光子測定装置は、たとえば、（１）の構成を前提とし、前記前段検出器を後段検出器と順向させた状態で被写体の周囲に回転させる機構を備えたことを特徴とする。
【００２７】
（４）本発明による光子測定装置は、たとえば、（１）の構成を前提とし、前記後段検出器を前段検出器と順向させた状態で被写体の周囲に回転させる機構を備えたことを特徴とする。
【００２８】
（５）本発明による光子測定装置は、たとえば、（３）の構成を前提とし、後段検出器は被検体の周囲を囲んだ環状体で構成されていることを特徴とする。
【００２９】
（６）本発明による光子測定装置は、たとえば、（３）の構成を前提とし、前段検出器は被検体の周囲を囲んだ環状体で構成されていることを特徴とする。
【００３０】
なお、本発明は以上の構成に限定されず、本発明の技術思想を逸脱しない範囲で種々の変更が可能である。
【発明の効果】
【００３１】
このように構成した核医学診断装置は、広い範囲のエネルギーをもつガンマ線を検出することができる。
【００３２】
また、このように構成した光子測定装置は、高精細な画像を得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３３】
図１は、本発明による核医学診断装置を示す構成図で、それに具備されるコンプトンカメラの一実施例を示す構成図である。
【００３４】
図１において、コンプトンカメラ１は、飛跡検出器となる第１前段検出器１０、第２前段検出器２０がたとえば二段（二層）に設けられ、これら第１前段検出器１０、第２前段検出器２０と散乱ガンマ線検出器となる後段検出器３０とで構成されている。
【００３５】
図中において、診断を受ける被検体（図示せず）は、該コンプトンカメラ１の第１前段検出器１０側に位置づけられ、該被検体内に投与された放射性薬剤から入射ガンマ線２が第１前段検出器１０の側に指向されて放出されるようになっている。
【００３６】
第１前段検出器１０は入射ガンマ線２の入射方向側に順次ガスパッケージ１０Ａおよび検出器１０Ｂが配置され、第２前段検出器２０も入射ガンマ線２の入射方向側に順次ガスパッケージ２０Ａおよび検出器２０Ｂが配置されている。
【００３７】
第１前段検出器１０および第２前段検出器２０においてそれらのガスパッケージ１０Ａおよび２０Ａ、また検出器１０Ｂおよび２０Ｂは、それぞれ、たとえば同様の構成となっているが、第１前段検出器１０のガスパッケージ１０Ａ内にはたとえばアルゴン系のガスが充填され、第２前段検出器２０のガスパッケージ２０Ａ内にはゼノン系のガスが充填されていることに相異を有する。
【００３８】
第１前段検出器１０および第２前段検出器２０にガスが充填されるのは、第１前段検出器１０にさらには該第１前段検出器１０を通過して第２前段検出器２０に入射してくる入射ガンマ線２に該ガスの空間内でコンプトン散乱を生じせしめる確率を高め、これにより、効率的にガンマ線を検出するためである。また、これらのガスはたとえば高圧で封入され、これによりガスの電子密度が高められてコンプトン散乱の生じる確率を向上させている。
【００３９】
第１前段検出器１０のガスパッケージ１０Ａに充填されるアルゴン系のガスは比較的軽い元素から構成され、該第１前段検出器１０に入射される入射ガンマ線２がたとえば２００ｋｅＶ程度と比較的低いエネルギーを有している場合には、この入射ガンマ線２の測定にあっては該第１前段検出器１０が適したものとして構成される。図１にあっては、第１前段検出器１０に入射ガンマ線２が入射され、ガスパッケージ１０Ａ内で生じたコンプトン散乱によって、散乱ガンマ線３と反跳電子４が生じていることを示している。散乱ガンマ線３に関する情報は後段検出器３０によって、反跳電子４に関する情報は第１前段検出器１０の検出器１０Ｂによって検出されるが、これらの詳細は後述する。
【００４０】
この場合、第２前段検出器１０に入射されてくる入射ガンマ線２がたとえば７００ｋｅＶ程度と比較的高いエネルギーを有している場合には、ガンマ線によるコンプトン散乱電子はアルゴン系のガスが充填されているガスパッケージ１０Ａ内を突き抜ける確率が高くなる。このことは、アルゴン系の前記ガスの圧力を高くして封入させても同様である。
【００４１】
第２前段検出器２０のガスパッケージ２０Ａに充填されるゼノン系のガスは比較的重い元素から構成され、第１前段検出器１０を突き抜けて入射されてくる入射ガンマ線２（たとえば７００ｋｅＶ程度と比較的高いエネルギーを有している）の測定にあって該第２前段検出器２０が適したものとして構成される。図１に対応して描かれた図２にあっては、第１前段検出器１０を通過して第２前段検出器２０に至るまで入射ガンマ線２が入射され、ガスパッケージ２０Ａ内で生じたコンプトン散乱によって、散乱ガンマ線３と反跳電子４が生じていることを示している。散乱ガンマ線３に関する情報は後段検出器３０によって、反跳電子４に関する情報は第２前段検出器２０の検出器２０Ｂによって検出される。
【００４２】
一般に、ゼノン系のように比較的重いガスはたとえばアルゴン系のガスと比べていわゆるドップラー・ブロードニングの影響が大きく、反跳電子４の直線性が低減し解像度の低下につながるが、本実施例のように、第２前段検出器２０において、ゼノン系のように比較的重いガスを用い、比較的高いエネルギーの入射ガンマ線２を検出対象とすることによって該ドップラー・ブロードニングの影響を低減させる効果を有する。
【００４３】
上述した実施例では、第１前段検出器１０および第２前段検出器２０によって前段検出器を構成したものである。しかし、以上の２つの前段検出器に限定されることはなく３つ以上の前段検出器を用意し、これらを多段（多層）に構成するようにしてもよい。そして、この場合、各前段検出器に充填させるガスは各前段検出器において異なったものであればよく、その種類もアルゴン系のガスあるいはゼノン系のガスに制限されることはない。
【００４４】
このように構成することによって、前段検出器（複数の多段の前段検出器によって構成される）は、低エネルギーから高エネルギーに至る入射ガンマ線の検出に対応することができ、このような前段検出器を備えるコンプトンカメラにあって、広範囲のエネルギーの入射ガンマ線に対応できるようになる。
【００４５】
図３は、図１および図２に示したコンプトンカメラ１の第１前段検出器１０の検出器１０Ｂおよび第２前段検出器２０の検出器２０Ｂの一実施例を示した平面図である。このため、図１および図２（さらには図５および図６も）に示した検出器１０Ｂおよび検出器２０Ｂは簡易的に描画した図となっている。
【００４６】
図３において、半導体基板１１の表面に、たとえばそのｙ方向に伸張するストリップ状の陰極１２がｘ方向に複数並設されて形成されている。ここでｙ方向とｘ方向はたとえば互いに直交する方向となっている。
【００４７】
これら各陰極１２にはその伸張方向に沿ってたとえば円形の透孔１３が同一ピッチで複数並設されて形成されている。
【００４８】
各陰極１２に形成された各透孔１３はマトリックス状に配置され、各陰極１２における一方の端部からのｎ（１、２、３、……）番目の透孔１３は他の陰極における一方の端部からのｎ番目の透孔とともにｘ方向軸上に一致づけられて配置された状態となっている。
【００４９】
そして、半導体基板１１の表面であって、各陰極１２に形成された各透孔１３の中心部には該透孔１３の径よりも小さな径を有する陽極１４が形成されている。これら各陽極１４は半導体基板１１に形成されたスルーホール（図示せず）を通して該半導体基板１１の裏面に形成された配線層１５に電気的に接続されている。
【００５０】
該配線層１５は、半導体基板１１の裏面において、そのｘ方向に伸張するストリップ状をなし、ｙ方向に複数並設されて形成されている。
【００５１】
前記各陰極１２の一方の端部からのｎ番目の透孔１３内に配置される陽極１４は、それぞれ該一方の端部からｎ番目に配置される配線層１５に接続されている。
【００５２】
このように構成された検出器１０Ｂ、２０Ｂは、その平面における検出面において各陽極１４を中心に配置させる領域であって隣接する他の領域と画される領域をピクセル（図３では３×４のピクセルを有することになる）と称した場合に、反跳電子４が入射されたピクセルと交叉する陰極１２および配線層１５から信号が出力され、該反跳電子４の位置情報等が得られるようになっている。
【００５３】
ここで、前記陰極１２、陽極１４、および配線層１５は、いわゆるフォトリソグラフィ技術による選択エッチング方法により形成され、マトリックス状に配置された各陽極１４は、ｘ方向およびｙ方向にそれぞれ隣接する他の陽極１４との間が約４００μｍの間隔を有して形成されている。これにより、反跳電子４（荷電粒子）の飛跡をサブミリ間隔で測定することができる。
【００５４】
なお、この検出器１０Ｂ、２０Ｂに関する詳細な機能および効果等は、たとえば、A new design of the gaseous imaging detector: Micro Pixel Chamber, Atsuhiko Ochi et al., Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A 471(2001)264・267等の文献に記載がある。
【００５５】
反跳電子４のエネルギーは数十〜数百ｋｅＶであり、たとえガス中といえども数ｃｍ程度しか飛行できないことから、サブミリ間隔で該反跳電子４の飛跡を測定する必要があり、図１および図２に示すコンプトンカメラ１はこのような要求を満たした構成となっている。
【００５６】
本来、コンプトンカメラ１によってガンマ線の画像を得るには該コンプトンカメラ１への入射ガンマ線２の入射方向を知ることが必要となり、この入射方向が判れば測定対象以外の大量の雑音ガンマ線を容易に除去でき、高範囲のエネルギーの単ガンマ線放射核種においても画像化を可能とする。
【００５７】
そして、ガンマ線２の入射方向を知るためには、該ガンマ線２が量子として物質中の電子と散乱（コンプトン散乱）する過程において生じる反跳電子４および散乱ガンマ線３の方向およびエネルギーを測定し、再構成する必要がある。
【００５８】
図４は、上述したコンプトンカメラ１を備える核医学診断装置の一実施例を模式的に示した構成図である。
【００５９】
該コンプトンカメラ１は第１前段検出器１０と第２前段検出器２０からなる前段検出器と後段検出器３０を備える。
【００６０】
第１前段検出器１０に入射される入射ガンマ線２は、物質中の電子とコンプトン散乱点ＣＳＰでコンプトン散乱し、反跳電子４はたとえば第１前段検出器１０で捕らえられることになる。第１前段検出器１０では前記コンプトン散乱点ＣＳＰの位置と反跳電子４のエネルギーが測定される。
【００６１】
この場合の反跳電子４のエネルギーは数十〜数百ｋｅＶと極めて小さいのが通常である。このため、従前のコンプトンカメラではコンプトン散乱点ＣＳＰの位置情報と反跳電子４のエネルギーは測定できるが、該反跳電子４の反跳方向の測定は困難であるという事情があったが、図３に示した検出器１０Ｂ（１０Ａ）を備える本実施例のコンプトンカメラ１によれば該反跳電子４の反跳方向の測定も可能となっている。この理由については後述する。
【００６２】
一方、散乱ガンマ線３は後段検出器３０に入射され、該後段検出器３０によってそのエネルギーと方向が測定される。
【００６３】
第１前段検出器１０を突き抜けた入射ガンマ線２にあっては上述した動作は第２前段検出器２０においてもなされ、該第２前段検出器２０はコンプトン散乱点の位置情報と反跳電子４のエネルギーおよび反跳方向の測定がなされるようになっている。
【００６４】
第１前段検出器１０、第２前段検出器２０、および後段検出器３０によって得られる各測定情報は情報収集装置４１によって収集され、少なくとも、散乱ガンマ線の方向に対する入射ガンマ線２の仰角、および入射ガンマ線２の方向が演算されるようになっている。
【００６５】
ここで、入射ガンマ線２の方向を算出するには該入射ガンマ線２の散乱ガンマ線３の方向に対する方位角をも決定する必要があるが、この方位角は反跳電子４の方向で決定される物理量となっている。従前のコンプトンカメラでは、上述したように反跳電子４の方向を得ることが困難だったため、入射ガンマ線２の入射方向は、図４に示す円錐（表面）ＣＮの範囲でしか決定できなかったが、該反跳電子４の反跳方向の測定ができる本実施例のコンプトンカメラ１によれば前記範囲を大幅に狭めることができる。この理由も後述する。
【００６６】
そして、前記情報収集装置４１による演算情報に基づいて画像再構成装置４２によって画像再構成がなされ、その画像が表示装置４３に表示されるようになっている。
【００６７】
図５は、コンプトンカメラ１のうち前段検出器１０あるいは２０において反跳電子４の方向に関する情報を得ることのできる理由を示す説明図である。図５においては第１前段検出器１０および第２前段検出器２０のうちのいずれか一方のみを示している。第１前段検出器１０および第２前段検出器２０はいずれも同様の動作がなされるからである。
【００６８】
図５において、コンプトン散乱により散乱された反跳電子４が前段検出器１０（２０）のガス中を飛行する過程において、該ガスのガス分子を電離させ、新たなドリフト電子を発生させることになる。
【００６９】
このドリフト電子は反跳電子４の飛行する軌跡５に沿って順次発生され、それぞれ検出器１０Ｂ（２０Ｂ）の検出面に落下するようになる。
【００７０】
落下された各ドリフト電子は前記検出器１０Ｂ（２０Ｂ）の検出面の異なるピクセルにおいて検出され、該ピクセルの位置によって反跳電子４の飛跡を対応づけることができる。
【００７１】
上述したように前記検出器１０Ｂ（２０Ｂ）は極めて微細加工されたものとして構成されていることから、前記ピクセルも微細に形成され、該反跳電子４の飛跡は高精度に検出できるようになる。
【００７２】
このようにして反跳電子４の方向を検知でき、散乱ガンマ線３の方向に対する入射ガンマ線２の方位角を検知することができる。
【００７３】
なお、図中では、前段検出器１０（２０）の周囲に後段検出器３０が配置され（図５では前段検出器１０（２０）の下部のみを図示）、この後段検出器３０によって散乱ガンマ線３の方向等が検出されるようになっている。このように入射ガンマ線２の方位角を検知することができることによって、該入射ガンマ線２の入射方向を一意に決定できることになる。
【００７４】
また、反跳電子４と散乱ガンマ線２のなす角度を算出することもでき、この角度の算出によって、入射ガンマ線２の入射方向の特定を極めて狭い範囲に特定させることができる。図５は入射ガンマ線２の基点（矢印と反対側の端部）の範囲を円の一部（円弧）ＣＰとして示し、入射方向の範囲が狭まっていることを示している。
【００７５】
図６は、本発明による核医学診断装置に備えられるコンプトンカメラ１の他の実施例を示す構成図である。図１に示したコンプトンカメラ１と同一の部材を示す部分には同一の符号を示している。
【００７６】
図１の場合と比較して異なる部分は、まず、第１前段検出器１０と第２前段検出器２０は平面的に並設させた構成としたことにある。そして、第１前段検出部１０はガスパッケージ１０Ａと検出器１０Ｂとを有するとともに該ガスパッケージ１０Ａ内にはたとえばアルゴン系のガスが充填されて構成され、第２前段検出部２０はガスパッケージ２０Ａと検出器２０Ｂとを有するとともに該ガスパッケージ２０Ａにはたとえばゼノン系のガスが充填されて構成されている。
【００７７】
この場合、後段検出部３０は、図１の場合のように第１前段検出部１０と第２前段検出部２０に対して共通に形成できないため、第１前段検出部１０と第２前段検出部２０にそれぞれ対応させて設けた構成としている。すなわち、第１前段検出部１０に対する後段検出部３０（図中３０Ａに示す）を設けるとともに第２前段検出部２０に対する後段検出部３０（図中３０Ｂに示す）を設けるようにしている。この場合、後段検出部３０Ａおよび後段検出部３０Ｂはそれぞれ別体にあるいは一体として形成するようにしてもよい。
【００７８】
このように構成した場合でも、第１前段検出部１０と後段検出部３０Ａとで比較的低いエネルギーを有するガンマ線を検出することができ、第２前段検出部２０と後段検出部３０Ｂとで比較的高いエネルギーを有するガンマ線を検出することができる。したがって、広い範囲のエネルギーをもつガンマ線を検出できる核医学診断装置を得ることができる。
【００７９】
なお、上述した実施例において、並設される前段検出器は２つに限定されることはなく３つ以上であってもよく、また、核前段検出器のガスパッケージに充填されるガスは上述したガスの種類に限定されず、互いに異なっておればよい。
【００８０】
上述した各実施例はそれぞれ単独に、あるいは組み合わせて用いても良い。それぞれの実施例での効果を単独であるいは相乗して奏することができるからである。
【００８１】
次に、本発明による光子測定装置の一実施例として、被写体から放出される光子が前段検出器でコンプトン散乱を起こし該コンプトン散乱によって生じた散乱光子が後段検出器で吸収される現象を示すコンプトンカメラを核医学診断装置に適用させた場合として、図７を用いて説明をする。
【００８２】
図７において、まず、被検体（被写体）５０が光子測定装置６０に対向して横臥されている。
【００８３】
被検体５０には放射性薬剤が投与され、その放射性薬剤（放射線源）からは該光子測定装置６０に放射状に光子（入射ガンマ線）５１が放出される。なお、放射性薬剤にはたとえば癌を患う被検体に投与された場合に癌細胞の活発な代謝によって特異的に集積する性質を有するものや、梗塞を患う被検体に投与された場合に血流量に応じて集積する性質を有するものがある。
【００８４】
光子測定装置６０には、被検体５０から放出される前記光子５１を入射させる前段検出器６１を有する。該前段検出器６１では前記光子５１の入射によって１回目のコンプトン散乱（反応）が生じ、そのコンプトン散乱点Ａから後述する後段検出器６２へ散乱光子（荷電粒子）５２が散乱されるとともに反跳電子ｅが発生するようになる。該前段検出器６１は前記コンプトン散乱点Ａの位置情報および前記反跳電子ｅの運動量に関する情報を検知し、その検知信号は情報収集装置６３に入力されるようになっている。
【００８５】
また、前段検出器６１と順向して後段検出器６２が配置され、この後段検出器６２には前記散乱光子５２が入射されるようになっている。該後段検出器６２は前記散乱光子５２の運動量に関する情報を検知し、その検知信号は前記情報収集装置６３に入力されるようになっている。なお、この明細書では、被検体５０の前方に前段検出器６１と後段検出器６２が順次配置されている状態であって、前段検出器６１と後段検出器６２の配置関係を上述のように”順向”と表現している。
【００８６】
情報収集装置６３では、前記前段検出器６１からの検出信号と前記後段検出器６２からの検出信号を統合させ、この統合された各信号を画像再構成装置６４に送出させ、この画像再構成装置６４によって再構成された放射線源に関する画像を表示装置６５に表示させるようになっている。
【００８７】
また、前記前段検出器６１にはその前段検出器６１の幾何学的配置を調整する機構、少なくとも該前段検出器６１を被検体５０に対する前記光子５１の入射方向に沿った離間距離を可変できる方向（図中α方向）に位置を調整できる位置調整機構６６が備えられている。
【００８８】
さらに、前記後段検出器６２にはその後段検出器６２の幾何学的配置を調整する機構、少なくとも該後段検出器６２を前段検出器６１に対する前記散乱光子５２の入射方向に沿った離間距離を可変できる方向（図中β方向）に位置を調整できる位置調整機構６７が備えられている。
【００８９】
位置調整機構６６によって前段検出器６１を図中α方向に位置の変更調整ができ、位置調整機構６７によって後段検出器６２を図中β方向に位置の変更調整ができるようになっており、これにより、互いに機械的に分離された前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌを可変できるようになっている。
【００９０】
この前段検出器６１と後段検出器６２の間の距離Ｌを可変することにより、前記表示装置６５に表示される画像の画質が変化し、操作者にとって好都合な画質に設定することができる。一般には前段検出器６１と後段検出器６２の距離Ｌを大きくすれば、それに応じて画像の画質が向上し、いわゆるぼけの表示が抑止されるようになる。
【００９１】
ここで、前段検出器６１と後段検出器６２の距離Ｌが大きくなれば画像の画質の向上がなされる理由を以下考察する。
【００９２】
まず、図８（ａ）は、前段検出器６１と後段検出器６２がたとえば距離Ｌを隔てて配置されていることを示している。なお、図８（ａ）に示す前段検出器６１と後段検出器６２は、図７の場合と異なり、その配置関係が上下逆となっており、被検体５０（図示せず）は図中上側に位置づけられることを考慮されたい。
【００９３】
同図において、被検体内の放射線源Ｓから前段検出器６１に入射する光子５１がコンプトン散乱点Ａで散乱された後に散乱光子５２となって後段検出器６２に入射し、吸収点Ｂで吸収されている。しかし、前段検出器６１と後段検出器６２の位置分解能を考慮した場合、被検体内の放射線源Ｓ’から前段検出器６１に入射する光子５１’がコンプトン散乱点Ａ’で散乱された後に散乱光子５２’となって後段検出器６２に入射し、吸収点Ｂ’で吸収される結果が得られる。なお、散乱光子５２（５２’）は光子５１（５１’）に対してコンプトン散乱角θを有して散乱される。
【００９４】
このことから、光子測定装置６０は、前段検出器６１および後段検出器６２の位置分解能によって、散乱光子５２に対して角度分解能Δθγを有し、また、入射光子５１に対して角度分解能Δθ０を有することになる。
【００９５】
そして、光子測定装置６０では、散乱光子５２の方向を基にして入射光子５１の方向が算出（決定）されるので、角度分解能Δθγ が小さな値として得られれば、角度分解能Δθ０を小さい値にでき、測定精度を向上させることができる。
【００９６】
図８（ｂ）は、前記角度分解能Δθγ を決定づける散乱光子５２、５２’の部分を示した図であるとともに、同図のうち、その上方図では前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ’が比較的小さくなっていることを示し、
下方図では前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ”が比較的大きくなっていることを示している。これら各図はコンプトン散乱点Ａ、Ａ’および散乱光子の吸収点Ｂ、Ｂ’において条件を同じにするためそれぞれ同位置に示している。
【００９７】
図８（ｃ）は、散乱光子５２、５２’のベクトルを示しており、同図のうち、その上方図は前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ’が比較的小さくなっている場合に対応し、下方図は前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ”が比較的大きくなっている場合に対応している。そして、これら各図において各ベクトルはその基点となるコンプトン散乱点Ａ、Ａ’を一致づけて示している。
【００９８】
この場合、各ベクトルの開き角である前記角度分解能Δθγ において、前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ”が比較的大きくなっている場合における角度分解能Δθ’’γ が前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ’が比較的小さくなっている場合における角度分解能Δθ’γ よりも小さくなっていることが明らかとなる。このことから、前段検出器６１と後段検出器６２の距離Ｌを大きくすることにより画像の画質の向上を図ることができる。
【００９９】
図７に示した構成において、図９（ａ）に示すように、前段検出器６１と後段検出器６２との間を比較的大きな距離ＬＬに設定した場合、散乱光子５２における角度分解能が向上し、表示装置６５における放射線源に関する画像の画質を向上させることができる。また、図９（ｂ）に示すように、前段検出器６１と後段検出器６２との間を比較的小さな距離ＬＳに設定した場合、散乱光子５２の検出効率いわゆる感度が向上し、表示装置６５における放射線源に関する画像を短時間撮影で映像させることができる。
【０１００】
また、図７に示した構成によって、前段検出器６１を被検体５０に近接あるいは密着させて配置させることができる。これにより、被検体５０とコンプトン散乱点Ａとの距離を極めて小さくでき、光子測定装置６０の空間分解能を向上させることができる。そして、被検体５０と光子測定装置６０との間の立体角を増大させ、幾何学的な検出効率を向上させることができるので、撮影時間の短縮、および画質の向上を図ることができる。
【０１０１】
この場合、前段検出器６１を被検体５０に近接あるいは密着させて配置させた状態で、該前段検出器６１に対して後段検出器６２の間の距離Ｌを可変させることで、空間分解能と検出効率の両者を加味した調整を達成でき、被写体５０の状況あるいは撮影の目的に対応させた撮影ができるようになる。
【０１０２】
そして、たとえば、図９（ｃ）に示すように、前段検出器６１および後段検出器６２を相対的な三次元的配置に調整できるように構成した場合、入射光子５１のエネルギーの度合いに応じて、該前段検出器６１および後段検出器６２を適切な位置に配置させることができる。すなわち、図９（ｃ）に示したようにした場合、対応して描いた図９（ｄ）の場合と異なり、前方散乱した散乱光子５２を選択的に取得でき、高精度な事象を高統計に収集できるようになり、結果的に、画像のぼけを抑制でき、高度な画質を得ることができる。この理由は、前段検出器６１における散乱事象数は後段検出器６２における散乱事象数に比べて一般的に多く、前段検出器６１と後段検出器６２のエネルギ分解能のエネルギ依存性から、入射する光子５１の方向決定精度が前方散乱事象の方が高いからである。
【０１０３】
図１０は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。図１０では図７に示した情報収集装置６３、画像再構成装置６４、および表示装置６５は省略して示している。
【０１０４】
図１０において、被検体５０のたとえば前方に前段検出器６１および後段検出器６２が順次配置されている。前段検出器６１と後段検出器６２はたとえば図示の状態では距離Ｌだけ離間されて配置されている。
【０１０５】
そして、前段検出器６１は位置調整機構６６によって被検体５０の周辺を図中点線で示す軌道２１Ｏ上に沿って移動するようになっている。この場合、前段検出器６１の被検体５０と対向する検出面はそのまま該被検体５０と対向したまま移動し、結果として前記軌道上を自転しながら移動するようになっている。
【０１０６】
また、後段検出器６２も位置調整機構６７によって被検体５０の周辺を図中点線で示す軌道２２Ｏ上に沿って移動するようになっている。この場合も、後段検出器６２の被検体５０と対向する検出面はそのまま該被検体５０とたとえば対向したまま移動し、結果として前記軌道上を自転しながら移動するようになっている。
【０１０７】
前段検出器６１と後段検出器６２の上述した移動においてそれら前段検出器６１と後段検出器６２は互いに対向したままとなっているが、該前段検出器６１と後段検出器６２は前記距離Ｌの間隔をそのまま維持するようにしてもよく、また、調整により可変させるようにしてもよい。
【０１０８】
このように構成した光子測定装置は前段検出器６１と後段検出器６２からなる検出器を被検体５０の周りに回転させながら撮影を行うようになっている。このため、複数方向から各撮影ができ、計測される光子の計数を増加させることができるようになる。このことは統計誤差によって生じる画質の劣化を低減させる効果を奏する。そして、高精細な３次元画像を得ようとする場合において必要な等方的なデータを収集できるようになる。
【０１０９】
前段検出器６１に対して外側に距離Ｌだけ離間されて配置される後段検出器６２はその移動の軌跡２２Ｏを単純な円軌道とすることができ、すなわち、被検体からの距離を一定とすることができる。これにより、画像再構成装置６４における画像の再構成演算を簡単なものとすることができ、ひいては、データ処理の高速化を達成することができる。
【０１１０】
さらに、上述した構成とすることで、前段検出器６１および後段検出器６２の検出面での有効面積を小さく構成することができる。検出面の有効面積を小さくすることによって被検体との間の立体角の減少を、前段検出器６１および後段検出器６２の上述した移動によって補償できるからである。なお、前段検出器６１および後段検出器６２の検出面での有効面積を小さく構成することで、それら前段検出器６１および後段検出器６２の精密な移動を行うことができ、また、コストを低減させることができる。
【０１１１】
図１１は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。図１１においても図７に示した情報収集装置６３、画像再構成装置６４、および表示装置６５を省略して示している。
【０１１２】
図１１において、被検体５０の前方に前段検出器６１および後段検出器６２が順次配置されている。前段検出器６１と後段検出器６２は距離Ｌだけ離間されて配置されている。
【０１１３】
この場合、前段検出器６１の位置調整機構６６は、たとえば該前段検出器６１をその検出面と垂直方向に移動調整でき、後段検出器６２の位置調整機構６７は、たとえば該後段検出器６２をその検出面と垂直方向に移動調整できるものとする。これにより、前段検出器６１を被検体５０に近接あるいは密着させて配置させたり、前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌを任意に設定することができる。
【０１１４】
さらに、前段検出器６１は全体の形状として被検体５０の周りの一部を被うように構成され、たとえば平板形状からなる３枚の検出器６１ａ、６１ｂ、６１ｃを用意し、検出器６１ｂを真ん中に配置し、その両脇に検出器６１ａ、６１ｃをそれぞれ鈍角の開き角度を有して固定させて構成されたものとなっている。後段検出器６２においても全体の形状として被検体５０の周りの一部を被うように構成され、たとえば平板形状からなる３枚の検出器６２ａ、６２ｂ、６２ｃを用意し、検出器６２ｂを真ん中に配置し、その両脇に検出器６２ａ、６２ｃをそれぞれ鈍角の開き角度を有して固定させて構成されたものとなっている。
【０１１５】
なお、前段検出器６１および後段検出器６２において、それぞれ、平板形状からなる複数の各検出器はそれぞれ別個のものを組み立てて構成したものではなく、製造の当初から一体として形成されたものであってもよい。
【０１１６】
このように構成された光子測定装置は、たとえ、前段検出器６１および後段検出器６２を被検体５０の周りに移動できる構成としなくても、被検体５０の周囲の大部分にわたって撮影ができることになり、幾何学的な検出効率を向上させることができる。
【０１１７】
図１２は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図で、図１１に対応した図となっている。
【０１１８】
図１１と異なる構成は、後段検出器６２にあっては複数の平板状の検出器６２ａ、６２ｂ、６２ｃで構成されているが、前段検出器６１にあっては１つの平板状の検出器のみで構成されていることにある。
【０１１９】
この場合にあっても、後段検出器６２は全体の形状として被検体５０の周りの一部を被うように構成されていることから、被検体５０の周囲の撮影においてその撮影範囲を拡大できることになり、幾何学的な検出効率を向上させることができる。
【０１２０】
図１３は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図で、図１１に対応した図となっている。
【０１２１】
図１１の場合と比較して異なる構成は、前段検出器６１にあっては複数の平板状の検出器６１ａ、６１ｂ、６１ｃで構成されているが、後段検出器６２にあっては１つの平板状の検出器のみで構成されていることにある。
【０１２２】
この場合にあっても、前段検出器６１は全体の形状として被検体５０の周りの一部を被うように構成されていることから、被検体５０の周囲の撮影においてその撮影範囲を拡大できることになり、幾何学的な検出効率を向上させることができる。
【０１２３】
図１４は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図で、図１３に対応した図となっている。
【０１２４】
図１３の場合と比較して異なる構成は、後段検出器６２が被検体５０および前段検出器６１をも被ってたとえば円環からなる環状体として構成されていることにある。
【０１２５】
このように構成した場合、後段検出器６２はたとえば上述した実施例に備えられた移動調整機構６７を備えることなく構成することができる。
【０１２６】
そして、この実施例の適用例としては、たとえば、従来知られている構成のポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）装置に、前段検出器６１（必要であれば移動調整機構６６も）を配置させ、該ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）装置に従前から備えられている検出器素子を後段検出器６２としてそのまま利用することができる。
【０１２７】
このように既存のポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）装置をいわゆるコンプトンカメラ化して構成することにより、やはり既存のＳＰＥＣＴ用製剤を使用することができ、使用の対象となる放射性医薬品の種類が増大する効果を奏する。そして、既存の装置をそのまま適用して構成することから、開発コストを大幅に低減できるという効果を奏する。
【０１２８】
なお、図１４にあっては、前段検出器６１は、被検体５０の周囲の被いを拡大させるために平板状の複数の検出器６１ａ、６１ｂ、６１ｃを備えたものとして構成したものであるが、このようにすることに限定はされず、たとえば、検出器６１ｂのみで構成するようにしてもよい。
【０１２９】
図１５は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図で、図１３に対応した図となっている。
【０１３０】
図１３の場合と比較して異なる構成は、後段検出器６２を被検体５０の周囲に回転して移動するガンマカメラとして構成したことにある。ここで、該ガンマカメラは機械式コリメータを取り外したものとして構成されている。
【０１３１】
このことから、この実施例で示す装置は、機械式コリメータを取り外した従前のシングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置に、前段検出器６１を配置（必要であれば移動調整機構６６も）させ、該シングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置に従前から備えられている検出器素子を後段検出器６２としてそのまま利用することができる。
【０１３２】
このように既存のシングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置をいわゆるコンプトンカメラ化して構成することにより、やはり既存のＰＥＴ用製剤を使用することができ、使用の対象となる放射性医薬品の種類が増大する効果を奏する。そして、既存の装置をそのまま適用して構成することから、開発コストを大幅に低減できるという効果を奏する。
【０１３３】
なお、図１５にあっては、前段検出器６１は、被検体５０の周囲の被いを拡大させるために平板状の複数の検出器６１ａ、６１ｂ、６１ｃを備えたものとして構成したものであるが、このようにすることに限定はされず、たとえば、検出器６１ｂのみで構成するようにしてもよい。
【０１３４】
上述した実施例では光子測定装置としてコンプトン散乱を利用したコンプトンカメラを用いたものを示したものである。しかし、コンプトン散乱（反応）の替わりに電子・陽電子対生成反応を利用した光子測定装置であってもよい。同様の効果が得られるからである。この場合、上述した散乱光子は電子または陽電子に置き換えたものとなる。
【０１３５】
また、上述した実施例では核医学診断装置に適用されたコンプトンカメラを示したものである。しかし、本発明はこのような核医学診断装置に限定されずたとえば実験室等で用いられるコンプトンカメラ、すなわち分子イメージング機器として構成するようにしてもよい。
【０１３６】
上述した各実施例はそれぞれ単独に、あるいは組み合わせて用いても良い。それぞれの実施例での効果を単独であるいは相乗して奏することができるからである。
【図面の簡単な説明】
【０１３７】
【図１】本発明による核医学診断装置に用いられるコンプトンカメラの一実施例を示す構成図で、比較的低いエネルギーのガンマ線を検出している態様を示した図となっている。
【図２】本発明による核医学診断装置に用いられるコンプトンカメラの一実施例を示す構成図で、比較的高いエネルギーのガンマ線を検出している態様を示した図となっている。
【図３】前記コンプトンカメラの前段検出器に備えられる検出器の一実施例を示す平面図である。
【図４】前記コンプトンカメラを用いた核医学診断装置の一実施例を示す概略説明図である。
【図５】本発明による核医学診断装置に用いられるコンプトンカメラの動作の一部を示す説明図である。
【図６】本発明による核医学診断装置に用いられるコンプトンカメラの他の実施例を示す構成図である。
【図７】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の一実施例を示す構成図である。
【図８】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置において前段検出器と後段検出器との間の距離Ｌを大きくすることの効果を示すための説明図である。
【図９】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の前段検出器と後段検出器の動作の各態様を示す説明図である。
【図１０】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【図１１】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【図１２】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【図１３】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【図１４】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【図１５】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【符号の説明】
【０１３８】
１……コンプトンカメラ、２……入射ガンマ線、３……散乱ガンマ線、４……反跳電子、５……軌跡（反跳電子の）、１０……第１前段検出器、１０Ａ……ガスパッケージ、１０Ｂ……検出器、２０……第２前段検出器、２０Ａ……ガスパッケージ、２０Ｂ……検出器、３０……後段検出器、１１……半導体基板、１２……陰極、１３……透孔、１４……陽極、１５……配線層、４１……情報収集装置、４２……画像再構成装置、４３……表示装置
５０……被検体、５１……光子、５２……散乱光子、６０……光子測定装置、６１……前段検出器、６２……後段検出器、６３……情報収集装置、６４……画像再構成装置、６５……表示装置、６６、６７……位置調整機構、２１Ｏ……前段検出器の移動軌道、２２Ｏ……後段検出器の移動軌道、Ａ……コンプトン散乱点、Ｂ……散乱光子の吸収点、ｅ……反跳電子。
【技術分野】
【０００１】
本発明は核医学診断装置に係り、被検体の体内に放射性物質を投与し、特定の部位に集積して発するガンマ線等を捕らえて、病巣の位置等の画像化を行う核医学診断装置、及びコンプトンカメラのように核医学診断装置に用いるのに好適な光子測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
この種の核医学診断装置はコンプトンカメラを備え、このコンプトンカメラによって被検体から発せられるガンマ線等を検出し、該ガンマ線等の入射方向等を算出することにより、該被検体内の放射性物質の画像化を図っている。
【０００３】
被検体からのガンマ線は、コンプトンカメラ内で、電子といわゆるコンプトン散乱を生じせしめるようになっている。すなわち、該ガンマ線が有するエネルギーの一部を電子に与えて弾き飛ばし、ガンマ線自身は電子に与えた分のエネルギーを失って散乱ガンマ線（散乱光子）となって散乱する。そして、弾き飛ばされた電子（反跳電子：荷電粒子）は周囲の分子を電離させながら跳び、その際に、電子とイオンを発生させるようになる。
【０００４】
該電子(ドリフト電子)の飛跡に関する情報はいわゆる飛跡検出器と称される前段検出器によって検出され、また、散乱ガンマ線の散乱方向およびエネルギーに関する情報はいわゆる散乱ガンマ線検出器と称される後段検出器によって検出されるようになっている。
【０００５】
そして、前段検出器と後段検出器からの情報に基づいて少なくともガンマ線入射方向等を算出し、これに基づいて被検体内の放射性物質を画像化するように構成されている。
【０００６】
なお、前段検出器は特定の種類のガスが充填された空間を有して構成されたものとなっている。入射ガンマ線に効率良くコンプトン散乱を起こさせるようにするためである。
【０００７】
このような構成のコンプトンカメラの詳細についてはたとえば下記特許文献１に開示がなされている。
【０００８】
このようなコンプトンカメラは、放射線源からの放射線のコンプトン散乱あるいは電子陽電子対生成を利用し、それによって発生するエックス線あるいはガンマ線を計測することによって、該放射線源をイメージングする装置である。
【０００９】
そして、コンプトンカメラを備える核医学診断装置は、たとえばポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）装置と比較した場合、放射性同位元素の種類を選ぶ必要はなく、また、ガンマカメラやシングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置と比較した場合、機械式コリメータを必要としない構成とすることができる長所を有している。
【００１０】
このようなコンプトンカメラの詳細は、たとえば、下記特許文献２に開示がなされている。
【特許文献１】特開２００１−１３２５１号公報
【特許文献２】特開昭６３−１５８４９０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかしながら、特許文献１のコンプトンカメラの検出の対象となるガンマ線のエネルギーは、そのガンマ線源である放射性物質によって異なっている。
【００１２】
たとえば、ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）装置の核種に用いられる放射性薬剤のガンマ線のエネルギーは５１１ｋｅＶであり、シングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置の核種に用いられる放射性薬剤（たとえばテクネシウム）のガンマ線のエネルギーは１４０ｋｅＶである。
【００１３】
この場合、これらガンマ線のエネルギーの大小と、特許文献１のコンプトンカメラの前段検出器に充填されているガスの種類によっては、コンプトン散乱の確立等に大きく影響しガンマ線の入射方向の特定の精度に影響を与えることになる。
【００１４】
このことは、前段検出器にいかなる種類のガスを充填させたとしても、特定エネルギー範囲のガンマ線を検出するに適したコンプトンカメラとして構成されることになる。そして、特許文献１のようなコンプトンカメラを備える核医学診断装置は、被検体に投与する核種に制限が付されることになる。
【００１５】
また、特許文献２のコンプトンカメラは、被写体から放出されるガンマ線をコンプトン散乱させ少なくとも一回目のコンプトン散乱点における位置情報と、このコンプトン散乱によって生じる反跳電子の運動量の情報を検出する前段検出器と該コンプトン散乱によって散乱されたガンマ線に関する情報を検出する後段検出器とを備えるものであるが、これら各検出器は近接して配置されるとともに、それらの位置関係は常時固定されたものとして構成されたものであった。
【００１６】
そして、特許文献２のようなコンプトンカメラは、その検出信号によって画像を再構成した場合に、さらなる高精細の画像が得られることが要望されていた。
【００１７】
なお、コンプトンカメラは、核医学診断装置の他に、天体観測用としてエックス線やガンマ線を検出するものも知られているが、この場合におけるコンプトンカメラもその前段検出器と後段検出器は近接して配置されるとともに、それらの位置関係は常時固定されたものとなっている。
【００１８】
本発明の目的は、広い範囲のエネルギーをもつガンマ線を検出することのできる核医学診断装置を提供することにある。
【００１９】
本発明の他の目的は、高精細な画像を得ることができる光子測定装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００２０】
本願において開示される発明に係る核医学診断装置のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、以下のとおりである。
【００２１】
（１）本発明による核医学診断装置は、たとえば、ガスが充填されこのガス中のコンプトン散乱によって生じる荷電粒子の情報を検知する前段検出器と、散乱光子の情報を検出する後段検出器とを備えるコンプトンカメラを備え、
ガスの種類を異ならしめた前記前段検出器を複数積層させて構成したことを特徴とする。
【００２２】
（２）本発明による核医学診断装置は、たとえば、ガスが充填されこのガス中のコンプトン散乱によって生じる荷電粒子の情報を検知する前段検出器と、散乱光子の情報を検出する後段検出器とを備えるコンプトンカメラを備え、
ガスの種類を異ならしめた前記前段検出器を複数平面的に並設させて構成したことを特徴とする。
【００２３】
また、本願において開示される発明に係る光子測定装置のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、以下のとおりである。
【００２４】
（１）本発明による光子測定装置は、たとえば、被写体から放出される光子を反応させ少なくとも一回目の反応点における位置情報と該反応によって生じる荷電粒子の運動量の情報を検出する前段検出器と、
この前段検出器と機械的に分離され前記荷電粒子または該反応によって散乱された光子に関する情報を検出する後段検出器と、
前記前段検出器と後段検出器からの各情報から前記被写体内の光子源をイメージする画像再構成手段とを備え、
前段検出器と後段検出器との間の距離を可変し得る調節手段が備えられていることを特徴とする。
【００２５】
（２）本発明による光子測定装置は、たとえば、（１）の構成を前提とし、前記前段検出器を被写体に対して近接あるいは密着させるようにした機構を備えたことを特徴とする。
【００２６】
（３）本発明による光子測定装置は、たとえば、（１）の構成を前提とし、前記前段検出器を後段検出器と順向させた状態で被写体の周囲に回転させる機構を備えたことを特徴とする。
【００２７】
（４）本発明による光子測定装置は、たとえば、（１）の構成を前提とし、前記後段検出器を前段検出器と順向させた状態で被写体の周囲に回転させる機構を備えたことを特徴とする。
【００２８】
（５）本発明による光子測定装置は、たとえば、（３）の構成を前提とし、後段検出器は被検体の周囲を囲んだ環状体で構成されていることを特徴とする。
【００２９】
（６）本発明による光子測定装置は、たとえば、（３）の構成を前提とし、前段検出器は被検体の周囲を囲んだ環状体で構成されていることを特徴とする。
【００３０】
なお、本発明は以上の構成に限定されず、本発明の技術思想を逸脱しない範囲で種々の変更が可能である。
【発明の効果】
【００３１】
このように構成した核医学診断装置は、広い範囲のエネルギーをもつガンマ線を検出することができる。
【００３２】
また、このように構成した光子測定装置は、高精細な画像を得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３３】
図１は、本発明による核医学診断装置を示す構成図で、それに具備されるコンプトンカメラの一実施例を示す構成図である。
【００３４】
図１において、コンプトンカメラ１は、飛跡検出器となる第１前段検出器１０、第２前段検出器２０がたとえば二段（二層）に設けられ、これら第１前段検出器１０、第２前段検出器２０と散乱ガンマ線検出器となる後段検出器３０とで構成されている。
【００３５】
図中において、診断を受ける被検体（図示せず）は、該コンプトンカメラ１の第１前段検出器１０側に位置づけられ、該被検体内に投与された放射性薬剤から入射ガンマ線２が第１前段検出器１０の側に指向されて放出されるようになっている。
【００３６】
第１前段検出器１０は入射ガンマ線２の入射方向側に順次ガスパッケージ１０Ａおよび検出器１０Ｂが配置され、第２前段検出器２０も入射ガンマ線２の入射方向側に順次ガスパッケージ２０Ａおよび検出器２０Ｂが配置されている。
【００３７】
第１前段検出器１０および第２前段検出器２０においてそれらのガスパッケージ１０Ａおよび２０Ａ、また検出器１０Ｂおよび２０Ｂは、それぞれ、たとえば同様の構成となっているが、第１前段検出器１０のガスパッケージ１０Ａ内にはたとえばアルゴン系のガスが充填され、第２前段検出器２０のガスパッケージ２０Ａ内にはゼノン系のガスが充填されていることに相異を有する。
【００３８】
第１前段検出器１０および第２前段検出器２０にガスが充填されるのは、第１前段検出器１０にさらには該第１前段検出器１０を通過して第２前段検出器２０に入射してくる入射ガンマ線２に該ガスの空間内でコンプトン散乱を生じせしめる確率を高め、これにより、効率的にガンマ線を検出するためである。また、これらのガスはたとえば高圧で封入され、これによりガスの電子密度が高められてコンプトン散乱の生じる確率を向上させている。
【００３９】
第１前段検出器１０のガスパッケージ１０Ａに充填されるアルゴン系のガスは比較的軽い元素から構成され、該第１前段検出器１０に入射される入射ガンマ線２がたとえば２００ｋｅＶ程度と比較的低いエネルギーを有している場合には、この入射ガンマ線２の測定にあっては該第１前段検出器１０が適したものとして構成される。図１にあっては、第１前段検出器１０に入射ガンマ線２が入射され、ガスパッケージ１０Ａ内で生じたコンプトン散乱によって、散乱ガンマ線３と反跳電子４が生じていることを示している。散乱ガンマ線３に関する情報は後段検出器３０によって、反跳電子４に関する情報は第１前段検出器１０の検出器１０Ｂによって検出されるが、これらの詳細は後述する。
【００４０】
この場合、第２前段検出器１０に入射されてくる入射ガンマ線２がたとえば７００ｋｅＶ程度と比較的高いエネルギーを有している場合には、ガンマ線によるコンプトン散乱電子はアルゴン系のガスが充填されているガスパッケージ１０Ａ内を突き抜ける確率が高くなる。このことは、アルゴン系の前記ガスの圧力を高くして封入させても同様である。
【００４１】
第２前段検出器２０のガスパッケージ２０Ａに充填されるゼノン系のガスは比較的重い元素から構成され、第１前段検出器１０を突き抜けて入射されてくる入射ガンマ線２（たとえば７００ｋｅＶ程度と比較的高いエネルギーを有している）の測定にあって該第２前段検出器２０が適したものとして構成される。図１に対応して描かれた図２にあっては、第１前段検出器１０を通過して第２前段検出器２０に至るまで入射ガンマ線２が入射され、ガスパッケージ２０Ａ内で生じたコンプトン散乱によって、散乱ガンマ線３と反跳電子４が生じていることを示している。散乱ガンマ線３に関する情報は後段検出器３０によって、反跳電子４に関する情報は第２前段検出器２０の検出器２０Ｂによって検出される。
【００４２】
一般に、ゼノン系のように比較的重いガスはたとえばアルゴン系のガスと比べていわゆるドップラー・ブロードニングの影響が大きく、反跳電子４の直線性が低減し解像度の低下につながるが、本実施例のように、第２前段検出器２０において、ゼノン系のように比較的重いガスを用い、比較的高いエネルギーの入射ガンマ線２を検出対象とすることによって該ドップラー・ブロードニングの影響を低減させる効果を有する。
【００４３】
上述した実施例では、第１前段検出器１０および第２前段検出器２０によって前段検出器を構成したものである。しかし、以上の２つの前段検出器に限定されることはなく３つ以上の前段検出器を用意し、これらを多段（多層）に構成するようにしてもよい。そして、この場合、各前段検出器に充填させるガスは各前段検出器において異なったものであればよく、その種類もアルゴン系のガスあるいはゼノン系のガスに制限されることはない。
【００４４】
このように構成することによって、前段検出器（複数の多段の前段検出器によって構成される）は、低エネルギーから高エネルギーに至る入射ガンマ線の検出に対応することができ、このような前段検出器を備えるコンプトンカメラにあって、広範囲のエネルギーの入射ガンマ線に対応できるようになる。
【００４５】
図３は、図１および図２に示したコンプトンカメラ１の第１前段検出器１０の検出器１０Ｂおよび第２前段検出器２０の検出器２０Ｂの一実施例を示した平面図である。このため、図１および図２（さらには図５および図６も）に示した検出器１０Ｂおよび検出器２０Ｂは簡易的に描画した図となっている。
【００４６】
図３において、半導体基板１１の表面に、たとえばそのｙ方向に伸張するストリップ状の陰極１２がｘ方向に複数並設されて形成されている。ここでｙ方向とｘ方向はたとえば互いに直交する方向となっている。
【００４７】
これら各陰極１２にはその伸張方向に沿ってたとえば円形の透孔１３が同一ピッチで複数並設されて形成されている。
【００４８】
各陰極１２に形成された各透孔１３はマトリックス状に配置され、各陰極１２における一方の端部からのｎ（１、２、３、……）番目の透孔１３は他の陰極における一方の端部からのｎ番目の透孔とともにｘ方向軸上に一致づけられて配置された状態となっている。
【００４９】
そして、半導体基板１１の表面であって、各陰極１２に形成された各透孔１３の中心部には該透孔１３の径よりも小さな径を有する陽極１４が形成されている。これら各陽極１４は半導体基板１１に形成されたスルーホール（図示せず）を通して該半導体基板１１の裏面に形成された配線層１５に電気的に接続されている。
【００５０】
該配線層１５は、半導体基板１１の裏面において、そのｘ方向に伸張するストリップ状をなし、ｙ方向に複数並設されて形成されている。
【００５１】
前記各陰極１２の一方の端部からのｎ番目の透孔１３内に配置される陽極１４は、それぞれ該一方の端部からｎ番目に配置される配線層１５に接続されている。
【００５２】
このように構成された検出器１０Ｂ、２０Ｂは、その平面における検出面において各陽極１４を中心に配置させる領域であって隣接する他の領域と画される領域をピクセル（図３では３×４のピクセルを有することになる）と称した場合に、反跳電子４が入射されたピクセルと交叉する陰極１２および配線層１５から信号が出力され、該反跳電子４の位置情報等が得られるようになっている。
【００５３】
ここで、前記陰極１２、陽極１４、および配線層１５は、いわゆるフォトリソグラフィ技術による選択エッチング方法により形成され、マトリックス状に配置された各陽極１４は、ｘ方向およびｙ方向にそれぞれ隣接する他の陽極１４との間が約４００μｍの間隔を有して形成されている。これにより、反跳電子４（荷電粒子）の飛跡をサブミリ間隔で測定することができる。
【００５４】
なお、この検出器１０Ｂ、２０Ｂに関する詳細な機能および効果等は、たとえば、A new design of the gaseous imaging detector: Micro Pixel Chamber, Atsuhiko Ochi et al., Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A 471(2001)264・267等の文献に記載がある。
【００５５】
反跳電子４のエネルギーは数十〜数百ｋｅＶであり、たとえガス中といえども数ｃｍ程度しか飛行できないことから、サブミリ間隔で該反跳電子４の飛跡を測定する必要があり、図１および図２に示すコンプトンカメラ１はこのような要求を満たした構成となっている。
【００５６】
本来、コンプトンカメラ１によってガンマ線の画像を得るには該コンプトンカメラ１への入射ガンマ線２の入射方向を知ることが必要となり、この入射方向が判れば測定対象以外の大量の雑音ガンマ線を容易に除去でき、高範囲のエネルギーの単ガンマ線放射核種においても画像化を可能とする。
【００５７】
そして、ガンマ線２の入射方向を知るためには、該ガンマ線２が量子として物質中の電子と散乱（コンプトン散乱）する過程において生じる反跳電子４および散乱ガンマ線３の方向およびエネルギーを測定し、再構成する必要がある。
【００５８】
図４は、上述したコンプトンカメラ１を備える核医学診断装置の一実施例を模式的に示した構成図である。
【００５９】
該コンプトンカメラ１は第１前段検出器１０と第２前段検出器２０からなる前段検出器と後段検出器３０を備える。
【００６０】
第１前段検出器１０に入射される入射ガンマ線２は、物質中の電子とコンプトン散乱点ＣＳＰでコンプトン散乱し、反跳電子４はたとえば第１前段検出器１０で捕らえられることになる。第１前段検出器１０では前記コンプトン散乱点ＣＳＰの位置と反跳電子４のエネルギーが測定される。
【００６１】
この場合の反跳電子４のエネルギーは数十〜数百ｋｅＶと極めて小さいのが通常である。このため、従前のコンプトンカメラではコンプトン散乱点ＣＳＰの位置情報と反跳電子４のエネルギーは測定できるが、該反跳電子４の反跳方向の測定は困難であるという事情があったが、図３に示した検出器１０Ｂ（１０Ａ）を備える本実施例のコンプトンカメラ１によれば該反跳電子４の反跳方向の測定も可能となっている。この理由については後述する。
【００６２】
一方、散乱ガンマ線３は後段検出器３０に入射され、該後段検出器３０によってそのエネルギーと方向が測定される。
【００６３】
第１前段検出器１０を突き抜けた入射ガンマ線２にあっては上述した動作は第２前段検出器２０においてもなされ、該第２前段検出器２０はコンプトン散乱点の位置情報と反跳電子４のエネルギーおよび反跳方向の測定がなされるようになっている。
【００６４】
第１前段検出器１０、第２前段検出器２０、および後段検出器３０によって得られる各測定情報は情報収集装置４１によって収集され、少なくとも、散乱ガンマ線の方向に対する入射ガンマ線２の仰角、および入射ガンマ線２の方向が演算されるようになっている。
【００６５】
ここで、入射ガンマ線２の方向を算出するには該入射ガンマ線２の散乱ガンマ線３の方向に対する方位角をも決定する必要があるが、この方位角は反跳電子４の方向で決定される物理量となっている。従前のコンプトンカメラでは、上述したように反跳電子４の方向を得ることが困難だったため、入射ガンマ線２の入射方向は、図４に示す円錐（表面）ＣＮの範囲でしか決定できなかったが、該反跳電子４の反跳方向の測定ができる本実施例のコンプトンカメラ１によれば前記範囲を大幅に狭めることができる。この理由も後述する。
【００６６】
そして、前記情報収集装置４１による演算情報に基づいて画像再構成装置４２によって画像再構成がなされ、その画像が表示装置４３に表示されるようになっている。
【００６７】
図５は、コンプトンカメラ１のうち前段検出器１０あるいは２０において反跳電子４の方向に関する情報を得ることのできる理由を示す説明図である。図５においては第１前段検出器１０および第２前段検出器２０のうちのいずれか一方のみを示している。第１前段検出器１０および第２前段検出器２０はいずれも同様の動作がなされるからである。
【００６８】
図５において、コンプトン散乱により散乱された反跳電子４が前段検出器１０（２０）のガス中を飛行する過程において、該ガスのガス分子を電離させ、新たなドリフト電子を発生させることになる。
【００６９】
このドリフト電子は反跳電子４の飛行する軌跡５に沿って順次発生され、それぞれ検出器１０Ｂ（２０Ｂ）の検出面に落下するようになる。
【００７０】
落下された各ドリフト電子は前記検出器１０Ｂ（２０Ｂ）の検出面の異なるピクセルにおいて検出され、該ピクセルの位置によって反跳電子４の飛跡を対応づけることができる。
【００７１】
上述したように前記検出器１０Ｂ（２０Ｂ）は極めて微細加工されたものとして構成されていることから、前記ピクセルも微細に形成され、該反跳電子４の飛跡は高精度に検出できるようになる。
【００７２】
このようにして反跳電子４の方向を検知でき、散乱ガンマ線３の方向に対する入射ガンマ線２の方位角を検知することができる。
【００７３】
なお、図中では、前段検出器１０（２０）の周囲に後段検出器３０が配置され（図５では前段検出器１０（２０）の下部のみを図示）、この後段検出器３０によって散乱ガンマ線３の方向等が検出されるようになっている。このように入射ガンマ線２の方位角を検知することができることによって、該入射ガンマ線２の入射方向を一意に決定できることになる。
【００７４】
また、反跳電子４と散乱ガンマ線２のなす角度を算出することもでき、この角度の算出によって、入射ガンマ線２の入射方向の特定を極めて狭い範囲に特定させることができる。図５は入射ガンマ線２の基点（矢印と反対側の端部）の範囲を円の一部（円弧）ＣＰとして示し、入射方向の範囲が狭まっていることを示している。
【００７５】
図６は、本発明による核医学診断装置に備えられるコンプトンカメラ１の他の実施例を示す構成図である。図１に示したコンプトンカメラ１と同一の部材を示す部分には同一の符号を示している。
【００７６】
図１の場合と比較して異なる部分は、まず、第１前段検出器１０と第２前段検出器２０は平面的に並設させた構成としたことにある。そして、第１前段検出部１０はガスパッケージ１０Ａと検出器１０Ｂとを有するとともに該ガスパッケージ１０Ａ内にはたとえばアルゴン系のガスが充填されて構成され、第２前段検出部２０はガスパッケージ２０Ａと検出器２０Ｂとを有するとともに該ガスパッケージ２０Ａにはたとえばゼノン系のガスが充填されて構成されている。
【００７７】
この場合、後段検出部３０は、図１の場合のように第１前段検出部１０と第２前段検出部２０に対して共通に形成できないため、第１前段検出部１０と第２前段検出部２０にそれぞれ対応させて設けた構成としている。すなわち、第１前段検出部１０に対する後段検出部３０（図中３０Ａに示す）を設けるとともに第２前段検出部２０に対する後段検出部３０（図中３０Ｂに示す）を設けるようにしている。この場合、後段検出部３０Ａおよび後段検出部３０Ｂはそれぞれ別体にあるいは一体として形成するようにしてもよい。
【００７８】
このように構成した場合でも、第１前段検出部１０と後段検出部３０Ａとで比較的低いエネルギーを有するガンマ線を検出することができ、第２前段検出部２０と後段検出部３０Ｂとで比較的高いエネルギーを有するガンマ線を検出することができる。したがって、広い範囲のエネルギーをもつガンマ線を検出できる核医学診断装置を得ることができる。
【００７９】
なお、上述した実施例において、並設される前段検出器は２つに限定されることはなく３つ以上であってもよく、また、核前段検出器のガスパッケージに充填されるガスは上述したガスの種類に限定されず、互いに異なっておればよい。
【００８０】
上述した各実施例はそれぞれ単独に、あるいは組み合わせて用いても良い。それぞれの実施例での効果を単独であるいは相乗して奏することができるからである。
【００８１】
次に、本発明による光子測定装置の一実施例として、被写体から放出される光子が前段検出器でコンプトン散乱を起こし該コンプトン散乱によって生じた散乱光子が後段検出器で吸収される現象を示すコンプトンカメラを核医学診断装置に適用させた場合として、図７を用いて説明をする。
【００８２】
図７において、まず、被検体（被写体）５０が光子測定装置６０に対向して横臥されている。
【００８３】
被検体５０には放射性薬剤が投与され、その放射性薬剤（放射線源）からは該光子測定装置６０に放射状に光子（入射ガンマ線）５１が放出される。なお、放射性薬剤にはたとえば癌を患う被検体に投与された場合に癌細胞の活発な代謝によって特異的に集積する性質を有するものや、梗塞を患う被検体に投与された場合に血流量に応じて集積する性質を有するものがある。
【００８４】
光子測定装置６０には、被検体５０から放出される前記光子５１を入射させる前段検出器６１を有する。該前段検出器６１では前記光子５１の入射によって１回目のコンプトン散乱（反応）が生じ、そのコンプトン散乱点Ａから後述する後段検出器６２へ散乱光子（荷電粒子）５２が散乱されるとともに反跳電子ｅが発生するようになる。該前段検出器６１は前記コンプトン散乱点Ａの位置情報および前記反跳電子ｅの運動量に関する情報を検知し、その検知信号は情報収集装置６３に入力されるようになっている。
【００８５】
また、前段検出器６１と順向して後段検出器６２が配置され、この後段検出器６２には前記散乱光子５２が入射されるようになっている。該後段検出器６２は前記散乱光子５２の運動量に関する情報を検知し、その検知信号は前記情報収集装置６３に入力されるようになっている。なお、この明細書では、被検体５０の前方に前段検出器６１と後段検出器６２が順次配置されている状態であって、前段検出器６１と後段検出器６２の配置関係を上述のように”順向”と表現している。
【００８６】
情報収集装置６３では、前記前段検出器６１からの検出信号と前記後段検出器６２からの検出信号を統合させ、この統合された各信号を画像再構成装置６４に送出させ、この画像再構成装置６４によって再構成された放射線源に関する画像を表示装置６５に表示させるようになっている。
【００８７】
また、前記前段検出器６１にはその前段検出器６１の幾何学的配置を調整する機構、少なくとも該前段検出器６１を被検体５０に対する前記光子５１の入射方向に沿った離間距離を可変できる方向（図中α方向）に位置を調整できる位置調整機構６６が備えられている。
【００８８】
さらに、前記後段検出器６２にはその後段検出器６２の幾何学的配置を調整する機構、少なくとも該後段検出器６２を前段検出器６１に対する前記散乱光子５２の入射方向に沿った離間距離を可変できる方向（図中β方向）に位置を調整できる位置調整機構６７が備えられている。
【００８９】
位置調整機構６６によって前段検出器６１を図中α方向に位置の変更調整ができ、位置調整機構６７によって後段検出器６２を図中β方向に位置の変更調整ができるようになっており、これにより、互いに機械的に分離された前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌを可変できるようになっている。
【００９０】
この前段検出器６１と後段検出器６２の間の距離Ｌを可変することにより、前記表示装置６５に表示される画像の画質が変化し、操作者にとって好都合な画質に設定することができる。一般には前段検出器６１と後段検出器６２の距離Ｌを大きくすれば、それに応じて画像の画質が向上し、いわゆるぼけの表示が抑止されるようになる。
【００９１】
ここで、前段検出器６１と後段検出器６２の距離Ｌが大きくなれば画像の画質の向上がなされる理由を以下考察する。
【００９２】
まず、図８（ａ）は、前段検出器６１と後段検出器６２がたとえば距離Ｌを隔てて配置されていることを示している。なお、図８（ａ）に示す前段検出器６１と後段検出器６２は、図７の場合と異なり、その配置関係が上下逆となっており、被検体５０（図示せず）は図中上側に位置づけられることを考慮されたい。
【００９３】
同図において、被検体内の放射線源Ｓから前段検出器６１に入射する光子５１がコンプトン散乱点Ａで散乱された後に散乱光子５２となって後段検出器６２に入射し、吸収点Ｂで吸収されている。しかし、前段検出器６１と後段検出器６２の位置分解能を考慮した場合、被検体内の放射線源Ｓ’から前段検出器６１に入射する光子５１’がコンプトン散乱点Ａ’で散乱された後に散乱光子５２’となって後段検出器６２に入射し、吸収点Ｂ’で吸収される結果が得られる。なお、散乱光子５２（５２’）は光子５１（５１’）に対してコンプトン散乱角θを有して散乱される。
【００９４】
このことから、光子測定装置６０は、前段検出器６１および後段検出器６２の位置分解能によって、散乱光子５２に対して角度分解能Δθγを有し、また、入射光子５１に対して角度分解能Δθ０を有することになる。
【００９５】
そして、光子測定装置６０では、散乱光子５２の方向を基にして入射光子５１の方向が算出（決定）されるので、角度分解能Δθγ が小さな値として得られれば、角度分解能Δθ０を小さい値にでき、測定精度を向上させることができる。
【００９６】
図８（ｂ）は、前記角度分解能Δθγ を決定づける散乱光子５２、５２’の部分を示した図であるとともに、同図のうち、その上方図では前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ’が比較的小さくなっていることを示し、
下方図では前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ”が比較的大きくなっていることを示している。これら各図はコンプトン散乱点Ａ、Ａ’および散乱光子の吸収点Ｂ、Ｂ’において条件を同じにするためそれぞれ同位置に示している。
【００９７】
図８（ｃ）は、散乱光子５２、５２’のベクトルを示しており、同図のうち、その上方図は前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ’が比較的小さくなっている場合に対応し、下方図は前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ”が比較的大きくなっている場合に対応している。そして、これら各図において各ベクトルはその基点となるコンプトン散乱点Ａ、Ａ’を一致づけて示している。
【００９８】
この場合、各ベクトルの開き角である前記角度分解能Δθγ において、前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ”が比較的大きくなっている場合における角度分解能Δθ’’γ が前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌ’が比較的小さくなっている場合における角度分解能Δθ’γ よりも小さくなっていることが明らかとなる。このことから、前段検出器６１と後段検出器６２の距離Ｌを大きくすることにより画像の画質の向上を図ることができる。
【００９９】
図７に示した構成において、図９（ａ）に示すように、前段検出器６１と後段検出器６２との間を比較的大きな距離ＬＬに設定した場合、散乱光子５２における角度分解能が向上し、表示装置６５における放射線源に関する画像の画質を向上させることができる。また、図９（ｂ）に示すように、前段検出器６１と後段検出器６２との間を比較的小さな距離ＬＳに設定した場合、散乱光子５２の検出効率いわゆる感度が向上し、表示装置６５における放射線源に関する画像を短時間撮影で映像させることができる。
【０１００】
また、図７に示した構成によって、前段検出器６１を被検体５０に近接あるいは密着させて配置させることができる。これにより、被検体５０とコンプトン散乱点Ａとの距離を極めて小さくでき、光子測定装置６０の空間分解能を向上させることができる。そして、被検体５０と光子測定装置６０との間の立体角を増大させ、幾何学的な検出効率を向上させることができるので、撮影時間の短縮、および画質の向上を図ることができる。
【０１０１】
この場合、前段検出器６１を被検体５０に近接あるいは密着させて配置させた状態で、該前段検出器６１に対して後段検出器６２の間の距離Ｌを可変させることで、空間分解能と検出効率の両者を加味した調整を達成でき、被写体５０の状況あるいは撮影の目的に対応させた撮影ができるようになる。
【０１０２】
そして、たとえば、図９（ｃ）に示すように、前段検出器６１および後段検出器６２を相対的な三次元的配置に調整できるように構成した場合、入射光子５１のエネルギーの度合いに応じて、該前段検出器６１および後段検出器６２を適切な位置に配置させることができる。すなわち、図９（ｃ）に示したようにした場合、対応して描いた図９（ｄ）の場合と異なり、前方散乱した散乱光子５２を選択的に取得でき、高精度な事象を高統計に収集できるようになり、結果的に、画像のぼけを抑制でき、高度な画質を得ることができる。この理由は、前段検出器６１における散乱事象数は後段検出器６２における散乱事象数に比べて一般的に多く、前段検出器６１と後段検出器６２のエネルギ分解能のエネルギ依存性から、入射する光子５１の方向決定精度が前方散乱事象の方が高いからである。
【０１０３】
図１０は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。図１０では図７に示した情報収集装置６３、画像再構成装置６４、および表示装置６５は省略して示している。
【０１０４】
図１０において、被検体５０のたとえば前方に前段検出器６１および後段検出器６２が順次配置されている。前段検出器６１と後段検出器６２はたとえば図示の状態では距離Ｌだけ離間されて配置されている。
【０１０５】
そして、前段検出器６１は位置調整機構６６によって被検体５０の周辺を図中点線で示す軌道２１Ｏ上に沿って移動するようになっている。この場合、前段検出器６１の被検体５０と対向する検出面はそのまま該被検体５０と対向したまま移動し、結果として前記軌道上を自転しながら移動するようになっている。
【０１０６】
また、後段検出器６２も位置調整機構６７によって被検体５０の周辺を図中点線で示す軌道２２Ｏ上に沿って移動するようになっている。この場合も、後段検出器６２の被検体５０と対向する検出面はそのまま該被検体５０とたとえば対向したまま移動し、結果として前記軌道上を自転しながら移動するようになっている。
【０１０７】
前段検出器６１と後段検出器６２の上述した移動においてそれら前段検出器６１と後段検出器６２は互いに対向したままとなっているが、該前段検出器６１と後段検出器６２は前記距離Ｌの間隔をそのまま維持するようにしてもよく、また、調整により可変させるようにしてもよい。
【０１０８】
このように構成した光子測定装置は前段検出器６１と後段検出器６２からなる検出器を被検体５０の周りに回転させながら撮影を行うようになっている。このため、複数方向から各撮影ができ、計測される光子の計数を増加させることができるようになる。このことは統計誤差によって生じる画質の劣化を低減させる効果を奏する。そして、高精細な３次元画像を得ようとする場合において必要な等方的なデータを収集できるようになる。
【０１０９】
前段検出器６１に対して外側に距離Ｌだけ離間されて配置される後段検出器６２はその移動の軌跡２２Ｏを単純な円軌道とすることができ、すなわち、被検体からの距離を一定とすることができる。これにより、画像再構成装置６４における画像の再構成演算を簡単なものとすることができ、ひいては、データ処理の高速化を達成することができる。
【０１１０】
さらに、上述した構成とすることで、前段検出器６１および後段検出器６２の検出面での有効面積を小さく構成することができる。検出面の有効面積を小さくすることによって被検体との間の立体角の減少を、前段検出器６１および後段検出器６２の上述した移動によって補償できるからである。なお、前段検出器６１および後段検出器６２の検出面での有効面積を小さく構成することで、それら前段検出器６１および後段検出器６２の精密な移動を行うことができ、また、コストを低減させることができる。
【０１１１】
図１１は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。図１１においても図７に示した情報収集装置６３、画像再構成装置６４、および表示装置６５を省略して示している。
【０１１２】
図１１において、被検体５０の前方に前段検出器６１および後段検出器６２が順次配置されている。前段検出器６１と後段検出器６２は距離Ｌだけ離間されて配置されている。
【０１１３】
この場合、前段検出器６１の位置調整機構６６は、たとえば該前段検出器６１をその検出面と垂直方向に移動調整でき、後段検出器６２の位置調整機構６７は、たとえば該後段検出器６２をその検出面と垂直方向に移動調整できるものとする。これにより、前段検出器６１を被検体５０に近接あるいは密着させて配置させたり、前段検出器６１と後段検出器６２との間の距離Ｌを任意に設定することができる。
【０１１４】
さらに、前段検出器６１は全体の形状として被検体５０の周りの一部を被うように構成され、たとえば平板形状からなる３枚の検出器６１ａ、６１ｂ、６１ｃを用意し、検出器６１ｂを真ん中に配置し、その両脇に検出器６１ａ、６１ｃをそれぞれ鈍角の開き角度を有して固定させて構成されたものとなっている。後段検出器６２においても全体の形状として被検体５０の周りの一部を被うように構成され、たとえば平板形状からなる３枚の検出器６２ａ、６２ｂ、６２ｃを用意し、検出器６２ｂを真ん中に配置し、その両脇に検出器６２ａ、６２ｃをそれぞれ鈍角の開き角度を有して固定させて構成されたものとなっている。
【０１１５】
なお、前段検出器６１および後段検出器６２において、それぞれ、平板形状からなる複数の各検出器はそれぞれ別個のものを組み立てて構成したものではなく、製造の当初から一体として形成されたものであってもよい。
【０１１６】
このように構成された光子測定装置は、たとえ、前段検出器６１および後段検出器６２を被検体５０の周りに移動できる構成としなくても、被検体５０の周囲の大部分にわたって撮影ができることになり、幾何学的な検出効率を向上させることができる。
【０１１７】
図１２は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図で、図１１に対応した図となっている。
【０１１８】
図１１と異なる構成は、後段検出器６２にあっては複数の平板状の検出器６２ａ、６２ｂ、６２ｃで構成されているが、前段検出器６１にあっては１つの平板状の検出器のみで構成されていることにある。
【０１１９】
この場合にあっても、後段検出器６２は全体の形状として被検体５０の周りの一部を被うように構成されていることから、被検体５０の周囲の撮影においてその撮影範囲を拡大できることになり、幾何学的な検出効率を向上させることができる。
【０１２０】
図１３は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図で、図１１に対応した図となっている。
【０１２１】
図１１の場合と比較して異なる構成は、前段検出器６１にあっては複数の平板状の検出器６１ａ、６１ｂ、６１ｃで構成されているが、後段検出器６２にあっては１つの平板状の検出器のみで構成されていることにある。
【０１２２】
この場合にあっても、前段検出器６１は全体の形状として被検体５０の周りの一部を被うように構成されていることから、被検体５０の周囲の撮影においてその撮影範囲を拡大できることになり、幾何学的な検出効率を向上させることができる。
【０１２３】
図１４は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図で、図１３に対応した図となっている。
【０１２４】
図１３の場合と比較して異なる構成は、後段検出器６２が被検体５０および前段検出器６１をも被ってたとえば円環からなる環状体として構成されていることにある。
【０１２５】
このように構成した場合、後段検出器６２はたとえば上述した実施例に備えられた移動調整機構６７を備えることなく構成することができる。
【０１２６】
そして、この実施例の適用例としては、たとえば、従来知られている構成のポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）装置に、前段検出器６１（必要であれば移動調整機構６６も）を配置させ、該ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）装置に従前から備えられている検出器素子を後段検出器６２としてそのまま利用することができる。
【０１２７】
このように既存のポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）装置をいわゆるコンプトンカメラ化して構成することにより、やはり既存のＳＰＥＣＴ用製剤を使用することができ、使用の対象となる放射性医薬品の種類が増大する効果を奏する。そして、既存の装置をそのまま適用して構成することから、開発コストを大幅に低減できるという効果を奏する。
【０１２８】
なお、図１４にあっては、前段検出器６１は、被検体５０の周囲の被いを拡大させるために平板状の複数の検出器６１ａ、６１ｂ、６１ｃを備えたものとして構成したものであるが、このようにすることに限定はされず、たとえば、検出器６１ｂのみで構成するようにしてもよい。
【０１２９】
図１５は本発明による光子測定装置の他の実施例を示す構成図で、図１３に対応した図となっている。
【０１３０】
図１３の場合と比較して異なる構成は、後段検出器６２を被検体５０の周囲に回転して移動するガンマカメラとして構成したことにある。ここで、該ガンマカメラは機械式コリメータを取り外したものとして構成されている。
【０１３１】
このことから、この実施例で示す装置は、機械式コリメータを取り外した従前のシングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置に、前段検出器６１を配置（必要であれば移動調整機構６６も）させ、該シングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置に従前から備えられている検出器素子を後段検出器６２としてそのまま利用することができる。
【０１３２】
このように既存のシングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）装置をいわゆるコンプトンカメラ化して構成することにより、やはり既存のＰＥＴ用製剤を使用することができ、使用の対象となる放射性医薬品の種類が増大する効果を奏する。そして、既存の装置をそのまま適用して構成することから、開発コストを大幅に低減できるという効果を奏する。
【０１３３】
なお、図１５にあっては、前段検出器６１は、被検体５０の周囲の被いを拡大させるために平板状の複数の検出器６１ａ、６１ｂ、６１ｃを備えたものとして構成したものであるが、このようにすることに限定はされず、たとえば、検出器６１ｂのみで構成するようにしてもよい。
【０１３４】
上述した実施例では光子測定装置としてコンプトン散乱を利用したコンプトンカメラを用いたものを示したものである。しかし、コンプトン散乱（反応）の替わりに電子・陽電子対生成反応を利用した光子測定装置であってもよい。同様の効果が得られるからである。この場合、上述した散乱光子は電子または陽電子に置き換えたものとなる。
【０１３５】
また、上述した実施例では核医学診断装置に適用されたコンプトンカメラを示したものである。しかし、本発明はこのような核医学診断装置に限定されずたとえば実験室等で用いられるコンプトンカメラ、すなわち分子イメージング機器として構成するようにしてもよい。
【０１３６】
上述した各実施例はそれぞれ単独に、あるいは組み合わせて用いても良い。それぞれの実施例での効果を単独であるいは相乗して奏することができるからである。
【図面の簡単な説明】
【０１３７】
【図１】本発明による核医学診断装置に用いられるコンプトンカメラの一実施例を示す構成図で、比較的低いエネルギーのガンマ線を検出している態様を示した図となっている。
【図２】本発明による核医学診断装置に用いられるコンプトンカメラの一実施例を示す構成図で、比較的高いエネルギーのガンマ線を検出している態様を示した図となっている。
【図３】前記コンプトンカメラの前段検出器に備えられる検出器の一実施例を示す平面図である。
【図４】前記コンプトンカメラを用いた核医学診断装置の一実施例を示す概略説明図である。
【図５】本発明による核医学診断装置に用いられるコンプトンカメラの動作の一部を示す説明図である。
【図６】本発明による核医学診断装置に用いられるコンプトンカメラの他の実施例を示す構成図である。
【図７】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の一実施例を示す構成図である。
【図８】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置において前段検出器と後段検出器との間の距離Ｌを大きくすることの効果を示すための説明図である。
【図９】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の前段検出器と後段検出器の動作の各態様を示す説明図である。
【図１０】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【図１１】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【図１２】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【図１３】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【図１４】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【図１５】本発明による核医学診断装置に適用させた光子測定装置の他の実施例を示す構成図である。
【符号の説明】
【０１３８】
１……コンプトンカメラ、２……入射ガンマ線、３……散乱ガンマ線、４……反跳電子、５……軌跡（反跳電子の）、１０……第１前段検出器、１０Ａ……ガスパッケージ、１０Ｂ……検出器、２０……第２前段検出器、２０Ａ……ガスパッケージ、２０Ｂ……検出器、３０……後段検出器、１１……半導体基板、１２……陰極、１３……透孔、１４……陽極、１５……配線層、４１……情報収集装置、４２……画像再構成装置、４３……表示装置
５０……被検体、５１……光子、５２……散乱光子、６０……光子測定装置、６１……前段検出器、６２……後段検出器、６３……情報収集装置、６４……画像再構成装置、６５……表示装置、６６、６７……位置調整機構、２１Ｏ……前段検出器の移動軌道、２２Ｏ……後段検出器の移動軌道、Ａ……コンプトン散乱点、Ｂ……散乱光子の吸収点、ｅ……反跳電子。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ガスが充填されこのガス中のコンプトン散乱によって生じる荷電粒子の情報を検知する前段検出器と、散乱光子の情報を検出する後段検出器とを備えるコンプトンカメラを備え、
ガスの種類を異ならしめた前記前段検出器を複数積層させて構成したことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
ガスが充填されこのガス中のコンプトン散乱によって生じる荷電粒子の情報を検知する前段検出器と、散乱光子の情報を検出する後段検出器とを備えるコンプトンカメラを備え、
ガスの種類を異ならしめた前記前段検出器を複数平面的に並設させて構成したことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項３】
被写体から放出される光子を反応させ少なくとも一回目の反応点における位置情報と該反応によって生じる荷電粒子の運動量の情報を検出する前段検出器と、 この前段検出器と機械的に分離され前記荷電粒子または該反応によって散乱された光子に関する情報を検出する後段検出器と、
前記前段検出器と後段検出器からの各情報から前記被写体内の光子源をイメージする画像再構成手段とを備え、
前段検出器と後段検出器との間の距離を可変し得る調節手段が備えられていることを特徴とする光子測定装置。
【請求項４】
前記前段検出器を被写体に対して近接あるいは密着させるようにした機構を備えたことを特徴とする請求項３に記載の光子測定装置。
【請求項５】
前記前段検出器を後段検出器と順向させた状態で被写体の周囲に回転させる機構を備えたことを特徴とする請求項３に記載の光子測定装置。
【請求項６】
前記後段検出器を前段検出器と順向させた状態で被写体の周囲に回転させる機構を備えたことを特徴とする請求項３に記載の光子測定装置。
【請求項７】
後段検出器は被検体の周囲を囲んだ環状体で構成されていることを特徴とする請求項５に記載の光子測定装置。
【請求項８】
前段検出器は被検体の周囲を囲んだ環状体で構成されていることを特徴とする請求項５に記載の光子測定装置。
【請求項１】
ガスが充填されこのガス中のコンプトン散乱によって生じる荷電粒子の情報を検知する前段検出器と、散乱光子の情報を検出する後段検出器とを備えるコンプトンカメラを備え、
ガスの種類を異ならしめた前記前段検出器を複数積層させて構成したことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
ガスが充填されこのガス中のコンプトン散乱によって生じる荷電粒子の情報を検知する前段検出器と、散乱光子の情報を検出する後段検出器とを備えるコンプトンカメラを備え、
ガスの種類を異ならしめた前記前段検出器を複数平面的に並設させて構成したことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項３】
被写体から放出される光子を反応させ少なくとも一回目の反応点における位置情報と該反応によって生じる荷電粒子の運動量の情報を検出する前段検出器と、 この前段検出器と機械的に分離され前記荷電粒子または該反応によって散乱された光子に関する情報を検出する後段検出器と、
前記前段検出器と後段検出器からの各情報から前記被写体内の光子源をイメージする画像再構成手段とを備え、
前段検出器と後段検出器との間の距離を可変し得る調節手段が備えられていることを特徴とする光子測定装置。
【請求項４】
前記前段検出器を被写体に対して近接あるいは密着させるようにした機構を備えたことを特徴とする請求項３に記載の光子測定装置。
【請求項５】
前記前段検出器を後段検出器と順向させた状態で被写体の周囲に回転させる機構を備えたことを特徴とする請求項３に記載の光子測定装置。
【請求項６】
前記後段検出器を前段検出器と順向させた状態で被写体の周囲に回転させる機構を備えたことを特徴とする請求項３に記載の光子測定装置。
【請求項７】
後段検出器は被検体の周囲を囲んだ環状体で構成されていることを特徴とする請求項５に記載の光子測定装置。
【請求項８】
前段検出器は被検体の周囲を囲んだ環状体で構成されていることを特徴とする請求項５に記載の光子測定装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【公開番号】特開２００８−２３２９７１（Ｐ２００８−２３２９７１Ａ）
【公開日】平成２０年１０月２日（２００８．１０．２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００７−７５９７８（Ｐ２００７−７５９７８）
【出願日】平成１９年３月２３日（２００７．３．２３）
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【出願人】（５０４１３２２７２）国立大学法人京都大学 (1,269)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２０年１０月２日（２００８．１０．２）
【国際特許分類】
【出願日】平成１９年３月２３日（２００７．３．２３）
【出願人】（０００１５３４９８）株式会社日立メディコ (1,613)
【出願人】（５０４１３２２７２）国立大学法人京都大学 (1,269)
【Ｆターム（参考）】
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