JP6781918B2

JP6781918B2 - 情報処理装置、イメージング方法、及び、イメージングプログラム

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Publication number: JP6781918B2
Application number: JP2016172263A
Authority: JP
Inventors: 隆史中野; 荒川　和夫; 和夫荒川; 酒井　真理; 真理酒井; 裕之菅井; 美貴子菊地; 充孝山口; 悠人長尾; 有木河地; 富裕神谷
Original assignee: NATIONAL INSTITUTES FOR QUANTUM AND RADIOLOGICALSCIENCE AND TECHNOLOGY; Gunma University NUC
Current assignee: NATIONAL INSTITUTES FOR QUANTUM AND RADIOLOGICALSCIENCE AND TECHNOLOGY; Gunma University NUC
Priority date: 2016-09-02
Filing date: 2016-09-02
Publication date: 2020-11-11
Anticipated expiration: 2036-09-02
Also published as: JP2018036234A

Description

本発明は、情報処理装置、イメージング方法、及び、イメージングプログラムに関する。

放射線には主に光子線、電子線、粒子線の３種類がある。Ｘ線やガンマ線などの光子線を発する放射線源（光子線源）の放射能密度分布を測定（イメージング）する手法は多数存在する。放射能密度分布は、放射線源の位置と当該位置における当該放射線源からの放射線の強度とを示したものである。放射能密度分布の測定手法として、例えば、鉛やタングステンなどの物理コリメータを用いるもの、光子−電子の相互作用による量子コリメータを用いたもの、対生成光子の同時測定によるものなどが挙げられる。いずれの手法においても、対象とする光子線のエネルギーが既知であることが前提であり、光子線のエネルギーに合わせた設定がなされている。

量子コリメータを用いたイメージング装置（以下、量子コリメータ型イメージング装置）は、量子コリメータ部と後段検出器部とで光子線のエネルギー及び飛来方向を測定する。ガンマ線源をイメージングする場合、検出されるエネルギースペクトル上に当該ガンマ線に対応するエネルギーのピークができる。一般的に、光子線は、散乱を起こしやすい。散乱した光子線は、散乱時にエネルギーを失っているため、エネルギースペクトル上ではピークのエネルギーよりも低エネルギー側で検出される。量子コリメータ型イメージング装置は、後段検出器部で光電吸収をすることにより、光子線の全エネルギーを測定することが可能となるが、後段検出器部でも光子線が散乱されることがある。この場合も、検出されるエネルギーは元のエネルギーより低下する。よって、量子コリメータ型イメージング装置は、一般に、ピーク近傍のエネルギーのイベントを検出し、ピーク近傍のエネルギーよりも低いエネルギーのイベントを検出しないことにより、イメージングを行う。

特許第４４８６６２３号公報特許第４３５２１２２号公報特許第５２４４０２９号公報特開２０１５−０７５４２４号公報

一方、電子線（β線）を発する放射線源（電子線源）のイメージングは非常に困難である。電子線は物質内での飛程が非常に短く、後段検出器部まで届くことがほとんどないためである。そこで電子線が物質内で停止する際などに放出される制動Ｘ線の発生位置をイメージングすることにより、間接的に電子線源のイメージングを行う手法が考えられる。

しかし、制動Ｘ線の様な連続エネルギーを持つ光子線源のイメージングを行う場合、入射光子線は特定のエネルギーを持たないため、観測されるスペクトル上にもピークは観察されず、ガンマ線源のイメージングと同様の手法をとることが難しい。

本発明は、連続エネルギーの放射線源のイメージングを行うことを目的とする。

上記課題を解決するために、以下の手段を採用する。
即ち、第１の態様は、
放射線源を含む物質からの放射線を、散乱体および吸収体を含むコンプトンカメラで検出して、前記放射線源の位置を算出する情報処理装置であって、
前記コンプトンカメラに入射される放射線に対する前記放射線源からの放射線の割合である第１割合、前記コンプトンカメラに入射される放射線に対する前記放射線源からの放射線が前記物質で散乱された放射線の割合である第２割合、前記コンプトンカメラの前記吸収体で散乱される放射線の割合である第３割合を算出し、前記第１割合、前記第２割合、前記第３割合に基づいて、前記コンプトンカメラに入射される放射線が前記コンプトンカメラで失うエネルギー毎に、当該エネルギーの放射線が前記放射線源からの放射線が前記散乱体で散乱されて前記吸収体で吸収される放射線の割合である第４割合を算出する確率算出部と、
前記コンプトンカメラに入射される放射線が前記コンプトンカメラで失うエネルギーが前記第４割合を含む所定のエネルギーの範囲内である放射線の前記コンプトンカメラによる検出結果に基づいて、前記放射線源の位置を算出する位置算出部とを、
備える情報処理装置とする。

開示の態様は、プログラムが情報処理装置によって実行されることによって実現されてもよい。即ち、開示の構成は、上記した態様における各手段が実行する処理を、情報処理装置に対して実行させるためのプログラム、或いは当該プログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体として特定することができる。また、開示の構成は、上記した各手段が実行する処理を情報処理装置が実行する方法をもって特定されてもよい。開示の構成は、上記した各手段が実行する処理を行う情報処理装置を含むシステムとして特定されてもよい。

本発明によれば、連続エネルギーの放射線源のイメージングを行うことができる。

図１は、量子コリメータ型イメージング装置で使用されるコンプトンカメラの動作原理を説明する図である。図２は、人体から放出される放射線の例を示す図である。図３は、コバルト５７線源から放出されるガンマ線のエネルギースペクトルの例を示す図である。図４は、イットリウム９０線源から放出されるベータ線のエネルギースペクトルの例を示す図である。図５は、実施形態のシステム構成例を示す図である。図６は、イメージング装置の情報処理装置の機能ブロックの例を示す図である。図７は、コンピュータのハードウェア構成例を示す図である。図８は、イメージング装置の情報処理装置による位置算出の動作フローの例を示す図である。図９は、正しいイベントの割合の、コンプトンカメラで検出される放射線のエネルギー（Ｅ_１＋Ｅ_２）依存性の例を示す図である。図１０は、線源の位置の算出結果の例を示す図である。図１１は、線源の位置の算出結果のエネルギー依存性を示す図である。

以下、図面を参照して実施形態について説明する。実施形態の構成は例示であり、発明の構成は、開示の実施形態の具体的構成に限定されない。発明の実施にあたって、実施形
態に応じた具体的構成が適宜採用されてもよい。

〔実施形態〕
（コンプトンカメラの動作原理）
図１は、量子コリメータ型イメージング装置で使用されるコンプトンカメラの動作原理を説明する図である。図１のコンプトンカメラは、散乱体及び吸収体の２枚の位置感応型放射線検出器を用い、光子線が散乱体でコンプトン散乱を行う位置とエネルギーと、その後吸収体で光電吸収を行なう位置とエネルギーとを精密に計測することにより、コンプトン散乱角θ（光子線の飛来方向）を算出する。コンプトンカメラは、この原理を用いて、光子線源のイメージングを行う。コンプトンカメラは、原理的に、コリメータを必要としない。コンプトンカメラの散乱体としてシリコン（Ｓｉ）を、吸収体としてテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）の半導体素子を用いることにより、広いエネルギー範囲を高いエネルギー分解能でイメージング可能である。コンプトンカメラの散乱体や吸収体は、これらに限定されるものではない。散乱体及び吸収体は平面状であり、平行に配置される。

散乱角θは、次のように求められる。

ここで、ｍ_ｅは電子の静止質量、ｃは真空中の光速、Ｅ_１は散乱体で電子に与えられるエネルギー、Ｅ_２は吸収体で吸収される光子のエネルギーである。Ｅ_１は、光子線が散乱体で失うエネルギーである。Ｅ_１＋Ｅ_２は、コンプトンカメラに入射される放射線がコンプトンカメラで失うエネルギーである。ここで、線源からの放射線がコンプトンカメラに入射され、散乱体で散乱して吸収体で吸収されるとすると、Ｅ_１＋Ｅ_２が線源から放出される放射線のエネルギーである。光子が散乱された位置（第１位置）と、散乱された光子が吸収された位置（第２位置）とが分かれば、光子の飛来方向を第１位置と第２位置とを結ぶ直線を中心線とし、第１位置を頂点とし、中心線と母線とのなす角をθとする円錐の側面内に線源が存在することが分かる。１つの線源から放出される複数の方向の光子を検出することで、線源が存在し得る位置を示す複数の円錐の側面を求めることができる。複数の円錐の側面の重なる位置が線源の位置であると求められる。

（人体から放出される放射線）
図２は、人体から放出される放射線の例を示す図である。腫瘍に蓄積するベータ核種を用いた放射線薬剤（β線薬剤）を人体に投与することにより、放射性薬剤が腫瘍に蓄積する。放射性薬剤は、β線を放出するため、β線の放出位置が分かれば、腫瘍の位置がわかる。人体内において、β線は、曲がりながら進行するのにともなって、制動Ｘ線を放出する。β線の体内飛程は１１ｍｍ以下である。ここでは、制動Ｘ線の放出位置は、β線の放出位置と同じとみなす。よって、人体から放出される制動Ｘ線の放出位置を求めることは、β線の放出位置を求めることであり、腫瘍の位置を求めることになる。β線は人体内での飛程が非常に短く、人体の外で検出することは難しい。一方、制動Ｘ線は、人体外でも検出することが可能である。よって、本実施形態のイメージング装置は、人体外にコンプトンカメラを配置し、制動Ｘ線の放出位置を求めることで、人体内の腫瘍の位置を求めることができる。なお、本実施形態のイメージング装置は、人体内の腫瘍に限定されず、物質内の線源の位置を求めることができる。

量子コリメータを用いた光子線源のイメージングでは、入射光子線のエネルギーは、量子コリメータ（散乱体）での測定値と後段検出器（吸収体）での測定値との合計と仮定する。この場合、後段検出器で光電吸収ではなくコンプトン散乱が生じた場合には入射光子
線のエネルギーを過小評価することになる。また、測定イベントの中には、制動Ｘ線の発生後、コンプトンカメラへの入射前に、いずれかの場所で散乱した光子も含まれる。これは、制動Ｘ線の発生源の位置と異なる位置でのイベント（フェイクイベント）による光子となる。

制動Ｘ線等の連続エネルギーを持つ光子線の場合、入射する光子のエネルギーが決まっていないため、正規のイベント（制動Ｘ線の発生源による光子）と上記のフェイクイベントとを測定されたエネルギーによって区別することが難しい。そのため、ガンマ線の様な特定エネルギーを持つ光子線源をイメージングする手法と同様に行うことは困難である。そこで、ここでは、イメージングに使用するエネルギー領域を制限することによって、上記フェイクイベントの割合を最小化し、精度の高いイメージングを行う。

図３は、物質内のコバルト５７線源から放出されるガンマ線等のエネルギースペクトルの例を示す図である。図３のグラフの横軸はエネルギーで、縦軸は検出されるイベント数である。コバルト５７は、γ崩壊して１２２ｋｅＶのガンマ線を放出する。図３の例では、１２２ｋｅＶにガンマ線のピークがある。ここで、上記のコンプトンカメラにおいて、Ｅ_１＋Ｅ_２を１２２ｋｅＶとすることで、イメージングを行うことで、線源の位置を正確に求めることができる。

図４は、物質内のイットリウム９０線源から放出されるベータ線等のエネルギースペクトルの例を示す図である。図４のグラフの横軸はエネルギーで、縦軸は検出されるイベント数である。イットリウム９０は、β崩壊して２．２８ＭｅＶのベータ線を放出する。図４の例では、ベータ線のピークが存在しない。ベータ線は物質内で止まるからである。ここでは、ベータ線の進行にともなって制動Ｘ線が放出されている。制動Ｘ線のエネルギーは、ベータ線のエネルギーよりも低い。また、制動Ｘ線が物質内で散乱された放射線も、ベータ線のエネルギーよりも低い。制動Ｘ線が物質内で散乱された放射線の飛来方向は、ベータ線源の方向と異なることが多い。よって、ベータ線源の方向を求める際、制動Ｘ線が物質内で散乱された放射線は、ノイズとなる。制動Ｘ線によって、ベータ線源の方向を精度よく算出するには、ノイズを減らすことが求められる。

（構成例）
図５は、本実施形態のシステム構成例を示す図である。本実施形態のシステム１０は、イメージング装置１００及び放射線源を含む物質２００を備える。イメージング装置１００は、コンプトンカメラ１１０及び情報処理装置１２０を含む。物質２００は、コンプトンカメラ１１０の近傍に配置される。物質２００には、位置を特定する対象の放射線源が含まれるとする。コンプトンカメラ１１０は、物質２００の近傍において、移動できるようにされ、複数の位置から放射線を検出してもよい。情報処理装置１２０は、コンプトンカメラ１１０で取得した信号を処理する。物質２００は、例えば、腫瘍に蓄積するベータ核種を用いた放射線薬剤を投与された人体である。ここでは、物質２００で、ベータ線が放出され、当該ベータ線が物質２００内で曲がりながら制動Ｘ線を放出するとする。

コンプトンカメラ１１０は、図１に示すように、散乱体及び吸収体を含む。コンプトンカメラ１１０は、放射線が入射される毎に、散乱体において放射線が入射した位置及びエネルギー（電子に与えられたエネルギー）、吸収体において放射線が入射した位置及びエネルギー（吸収されたエネルギー）を検出する。コンプトンカメラ１１０は、検出した結果を、情報処理装置１２０に出力する。コンプトンカメラ１１０として、周知のコンプトンカメラが使用され得る。

図６は、イメージング装置の情報処理装置の機能ブロックの例を示す図である。情報処理装置１２０は、取得部１２１、確率算出部１２２、位置算出部１２３、格納部１２４を
含む。

取得部１２１は、コンプトンカメラ１１０から、入射される放射線の、散乱体における位置及びエネルギー、吸収体における位置及びエネルギーを取得する。取得部１２１は、取得した情報を、格納部１２４に格納する。

確率算出部１２２は、物質２００から放射されうる放射線のエネルギーの範囲について、エネルギー毎に、入射前に散乱される放射線の割合、コンプトンカメラ１１０の吸収体で散乱される放射線の割合を算出する。確率算出部１２２は、算出結果を格納部１２４に格納する。

位置算出部１２３は、取得部１２１で取得された情報、及び、確率算出部１２２で算出された算出結果に基づいて、放射線源の位置を算出する。

格納部１２４は、情報処理装置１２０で使用される情報等を格納する。

図７は、コンピュータのハードウェア構成例を示す図である。図７に示すコンピュータ９０は、一般的なコンピュータの構成を有している。情報処理装置１２０は、図７に示すようなコンピュータ９０を用いることによって、実現される。図７のコンピュータ９０は、プロセッサ９１、メモリ９２、記憶部９３、入力部９４、出力部９５、通信制御部９６を有する。これらは、互いにバスによって接続される。メモリ９２及び記憶部９３は、コンピュータ読み取り可能な記録媒体である。コンピュータのハードウェア構成は、図７に示される例に限らず、適宜構成要素の省略、置換、追加が行われてもよい。

コンピュータ９０は、プロセッサ９１が記録媒体に記憶されたプログラムをメモリ９２の作業領域にロードして実行し、プログラムの実行を通じて各構成部等が制御されることによって、所定の目的に合致した機能を実現することができる。

プロセッサ９１は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＤＳＰ（Digital Signal Processor）である。

メモリ９２は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）やＲＯＭ（Read Only Memory）を含む。メモリ９２は、主記憶装置とも呼ばれる。

記憶部９３は、例えば、ＥＰＲＯＭ（Erasable Programmable ROM）、ハードディスク
ドライブ（ＨＤＤ、Hard Disk Drive）である。また、記憶部９３は、リムーバブルメデ
ィア、即ち可搬記録媒体を含むことができる。リムーバブルメディアは、例えば、ＵＳＢ（Universal Serial Bus）メモリ、あるいは、ＣＤ（Compact Disc）やＤＶＤ（Digital Versatile Disc）のようなディスク記録媒体である。記憶部９３は、二次記憶装置とも呼ばれる。

記憶部９３は、各種のプログラム、各種のデータ及び各種のテーブルを読み書き自在に記録媒体に格納する。記憶部９３には、オペレーティングシステム（Operating System :ＯＳ）、各種プログラム、各種テーブル等が格納される。記憶部９３に格納される情報は、メモリ９２に格納されてもよい。また、メモリ９２に格納される情報は、記憶部９３に格納されてもよい。

オペレーティングシステムは、ソフトウェアとハードウェアとの仲介、メモリ空間の管理、ファイル管理、プロセスやタスクの管理等を行うソフトウェアである。オペレーティングシステムは、通信インタフェースを含む。通信インタフェースは、通信制御部９６を
介して接続される他の外部装置等とデータのやり取りを行うプログラムである。外部装置等には、例えば、他のコンピュータ、外部記憶装置等が含まれる。

入力部９４は、キーボード、ポインティングデバイス、ワイヤレスリモコン、タッチパネル等を含む。また、入力部９４は、カメラのような映像や画像の入力装置や、マイクロフォンのような音声の入力装置を含むことができる。

出力部９５は、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）、ＥＬ（Electroluminescence）パ
ネル、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイ、ＰＤＰ（Plasma Display Panel）等の表示装置、プリンタ等の出力装置を含む。また、出力部９５は、スピーカのような音声の出力装置を含むことができる。

通信制御部９６は、他の装置と接続し、コンピュータ９０と他の装置との間の通信を制御する。通信制御部９６は、例えば、ＬＡＮ（Local Area Network）インタフェースボード、無線通信のための無線通信回路、有線通信のための通信回路である。ＬＡＮインタフェースボードや無線通信回路は、インターネット等のネットワークに接続される。

情報処理装置１２０を実現するコンピュータは、プロセッサが補助記憶装置に記憶されているプログラムを主記憶装置にロードして実行することによって、取得部１２１、確率算出部１２２、位置算出部１２３としての機能を実現する。一方、格納部１２４は、主記憶装置または補助記憶装置の記憶領域に設けられる。

情報処理装置１２０における一連の処理は、ハードウェアにより実行させることも、ソフトウェアにより実行させることもできる。

プログラムを記述するステップは、記載された順序に沿って時系列的に行われる処理はもちろん、必ずしも時系列的に処理されなくても、並列的または個別に実行される処理を含む。プログラムを記述するステップの一部が省略されてもよい。

（動作例）
図８は、イメージング装置の情報処理装置による位置算出の動作フローの例を示す図である。

Ｓ１０１では、情報処理装置１２０の確率算出部１２２は、物質２００の放射線源とコンプトンカメラ１１０までの間に存在する物質量を見積もり、物質２００内のβ線源からのベータ線によって発生する制動Ｘ線のうち、散乱せずにコンプトンカメラ１１０に入射する光子線（直接入射光子）の割合と、いずれかの位置で散乱してコンプトンカメラ１１０に入射する光子線（散乱光子）の割合とを算出する。確率算出部１２２は、例えば、物質２００に対するＸ線ＣＴ（Computer Tomography）データ及びモンテカルロシミュレー
ション等により、直接入射光子の割合、散乱光子の割合を算出することができる。一般に、散乱光子の割合は、低エネルギー側で高くなる。直接入射光子の飛来方向は、ベータ線源の方向であるとみなされる。

次に、確率算出部１２２は、コンプトンカメラ１１０の吸収体で散乱が起こる割合を見積もる。コンプトンカメラ１１０の吸収体で散乱が起こる割合は、当該吸収体に入射する光子のエネルギーに依存する。吸収体で散乱が起こる割合は、高エネルギー側で高くなる。確率算出部１２２は、吸収体に入射されるエネルギー毎に、吸収体で散乱が起こる割合を見積もる。

さらに、確率算出部１２２は、直接入射光子の割合と、散乱光子の割合と、吸収体で散
乱が起こる割合とから、直接入射光子が散乱体で散乱されて吸収体で（散乱されずに）吸収される放射線の割合を算出する。コンプトンカメラで、直接入射光子が散乱体で散乱されて吸収体で（散乱されずに）吸収されるイベントを、正しいイベントという。正しいイベントの場合、直接入射光子のエネルギーＥ_０は、散乱体で電子に与えられるエネルギーＥ_１と吸収体で吸収されるエネルギーＥ_２との和である（Ｅ_０＝Ｅ_１＋Ｅ_２）。

図９は、正しいイベントの割合の、コンプトンカメラで検出される放射線のエネルギー（Ｅ_１＋Ｅ_２）依存性の例を示す図である。図９のグラフでは、横軸はコンプトンカメラで検出される放射線のエネルギー（Ｅ_１＋Ｅ_２）を示し、縦軸は正しいイベントの割合を示す。図９の例では、２５０ｋｅＶ付近で、正しいイベントの割合が最も高くなっている。即ち、イメージング装置１００が、２５０ｋｅＶ近傍のデータを用いて、ベータ線の線源の方向を求めることで、ベータ線の線源の位置の精度が向上する。正しいイベントの割合が最も高くなるエネルギーは、ベータ線源や物質２００の種類、大きさ、物質２００までの距離等に依存する。

Ｓ１０２では、取得部１２１は、コンプトンカメラ１１０から、コンプトンカメラ１１０で検出した、散乱体において放射線が入射した位置及びエネルギー、吸収体において放射線が入射した位置及びエネルギーを取得する。コンプトンカメラ１１０には、物質２００から放射線（光子線）が入射される。取得部１２１は、取得した情報を、格納部１２４に格納する。

Ｓ１０３では、位置算出部１２３は、確率算出部１２２の算出結果に基づいて、取得する放射線のエネルギーの範囲を決定する。位置算出部１２３は、正しいイベントの割合が最も高くなるエネルギーを含む範囲を取得する放射線のエネルギーの範囲として決定する。エネルギーの範囲の幅は、コンプトンカメラ１１０で取得された放射線の量によって決定してもよい。例えば、コンプトンカメラ１１０で取得された放射線の量が少ない場合（例えば、測定時間が短い場合）、エネルギーの幅を大きくする。放射線の量が少ないとベータ線源の位置の精度が低下するおそれがあるからである。また、例えば、コンプトンカメラ１１０で取得された放射線の量が多い場合、エネルギーの幅を小さくする。エネルギーの幅を小さくすることで、正しいイベントの割合をより多くすることができ、ベータ線源の位置の精度を向上させることができる。ここでは、例えば、正しいイベントの割合が図９のようであるとすると、エネルギーの範囲を、２００ｋｅＶから３００ｋｅＶと決定する。

位置算出部１２３は、コンプトンカメラ１１０で検出した放射線のエネルギー（Ｅ_１＋Ｅ_２）が、決定したエネルギーの範囲に含まれるものを、格納部１２４から抽出する。位置算出部１２３は、抽出した放射線について、それぞれ、放射線の線源を示す円錐の側面を求める。円錐の側面が多く通る点ほど、放射線の線源の位置である可能性が高い。

図１０は、線源の位置の算出結果の例を示す図である。図１０は、コンプトンカメラ１１０から所定の距離における平面の線源の位置の算出結果を示す。図１０の例では、図の中心ほど（色が黒いほど）、円錐の側面が多く通っていることを示す。即ち、図１０の例では、中心付近に行くほど、放射線の線源の位置である可能性が高いことを示しており、周囲に行くほど、放射線の線源の位置である可能性が低いことを示している。これにより、イメージング装置１００は、放射線の線源の位置を求めることができる。仮に、コンプトンカメラ１１０から線源までの距離が当該所定の距離であるとすると、図１０の中心付近が放射線の線源の位置であると考えられる。位置算出部１２３は、３次元空間の各点において、円錐の側面が通る数を計数し、最も多く通る点を、放射線の線源の位置としてもよい。実際に、図１０の図の中心付近に相当する位置に線源が存在する。

図１１は、線源の位置の算出結果のエネルギー依存性を示す図である。図１１は、コンプトンカメラ１１０から所定の距離における平面の線源の位置の算出結果を示す。図１１の例では、位置算出部１２３が決定するエネルギーの範囲を、仮に、１００−１４０ｋｅＶ、１４０−２００ｋｅＶ、２００−３００ｋｅＶ、３００−４００ｋｅＶ、４００−５００ｋｅＶ、５００−７００ｋｅＶ、７００−１３００ｋｅＶとしたときの線源の位置の算出結果を示す。２００−３００ｋｅＶの算出結果は、図１０の例と同じである。図１１の例では、図１０の例と同様に、色が黒いほど、円錐の側面が多く通っていることを示す。２００−３００ｋｅＶの例では、放射線の線源の位置である可能性が高い部分が小さいが、２００−３００ｋｅＶの範囲からエネルギーの範囲が小さくなるにつれて、放射線の線源の位置である可能性が高い部分が大きくなっている。また、２００−３００ｋｅＶの範囲からエネルギーの範囲が大きくなるにつれて、放射線の線源の位置である可能性が高い部分がまだらになっている。即ち、２００−３００ｋｅＶの範囲から離れるほど、線源の位置の精度が低下している。よって、例えば、イメージング装置１００が、すべてのエネルギーの範囲を用いて算出する場合、算出される放射線の線源の位置の精度は低下する。

（実施形態の作用、効果）
従来の「発生光子のエネルギーに応じたピーク部分のイベントを使用する」というイメージング手法では連続エネルギーを持つ光子線源を正確に可視化することは困難であった。イメージング装置１００によれば、制動Ｘ線のような連続エネルギーを持つ光子線源の位置の算出が可能となる。

物理コリメータ型のイメージング装置では光子線のエネルギーに合わせたコリメータを使用する必要があり、連続エネルギーを持つ光子線源の位置の算出は、難しい。本実施形態の量子コリメータ型のイメージング装置１００は、幅広いエネルギーの光子線を用いてイメージングを行うことができる。イメージング装置１００により、最適なエネルギー範囲の設定が行えれば、より高い精度で線源の位置の算出が可能となる。

イメージング装置１００は、直接入射光子の割合と、散乱光子の割合と、吸収体で散乱が起こる割合とを算出する。イメージング装置１００は、これらの割合から、直接入射光子が散乱体で散乱されて吸収体で吸収されるイベント（正しいイベント）の起こる割合を、コンプトンカメラ１１０で検出される放射線のエネルギー（Ｅ_１＋Ｅ_２）毎に算出する。コンプトンカメラ１１０で検出される放射線のエネルギーは、入射される放射線が、コンプトンカメラ１１０で失うエネルギーである。

例えば、人体において、ベータ核種であるイットリウム９０で標識されたゼヴァリンが悪性リンパ腫の治療に用いられている。しかし純β−放出核種のイメージングが困難なため、ガンマ核種であるヨウ素１１１で標識されたゼヴァリンを事前に投与し、擬似的に薬物動態を測定している。しかし、この手法では時間もコストもかかるうえ、標識核種の違いによる動態の違いが懸念される。イメージング装置１１０によりイットリウム９０標識薬のままイメージングが可能となれば、コスト削減を削減しながら正確な薬物動態の把握が行えるようになる。

以上の実施形態の構成は、可能な限りこれらを組み合わせて実施され得る。

〈コンピュータ読み取り可能な記録媒体〉
コンピュータその他の機械、装置（以下、コンピュータ等）に上記いずれかの機能を実現させるプログラムをコンピュータ等が読み取り可能な記録媒体に記録することができる。そして、コンピュータ等に、この記録媒体のプログラムを読み込ませて実行させることにより、その機能を提供させることができる。

ここで、コンピュータ等が読み取り可能な記録媒体とは、データやプログラム等の情報を電気的、磁気的、光学的、機械的、または化学的作用によって蓄積し、コンピュータ等から読み取ることができる記録媒体をいう。このような記録媒体内には、ＣＰＵ、メモリ等のコンピュータを構成する要素を設け、そのＣＰＵにプログラムを実行させてもよい。

また、このような記録媒体のうちコンピュータ等から取り外し可能なものとしては、例えばフレキシブルディスク、光磁気ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−Ｒ／Ｗ、ＤＶＤ、ＤＡＴ、８mmテープ、メモリカード等がある。

また、コンピュータ等に固定された記録媒体としてハードディスクやＲＯＭ等がある。

１０システム
１００イメージング装置
１１０コンプトンカメラ
１２０情報処理装置
１２１取得部
１２２確率算出部
１２３位置算出部
１２４格納部

Claims

放射線源を含む物質からの放射線を、散乱体および吸収体を含むコンプトンカメラで検出して、前記放射線源の位置を算出する情報処理装置であって、
前記コンプトンカメラに入射される放射線に対する前記放射線源からの放射線の割合である第１割合、前記コンプトンカメラに入射される放射線に対する前記放射線源からの放射線が前記物質で散乱された放射線の割合である第２割合、前記コンプトンカメラの前記吸収体で散乱される放射線の割合である第３割合を算出し、前記第１割合、前記第２割合、前記第３割合に基づいて、前記コンプトンカメラに入射される放射線が前記コンプトンカメラで失うエネルギー毎に、当該エネルギーの放射線に対する前記散乱体で散乱されて前記吸収体で吸収される放射線の割合である第４割合を算出する確率算出部と、
前記第４割合が最も高い前記コンプトンカメラに入射される放射線が前記コンプトンカメラで失うエネルギーを含む所定のエネルギーの範囲内である放射線の前記コンプトンカメラによる検出結果に基づいて、前記放射線源の位置を算出する位置算出部とを、
備え、
前記放射線源からの放射線は、前記放射線源から放出されるベータ線による制動Ｘ線である、
情報処理装置。
放射線源を含む物質からの放射線を、散乱体および吸収体を含むコンプトンカメラに検出して、前記放射線源の位置を算出するイメージング方法であって、
コンピュータが、
前記コンプトンカメラに入射される放射線に対する前記放射線源からの放射線の割合である第１割合、前記コンプトンカメラに入射される放射線に対する前記放射線源からの放射線が前記物質で散乱された放射線の割合である第２割合、前記コンプトンカメラの前記吸収体で散乱される放射線の割合である第３割合を算出し、前記第１割合、前記第２割合、前記第３割合に基づいて、前記コンプトンカメラに入射される放射線が前記コンプトンカメラで失うエネルギー毎に、当該エネルギーの放射線に対する前記放射線源からの放射線が前記散乱体で散乱されて前記吸収体で吸収される放射線の割合である第４割合を算出
し、
前記第４割合が最も高い前記コンプトンカメラに入射される放射線が前記コンプトンカメラで失うエネルギーを含む所定のエネルギーの範囲内である放射線の前記コンプトンカメラによる検出結果に基づいて、前記放射線源の位置を算出する、
ことを実行するイメージング方法であって、
前記放射線源からの放射線は、前記放射線源から放出されるベータ線による制動Ｘ線である、
イメージング方法。
放射線源を含む物質からの放射線を、散乱体および吸収体を含むコンプトンカメラに検出して、前記放射線源の位置を算出するイメージングプログラムであって、
コンピュータが、
前記コンプトンカメラに入射される放射線に対する前記放射線源からの放射線の割合である第１割合、前記コンプトンカメラに入射される放射線に対する前記放射線源からの放射線が前記物質で散乱された放射線の割合である第２割合、前記コンプトンカメラの前記吸収体で散乱される放射線の割合である第３割合を算出し、前記第１割合、前記第２割合、前記第３割合に基づいて、前記コンプトンカメラに入射される放射線が前記コンプトンカメラで失うエネルギー毎に、当該エネルギーの放射線に対する前記放射線源からの放射線が前記散乱体で散乱されて前記吸収体で吸収される放射線の割合である第４割合を算出し、
前記第４割合が最も高い前記コンプトンカメラに入射される放射線が前記コンプトンカメラで失うエネルギーを含む所定のエネルギーの範囲内である放射線の前記コンプトンカメラによる検出結果に基づいて、前記放射線源の位置を算出する、
ことを実行するためのイメージングプログラムであって、
前記放射線源からの放射線は、前記放射線源から放出されるベータ線による制動Ｘ線である、
イメージングプログラム。