QST-R-30

次世代ＰＥＴ
研究報告書2023
2023 Report on PET Imaging Physics Research

国立研究開発法人 量子科学技術研究開発機構 量子医科学研究所
Institute for Quantum Medical Science,
National Institutes for Quantum Science and Technology目次Contents

イメージング物理研究グループ
研究活動報告2023

Imaging Physics Group:
Research action report 2023

ヘルメットPET
ラジエーション議連でも注目

山谷 泰賀
Taiga Yamaya

141

Helmet PET gets
attention of Radiation-Giren

1

15

QSTアライアンス事業
世界初・日本発技術で早期診断実現へ

QST Alliance using cutting edge technologies
to achieve early diagnosis

1

16

WGI 4号試作機のイメージングシミュレーション

Imaging simulation of the WGI-4 prototype

菊地 智也
Tomoya Kikuchi

4

17

WGI試作機開発とコンプトンイメージング性能評価

Compton imaging performance of WGI prototypes

赤松 剛
Go Akamatsu

4

21

Si-WGI: シリコン散乱検出器試作と性能予測シミュレーション

Si-WGI: Si detector prototyping and system simulation

錦戸 文彦
Fumihiko Nishikido

425

核医学応用を目指したポジトロニウム寿命測定研究

Positronium lifetime measurement study
for nuclear medicine applications

田久 創大
Sodai Takyu

429

WGIの重粒子線治療応用：10CビームのCompton imaging

Compton imaging for range verification of 10C beams

浜戸アクラムAkram Hamato

433

重粒子線治療における初のOpenPET臨床試験

The first clinical study of OpenPET in carbon-ion therapy

田島 英朗
Hideaki Tashima

637

重粒子線照射による腫瘍内低酸素分布の画像化：
ラット実験

Intratumoral hypoxia distribution imaging
by carbon-ion irradiation: a rat study

寅松 千枝
Chie Toramatsu

4

43

Total-body小動物PETのGATEシミュレーション

GATE simulation of a total-body small-animal PET

細谷 宣佳
Nobuyoshi Hosotani

447

Add-on PETによる脳FDG-PET/MRI同時撮像試験

PET and MRI simultaneous brain imaging by Add-on PET

高橋 美和子Miwako Takahashi

4

51

VRAINの吸収・体動補正法の改良

Improved attenuation and motion corrections for VRAIN

岩男 悠真
Yuma Iwao

455

信頼できるAIノイズ除去法の提案

Proposal of a reliable AI denoising method

橋本 二三生
Fumio Hashimoto

459

サル用VRAINも販売へ

VRAIN-M for monkey brain imaging

1

63

CLS検出器の初の商用化：Mirai-PET

First delivery of CLS detector: Mirai-PET

164

CLS検出器のタイムスタンプ算出方法

Timestamp estimation for the CLS PET detector

吉田 英治
Eiji Yoshida

465

U字型fast-LGSOシンチレータを用いたTOF-DOI検出器

U-shaped fast-LGSO crystals for TOF-DOI PET detectors

清川 実穂
Miho Kiyokawa

469

次世代の半球型頭部PET装置のシミュレーション

Simulation of a next-generation hemispherical brain PET

成田 胡桃
Kurumi Narita

473

PET/二光子顕微鏡
ハイブリッドイメージングシステムの開発

Development of a hybrid PET/two-photon microscopy
imaging system

カン ハンギュHan Gyu Kang

477

術中ガイド用Scratch-PETのコンセプト実証

Demonstration of Scratch-PET for intraoperative imaging

石川 大洋
Taiyo Ishikawa

481

位置弁別型の鉗子型ミニPETの開発

Development of a position-sensitive forceps-type mini-PET

大橋 遼太郎Ryotaro Ohashi

485

アドオンPET用1H/23Na一体型RFコイル

Sodium/proton RF coils integrated into Add-on PET

489

イメージング物理研究グループ
研究業績2023

Achievements of
Imaging Physics Group in 2023

12

93

エムディ シャハダト ホサイン アクラム

Md Shahadat Hossain Akram

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究グループ 研究活動報告 2023
Imaging Physics Group: Research action report 2023
山谷 泰賀 次⻑/グループリーダー
Taiga Yamaya, Deputy Director / Group Leader (On behalf of the Imaging Physics Group)
Hope for the future – what’s important now

いま大事なのは「未来への希望」

日本は貧乏になったのかもしれない ー コロナ Japan may have become a poor county - something I keenly
realized in 2023 when international travels resumed after the
後に国際交流が本格再開した 2023 年に私が痛感しCOVID-19 pandemic ended. For example, due to the effects of
たことである。例えば、物価高と円安の影響を受け、
high prices and the weak yen, accommodations at conferences
北米での学会では、ドミトリー（相部屋の格安宿泊施 in North America are going over Japanese attendees’ budgets
設）でも予算オーバーである。
even staying in dormitories.
以前はトヨタ車をよく目にしたカルフォルニア州
は、今はテスラ車であふれている。テスラの運転席
は、ボタン類を極限にまで無くしたミニマム志向のデザインであり、これまでの路線の延⻑ではなく、未来を先取りしようという意思を強く感じる。

The roads of California, where Toyota cars were once
common, are now filled with Tesla cars. Tesla's driver's seat
has a minimalist design with as few buttons as possible, givinga strong sense of the company's intention to look ahead to the
future, rather than just extending previous directions.
What about in the field of PET? Total-body PET, demonstrated

PET の世界ではどうだろうか？2018 年に米中共
同で開発された total-body PET は、中国、ドイツ、
アメリカのそれぞれのグローバル企業が順次製品化
し、医療機関への導入が進んでいる。しかし、日本では、10 億円以上するこのような機器を導入できた医療機関はゼロである。

by a joint group of researchers in the United States and China
in 2018, has been successively commercialized by separate
global companies in China, Germany, and the United States,
and is being introduced into hospitals worldwide. However, inJapan, no medical institutions have been able to purchasesuch equipment costing more than 1 billion yen.
It is said that Japan's "lost decade" since the 1990s has finally1990 年代からの日本の「失われた 10 年」がついに 30 年になったと言われている。優れた人材は国外に集中し、日本との格差はますます広がってしまうだろう。私が思う最大の問題は、こんな現状が当たり前だと思ってしまうことである。貧乏人の発想からはたしてブレークスルーが起こるだろうか？

became its lost 30 years. Excellent researchers tend to beconcentrated overseas, and the gap between Japan andabroad will widen further. I think the biggest problem is that wetake this current situation for granted. How would abreakthrough come from the ideas of the poor?
PET technological innovation is essential to realizing a healthy
longevity society. I think a chance for development still remains

PET の技術⾰新は健康⻑寿社会の実現に必須であ in Japan. Japanese institutes have a foundation in high-energy
る。チャンスは残っていると思う。日本には、ノーベ physics that has produced many Nobel Prize winners, andル賞を多く輩出した高エネルギ物理学の基盤があ photon technologies that have supported high-energy physics
り、それを支えてきた光技術は強みである。そして、 is a strength for further advancements. The Imaging Physics
イメージング物理研究グループには、独自の発想で Group (IPG) at QST has the ability to solve problems using
unique ideas. This has been proven multiple times by the
課題を解決していく能力がある。それは、国際的な受
receipt of international awards and the group continues to賞が証明しており、いまや世界に注目されている。
attract attention from around the world. Our biggest enemy is
我々の最大の敵は、「できない」という刷り込みを与 the feeling of stagnation that tends to leave us with the
えがちな停滞感であり、このようなムードに影響さ impression that “we can't”. We want rather to steadily make theれることなく、着実に未来を現実にしていきたいと future a reality without being influenced by this mood. This
思う。本稿ではグループの 2023 年成果をまとめた。 report summarizes the results of the IPG in 2023.

1

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

PET から WGI への変革を目指す

Aiming at transformation from PET to WGI

ガンマ線の散乱から位置情報を抽出するコンプト
ンカメラを PET に組み合わせて、PET を超える核医学診断法の実現を目指している。計測できるすべてのガンマ線を画像診断に使うというコンセプトから、whole gamma imaging (WGI)と名付けた。

By combining PET with Compton camera imaging that extracts

具体的には、PET 検出器リングの内側にもう一つ検出器リング（散乱検出器）を挿入する。散乱検出器
で散乱した場合、散乱検出器に付与したエネルギから、ガンマ線の入射方向を円錐の表面上に特定することができる。円錐の角度がエネルギ値によって計算されることから、検出器は、位置分解能に加えてエ
ネルギ分解能も高める必要がある。

In WGI, another detector ring (scatterer detector) is inserted

positional information from gamma-ray scattering, we areaiming at realizing a nuclear medicine imaging method that
surpasses PET. We have named the method whole gamma
imaging (WGI) since the concept of use all measurable gamma
rays for diagnosis is followed.

inside the PET detector ring. When a gamma ray is scatteredby the scatterer detector, the possible direction of the incident
gamma-ray can be the surface of a cone, which is determinedfrom the energy deposited to the scatterer detector. Since theangle of the cone is calculated by the deposit energy value, thescatterer detector needs to have high energy resolution as well
as spatial resolution.

これまで、1 号機から 3 号機まで小型試作機を開 So far, we have developed a series of three small prototypes
発しコンセプト実証に成功したが、散乱検出器のエ and successfully demonstrated the concept, but issues
remained with the energy resolution of the scatterer detector.
ネルギ分解能に課題が残されていた。そこで、シンチ
Therefore, we optimized the scintillator and conducted
レータの最適化を行い、4 号機（マウス用）のシミュ
simulation design (Tomoya Kikuchi, p. 17) and development
レーション設計（菊地智也, p. 17）および実機開発を (Go Akamatsu, p. 21) of the 4th prototype (for mice).
行った（赤松剛, p. 21）。中谷医工計測技術振興財団 Development of a clinical WGI is also underway with supportの助成のもと、臨床用 WGI の開発も進行中である。 from the Nakatani Foundation. In addition, in order to achieve
また、より高いエネルギ分解能を実現するために、シ higher energy resolution, we began developing a silicon
リコン検出器の開発にも着⼿した（錦⼾⽂彦, p. 25）。 detector (Fumihiko Nishikido, p. 25).
Conventionally, PET diagnoses are based on the distribution

従来 PET は陽電子の分布で診断するのだが、WGI
では、陽電子の寿命を新しいバイオマーカーとして活用できる可能性が見えてきた。これを量子 PET と名付けて、コンセプト実証を進めている（田久創大,
p. 29）。また、重粒子線がん治療の体内ビームを可視化する方法としての有用性も見えてきた（浜⼾アクラム, p. 33）。

of positrons, but WGI has revealed the possibility of using thepositron lifetime as a new biomarker. We have named thisquantum PET (Q-PET) and we are proceeding with proof-ofconcept studies (Sodai Takyu, p. 29). In addition, inradiotherapy, the usefulness of WGI as a method forvisualizing carbon ion beams inside the patient’s body has
become clear (Hamato Akram, p. 33).

Figure 1 The 4th prototype developed in 2023 by following the previous developments of the 1st to 3rd prototypes for the proofof-concept of whole gamma imaging (WGI), which is a new concept of combining Compton camera imaging with PET.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

OpenPET がついに臨床研究へ

OpenPET has finally reached a clinical research stage

放射線がん治療法の最高峰とも言える重粒子線治療であるが、未だに解決されていない課題が、重粒子線ビームの体内飛程の可視化である。重粒子線ビー
ムは生物効果が大きく、また、深部にもピンポイントに届くという特⻑がある。しかし、重粒子線が止まる
メカニズムは X 線とは根本的に異なるため、X 線 CT
画像から作成される治療計画では、一定のマージンを設定する必要がある。体内飛程が正確に分かるよ
うになれば、より副作用を低減したり、治療日数を減らしたりできるようになると期待される。

Carbon ion beam therapy can be said to be the pinnacle of

ヒントは、重粒子線ビームが体内で勝⼿に生成する僅かな陽電子放出核種にある。我々は、これをその場で捉えて画像化すれば課題を解決できると考え、世界初となる開放型 PET「OpenPET」を発明した。
ここまで 15 年ほどかかってしまったが、遂に臨床研究の開始までたどり着いた（田島英朗, p. 37）。

The clue to this observation lies in the tiny amount of positron-

radiotherapy, but one issue that remains unresolved is thevisualization of the beam range within the body. Carbon ion
beams have a large biological effect, and they also have theadvantage of concentrating the dose, even for deep-seatedtumors. However, the interaction mechanism of carbon ion
beams is fundamentally different from that of X-rays; so, it isnecessary to set a certain margin in treatment plans generated
from X-ray CT images. If the beam range within the body canbe accurately observed, it will be possible to further reduceside effects and shorten the number of days required fortreatment.

emitting nuclides that are produced automatically in the bodyby the beam irradiation. We believed that if we could capture
and visualize them by PET, we could solve the problem.
Therefore, we invented the world's first open-type PET,
OpenPET. It has taken about 15 years, but we have finally
started a clinical test (Hideaki Tashima, p. 37).

体内で生成された陽電子放出核種が血流などによ For the issue of biological washout, where positron-emittingって拡散してしまうという問題に対しては、これを nuclides produced in the body are diffused quickly, animal
腫瘍診断に活用しようという逆転の発想の有効性が experiments have shown the feasibility of the opposite idea to
動物実験で示された（寅松千枝, p. 43）。実験には、 utilize the washout for tumor diagnosis (Chie Toramatsu, p.
我々が 2020 年に開発した超高感度小動物 PET 43). The total-body small animal PET (TBS-PET) that wedeveloped in 2020 has been useful in the experiments, and we（TBS-PET）が役立っており、臨床への展開を検討
have also begun preparations for simulations to consider
するためシミュレーションの準備も開始した（細谷 clinical application (Nobuyoshi Hosotani, p. 47). In contrast to
宣佳, p. 47）。臨床では治療の数ヶ月後に画像診断で current clinical practice where the effects are confirmed
効果を確認するが、目指すのは治療その場での診断、 through imaging several months after treatment, our goal is to
すなわちセラノスティクスの粒子線治療への拡張で provide in-situ diagnosis during therapy, that is, to expand theconcept of theranostics so as to cover particle therapy.
ある。

Figure 2 An OpenPET prototype installed in a treatment room of HIMAC in 2023 to image weak activity distributions of positron
emitters produced through fragmentation reactions for range verification. With the idea to utilize the biological washout for tumor
diagnosis, the combination of OpenPET with particle therapy may expand the concept of theranostics so as to cover radiotherapy.

3

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

頭部 PET のさらなる進化に向けて

Towards further evolution of brain PET imaging

2023 年は認知症 PET の転換点となった年であった。具体的には、世界初のアルツハイマー病（AD）の根本治療薬が日本企業により開発され、アミロイ
ド PET による AD 診断へのニーズが大きく高まった。ボトルネックのひとつが PET 装置の普及台数であり、これを見込んで開発した世界初のヘルメット型 PET（VRAIN）が役立つ時が来た。

The year 2023, when the world's first fundamental treatment
for Alzheimer's disease (AD) was developed by a Japanesecompany, was a turning point for dementia PET. The demandfor AD diagnosis using amyloid PET has greatly increased.
One of the bottlenecks is the proliferation of PET devices, andthe time has come for the world's first helmet-type PET(VRAIN), which was developed with this in mind, to be useful.
Brain PET is often performed in conjunction with MRI, but

脳 PET は、MRI と併せて診断することが多いが、PET/MRI 一体型装置はほとんど普及していないた
め、MRI と PET を別々に撮る必要がある。そこで、
PET 検出器と一体化された MRI 用 RF コイル（Addon PET）を発明し、実証機を開発してきた。目指すのは、既存 MRI でも PET/MRI 同時撮像装置に簡単にアップグレードできるという未来である。ここまで 10 年ほどかかってしまったが、ついに臨床研究の実施までたどり着いた（高橋美和子, p. 51）。

combined PET/MRI equipment is not widely available; so MRI
and PET are done separately. Therefore, we invented an MRI
RF coil integrated with a PET detector (Add-on PET) anddeveloped a prototype. The goal for Add-on PET is a future inwhich existing MRI systems can be easily upgraded tosimultaneous PET/MRI imaging devices. It took about 10
years, but we have finally conducted the first clinical test
(Miwako Takahashi, p. 51).
The evolution of the VRAIN itself is progressing steadily, andwe have verified the attenuation correction method and

VRAIN 自体の進化も着々と進んでおり、吸収補正法の検証と体動補正法の改良を行った（岩男悠真, p.
55）。また、浜松ホトニクスとの共同研究として実施している深層学習法を利用したノイズ抑制法の開発においては、信頼性を高めるという難しい課題に挑戦した（橋本二三生, p. 59）。

improved the motion correction method (Yuma Iwao, p. 55).
Furthermore, in the development of a noise suppression
method using deep learning, which is being conducted as acollaboration with Hamamatsu Photonics K. K., we took on thechallenge of increasing the reliability of deep learning methods(Fumio Hashimoto, p. 59).

Figure 3 The Add-on PET prototype underwent its first clinical test in 2023 (right) to demonstrate the concept of
upgrading an existing MRI to simultaneous PET/MRI in contrast to the currently separated PET and MRI (left).

4

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

夢の 1mm 分解能 PET を目指す

Aiming at the dream of 1 mm resolution PET

PET の分解能には理論的限界があり、頭部 PET で There is a theoretical limit to the spatial resolution of PET,は 1 mm 前後であると推定されている。VRAIＮで達 which is estimated to be around 1 mm for brain-dedicated PET成した 2.2 mm 分解能が 1 mm になるということは、 systems. The 2.2 mm resolution achieved with the VRAIN will
三乗して体積でいうと 10 倍細かいものが見えるよ become 1 mm, which means that by raising it to the third
power, we will be able to see 10 times finer details in terms of
うになるということである。
volumetric resolution.

VRAIN で実証したことは、検出器同士を近づけると分解能が上がるという理論であったが、使用した検出器自体は、シンチレータピッチが 4.2 mm もあり、シンチレータの深さ方向の位置弁別（DOI）も弁
別できないタイプであった。そこで我々は、シンチレータピッチが 1.6 mm と細かく、かつ、DOI と timeof-flight (TOF)の両方が計測可能な次世代検出器（CLS 検出器）の開発を進めている（吉田英治, p.
65）。

What VRAIN has demonstrated was the theory that better
spatial resolution is obtained when detectors are arranged
closer to each other, but the detectors used for VRAIN had ascintillator pitch of 4.2 mm, and the depth-of-interaction (DOI)
measurement inside the scintillators was not functionalized.
Therefore, we are developing a crosshair light-sharing (CLS)
detector as a next-generation detector that has a finescintillator pitch of 1.6 mm and can measure both DOI andtime-of-flight (TOF) information (Eiji Yoshida, p. 65).

CLS 検出器は、シンチレータ内にＵ字状の光路を The CLS detector forms a U-shaped optical path within a形成し、両端を近接する異なる受光素子で読み出す scintillator block, and reads out each end with different（清川実穂, p. 69）。計算機シミュレーションにより、 photodetector elements in close proximity (Miho Kiyokawa, p.
VRAIN の検出器を CLS 検出器に置き換えた場合の 69). Imaging simulations to investigate the impact of replacing
detectors in VRAIN with the CLS detectors showed that 1 mm
インパクトを調査した結果、1 mm 分解能が期待でresolution can be expected. (Kurumi Narita, p. 73).
きることが分かった（成田胡桃, p. 73）。

Figure 4 Expected impact of the crosshair light-sharing (CLS) detector to be used in a next generation hemispherical brain PET
in contrast to the current VRAIN. The CLS detector consists of scintillator bars half-sized to a photodetector pitch, and U-shaped
light paths are made separately toward east, west, north and south directions. Imaging simulation results support the possible
achievement of 1 mm resolution for the brain-dedicated PET with the CLS detector.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

記録更新！2023 年に 5 台の新規装置が完成

Record updated - Five novel systems completed in 2023

「仮説は実証して初めて真実となる」は昔流行ったドラマの決め台詞であるが、アイディアが奇抜であればあるほど、自ら実証することが重要になるのは事実であろう。

“A hypothesis becomes true only when it is proven'' is a famousline from a popular Japanese TV drama in the past. In fact, it
is true that the more novel our idea, the more important it is toprove it by ourselves.
From 2009 to 2022, the Imaging Physics Group had prototyped

イメージング物理研究グループが 2009 年以降
2022 年までに試作した⾰新的装置は 18 種類あり、
どうやらこの数は世界レコードらしい。そして、2023
年は新たに 5 台が加わり、トータルで 23 種類となった。

18 different innovative devices, which was apparently a world
record. In 2023, five new systems were added, bringing thetotal to 23 devices.
VRAIN-M is a derivative of VRAIN and it was commercialized
as a monkey PET system by ATOX Co., Ltd. (p. 63).

VRAIN-M は、VRAIN の派生機種であり、株式会社
アトックスによりサル用 PET として販売された（p.
63）
。OpenPET/HIMAC は、OpenPET5 号機を重粒
子線治療装置に一体化したものである（p. 37）。WGI4 は、マウス実験による WGI 実証のために開発された（p. 21）。PET/TPEF は、マウス脳用に開発した世界初の PET・二光子励起顕微鏡一体型装置である（Han Gyu Kang, p. 77）。Mirai-PET は、CLS 検出器を搭載した初めての商用機であり、小動物用 PETとして未来イメージング株式会社より発売された（p. 64）。

OpenPET/HIMAC is an integrated version of OpenPET-5
brought into a treatment room for carbon ion therapy (p. 37).
WGI-4 is a prototype developed to demonstrate WGI throughmouse experiments (p. 21). PET/TPEF is the world's first
integrated PET and two-photon excitation fluorescencemicroscope (TPEF) developed for mouse brain imaging (HanGyu Kang, p. 77). Mirai-PET is the first commercial PET
system equipped with the CLS detector and it wascommercialized by Mirai Imaging Corp. for small animal
imaging (p. 64).
In addition, Scratch-PET (Taiyo Ishikawa, p. 81) and theforceps-type mini PET (Ryotaro Ohashi, p. 85), which aim at

このほか、術中ガイド PET 実現を目指したスクラ
ッチ PET（石川大洋, p. 81）や鉗子型ミニ PET（大橋遼太郎, p. 85）、さらには Add-on PET の MRI 撮
像を多核種化する研究も進んでいる（Md Shahadat
Hossain Akram, p. 89）。

realizing intraoperative PET, are under development and will
be added to the prototype list in the near future. Extension of
Add-on PET to multi-nuclide MRI imaging is also progressing(Md Shahadat Hossain Akram, p. 89).

Figure 5 Five systems were developed in 2023, and totally 23 novel systems have been developed since 2009,
which updated “the world’s record”. Two out of five were commercialized as animal PET systems.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

世界貢献度は 9%、国際会議で目立った学生の活躍

Global contribution of 9%, outstanding student activities

核医学物理の世界最大の学会は米国電気電子学会 The world's largest conference for nuclear medicine physics is（IEEE）の Nuclear Science Symposium (NSS) and the Institute of Electrical and Electronics Engineers (IEEE)
Medical Imaging Conference (MIC)であり、1 年に Nuclear Science Symposium (NSS) and Medical Imaging
1 回開催される。近年、日本からの演題数は、アメリ Conference (MIC), which is held once a year. In recent years,
the number of presentations from Japan has ranked third in theカ、ドイツに次いで世界 3 位の位置づけにあり、2021
world after the United States and Germany, and the 2021
年大会では、オンラインではあったが念願の日本開
conference achieved its long-awaited goal of hosting the催も達成した。そして、2025 年には再び日本（横浜）conference in Japan. The 2025 conference is scheduled to beで開催することが決まっており、2021 年大会に続いheld again in Japan (Yokohama), and Dr. Yamaya will serve asて 2025 年大会でも MIC の Chair を山谷が務める予 the MIC Chair for the 2025 event, following the successful on定である。
line 2021 conference.
2023 年大会は 11 月にバンクーバーで開催され、イメージング物理研究グループからは 24 件（うち口頭発表は 10 件）の発表を行った。MIC 全体では、約550 件の採択演題のうち、査読評価の高かった 108
演題が 18 分間の口頭発表に選ばれた。つまり、口頭
発表の演題数でみたイメージング物理研究グループの世界貢献度は、10/108≒9.3%であるということである。

The 2023 IEEE NSS-MIC was held in Vancouver in November,and the Imaging Physics Group made 24 presentations(including 10 oral presentations). Out of approximately 550
abstracts accepted at the MIC, 108 abstracts with high peerreview

evaluations

wereselectedfor

18-minuteoral

presentations. In other words, the Imaging Physics Group's
global contribution in terms of the number of oral presentations
was 10/108≒9.3%.
What is noteworthy is that the submissions authored by three

特筆すべきなのは、千葉大学の学生 3 名の発表がChiba University students were selected for oral presentations
口頭発表に選ばれたことである（学部 4 年生の成田(Ms. Narita, a 4th year undergraduate student, and Mr.
さん、修士 1 年の石川さんと菊地さん）。ひと昔前は、
Ishikawa and Mr. Kikuchi, both 1st year master’s course
キャリアアップのステップとして留学が位置付けらstudents). Studying abroad used to be considered special, as
れていたように、海外で学ぶことが特別視されてい it was seen as a step towards career enhancement, but
たが、グローバルな研究環境が当たり前になった今、 participating in global research environments have become
このような環境で育つ若⼿研究者の将来はとても楽 commonplace among the Imaging Physics Group’s members.
しみである。
The future of young generation researchers growing up in suchenvironments is surely full of hope.

Figure 6 A graph showing the global contribution of the Imaging Physics Group in 2023 (left).
About 9 % of the oral presentations in the 2023 IEEE Medical Imaging Conference (MIC) were madeby the Imaging Physics Group’s members. Three of them were presented by students of Chiba University (photographs),

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Supported by awards

受賞が支えに医療機器はメーカーが開発しそれを評価するのが It used to be commonly accepted thinking in Japanese medical
fields that researchers were supposed to evaluate devices
研究者の仕事であるという固定観念では、イメージ developed by manufacturers and that device development was
ング物理研究グループの成果を評価することは難し not the responsibility of researchers. With this fixed idea, it may
い。核医学分野において、新アイディアを生み出すだ be difficult to evaluate the results of the Imaging Physics
けでなく、それを実証して患者に届けるところまで Group. In the field of nuclear medicine, there is probably noother lab in Japan that is able to not only produce new ideas,
出来ているラボは、日本には他にないだろう。そのた
but also demonstrate and deliver them to patients. As a result,
め、自分たちの仕事がすごいのかそうじゃないのか、 even we do not really know whether our work is great or not,実は自分たちでもよく分かっていない。そんな時に and international evaluations sometimes serve as an indicator.
指標となるのが、国際的な評価である。
In 2023, Dr. Yamaya was awarded the Hal Anger Award by theSociety of Nuclear Medicine and Molecular Imaging (SNMMI).
Dr. Anger was a distinguished researcher who invented the
gamma camera. Since 2006, the year after his passing away,
one researcher who has made notable achievements innuclear medicine physics has been selected every two years.
In the past, researchers who contributed to the developmentsof the world's first PET in 1975 and the most advanced totalbody PET have been selected. Yamaya's award is proof that
IPG's activities have reached the world’s top level.

今年は、山谷に米国核医学会（SNMMI）から Hal
Anger 賞が授与された。Anger 博士はガンマカメラを発明した高名な先生であり、亡くなられた翌年の2006 年から 2 年に一度、核医学機器で著名な成果を残した研究者が選ばれてきた。過去には、1975 年の世界初 PET や最先端の total-body PET を開発した
メンバーらが選ばれている。山谷の受賞は、当グループの成果が世界レベルに達した証であろう。

Dr. Kang received two awards (one as a grant and the other asa personal award) from the IEEE for his proven ability todevelop innovative devices by himself and for demonstrating
the world's highest resolution obtained for a small animal PET
system. This is the first time in the history of the IEEE NSSMIC that two awards have been given at the same time to thesame person. In addition, numerous students and young
researchers from the group have won domestic awards.

Kang 主任研究員には、IEEE から 2 つの賞（一つは助成金）が与えられた。⾰新的装置を独力で開発する能力や世界最高分解能を実証した成果が評価された。2 つの賞の同時獲得は IEEE NSS-MIC 史上初である。他にも、若⼿らの国内受賞が相次いだ。

Figure 7 Examples of international and domestic awards given to the Imaging Physic Group’s members in 2023.

8

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research2023 年度 イメージング物理研究グループ まとめ
メンバー（50 音順, 敬称略）
赤松 剛
石川 大洋
稲玉 直子
岩男 悠真
大橋 遼太郎
小畠 藤乃
掛川 誠
菊地 智也
清川 実穂
高橋 美和子
田久 創大
田島 英朗
寅松 千枝
成田 胡桃
錦戸 文彦
山谷 泰賀
吉田 英治
脇坂 秀克
Kang, Han Gyu
Md Shahadat Hossain Akram
浜戸アクラム（Mohammadi, Akram）
大野
喜多村
齋藤
田中

職員
主任研究員, 4 月昇任
QST ﾘｻｰﾁｱｼｽﾀﾝﾄ（短時間）, 7 月採用
主幹研究員 (短時間)研究員, 10 月採用
QST リサーチアシスタント（短時間）
技術員 (短時間)客員研究員
QST ﾘｻｰﾁｱｼｽﾀﾝﾄ（短時間）, 10 月採用
業務補助員（短時間）, 9 月退職
核医学診断治療研究ｸﾞﾙｰﾌﾟﾘｰﾀﾞｰ(定年制), 8 月まで上席研究員
研究員
主幹研究員 (定年制)
主幹研究員, 10 月昇任
業務補助員（短時間）, 7 月採用
主任研究員
次長/グループリーダー (定年制)
主幹研究員 (定年制)
主任技術員
主任研究員, 7 月昇任
主任研究員 (短時間)
主任研究員
事務担当 (短時間)
事務担当 (短時間)
事務担当 (短時間)
事務担当 (短時間), 広報担当

共同研究（外部資金プロジェクト以外）
共同研究先（50 音順、敬称略）
1

川村和也 (千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ)

2
3
4
5
6
7

佐藤雅昭 （東大医学部）
菅 幹生 （千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）
高田英治 （富山高専）
日本アイソトープ協会
樋口幹雄 (北大)
福永雅喜 （生理学研究所）

8

山谷泰賀・羽石秀昭（千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）

9
10
11

渡部浩司・船木善仁（東北大 CYRIC）
Katia Parodi, Peter Thirolf （LMU）
Mitra Safavi-Naeini （ANSTO）

実習生（受入学生）
千葉大学 (羽石研究室 M1）, 6 月まで
千葉大学（山谷研究室 M1）, 10 月から
千葉大学（菅研究室 M1), 9 月まで
富山高専（高田研究室専攻科 2 年）
千葉大学（山谷研究室 B4）, 6 月まで
千葉大学（山谷研究室 B3）, 11 月から

WGI のシミュレーション設計 (M1 菊地智也)
有機半導体放射線検出器の医療応用 （専攻科 2 年 中澤晟侑）
RI 密封ファントムの開発
薄型シンチレータを用いたマイクロベータイメージング
Study on a 4-channel microstrip RF coil integrated PET insert with a 7T clinical MRI system

深層学習を用いた PET 画像の画質向上に関する研究 (D2 橋本二三生)
位置弁別型鉗子型ミニ PET に関する研究（M2 大橋遼太郎)
手持ちプローブ型術中ガイド PET に関する研究 (M1 石川大洋)
Depth-of-interaction PET 検出器の時間分解能向上に関する研究 (M1 清川実穂)
頭部用高分解能 PET 装置のシミュレーション (B4 成田胡桃)
高感度小動物用 PET 装置の GATE シミュレーション (B3 細谷宣佳)
I-124 の量子 PET への利用可能性 (短寿命 RI ﾌﾟﾗｯﾄﾌｫｰﾑ採択課題, 代表: 田久創大)
In-beam PET シミュレーション・実験, SIRMIO プロジェクト
Prompt gamma detection and neutron capture discrimination in NCEPT

7

未来イメージング株式会社

あり8

浜松ホトニクス株式会社

なし

5

石川 大洋
清川 実穂
菊地 智也
中澤 晟侑
成田 胡桃
細谷 宣佳

肺移植後の慢性拒絶に対する核医学的非侵襲モニタリング法の確立と早期治療法の創成

6

4

協力研究員
日本医科大学
未来イメージング株式会社
株式会社アトックス
東京工業大学
千葉大学
株式会社アトックス
株式会社アトックス
東北大学
東京大学
千葉大学
国立高専機構株式会社アトックス
浜松ホトニクス株式会社
千葉大学
株式アトックス富山高等専門学校
株式会社アトックス
株式会社アトックス

テーマ（担当学生等）
鉗子型ミニ PET の放射線検出感度に関する研究(M2 中島彩乃)
鉗子型ミニ PET の開閉機構や操作ハンドルに関する研究 (M1 林 大翔)

共同研究契約（50 音順、敬称略）
株式会社アトックス(株)ｱﾄｯｸｽ, 浜松ﾎﾄﾆｸｽ(株)株式会社オキサイド
群大(酒井真理), 筑波大(古川純), 東大(島添健次ほか), 東北大(黒澤俊介ほか)
産総研 (明渡純, 相馬貢,松井浩明), 北大 (樋口幹雄)
未来イメージング株式会社

1
2
3

石橋 真理子
伊藤 繁記
梅田 浩
小尾 高史
川村 和也
北川 雅治
熊谷 雅章
黒澤 俊介
島添 健次
菅 幹生
高田 英治
田中 愛結
橋本 二三生
羽石 秀昭
牧 和弘
山岸 正和
山下 大地
山田 楓

研究費受
あり
なし
なし
なし

テーマ 期間
頭部専用 PET 装置の性能向上に関する研究 (2023/4/1–2024/3/31)
深層学習手法の Vrain への応用に関する研究 (2023/4/1-2025/3/31)
PET 用検出器向けｼﾝﾁﾚｰﾀﾌﾞﾛｯｸに関する研究 (2023/3/30-2026/3/31)
医用コンプトンイメージング装置の性能評価に関する研究(2022/4/1–2024/3/31)

なし

ベータ線イメージング材料の高度化に関する研究 (2021/1/1–2024/3/31)

あり

シンチレーション放射線検出器の核医学および環境計測への応用 (2021/2/1-2024/3/31)
X 線イメージングを飛躍させる超高解像度、高感度 X 線検出器の RI 分子
イメージング応用に関する研究 (2023/5/11-2024/2/28)
次世代 PET 検出器に関する基礎的研究 (2016/8/1–2024/3/31)

9

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究グループ 2023（R5）年度 研究費
2023/12/31時点
運営費交付金（原則、人件費除く） [千円]
予算名

QST未来ラボ(VAA06)4
代表：山谷泰賀

5
6

イメージング物理(HIA02)
代表：山谷泰賀理事長ファンド創成(VAA09)
分担：山谷泰賀, 田島英朗

金額
内,人件費
0

概要

1 外部資金間接経費戻し分
間接経費一部戻し→HIA02
イノベーションハブ・アライアンス 次世代PET機器開発イノベーションハブ：2
頭部から全身へ (内部競争的資金, 2023)
事業(HIA04) 代表：山谷泰賀
理事長ファンド創成(VAA08)
世界初OpenPETの重粒子臨床応用
3
代表：田島英朗(内部競争的資金, 2022-2023)

グループ外の主な協力者
―

4,676
2,000

0

―

2,000

0

石川仁, 稲庭拓, 兼松伸幸, 小藤昌志, 白井敏之, 田尻稔, 谷本克之, 山田滋,
米内俊祐 (QST千葉), 伊藤繁記 (未来イメージング)

量子核医学イメージング研究開発拠点形成(内部競争的資金, 2021-2023)

2,000

伊藤繁記(未来イメージング), 稲庭拓, 下川卓志, 辻厚至, 永津弘太郎,
山田滋(QST千葉), 今井陽一(獨協医大), 鎌田圭(C&A), 河地有木, 長尾悠人,
0 山口充孝(QST高崎), 黒澤俊介, 吉川彰(東北大), 酒井真理(群馬大),
島添健次, 高橋忠幸, 高橋浩之(東京大), 菅幹生, 羽石秀昭(千葉大),
Katia Parodi(LMU), 日野明弘(PDRファーマ), 山下大地(アトックス)

グループ運営費

1,920

0

脳機能性疾患に対する量子マイクロサージェリー
技術開発とその臨床応用(内部競争的資金, 2022-2023)
合計

695

―

石川仁(代表), 兼松伸幸, 坂間誠, 佐原成彦, 篠藤誠, 下川卓志, 白井敏之,
0 立花泰彦, 樋口真人, 平山亮一, 南本敬史, 村田和俊, 米内俊佑, 若月優(QST千葉), 林基弘(東京女子医大)

13,291

外部資金 [千円]
事業

直接経費
間接経費
内人件費 内, 他機関分

課題名

1

AMED
医療機器等における先進的研究 認知症・がんの早期診断を実現する世界最高分
解能頭部PETの開発 (2023-2027)
開発・開発体制強靱化事業
23he2302010h0101

113,200002

中谷医工計測技術振興財団
長期大型研究助成2022-2026

未来PET創造研究ユニット
利用可能なすべての放射線を画像診断に役立てる「全ガンマ線イメージング」への変革

54,545

12,923

20,9093

科学研究費2020-2024
基盤研究(S) 20H05667

ポジトロン断層法の物理限界を克服する全ガンマ
線イメージング法の開発

23,600

5,000

3,100

共同研究2023
未来イメージング株式会社
科学研究費 2023-20255
基盤研究(B) 23H03775

X線イメージングを飛躍させる超高解像度、高感度X線検出器のRI分子イメージング応用に関する研究

10,476004

共同研究2023
6
株式会社アトックス
科学研究費 2023-20247
若手研究 23K17239
科学研究費 2023-2028
国際共同研究加速基金
8（海外連携研究）
23KK0206
科学研究費 2023-20259
基盤研究(C) 23K11913
10

共同研究2023
株式会社アトックス

科学研究費2022-2023
若手研究 22K18224
科学研究費 2023-202512
基盤研究(C) 23K07148
1113

科学研究費2022-2024
基盤研究(C) 22K12881
科学研究費2021-2023
15
基盤研究（C）21K12720
科学研究費2021-2023
16
基盤研究(C) 21K07608
科学研究費2021-202317
基盤研究(C) 21K07716

7,080

山谷泰賀, 高橋美和子,
吉田英治, 田島英朗

524 錦戸文彦, 田久創大
田島英朗, 田久創大,
2,100
Han Gyu Kang
高橋美和子, 山谷泰賀,
0 赤松剛, 脇坂秀克,
岩男悠真

吉川彰(東北大), 菅幹生(千葉大), 今井陽一(獨協医大), 石橋真理子(日本医大), 永津弘太郎(QST)―

多核種同時高分解能イメージングが可能な全ガ
ンマイメージング装置開発

7,000

0

0

高精度頭部専用PETによるアミロイド分布試験

5,500

0

0

超高分解能小動物PETシステムの開発

2,900

0

0

870 Han Gyu Kang

がん病態と放射線治療効果の同時リアルタイム
イメージングに向けた日独共同研究

2,700

0

0

寅松千枝, 浜戸アクラム,
810 山谷泰賀, 田久創大, Han Katia Parodi (LMU)
Gyu Kang

100ピコ秒台のTOF時間分解能を有する3次元
PET検出器の開発

2,100

0

0

630 吉田英治――

頭部専用PET装置の性能向上に関する研究
7T超高磁場MRIにPET機能を後付するRFコイル
一体型放射線検出器の開発
高精度頭部専用PETによる微小神経核の機能の解明

2023 NPSS Edward J. Hoffman Challenges breaking the resolution limitation in
Early Career Development Grant positron emission tomography

14

グループ内メンバー
グループ外の共同研究者（代表者下線）（代表者下線）
山谷泰賀, 高橋美和子,
補助事業代表者: 山下大吉田英治, 田島英朗, 赤松 地(アトックス)
剛, 寅松千枝, 錦戸文彦, 研究開発分担者: 成田善
33,960
浜戸アクラム, 脇坂秀克, 孝, 柳澤俊介(国がん中Han Gyu Kang, 田久創大, 央), 石井賢二(東京都健小畠藤乃
康長寿医療センター)
黒澤俊介(東北大), 羽石
秀昭, 菅幹生, 川村和也
5,455 山谷泰賀, 高橋美和子, 他(千葉大), 今井陽一(獨協医大), 他「量子PET」の提案と陽電子寿命による放射線治療効果センシングへの挑戦
有機光センサを用いたＰＥＴ検出器の開発
粒子線治療ビームの体内可視化画像を用いた治療効果判定と予後予測に関する研究
PET/SPECT/MRI/CTマルチモーダル脳ファント
ムの開発

1,800

0

0

山谷泰賀, 吉田英治,
田島英朗, 高橋美和子,
180
岩男悠真, 赤松剛,
田久創大, 脇坂秀克, 他

1,800

0

0

540 Md Shahadat Hossain Akram

1,500

0

100

1,453

0

0

1,300

0

0

450 高橋美和子
0 Han Gyu Kang―
角元利行(東大)――角元利行(東大)―390 田久創大松本謙一郎(QST)
高田英治(富山高専)

800

0

200

240 錦戸文彦

600

0

0

180 寅松千枝

600

0

0

180 赤松剛――
山口充孝, 河地有木
(QST高崎),酒井真理(群馬大),
黒澤俊介(東北大),
島添健次, 武田伸一郎(東京大)山口充孝(QST高崎),
山本誠一(早稲田大),
大野達也(群馬大),
渡部浩司(東北大),酒井真理(群馬大)18

日本医学物理学会
医用コンプトカメラの性能評価技術開発
令和5 (2023)年度開発課題援助

450

0

0

50 赤松剛19

科学研究費 2023-2025
基盤研究(B)分担 23H03774

粒子線がん治療中にリアルタイムでCT撮像を行
う新手法

300

0

0

90 Han Gyu Kang

次世代核医学コンセプトWGIのための新規シンチ
レータの研究 (2021-2023)

150

0

0

0 山谷泰賀, 他

吉川彰(東北大)0 岩男悠真川田奈緒子, 羽石秀昭
(千葉大)

東北大学金属材料研究所
20 共同利用研究費
202212-RDKGE-0015
科学研究費 2022-2024
21
基盤研究(C)分担 22K12836

呼吸器疾患予後予測システムの開発 新型コロ
ナウイルス感染症から慢性進行性疾患まで
合計

0

0

0

232,774

17,92324,30910

53,728

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Imaging Physics Group FY2023
Members (alphabetical)
Go Akamatsu
Naoko Inadama
Taiyo Ishikawa
Yuma Iwao
Makoto Kakegawa
Han Gyu Kang
Tomoya Kikuchi
Miho Kiyokawa
Akram Hamato (Akram Mohammadi)
Md Shahadat Hossain Akram
Kurumi Narita
Fumihiko Nishikido
Fujino Obata
Ryotaro Ohashi
Miwako Takahashi
Sodai Takyu
Hideaki Tashima
Chie Toramatsu
Hidekatsu Wakizaka
Taiga Yamaya
Eiji Yoshida
R. Kitamura
M. OhnoY. Saito
M. Tanaka

Staff
Senior Researcher, promoted in April
Principal Researcher (part time)
QST Research Assistant (part time), from July
Researcher, from Oct.
Visiting Researcher
Senior Researcher, promoted in JulyQST Research Assistant (part time), from Oct.
Research Assistant, resigned in Sep.
Senior Researcher
Senior Researcher (part time)
Research Assistant, from July
Senior Researcher
Technical Staff (part time)
QST Research Assistant (part time)
Diagnostic and Therapeutic Nuclear Medicine Group
Leader (tenure), Senior Principal Researcher until Aug.
Researcher
Principal Researcher (tenure)Principal Researcher, promoted in Oct.
Senior Technical Staff
Deputy Director /Group Leader (tenure)Principal Researcher (tenure)
Secretary (part time)
Secretary (part time)
Secretary (part time)
Secretary (part time), Public Relations

Visiting Researcher
Hideaki Haneishi
Chiba University
Fumio Hashimoto
Hamamatsu Photonics K.K.
Mariko Ishibashi
Nippon Medical School
Shigeki Ito
Mirai-imaging Corp.
Kazuya Kawamura
Chiba University
Masaharu Kitagawa
ATOX Co., Ltd.
Masaaki Kumagai
ATOX Co., Ltd.
Shunsuke Kurosawa
Tohoku U.
Kazuhiro Maki
ATOX Co., Ltd.
Takashi Obi
Tokyo Institute of Technology
Kenji Shimazoe
University of Tokyo
Mikio Suga
Chiba University
Eiji Takada
National Institute of Technology
Ayu Tanaka
ATOX Co., Ltd.
Hiroshi Umeda
ATOX Co., Ltd.
Kaede Yamada
ATOX Co., Ltd.
Masakazu Yamagishi
NIT, Toyama College
Taichi Yamashita
ATOX Co., Ltd.
Trainee / InternshipNobuyoshi Hosotani
Chiba U. (Yamaya-lab. B3), from Nov.
Taiyo Ishikawa
Chiba U. (Haneishi-lab. M1), until June
Tomoya Kikuchi
Chiba U. (Suga-lab. M1), until Sep.
Miho Kiyokawa
Chiba U. (Yamaya-lab. M1), from Oct.
Seiyu Nakazawa
NIT, Toyama College (Takada-lab. AC2)
Kurumi Narita
Chiba U. (Yamaya-lab. B4), until June

Major collaborators (except for funded projects)
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10

11

1
2
3
4
5
6
7
8

Collaborators (alphabetical)
Masaki Fukunaga (NIPS)
Mikio Higuchi (Hokkaido U.)
Japan Radioisotope Association
Kazuya Kawamura(CFME, Chiba U.)
Katia Parodi, Peter Thirolf (LMU)
Mitra Safavi-Naeini (ANSTO)
Masaaki Sato (U. Tokyo Hospital)
Mikio Suga (CFME, Chiba U.)
Eiji Takada (NIT, Toyama College)
Hiroshi Watabe, Yoshihito Funaki(CYRIC, Tohoku U.)

Taiga Yamaya, Hideaki Haneishi(CFME, Chiba U.)

Research contracts (alphabetical)
AIST (Jun Akedo, Mitsugu Sohma,
Hiroaki Matsui), Mikio Higuchi (Hokkaido U.)
ATOX Co., Ltd.
ATOX Co., Ltd.
Hamamatsu Photonics K.K.
Gunma U. (Makoto Sakai), Tsukuba U.
(Jun Furukawa), U. Tokyo (Kenji Shimazoe),
Tohoku U. (Shunsuke Kurosawa)
Hamamatsu Photonics K.K.
Mirai-Imaging Corporation
Mirai-Imaging Corporation
OXIDE Corporation

Themes (Students, etc.)
Study on a 4-channel microstrip RF coil integrated PET insert with a 7T clinical MRI system
Micro beta-imaging using thin scintillators (M2 Tomoha Katagiri)
Development of unsealed-RI phantoms
Sensitivity correction for the forceps-type mini PET (FTMP) (M2 Ayano Nakajima)
Opening mechanism and operation handle of FTMP (M1 Hiroto Hayashi)
In-beam PET simulation / experiment, SIRMIO project
Prompt gamma detection and neutron capture discrimination in NCEPT
Early diagnosis of chronic rejection after lung transplantation by nuclear medicine
Simulation design of WGI (M1 Tomoya Kikuchi)
Medical application of organic semiconductor detectors (AC2 Seiyu Nakazawa)
Possibility of using I-124 for Quantum PET(Supply Platform of Short-lived Radioisotopes, PI: Sodai Takyu)
Improved PET image quality by deep-learning (D2 Fumio Hashimoto)Development of position-sensitive forceps-type mini PET (M2 Ryotaro Ohashi)
Study on a hand-held probe-type intraoperative PET (M1 Taiyo Ishikawa)
Timing resolution improvement for DOI PET detectors (M1 Miho Kiyokawa)Imaging simulation of high-resolution brain PET (B4 Kurumi Narita)
GATE simulation of high-sensitive small animal PET (B3 Nobuyoshi Hosotani)
FundedYes

ThemesInvestigation of beta imaging material for medical application(2021/1/1-2024/3/31)
Performance improvement of the helmet PET (2023/4/1–2024/3/31)

No

Application of deep learning methods to VRAIN (2023/4/1-2025/3/31)

No

Characterization of medical Compton imaging devices(2022/4/1–2024/3/31)

No
Yes
Yes
No

Basic research on the next generation PET detectors (2016/8/1–2024/3/31)
Scintillation detectors for nuclear medicine and environment (2021/2/1-2024/3/31)
RI-molecular imaging application of super high-performance X-ray detectors (2023/5/11-2024/2/28)
Research on scintillator blocks for PET detectors (2023/3/30-2026/3/31)

No

11

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

FY2023 Imaging Physics Group Grants
As of Dec. 31, 2023
Internal budget (basically excluding labor cost) [x1,000 yen]
Budget
1
2
3

4

5

6

AmountLabor

Note

Returned indirect expense

10% of indirect→HIA02
Innovation hub for next generation PET system
Innovation hub / Alliance Program
development: from brain to whole-body(HIA04) PI: Taiga Yamaya(Internal competitive grant, 2023)
Clinical C-ion therapy application of the world's
QST President's Fund (VAA08)
first OpenPET
PI: Hideaki Tashima(Internal competitive grant, 2022-2023)
QST
President's
Strategic
Grant Quantum Nuclear Medicine Imaging
Advanced Study Laboratory (VAA06)
Creation Group
PI: Taiga Yamaya(Internal competitive grant, 2021-2023)

Imaging physics (HIA02)

PI: Taiga Yamaya
QST President's Fund (VAA09)
Taiga Yamaya, Hideaki Tashima

0

―

2,000

0

―

2,000

0

2,000

Hideaki Haneishi, Mikio Suga (Chiba U.), Akihiro Hino (PDRadiopharma), Yoichi Imai (Dokkyo Med. U.),
Taku Inaniwa, Kotaro Nagatsu, Takashi Shimokawa, Atsushi Tsuji, Shigeru Yamada (QST Chiba),
Shigeki Ito (Mirai-imaging), Kei Kamada (C&A), Naoki Kawachi, Yuto Nagao, Mitsutaka Yamaguchi
0(QST Takasaki), Shunsuke Kurosawa, Akira Yoshikawa (Tohoku U.), Katia Parodi (LMU), Makoto
Sakai (Gunma U.), Kenji Shimazoe, Tadayuki Takahashi, Hiroyuki Takahashi (U. Tokyo), Taichi
Yamashita (ATOX)

1,920

0

Core

For group operation
Development and clinical application of quantum
microsurgery technology for functional brain
diseases(Internal competitive grant, 2022-2023)
Sum

Main collaborators outside the group (PI underlined)

4,676

Taku Inaniwa, Hitoshi Ishikawa, Nobuyuki Kanematsu, Masashi Koto, Toshiyuki Shirai, Minoru Tajiri,
Katsuyuki Tanimoto, Shigeru Yamada, Shunsuke Yonai (QST Chiba), Shigeki Ito (Mirai-imaging)―

Hitoshi Ishikawa(PI), Makoto Higuchi, Ryoichi Hirayama, Nobuyuki Kanematsu, Takafumi Minamimoto,
Kazutoshi Murata, Naruhiko Sahara, Makoto Sakama, Takashi Shimokawa, Makoto Shinoto, Toshiyuki
0Shirai, Yasuhiko Tachibana, Masaru Wakatsuki, Shunsuke Yonai (QST Chiba), Motohiro Hayashi(TWMU)
0695
13,291Competitive grants [x1,000 yen]
Project

Indirect
Direct expense
Labor
Distributed expense

Theme

Members in the group(PI underlined)

1

AMED
Development of world's highest resolution brain
Advanced R&D and development system
PET to realize early diagnosis for dementia andstrengthening project for medical devices
cancer (2023-2027)
23he2302010h0101

113,200

0

0

2

Nakatani Foundation
Long-term Large-scale Research Grant
2022-2026

Future PET Development Unit:
Transformation to "whole gamma-ray imaging"that makes use of all available radiations fordiagnostic imaging

54,545

12,923

20,9095,455

3

Whole gamma imaging to break through the
KAKENHI 2020-2024
Grant-in-Aid for Scientific Research (S) physical limitation of positron emission
tomography
20H05667

23,600

5,000

3,100

Taiga Yamaya,
7,080 Miwako Takahashi, Eiji Yoshida,
Hideaki Tashima

10,476

0

0

524

7,000

0

0

2,100

4
5
6
7
8
9

10

Collaborative research 2023
Mirai-imaging Corporation
KAKENHI 2023-2025
Grant-in-Aid for Scientific Research (B)
23H03775
Collaborative research 2023
ATOX Co., Ltd.

RI-molecular imaging application of super highresolution and high-sensitivity X-ray detectors
Development of whole gamma imaging systemcapable of simultaneous high-resolution imaging
of multiple nuclides
Amyloid PET using high-precision braindedicated PET

KAKENHI 2023-2024
Development of ultra-high resolution small
Grant-in-Aid for Early-Career Scientists
animal PET system
23K17239
Japan-Germany collaborative research toward
KAKENHI 2023-2028
simultaneous real-time imaging of cancer
International Collaborative Research
23KK0206
pathology and radiotherapy effects
KAKENHI 2023-2025
Development of 3D PET detector with TOF time
Grant-in-Aid for Scientific Research (C)resolution on the order of 100 ps
23K11913
Collaborative research 2023
ATOX Co., Ltd.

Performance improvement of the helmet PET

KAKENHI 2022-2023
World's first PET integrated microstrip RF coil
11 Grant-in-Aid for Early-Career Scientists(MS PET-coil) for a clinical 7 Tesla MRI system
22K18224
KAKENHI 2023-2025
Elucidation of the functions of microneuronal
12 Grant-in-Aid for Scientific Research (C)nuclei using high-precision brain-dedicated PET
23K07148
13
14
15
16
17

18

2023 NPSS Edward J. Hoffman Early
Career Development Grant
KAKENHI 2022-2024
Grant-in-Aid for Scientific Research (C)22K12881
KAKENHI 2021-2023
Grant-in-Aid for Scientific Research (C)21K12720
KAKENHI 2021-2023
Grant-in-Aid for Scientific Research (C)21K07608
KAKENHI 2021-2023
Grant-in-Aid for Scientific Research (C)21K07716
Japan Society of Medical Physics
FY2023 Financial Support for Research

Shunsuke Kurosawa (Tohoku U.), Hideaki
Haneishi, Mikio Suga, Kazuya Kawamura(Chiba U.), Yoichi Imai (Dokkyo Med. U.),et al.
Akira Yoshikawa (Tohoku U.), Mikio Suga
(Chiba U.), Yoichi Imai (Dokkyo Med. U.),
Mariko Ishibashi (Nippon Med. School),
Kotaro Nagatsu (QST Chiba)

Fumihiko Nishikido,
Sodai Takyu―

Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Han
Gyu Kang―

Miwako Takahashi, Taiga Yamaya,
0 Go Akamatsu, Hidekatsu Wakizaka, Toshiyuki Kakumoto (U. Tokyo)
Yuma Iwao

0

0

2,900

0

0

870 Han Gyu Kang

―

2,700

0

0

Chie Toramatsu, Akram Hamato,
810 Taiga Yamaya, Sodai Takyu, Han
Gyu Kang

2,100

0

0

630 Eiji Yoshida

―

―

―

1,800

0

0

Taiga Yamaya,
Eiji Yoshida, Hideaki Tashima,
180 Miwako Takahashi, Yuma Iwao, Go
Akamatsu, Sodai Takyu, Hidekatsu
Wakizaka, et al.

1,800

0

0

540 Md Shahadat Hossain Akram

1,500

0

100

1,453

0

0

Proposal of "Quantum PET" for sensing
radiation therapy effect by positron lifetime

1,300

0

0

Development of PET detectors using organic
photodetectors

800

0Challenge achieving tumor pathology by particle
beams: biological washout study using in-beam
PET

600

Development of PET/SPECT/MRI/CT multimodal brain phantoms

600

KAKENHI 2023-2025
New method for real-time CT imaging during
19 Grant-in-Aid for Scientific Research (B)particle beam cancer therapy
23H03774 (Co-investigator)

Taiga Yamaya,
Miwako Takahashi, et al.

5,500

Challenge breaking the resolution limitation inpositron emission tomography

Development of performance evaluation methods
for medical Compton cameras

Collaborators outside the group(PI underlined)

Taiga Yamaya, Miwako Takahashi, Project Leader: Taichi Yamashita (ATOX)
Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Go Co-investigator: Yoshitaka Narita,
Shunsuke Yanagisawa (National Cancer
Akamatsu, Chie Toramatsu,
33,960Fumihiko Nishikido, Akram Hamato, Center Hospital), Kenji Ishii (Tokyo
Metropolitan Geriatric Hospital and
Hidekatsu Wakizaka, Han Gyu
Institute of Gerontology)
Kang, Sodai Takyu, Fujino Obata

450 Miwako Takahashi
0 Han Gyu Kang

Katia Parodi (LMU)

Toshiyuki Kakumoto (U. Tokyo)―

390 Sodai Takyu

Kenichiro Matsumoto (QST Chiba)

200

240 Fumihiko Nishikido

Eiji Takada (NIT, Toyama Coll)00

180 Chie Toramatsu

00

180 Go Akamatsu――
Naoki Kawachi, Mitsutaka Yamaguchi(QST Takasaki), Shunsuke Kurosawa(Tohoku U.), Makoto Sakai (Gunma U.),
Kenji Shimazoe, Shinichiro Takeda (U.
Tokyo)
Mitsutaka Yamaguchi (QST Takasaki),Seiichi Yamamoto (Waseda U.), Tatsuya
Ono (Gunma U.), Hiroshi Watabe (TohokuU.), Makoto Sakai (Gunma U.)

450

0

0

50 Go Akamatsu

300

0

0

90 Han Gyu Kang

000 Taiga Yamaya, et al.

Akira Yoshikawa (Tohoku U.)

0 Yuma Iwao

Naoko Kawata,
Hideaki Haneishi (Chiba U.)

Development of novel scintillators for the next
Collaborative Research Program
20
150
generation nuclear medicine concept of WGIat IMR Tohoku U. 202212-RDKGE-0015(2021-2023)
KAKENHI 2022-2024
Development of respiratory disease prognosis
21 Grant-in-Aid for Scientific Research (C) prediction system- from COVID-19 infection to0
22K12836 (Co-investigator)
chronic progressive diseaseSum
232,77400

17,92324,3091253,728

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Data of Imaging Physics Group (FY2009-FY2023)
Fiscal year

2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2017

2018

2019

1. Research budget [x1,000 yen]|- Internal budget (excluding labor)|- Internal competitive grant|- Competitive grant| |- for internal use (excluding labor*)| |- for distribution|- Own income* from 2021

48,913
17,666
17,44513,802

61,869
8,092
16,81236,965

144,380
102,350
1,170
40,86028,46012,400108,649
92,7300
15,91914,9191,000

134,001
86,482047,51935,26912,250121,71155,299066,412
33,23433,178

117,564
36,9733,000
77,59142,93534,65676,145
16,6586,000
53,48750,287
3,200

71,12920,601
7,000
43,52840,6282,900

102,369
36,13920,00045,53043,6301,900
70096,207
26,177
20,05049,98049,480500

2. Researchers|- Permanent|- Non-permanent (4-day or more /week)|- Postdocs (+JSPS fellows)

4
1
3
0

6
1
4
1

6
1
3
2

6
1
3
2

6
1
3
2

7.4
1
3.5
2.9

8.7
2
2.7
4

8.0
2
3.0
3

9.3
2
4.5
2.8

11.0
3
6.0
2.0

11.0
3
6.0
2.0

41
10.3
1,193

56
9.3
1,105

54
9.0
2,674

63
10.5
1,725

72
12.0
1,861

48
6.5
2,536

58
6.7
2,027

51
6.4
1,493

50
5.4
1,423

59
5.4
1,735

78
7.1
1,233

Peer-reviewed articles
per researcher
expense [x1,000 yen]/article

9
2.3
5,435

9
1.5
6,874

5
0.8
28,876

7
1.2
15,52111
1.8
12,182

14
1.9
8,694

4
0.5
29,3917
0.9
10,878

11
1.2
6,466

7
0.6
14,624

14
1.3
6,872

Patents|- Applications|- Registered
per researcher
expense [x1,000 yen]/patent

7
4
3
1.8
6,988

13
11
2
2.2
4,759

5
3
2
0.8
28,876

13
6
7
2.2
8,358

14
1
13
2.3
9,572

5
2
3
0.7
24,342

14
0
14
1.6
8,397

8
1
7
1.0
9,518

8
2
6
0.9
8,891

5
0
5
0.5
20,4745
3
2
0.5
19,241

2
4
6
4
9

3
14
3
5
2

5
2
2
20
20

4
1
11
30
20

6
2
6
6
10

2
7
5
11
13

3
4
7
11
12

11
7
8
13
8

8
11
5
5
13

7
16
7
3
17

7
31
7
5
9

3. Achievement (集計は年度ではなく年単位)
Conference presentations
per researcher
expense [x1,000 yen]/presentation

Evaluation and outreach activities|- Awards|- Invited talks|- Book chapters, review articles|- Public relations activities|- Lectures
Fiscal year

2009

2010

2011

2012

2013

2014

2015

2016

2017

2018

2019

Group members (employee only, alphabetical)
Staff
―
―
Res. (2011/9-2012/1)
―
―
―
―
―
―
―
阿部貴之 Takayuki Abe
―
―
―
―
―
Postdoc (2014/5-2017/4)―――
Abdella M. Ahmed
―
―
―
―
―
―
―
―
Postdoc (July-)
赤松 剛 Go Akamatsu
Researcher (2015/8-)
Senior Res.
―
―
―
―
―
Postdoc
浜戸アクラム Akram (Mohammadi) Hamato――
Postdoc (2011/7-2014/10)
―
―
―
―
―
平野祥之 Yoshiyuki Hirano
―
―
―
―
―
―
Postdoc
Senior Res.
Md Shahadat Hossain Akram
Researcher
Senior Researcher→(part-time) Principal Researcher
稲玉直子 Naoko Inadama
―
―
―
―
―
―
Postdoc
Researcher (2018/4-2023/3)
岩男悠真 Yuma Iwao
―
―
―
―
―
―
Postdoc (2015/10-2016/3)―――
Jiang Jianyong
―
―
―
―
―
―
―
―
―
Researcher
Han Gyu Kang――――
Researcher (part-time)
―
―
―
―
―
中島靖紀 Yasunori Nakajima
Senior Res. (July-)
Researcher
錦戸文彦 Fumihiko Nishikido
―
―
―
―
―
―
―
―
Res. (2017/10-2018/10)―
新田宗孝 Munetaka Nitta――
Assistant (part-time)
Technical Staff (part-time)
小畠藤乃 Fujino Obata
Principal Res.
高橋美和子 Miwako Takahashi
―
―
―
―
―
―
―
Researcher (2016/11-)
Postdoc
田久創大 Sodai Takyu
SeniorRes.
(July-)―
Postdoc
JSPS
Fellow(-2014/9)→Researcher(2014/10-)→tenure田島英朗 Hideaki Tashima
Senior Res. (part-time) 2016/10-2021/4
―
―
―
―
―
―
―
寅松千枝 Chie Toramatsu
Technical AssistantTechnical Staff
Senior Technical Staff (2018/
脇坂秀克 Hidekatsu Wakizaka
Team Leader (tenure)Group Leader
山谷泰賀 Taiga Yamaya
Researcher
Senior Researcher→tenurePrincipal Res.
吉田英治 Eiji Yoshida
客員研究員 Visiting Researcher
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
掛川 誠 Makoto Kakegawa
Students (pre-doctoral fellows)
―
―
―
―
―
―
―
QRA
(2016/11-2018/1)――
蛭海元貴 Genki Hirumi
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
石川大洋 Taiyo Ishikawa
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
菊地智也 Tomoya Kikuchi―
Junior Research Associate
―
―
―
―
―
―
―
木内尚子 Shoko Kinouchi
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
清川実穂 Miho Kiyokawa
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
成田胡桃 Kurumi Narita
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
仁科 匠 Takumi Nishina―――
Junior Research Associate―――
新田宗孝 Munetaka Nitta
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
大橋遼太郎 Ryotaro Ohashi
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
QRA (2019/4大東尚真 Shoma Ohigashi
QRA(2018/6-19/2)
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
奥村勇介 Yusuke Okumura―――
Junior Research Associate Res. (part-time)
―
―
―
―
―
品地哲也 Tetsuya Shinaji
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
QRA (2019/7鈴木海斗 Kaito Suzuki
Junior Research Associate
―
―
―
―
―
―
―
―
―
矢崎祐次郎 Yujiro Yazaki(-2015/7)

13

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

as of Dec. 31, 2023

イメージング物理研究グループの研究費推移 （QST人件費除く）
Research budget of Imaging Physics Group (excl. QST labor)

2021

2022

2023

216,354
65,70010,063
140,591
109,165
31,426

193,750
25,78014,350153,620
99,122
46,518158,117
11,20015,660131,257
67,29945,109246,065
1,920
6,695
237,450
195,218
24,309300,000
Total
Research budget [x1,000yen]

2020

250,000

内部競争的資金 Internal competitive grant
200,000

11.0
3
8.0
0

12.0
3
9.0
0

10.9
3
7.9
0

43
3.9
5,031

59
5.4
3,284

67
5.6
2,360

81
7.4
3,038

0

18
1.6
12,02015
1.4
12,917

21
1.8
7,529

20
1.8
12,303300,0008
5
3
0.7
27,0445
3
2
0.5
38,75033
00.3
52,70665
1
0.5
41,011

10
17
6
24
7

22
27
13
9
6

100,000
50,0002009 2010 2011 2012 2013 2014 2015 2016 2017 2018 2019 2020 2021 2022 2023

Research budget [x1,000yen]

3
8
10
3
4

200,000
150,000――
Res. (July-)

―
―

―
―

―
―
Senior Res.

―

―

―

―

―

Res. (Oct-)―8

Senior Res. (July-)―

6

2009 2010 2011 2012 2013 2014 2015 2016 2017 2018 2019 2020 2021 2022 2023

研究員数の推移 Number of researchers
14
ポスドク Postdocs
12
10

―

―

―

―

―
SPR

Researcher
Principal Res. (July-)―
Senior Res.

運営費交付金 Internal budget

0

2023

―

内部競争的資金 Internal competitive grant

50,0002022―

外部資金 Competitive grant

100,0002021―

運営費交付金は過去最低（192万円, 最盛期のわずか2%）を記録し、外部資金は過去最高（約2.4億円）を記録した。
Internal research budget hit a record low (2M yen, just 2% of the peak),and external competitive grand hit a record high (~ 240M yen).

250,0002020―

運営費交付金 Internal budget

150,000

11.0
3
6.8
1.3

5
7
11
20
7

外部資金 Competitive grant

10年雇止め問題による離職のはじまり
The beginning of separation due to the
10-year termination of employment

任期制研究者（週4以上）Non-permanent researchers
定年制研究者 Permanent researchers4

GL, tenure (Sep-)2
Principal Res. (Oct-)/7-)
SPR (July-)

Deputy Director―(July-)

02009 2010 2011 2012 2013 2014 2015 2016 2017 2018 2019 2020 2021 2022 2023

主な業績数 Number of major achievements
―

25
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
QRA (2020/10-2022/2)――――
2021/2)――――
QRA (Jul-)―QRA (Oct-)――
RA (2022/4-2023/9)―
RA (Jul-)――――QRA (Apr-)
―
―

―
―
―
―
―
―
2021/2)―――――
QRA = QST Research AssistantRA = Research AssistantRes. = Researcher
SPR = Senior Principal Researcher
GL = Group Leader

―
―
―
―

査読付原著論文 Peer-reviewed articles
20

特許出願・登録 Patents

15

10

5

2009 2010 2011 2012 2013 2014 2015 2016 2017 2018 2019 2020 2021 2022 2023

14

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Helmet PET gets
attention of Radiation-Giren

ヘルメット PET
ラジエーション議連でも注目

One of the challenges in treating or supporting patients with

認知症の患者さんの診療・支援で難しい点の一つに、症状の理解が難しいことが挙げられる。特に、アルツハイマー型認知症など神経変性疾患では、新たに記憶する能力、入力された情報を統合する機能、言葉として表現する機能など、他者に症状を説明する能力だけでなく、本人が症状を認識する能力も低下していく。そのような場合、PET が、認知機能障害を理解するための最後の砦になるだろう。

dementia is the difficulty in understanding its symptoms.
Patients

sufferingfromneurodegenerative

diseases,

especially, Alzheimer’s disease, lose their abilities to memorize
new things, integrate different information, and describe
symptoms verbally. Furthermore, they may lose the ability torecognize their symptoms. In such cases, PET may be the onlymeans to understand the symptoms and neurological deficits
of dementia patients.
High-performance brain PET is useful for elucidating thepathophysiology of dementia and evaluating symptoms.
Development of high-performance brain PET (Helmet PET)
began in 2013 and was successfully launched in January 2023
(VRAIN, ATOX Co., Ltd.). When Dr. Yamaya gave a lecture on
this development at the 79th annual meeting of the JapaneseSociety of Radiological Technology, Diet member Shogo
Azemoto was also invited, and he recognized the value of
VRAIN in promoting the national policy on dementia.

高精度な脳 PET は認知症の病態と症状の理解に欠かせない。私達は、2013 年からヘルメット型 PET の開発を開始し、2022 年 1 月株式会社アトックスより
VRAIN として上市された。そして、2023 年 4 月の日
本放射線技術学会で、山谷が VRAIN について講演を行った。その場に招待されていたのが畦元将吾衆議院議員であり、認知症を取り巻く社会課題の解決の切り札として本装置が議員の目に留まった。

On June 19, 2023, we were invited to introduce VRAIN to“Radiation-Giren.”This is a parliament group with former
これが 2023 年 6 月ラジエーション議連でのヘル
Minister of Health, Labor and Welfare, and current Diet
メット PET 紹介へとつながる。ラジエーション議連
member, Norihisa Tamura as the chairperson, and Mr.
は、放射線の正しい知識の普及と活用を目標とした Azemoto as the executive director that disseminates
議員連合で、元厚労大臣の田村憲久衆議院議員が会 knowledge and promotes the safe utilization of radiation. On
⻑を、畦元議員が事務局⻑を務める。関連する省庁・ the day, many people from related ministries, companies, and企業・メディアから多くが集まり、当日夕方のテレビ the media attended. A report of the event was broadcast on
television that evening and later, reports appeared in multiple
放送や後日の複数の新聞紙で取り上げられた。
newspapers.

認知症患者を助けるには、症状・病態の理解が必要だ。治療薬開発においても、その効果の証明を PETが担っている。2024 年 1 月、認知症基本法が施行された。高い技術・生産性をもつ研究者・企業が一丸となって、高齢化社会を助け合う社会へと築き上げて行く時代に突入した。（高橋美和子）

To help patients with dementia, we need to understand its
pathophysiology and symptoms. PET has also played a role inthe development of anti-dementia drugs. The basic act on
dementia to promote an inclusive society has been enforced inJapan since January 2024. The time has come for researchersand companies with high technology and productivity to work
together to build the next society. (Miwako Takahashi)

ラジエーション議連の様子。左から三ッ林裕⺒衆議院議員、自見はなこ衆議院議員、田村憲久衆議院議員、畦元将吾衆議院議員、
高橋美和子博士（QST）、吉田智一博士（シスメックス株式会社）、岩坪威博士（東京大学）。A scene from the Radiation-Giren
meeting. From left: House of Representatives members Hiromi Mitsubayashi, Hanako Jimi, Norihisa Tamura and Shogo Azemoto,Dr. Miwako Takahashi (QST), Dr. Tomokazu Yoshida (Sysmex Corp.) and Dr. Takeshi Iwatsubo (University of Tokyo).

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

QST Alliance using cutting edge
QST アライアンス事業
世界初・日本発技術で早期診断実現へ technologies to achieve early diagnosis
Modern medicine has not been able to eradicate diseases

科学技術が発展した現代でも病気を根絶できていないのは、体の中を見ることがいかに難しいかということかもしれない。形よりも先立って現れる機能的な異常を検出する手段として最も有望なのが PETである。がんやアルツハイマー型認知症などに対して、病気の進行に直結する物質が特定され、それらの物質に結合する化合物も明らかになった。PET は、
それらの化合物を陽電子で目印して検査薬とし、その体内分布を画像化する。

even with advanced scientific understanding and technologies.
One possible reason for this failure may be due to how difficult
it is to see inside the human body. PET is the most promising
method for detecting functional disorders that appear before
anatomical changes. Substances that are directly linked to theprogression of diseases such as cancer and Alzheimer's
disease (AD) have been identified, and compounds that bindto these substances have also been developed. PET uses
positrons to label these compounds as diagnostic agents, andimages their distribution in the body.

PET の有用性が高まる一方で、装置の進化や普及は十分でない。その一因は、解像度など未解決の技術的課題にあるが、台数が少ないとメーカーは積極的な開発をためらうという悪循環も垣間見える。一方
QST では 2022 年、世界初の頭部専用 PET 装置の実用化に成功した。アカデミアでも、本気で取り組めば研究成果を患者に届けられることの証明でもある。

Although the usefulness of PET is increasing, the evolution
and availability distribution of the devices is not sufficient. One
reason for this is unresolved technical issues such as
resolution, but another reason might be the vicious cycle inwhich manufacturers hesitate to invest in research anddevelopment when the market size is small. Meanwhile, in
2022, QST succeeded in commercializing the world's firstbrain-dedicated PET device, which proved that even academia
can deliver research results to patients.

ポイントは、陽電子から発生する放射線を正確に検出する技術（下図）にある。そこで、この技術をより高度化し、部位に限らず検査を必要とするすべての人に届けることを目指し、QST では新たにアライ
アンス事業「次世代 PET 機器開発イノベーションハ
ブ：頭部から全身へ」の立ち上げを進めている。

The key point lies in the technology to accurately detect the
gamma-rays emitted frompositrons (see the figure).

Therefore, with the aim of further advancing this technology
and delivering it to every patient who needs more accurate
diagnosis not only for brain but also whole-body diagnoses,
QST is assessing feasibility for the possible 2024 launch of one
project of the Alliance Program, ”Next generation PET system

本アライアンス事業では複数の医療機器メーカー
および電子部品・素材メーカーに参加を呼びかけ、産学オールジャパンで連携体制を構築する。これにより、体積で言うと約 10 倍細かいものが見えるようになる性能の達成を目指したい。

development innovation hub: from brain to whole body”.
This project will invite multiple manufacturers for medical
devices, electronic parts and materials to participate, andmake an all-Japan collaboration team between industry andacademia. Through this, the team will aim to achieve
approximately 10 times better volumetric resolution in PET.

がんは転移する前に見つけて、アルツハイマー型
認知症は記憶能力を失う前に見つける ― 症状が現れる前に病変を捉えて治療する未来を量子科学技
術の力で実現したい。（山谷泰賀）

A future in which cancer can be detected before it metastasizes
and AD can be detected before memory loss occurs will
become possible through the application of the quantum
science and technology of the Alliance. (Taiga Yamaya)

16

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

WGI 4 号試作機のイメージングシミュレーション
Imaging simulation of the WGI-4 prototype
菊地 智也 QST リサーチアシスタント/千葉大（菅研究室 修士 1 年生）
Tomoya Kikuchi, QST Research Assistant / Chiba University (Suga-lab, M1)
はじめにIntroduction

Whole gamma imaging (WGI)は PET とコンプトンカメラを組み合わせた新しい核医学イメージング手法である[1][2]。PET 検出器リングの内側に散乱検出器リングを挿入することで、2 つの画像化手法
を 1 つの装置で実現する。PET は高い感度や空間分解能、定量性を有しているが、対象とする核種が陽電子放出核種に制限される。一方、コンプトンカメラ
は、幅広いエネルギーをもつガンマ線の検出が可能である。約 78 時間の半減期をもつ 89Zr は、比較的時間のかかる抗原抗体反応に着目した PET 核種の一つとして知られている[3]。89Zr では、陽電子放出に少し遅れて 909 keV のエネルギーをもつガンマ線が放出される。WGI により、PET イベントとコンプトン
イベントを使用することで感度や画質の向上が期待できる。

Whole gamma imaging (WGI) is a new nuclear medicine
imaging method that combines PET and Compton imaging[1][2]. By inserting a scatter detector ring inside a PET detector
ring, it is possible to combine two different imaging modalities
into one system. PET has the highest sensitivity and thehighest spatial resolution among nuclear medicine diagnostic
methods, but its imaging target is limited to positron emitting
radionuclides. On the other hand, the Compton camera canimage radionuclides that emit gamma-rays of a wide range ofenergies. Therefore, WGI has an imaging capability for avariety of radionuclides and an expectation to realize nuclear
medicine imaging that outperforms PET. 89Zr, which has a halflife of about 78 hours, is one of the PET tracers that aresuitable for imaging based on an antigen-antibody reaction [3].
89Zr emits a 909 keV gamma-ray after a positron decay. The

WGI is expected to improve sensitivity and image quality byusing PET and Compton events.

QST では、これまでに WGI-1 号機から 3 号機までの試作機開発を通じてコンセプト実証を行ってきた。しかし、散乱検出器のエネルギー分解能などに性能限界があり、コンプトンイメージングの分解能はまだ PET に追い付いていない。そこで、シンチレー
タや検出器システムを刷新し、新しい試作機（WGI4 号試作機）の開発を進めている。本研究では再構成のパラメータを再調整したモンテカルロシミュレー
ションを行い、WGI-４号機と WGI-3 号機の性能を比較した。

We have developed three generations of WGI prototypes.
However, there are performance limits in the energy resolutionof scatterer detectors, and the resolution of Compton imaging
has not yet caught up with that of PET. Therefore, we aredeveloping the 4th WGI prototype (WGI-4) with updated
scintillators and detector systems. In this work, with the
optimized parameters in image reconstruction, we comparedimaging performance of the 4th WGI prototype with that of the
3rd WGI prototype by Monte Carlo simulation.

Simulated systems and image quality evaluation

シミュレーション手法と画質評価方法

The 3rd WGI and 4th WGI were modeled by the Geant4

Geant4 シミュレーションにより、WGI-3 号機と 4号機を模擬した(Figure 1)。主な仕様を Table 1 に示す。WGI-4 号機では、3 層 DOI 構造の散乱検出器リング（HR-GAGG シンチレータ、内径 8.6 cm）を PET
検出器リング（LGSO シンチレータ、内径 32 cm）の内側に挿入した。散乱検出器と吸収検出器のエネル
ギー分解能は、4.6%@511 keV および 13.7%@511

Monte Carlo simulation toolkit (Figure 1). Table 1 lists the major
specifications. In the WGI-4, a scatter detector ring (8.6 cm
inner diameter; HR-GAGG crystals) with a three-layer DOI
capability was inserted into a PET detector ring (32 cm innerdiameter; LGSO crystals). The energy resolutions of thescatterer detector and the absorber detector were set to 4.6%
at 511 keV and 13.7% at 511 keV [4], respectively. The energy

17次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

resolution of the WGI-3 was set to 10.4% at 511 keV for thekeV[4]に設定した。WGI-3 号機のエネルギー分解能
は、実測値にもとづき、散乱検出器で 10.4%@511
keV、吸収検出器で 14.0%@511 keV とした[5]。

scatterer detector and 14.0% at 511 keV for the absorberdetector based on the measured values [5].

89Zr を注入したファントムを視野中心に配置し、シミュレーションデータを得た。PET とコンプトン
画 像 再 構 成 に は list-mode ordered subset
expectation maximization (LM-OSEM)法を用いた。
感度補正と吸収補正を適用した。感度補正には中空
円筒ファントムのシミュレーションデータを利用した。減衰補正は、水の減衰係数を持つ既知の形状を想定し、減衰補正係数を計算して行った。

An 89Zr-injected phantom was modeled and placed in thecenter of the field of view (FOV) in the simulation. The listmode ordered subset expectation maximization (LM-OSEM)
method was used for PET and Compton image reconstruction.
The normalization correction and the attenuation correction
were applied. A hollow cylindrical phantom was simulated fornormalization. Attenuation correction was done by calculating
the attenuation correction factor, assuming a known shape withwater equivalent attenuation coefficient.

Figure 1 Illustrations of the simulated geometries: WGI-3 (a) and WGI-4 (b).

Table 1 Major specifications of the simulated geometries.

Absorber(PET ring)

Scatterer

3rd WGI (WGI-3)
GSO
14.0%
2.9 × 2.9 × 7.5 mm3
16 × 16 × 4
40 det. × 4 rings
66 cm
21 cm
GSO
10.4%
2.9 × 2.9 × 7.5 mm3(7 × 7) + (8 × 8)
10 det. × 4 rings
8.4 cm
10.4 cm

Scintillator material
Energy resolution @511 keVSize of crystals
Number of crystals / detector
Number of detectors
Ring inner diameter
Axial length
Scintillator material
Energy resolution @511 keVSize of crystals
Number of crystals / detector
Number of detectors
Ring inner diameter
Axial length18

4th WGI (WGI-4)
LGSO
13.7%
3.0 × 3.0 × 20 mm38×8×1
36 det. × 6 rings
32 cm
16.4 cm
HR-GAGG
4.2%
1.5 × 1.5 × 5 mm3
16 × 16 × 3
10 det. × 4 rings
8.6 cm10.8 cm

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Result

結果

The phantom shown in Figure 2 (a) was used for spatial

Figure 2 (a)に示すファントムを空間分解能評価に用いた。ファントムは 10, 8, 5, 4, 3 mm のロッドを含んでいる。画像再構成の反復回数はコンプトンイ
メージングでは 20 反復、PET では４反復とした。

resolution evaluation. The Derenzo-like phantom has fiveclusters each of which has 10, 8, 5, 4 or 3 mm diameter rods.
The number of iterations for Compton images was 20 and thatfor PET images was 4.

再構成画像を 3 mm のロッド部を拡大した画像とThe reconstructed images and magnified images of the 3
共に Figure 2 (b)に示す。WGI-4 号機のコンプトン
イメージング性能は WGI-3 号機のコンプトンイメー mm rods are shown in Figure 2 (b). The Compton imaging
ジング性能より向上した。また、3 mm のロッド performance of the 4th WGI was improved over that of the 3rd（Figure 3 (a)）において、WGI-4 号機のコンプトン WGI. For the 3 mm rods (Figure 3 (a)), the Compton imaging
イメージング性能は WGI-3 号機の PET 性能にかな performance of the 4th WGI was quite similar to the PET
り近い結果が得られた。このように WGI-4 号機によ performance of the 3rd WGI. While improvements in Compton
りコンプトンイメージング性能の改善が見られた imaging performance were seen with the WGI-4, the upgrade
が、検出器の刷新は PET 性能の改善にもつながった。 of the detectors also led to improvements in PET performance,
そのため、WGI-4 号機の PET とコンプトンイメージ and PET is still outperforming Compton imaging in the 4th WGI
ング同士の比較では、コンプトンイメージングより prototype (Figure 3 (b)).
も PET の性能のほうが優れていた（Figure 3 (b)）。

Figure 2 Derenzo-like phantom simulation: Derenzo-like phantom (a) and reconstruction images (b).

Figure 3 Line profiles: 3rd WGI PET vs 4th WGI Compton (a) and 4th WGI Compton vs 4th WGI PET (b).

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Conclusion

まとめ

In this report, we predicted the image performance of the 4th

本研究では、シミュレーションによる WGI 4 号試作機の画質予測を行った。WGI-4 号機のコンプトン
イメージング性能は WGI-3 号機より優れており、WGI-3 号機の PET 性能にかなり近い結果が得られた。しかし、コンプトンイメージング性能の改善はPET 性能の改善にもつながるため、結果として、
WGI- ４号機に おいてコン プトンイメ ージングがPET を上回るところまでは出来ていない。今後もエネルギー分解能を改善する研究を継続し、コンプト
ンイメージングが PET を上回る未来を目指したい。

WGI prototype by the Geant4 Monte Carlo simulation. The
Compton imaging in the 4th WGI outperformed that in the 3rd
WGI and had a similar resolution to PET imaging in the 3rd
WGI. However, in the 4th WGI, PET was still outperforming
Compton imaging. This was due to the fact that the PET
imaging was also improved when Compton imaging was
improved. In the future, we will continue pursuing our dreamof realizing Compton imaging that is better than PET imaging
by developing new detectors with better energy resolution.

Acknowledgements
Collaborators

Sodai Takyu, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya (QST)
Mikio Suga (Chiba University)

References
[1]
[2]
[3]
[4]
[5]

E. Yoshida, et al., “Whole gamma imaging: a new concept of PET combined with Compton imaging,” Phys. Med. Biol., 65,
125013, 2020.
H. Tashima, et al., “3D Compton image reconstruction method for whole gamma imaging,” Phys. Med. Biol.,65, 225038, 2020.
M. A. Deri, et al., “PET imaging with 89Zr: From radiochemistry to the clinic,” Nucl. Med. Biol., 40, 3-14, 2013.
M. Balcerzyk, et al., “YSO, LSO, GSO and LGSO. A study of energy resolution and nonproportionality,” IEEE TNS 47(4):13191323, 2000.
Y. Hirano, et al., “Performance evaluation of a depth-of-interaction detector by use of position-sensitive PMT with a superbialkali photocathode,” Radiol. Phys. Technol., 7, 1, 57-66, 2014.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

WGI 試作機開発とコンプトンイメージング性能評価
Compton imaging performance of WGI prototypes
赤松 剛 主任研究員
Go Akamatsu, Senior Researcher
はじめにIntroduction

Whole gamma imaging (WGI) は PET とコンプトンカメラを融合した、QST 独自のイメージング技術である (Figure 1) [1]。PET の検出器リングを吸収検出器として使用し、内側に散乱検出器リングを追加することで、コンプトンカメラの原理に基づいた
ガンマ線イメージングが可能である [2]。陽電子消滅に伴って放出される 511 keV の消滅ガンマ線対だ
けでなく、幅広いエネルギーのシングルガンマ線も計測対象となる。コリメータが不要なため、ガンマカ
メラよりも高い検出感度が期待できる。これまでに3 つの WGI 試作機を開発し、マウスを対象とした 89Zr
（909 keV ガンマ線）のコンプトンイメージングでは、PET に引けを取らない画質が得られた [3]。現在はヒト用装置の開発に向けて、要素技術開発に取り組んでいる段階にある。

Whole gamma imaging (WGI) is a novel concept combining
PET and Compton imaging (Figure 1) [1]. Inserting an
additional detector ring inside a PET detector ring allows
measurement of single γ-rays by the Compton imaging method[2]. Because Compton imaging can measure γ-rays with a wide
energy range, WGI has the potential to become a third imaging
modality in nuclear medicine. So far, we have developed three
prototype systems for proof-of-concept of WGI in small
animals, and our WGI Compton imaging with 89Zr (909 keV γrays) achieved similar image quality comparable to that of PET[3]. Towards realizing a clinical WGI system, we are working
now on basic technology development including detector andprototype system development.
This report presents three research topics regarding WGI: (1)

本稿では、WGI に関連する研究開発のうち、(1) 医development of performance measurement methods for
用コンプトンカメラの性能評価技術開発、(2) WGI 3
medical Compton imaging systems, (2) 131I Compton imaging
号試作機による 131I コンプトンイメージング、(3)studies with the WGI 3rd prototype, and (3) 89Zr Compton
WGI 4 号試作機による 89Zr コンプトンイメージング、
imaging with the WGI 4th prototype.
の進捗について報告する。

Figure 1 Concept of WGI.

21

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

医用コンプトンカメラの性能評価技術開発

Development of performance measurement methods for
medical Compton imaging systems

動物用 WGI 試作機のイメージング結果からヒト用
WGI の性能を予測すると、WGI コンプトンイメージ
ングによって PET と同程度の画質を実現するには、検出器性能・装置性能の向上が必要不可欠である。一方で、コンプトンカメラは放射線の検出方式や検出器配置が様々であり、医用イメージングを想定した
標準的な性能評価技術が存在しない。標準評価法があれば検出器性能とイメージング性能の関連性を明らかにでき、ヒト用装置に要求される検出器性能の導出、有望な検出器の選定にも活用できる。

It is essential to improve the detector performance of WGI sothat WGI Compton imaging provides comparable quality to thatof PET. However, there are no standard performance
evaluation methods for medical Compton imaging systems.
Defining the standard performance evaluation methods may
enable clarification of the relationship between the detector
and imaging performance and extraction of promising detector
technologies for a clinical WGI system.
Therefore, QST organized an interdisciplinary working group

そこで QST が主体となり、コンプトンカメラの若手研究者を中心とした分野横断的なオールジャパンのグループを組織し、医用コンプトンカメラの性能評価技術開発に取り組んでいる。標準ファントムを開発し、2023 年度には 5 つのコンプトンカメラの測定を完了した。一例として、WGI 3 号試作機によるコンプトンイメージング画像を Figure 2 に示す。ガンマ線エネルギーによって画質が大きく異なることが分かる。引き続き測定結果の解析を進め、ヒト用
WGI 開発のためのデータとして活用予定である。

to establish standard performance evaluation methods for
medical Compton imaging systems. We developed standard
phantoms and evaluated the imaging performance of fiveCompton imaging systems using the phantoms. Figure 2
shows representative Compton images measured by the WGI
3rd prototype. Compton image quality differed in an obvious
manner that depended on energies of the γ-rays. We will makeuse of the data for future development of a clinical WGI system.

Figure 2 Developed standard phantoms (a) and representative Compton images (b) obtained by the WGI 3rd prototype (c).

WGI 3 号試作機による 131I コンプトンイメージング

Iodine-131 Compton imaging with the WGI 3rd prototype

WGI 3 号試作機は GSOZ 検出器を採用しており、高いエネルギーのガンマ線ほどエネルギー分解能が良くなる傾向があるため、500 keV 以上の高エネル
ギーガンマ線（89Zr の 909 keV ガンマ線など）をメ
インターゲットとしてきた。一方、前述の性能評価によって、133Ba の 356 keV ガンマ線も画像化できることが示された（Figure 2(b)）。そこで、500 keV 未満の低エネルギーガンマ線に対する WGI コンプトンイ

The primary imaging target of the WGI 3rd prototype was γ-rays
with more than 500 keV energy (e.g., 89Zr 909 keV γ-rays). In
addition, we found that γ-rays with less than 500 keV energy
could be visualized based on the imaging results of 133Ba 356
keV γ-rays (Figure 2(b)). In this work, we investigated theCompton imaging performance of 131I 364 keV γ-rays andcompared the imaging results with

22

131

I SPECT images

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

メージングの可能性を示すため、131I の 364 keV ガ
ンマ線のコンプトンイメージングを行い、臨床用
SPECT 装置で得られた画像と比較した。

measured by a clinical gamma camera.

WGI 3 号試作機による 131I コンプトン画像および臨床用 SPECT 装置で得られた 131I 画像を Figure 3に示す。コンプトン画像の方がコールド領域のコントラストが高く、ロッドの分解能も高かった。WGI コ
ンプトン画像が優れた画質を示した一方、視野中心で空間分解能の劣化が認められ、散乱検出器のエネ
ルギー分解能の向上が必要と示唆された。

SPECT system. WGI Compton images outperformed SPECT

Figure 3 shows 131I Compton images measured by the WGI 3rd
prototype and 131I SPECT images measured by the clinicalimages in terms of the cold rod contrast and rod separation
capability. However, spatial resolution degradation wasobserved near the center of the field-of-view probably due tothe limited energy resolution of the scatterer detector.
Improvement in energy resolution of scatterer detectors isessential for future development of a clinical WGI system.

Figure 3 Comparison of 131I (364 keV γ-rays) Compton images and 131I SPECT images.

WGI 4 号試作機による 89Zr コンプトンイメージング

Zirconium-89 Compton imaging with the WGI 4th prototype
We started developing the WGI 4th prototype for further89

Zr コンプトンイメージングのさらなる画質向上を目指し、WGI 4 号試作機の開発に着手した。これまでの試作機開発の経験から、散乱検出器の空間分
解能とエネルギー分解能が重要因子であることが分かっている [4]。そこで 4 号試作機の散乱検出器には、東北大学で新規開発された高エネルギー分解能の HR-GAGG シンチレータと使用した。そして、DOI
情報が取得できる CLS 検出器方式を採用した [5]。
Figure 4 と Table 1 に 4 号試作機の仕様を示す。吸収検出器とデータ収集回路を含め、システム全体を従来試作機から一新した。

improvement of the quality of Compton images for 89Zr 909 keV
γ-rays. Our previous work suggested that spatial resolution
and energy resolution of the scatterer detector were key
factors affecting Compton image quality [4]. Therefore, weused customized HR-GAGG scintillators that have been newly
developed by Tohoku University to achieve high energy
resolution. In addition, we used a crosshair light sharing (CLS)
configuration to get depth-of-interaction (DOI) information [5].
Figure 4 and Table 1 show system specifications of the WGI
4th prototype. The whole system, including absorber detectors
and data acquisition systems, was newly developed.

89

Zr-oxalate 10.5 MBq を正常マウスに投与し、24時間後から 60 分間撮像を行った。骨と一致した位置に 89Zr 集積が認められ、
WGI 4 号試作機を用いて 89Zrのコンプトンイメージングが可能であることを実証した（Figure 4(c)）。

Using the WGI 4th prototype, we performed 60-min Compton
imaging of a normal mouse from 24 hours after 89Zr-oxalate
injection of 10.5 MBq. 89Zr accumulation was well matched withbone structures (Figure 4(c)).

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 4 Photo of the WGI 4th prototype (a), its detector configurations (b), and 89Zr (909 keV) Compton maximum-intensityprojection image of a normal mouse (preliminary results) (c). The Compton image was co-registered to the CT image.

Table 1 System specifications of the WGI 4th prototype.

Data acquisition system
Scintillator
Scintillator element size (array)
Number of detector blocks
Photosensor
Photosensor active area size (array)
Scintillator and photosensor coupling
TOF measurement capability
DOI measurement capability

Scatterer (inner ring)
Absorber (outer ring)
PETsys TOFPET2 ASIC (PETsys Electronics)
Custom HR-GAGG (Tohoku Univ.)
Fast-LGSO (OXIDE Corp.)
1.45×1.45×15 mm3 (14×14)
3.1×3.1×20 mm3 (8×8)
40216
S14161-9865 (Hamamatsu Photonics K.K.)
3.0×3.0 mm2 (8×8)
Crosshair light sharing (CLS)
One-to-one
Yes (<500 ps)
Yes (<300 ps)
Yes (3 segments)
No

まとめ

Summary

WGI 研究開発の進捗概要を報告した。3 号試作機による 131I コンプトン画像は、臨床用 SPECT 装置の画像よりも優れた画質を示した。検出器を刷新した
4 号試作機の開発を進め、マウスの 89Zr コンプトン
イメージングが可能であることを示した。

We reported recent progress on research and development of
WGI. 131I Compton images measured by the WGI 3rd prototype
outperformed 131I SPECT measured by a clinical system interms of phantom image quality. In addition, we demonstrated
that the newly developed WGI 4th prototype succeeded in 89Zr
Compton imaging of a normal mouse.

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Sodai Takyu, Yuma Iwao, Han Gyu Kang, Miho Kiyokawa,
Fumihiko Nishikido, Akram Hamato, Fujino Obata, Hidekatsu Wakizaka, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya,
Atsushi Tsuji (QST Chiba), Mitsutaka Yamaguchi, Naoki Kawachi (QST Takasaki), Makoto Sakai (Gunma
Univ.), Shunsuke Kurosawa, Kyoung Jin Kim, Kei Kamada, Akira Yoshikawa (Tohoku Univ.),
Kenji Shimazoe (Univ. Tokyo), Jun Furukawa (Tsukuba Univ.), Shinji Motomura (RIKEN),
Shigeki Ito (Mirai-imaging), Keiji Shimizu (Kobe City Medical Center General Hospital)

References
[1]
[2]
[3]
[4]

[5]

E. Yoshida, et al., “Whole gamma imaging: a new concept of PET combined with Compton imaging,” Phys. Med. Biol., 65, 125013, 2020.
H. Tashima, et al., “Compton imaging for medical applications,” Radiol. Phys. Technol., 15, 187-205, 2022.
H. Tashima, et al., “3D Compton image reconstruction method for whole gamma imaging,” Phys. Med. Biol., 65, 225038, 2020.
S. Takyu, et al., “The correlation between scatter detector performance and spatial resolution in a ring-shaped Compton
imaging system,” IEEE Trans. Radiat. Plasma Med. Sci., 7, 570-579, 2023.
E. Yoshida, et al., “A crosshair light sharing PET detector with DOI and TOF capabilities using four-to-one coupling and singleended readout,” IEEE Trans. Radiat. Plasma Med. Sci., 5, 638-644, 2021.

24

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Si-WGI: シリコン散乱検出器試作と性能予測シミュレーション
Si-WGI: Si detector prototyping and system simulation
錦⼾ 文彦 主任研究員
Fumihiko Nishikido, Senior Researcher
背景

Introduction

我々は Whole gamma imaging (WGI)と名付けた
PET とコンプトン画像の両方を取得できる装置の開発を進めている[1]。Figure 1 に示す通り WGI では
PET 装置の中にコンプトンイメージング用の散乱検出器を挿入する。PET 検出器をコンプトンイメージ
ング用の吸収検出器として利用することで、PET 画
像だけでなくコンプトン画像も取得することが可能となる。我々は既に 3 台の試作機の開発・評価を行ってきており、GSOZ や GAGG 等のシンチレータからなる散乱検出器を PET リングに挿入した WGI を用いて 500 keV 以上のガンマ線に対するコンプトン
画像の取得に成功している[2]。

Whole gamma imaging (WGI) is our original concept by

シンチレータは高エネルギーのガンマ線に対し感度が高いという利点が有るが、コンプトンイメージ
ングでは検出器としてのエネルギー分解能の限界やドップラー広がりの影響で性能が制限されてしまっている。特に低エネルギーガンマ線に対してはそれらの影響が大きく、加えてコンプトン散乱確率も低いため適さない。そこで本研究では WGI の低エネル
ギー領域への拡張を目指し、低エネルギーガンマ線
に対しエネルギー分解能・コンプトン散乱確率の高いシリコン（Si）に着目した。

imager in terms of its high sensitivity for the gamma rays.

combining PET and Compton imaging techniques so as toutilize all measured gamma rays for imaging. [1]. As shown in
Figure 1, the WGI is enabled by inserting a scatterer ring in a
PET ring, which also works as an absorber in Compton
imaging. Therefore, the WGI system can obtain not only PET
images but also Compton imaging. Previously, we developed
three WGI prototypes. In the WGI prototypes, the scatterer
detector ring consisting of GSOZ and GAGG scintillation
crystals was inserted in the bore of a PET ring. As a result,good Compton images of volumetric phantoms could beobtained for high energy gamma rays with the third WGIprototype (over ~500 keV) [2].
The scintillators are useful materials as the WGI scatterer
However, such scintillators may have limitations for the use in
WGI, in terms of energy resolution and the Doppler broadening
in Compton imaging. In addition, Compton scattering efficiency
is low for low energy gamma rays. Therefore, this work aimed
at developing a silicon detector, which would be a better choicefor the scatterer, in particular, for low energy gamma rays
because of its better energy resolution and higher scattering
efficiency in low energy region than those of the scintillators.
We developed a scatterer prototype which consists of doublesided silicon-strip detectors (DSSDs). The prototype scatterer
has a large area and strip pitches to reduce the number of

本研究では Double-sided silicon strip detector(DSSD)と呼ばれる大面積の両面ストリップ型 Si チップを使用した試作散乱検出器の開発を行った。本稿では試作器や評価実験の詳細について述べる。

readout channels and dead spaces between detectors. In thisreport, we show details of the developed prototype silicondetector and evaluation results for low-energy gamma rays
and x-rays.

試作検出器と実験セットアップ

Developed silicon scatterer and experimental setup

DSSD と読出し用 ASIC 回路からなる試作散乱検出器を作成した。Figure 2 に DSSD の写真と詳細スペックを示す。チップのサイズは 45.5 mm×45.5
mm、そのうち有感部が 43.2 mm×43.2 mm、スト
リップピッチは 900 μm である。厚さは 600 μm である。ストリップの数は片側 48 ch である。ASIC(VATA450.3)は前置増幅器、波形整形、AD コンバー

We constructed a prototype scatterer which consisted of a
DSSD and readout circuits with ASICs. Figure 2 shows
photographs and specifications of the DSSD chip. The total
chip size of the DSSD was 45.5 mm × 45.5 mm. The size ofthe active area was 43.2 mm × 43.2 mm. The strip pitch was
900 μm. The chip thickness was 600 μm. The number of strips
was 48 for each side. The DSSD chip was connected to thereadout board with the ASICs (VATA450.3) which contained

25

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

pre-amplifiers,

タの機能が内蔵されている。出力されたデジタル化されたデータが FPGA、PC により収集・記録をされる。Figure 3 に示す通り DSSD と ASIC 回路はアルミニウム製のシールドボックス内で使用した。
Figure 4 に示すように測定は恒温槽の中で行い、+20 ℃、-10 ℃、-20 ℃で測定を行った。全ての測定で印加電圧は+200 V とした。DSSD から約 10 cm
離した地点に置いた 142Am、133Ba、57Co より照射されるＸ線、γ線を用いて評価実験を行った。

shapersandanalog-to-digital

circuits.

Digitalized data from the ASIC were collected and recordedwith a FPGA board and a control PC. Figure 3 shows the DSSD
and readout circuit. The DSSD and circuit were shielded withan Al shielding box. In measurements, the prototype wasoperated in a thermostat and temperature was changed from
+20 ℃ to -20 ℃ (Figure 4). Applied bias voltage was 200 V inall measurements. Gamma-rays and x-rays from 142Am, 133Ba
and 57Co were irradiated from approximately 10 cm above the
DSSD.

Figure 1 Principle of whole gamma imaging.

Figure 2 Photograph and parameters of DSSD chip.

Figure 3 Photograph of prototype silicon scatterer.

Figure 4 Photograph of experimental setup.

評価実験結果Experimental results

低エネルギーの X 線・γ線に対する試作散乱検出
器 の 性 能 評 価 を 行 っ た 。Figure 5 に 各 温 度 で の142
Am の単一のストリップで得られたエネルギース
ペクトルを示す。+20 ℃の場合には 30 keV 以下の領域で各エネルギーのピークが重なり 1 つのピークしか観察できないが、-10 ℃以下では分離できている。Figure 6 に各線源の主なピークに対するエネル
ギー分解能の温度依存性を示す。エネルギー分解能
は 59.5 keV (142Am)に対し 4.0% (-20 ℃)、4.4% (10 ℃)、11.6% (+20 ℃)、81 keV (133Ba)に対し 3.6%(-20 ℃)、3.7% (-10 ℃)、8.4% (+20 ℃)、122 keV(57Co)に対し 2.2% (-20 ℃)、2.5% (-10 ℃)、5.0%(+20 ℃)であった。WGI3 号機（WGI-3）で使用した GSO 散乱検出器と比較してエネルギー分解能が飛Performance evaluation of the prototype silicon scatterer was
conducted for low-energy gamma rays and x-rays. Figure 5
show energy spectra of a single strip for 142Am at threetemperatures. The x-ray energy peaks lower than 30 keV could
be clearly recognized when the temperature was below -10 ℃
although only single broad peaks were observed at 20 ℃ forthe same energy region with all radiation sources. Figure 6
shows temperature dependence of energy resolutions for themain single peaks of each radiation source. The energy
resolutions for 59.5 keV were 4.0% (-20 ℃), 4.4% (-10 ℃) and11.6% (+20 ℃). The energy resolutions for 81 keV were 3.6%(-20 ℃), 3.7% (-10 ℃) and 8.4% (+20 ℃). The energy
resolutions for 122 keV were 2.2% (-20 ℃), 2.5% (-10 ℃) and
5.0% (+20 ℃). The energy resolution was significantly
improved from that of the GSO scintillator scatterer (~23.5% at
81 keV) used in the third WGI prototype (WGI-3). The energy

26

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

resolutions at low temperatures were improved from those at

躍的に向上している（~25.3%@81 keV）。冷却すると暗電流が減少するため、常温と比較して分解能が向上している。一方で-10 ℃と-20 ℃では大きな分解能の改善は見られなかった。

Figure 5 Example of energy spectra for 241Am.

+20 ℃ due to the decrease in dark current. On the other hand,differences between the energy resolutions at -10 ℃ and -20 ℃
were small.

Figure 6 Energy resolution of 241Am, 133Ba and 57Co at three temperatures.

シミュレーション

Simulation

試作検出器の評価結果を基に Si 散乱検出器を用いた WGI (Si-WGI)のコンプトンイメージング性能のシミュレーションを行い、WGI-3 と Si-WGI の角度分解能とコンプトン散乱に対する感度の比較を行った。Figure 7 にシミュレーションの設定の詳細を示す。散乱検出器のリング径と体軸⻑は大体同じになるように Si 検出器を配置した。Si 検出器には読出し回路のためのギャップが必要であり 5 mm ギャップを仮定した。そのため検出器の深さ方向の⻑さは
WGI-3 が 15 mm に対して Si-WGI は 72 mm と⻑くなっている。一方で有感領域は WGI-3 が 15 mm に対して 7.2 mm と短くなっている。エネルギー分解
能は実験で得られた値を基に計算を行った。

We simulated performance of WGI for Compton imaging with

各γ線エネルギーに対する角度分解能と感度を
Figure 8、9 に示す。 Figure 8 右軸には角度分解能
から幾何学的に推測した視野中心での分解能も示してある。図の通り Si-WGI の角度分解能は WGI-3 に対して 3 倍以上改善している。また 120 keV では感度が非常に低いため WGI-3 では角度分解能は得られなかった。500 keV 以上では密度や厚さが重要であるため、WGI-3 が Si-WGI よりも感度が高くなっている（Figure 9）。一方で低エネルギー領域では原子番号が大きいシンチレータは光電吸収の確率が高くなるため感度が急激に低下し、最終的にほぼゼロになってしまう。結果として低エネルギー領域ではSi-WGI の方が感度が高くなっている。

geometrically estimated from the angular resolutions are also

silicon detectors based on the energy resolution obtained in theexperiment. Angular resolution and Compton sensitivity werecompared between the WGI-3 and Si-WGI. Simulation
parameters are summarized in Figure 7. Diameter and axial
length were almost the same for each scatterer ring. Gaps
between the silicon detectors are required due to the readout
circuit used for the Si-WGI, and a 5 mm gap was assumed in
the simulation. As a result, total length of the silicon detector(72 mm) was longer than that of the WGI-3 (15 mm). However,effective thickness was only 7.2 mm shorter than the 15 mm
thickness of the WGI-3. We applied the energy resolution
based on the experiment.
The angular resolution and Compton sensitivity for eachenergy are shown in Figures 8 and 9. Spatial resolutions
shown as the right side axis. As shown in Figure 8, the angularresolutions of the Si-WGI were almost three times better thanthose of the WGI-3 because of better energy resolutions. For
the 120 keV gamma-ray, the WGI-3 had no angular resolution
because of low sensitivity to the low energy gamma rays. The
sensitivity of the WGI-3 was higher than that of the Si-WGI in
the high energy region above 500 keV (Figure 9) due to thehigh density and thickness of the WGI-3. On the other hand,
the WGI-3 sensitivity was highly degraded and dropped toalmost zero although the Si-WGI sensitivity was increased
because photo-absorption events are dominant for low energy
gamma-rays in the case of high Z materials. As a result, the SiWGI sensitivity was higher than that of the WGI-3 for low
energy gamma rays.

27

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

結論

Conclusion

我々は WGI の低エネルギー領域でのコンプトン画
像の改善を目的とし Si を用いた試作散乱検出器の開発を行った。その結果 GSO 散乱検出器と比較して高いエネルギー分解能が得られることを示した。加えて、低エネルギー領域でシンチレータを用いた散乱検出器よりも高い性能が得られることをシミュレーションで示した。今後は WGI 用 PET 検出器（吸収検出器）と Si 散乱検出器を組み合わせた試作機を開発し、イメージング性能の評価を行っていく。

We developed the large-size prototype DSSD scatterer for
WGI to obtain better Compton images for low energy gamma
rays. The prototype scatterer obtained higher energy
resolutions compared with the GSO scatterer detector. Fromthe simulation, we determined the silicon detectors were more
appropriate for WGI Compton imaging for low energy gammarays compared with scintillator based scatterers. In the next
step, we will evaluate performances for detectors in the WGIsystem combining PET detectors used as absorber detectors

Figure 7 Summary of simulation parameters.

Figure 8 Angular resolution and spatial resolution of Si-WGI and WGI-3. Figure 9 Compton sensitivity of Si-WGI and WGI-3.

Acknowledgements
Collaborators

Sodai Takyu, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya (QST), Tomoya Kikuchi, Mikio Suga (Chiba Univ.)
Shinichiro Takeda, Tadayuki Takahashi (Univ. of Tokyo)

References[1][2]

T. Yamaya., et al., “Concrete realization of the whole gamma imaging concept,” 2017 IEEE NSS & MIC, M-21-2, 2017.
G. Akamatsu, et al., “Performance measurement standards for Compton imaging systems in nuclear medicine,” 2022 IEEE
NSS & MIC, M-17-333, 2022.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

核医学応用を目指したポジトロニウム寿命測定研究
Positronium lifetime measurement study
for nuclear medicine applications
田久 創大 研究員
Sodai Takyu, Researcher
はじめにIntroduction

PET 核種から放出される陽電子の 3 割程度は、電子と対消滅する前に、ポジトロニウム（Ps）というエキゾチック原子を形成する[1]。この Ps が対消滅光子に変わるまでの時間（寿命）は、周辺の電子密度等によって変化するため、生体内の新しい情報を取り出すことが出来ると期待されている[2]。

About 30% of positrons emitted from PET nuclides form theexotic atom named positronium (Ps) before being annihilatedwith electrons [1]. The time that it takes for the Ps to annihilate
to 511 keV photons (lifetime) varies depending on thesurrounding electron density. Therefore, it is expected that Ps
can be a biomarker to extract new information in vivo [2].
We are aiming to realize quantum PET (Q-PET), a novel

我々は、Ps 寿命で画像診断する量子 PET(Q-PET）
diagnostic imaging method based on the Ps lifetime. Thisの実現を目指している。これは、放射能を診断原理とrealization provides a new nuclear medicine diagnostic method
する従来の PET とは全く異なる新しい核医学診断手 that is completely different from conventional PET, which uses
法への挑戦である。Ps 寿命は、陽電子とほぼ同時に radioactivity as its diagnostic principle. The Ps lifetime can be
ガンマ線を放出する核種があれば、我々の whole imaged by using nuclides that simultaneously emit a gamma
gamma imaging (WGI)[3]により画像化できると考 ray with a positron and whole gamma imaging (WGI) [3]. We
えられる。これまでに、治療抵抗性のある低酸素がん have reported the feasibility of treatment-resistant hypoxic
イメージングの実現可能性[4]や、Ps 寿命の二次元画 tumor imaging [4], proof of concept by 2D imaging of the Ps
像化によるコンセプト実証[5]、水溶液中のラジカル lifetime [5], and the relationship between the radical
concentration in an aqueous solution and the Ps lifetime [6].
濃度と Ps 寿命の関係[6]などを報告してきた。
本年度は実用化に向けたステップとして、正常細胞と低酸素がんのわずかな酸素分圧の違いを検出できるかどうかの調査と、臨床で使えそうな量子 PET
用核種の探索を行った[7]。

This year, as a step toward practical application, we

低酸素がん・正常細胞相当の酸素分圧の弁別

Discrimination of oxygen partial pressure equivalent toinvestigated the possibility to detect slight differences inoxygen partial pressure between normal cells and hypoxic
cancer, and searched for a Q-PET nuclide that is expected to
be used clinically [7].

hypoxic cancer and normal cells

水溶液中の Ps 寿命は、酸素分圧（pO2）値 0 mmHg
There are several reports of Ps lifetime in aqueous solutions at（無酸素）や 160 mmHg（大気）においては複数の
oxygen partial pressure (pO2) values of 0 mmHg (no oxygen)報告がある[4][8][9]。しかし、低酸素がんの酸素分圧 and 160 mmHg (air) [4] [8] [9]. However, there are no reportsに相当する 10 mmHg[10]と、健常細胞相当の 40 of successful separation at Ps lifetime of 10 mmHg, which
mmHg の Ps 寿命による分離に成功した報告は無い。 corresponds to the oxygen partial pressure of a hypoxic tumor[10], and separation at Ps lifetime of 40 mmHg corresponding
そこで、これらの酸素分圧の水溶液中の Ps 寿命を臨
to normal healthy cells. Therefore, we measured the Ps lifetime
床 PET 装置で測定し、分離を実証した。
in aqueous solutions for these oxygen partial pressures usinga clinical PET scanner and demonstrated the separation.

実験には、1275 keV の即発ガンマ線と陽電子を放出する 22Na の水溶液を使用した。22Na は半減期 2.6

Aqueous solutions of 22Na, which simultaneously emits a 1275
keV prompt gamma ray and a positron, were used in the29

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Researchexperiment. Although 22Na has a half-life of 2.6 years and is
not suitable as a nuclide for PET, it is often used in physicalexperiments for radiation measurement. The pO2 value of the22
Na solution in two sealed containers was adjusted to 10
mmHg and 40 mmHg by adjusting the nitrogen gas inflow rate
(Figure 1 (a)). A brain-dedicated PET scanner VRAIN [11] witha coincidence time resolution of 229 ps was used for themeasurements (Figure 1 (b)). Each of the pO2 adjusted 22Na
solutions (370 kBq) was placed at the center of the scannerand measured for 48 hours.

年と PET の核種としては適さないが、放射線計測の物理実験ではよく利用されている。窒素ガス流入量を調整して、密封容器内 22Na 水溶液の pO2 値を 10mmHg と 40 mmHg に調整した（Figure 1 (a)）。測定には、229 ps の同時計数時間分解能を持つ頭部専用 PET 装置 VRAIN[11]を使用した（Figure 1 (b)）。
酸素分圧を調整した 22Na 水溶液（370 kBq）を装置の中心付近に配置し、各々48 時間測定した。
22

Na から放出される 1275 keV 即発ガンマ線検出をスタート、511 keV 放射線検出をストップとする
検出時刻差スペクトルを作成し、陽電子対消滅寿命
解析ソフト PALSfit3 で Ps 寿命を算出した。エネル
ギーウインドウは、1275 keV 即発ガンマ線検出は
700-1500 keV、511 keV 放射線検出は 400-590 keVとした。

Detection time difference spectra were generated by analyzing

pO2 値と Ps 寿命値（誤差は±1σ（標準偏差）で表示）の関係を Figure 1 (c)に示す。Ps 寿命値は、
pO2 値増加に伴い短くなった。10 mmHg と 40 mmHgの Ps 寿命値は、それぞれ 1.9360±0.0026 ns と1.9291±0.0024 ns であった。

lifetime value (the error is expressed as ±1σ (standard

the difference of the detection time between the 1275 keVgamma ray treated as the start, and the 511 keV photon treatedas the stop. The Ps lifetimes were calculated using PALSfit3,
which is a positron annihilation lifetime analysis code. Theenergy window was 700-1500 keV for 1275 keV gamma ray
detection and 400-590 keV for 511 keV photon detection.
Figure 1 (c) shows the relationship between pO2 value and Ps
deviation)). The lifetime value became shorter as the pO2 value
increased. The Ps lifetime values for 10 mmHg and 40 mmHg
were 1.9360 ± 0.0026 ns and 1.9291 ± 0.0024 ns, respectively.
This result demonstrated the separation of the pO2 values
corresponding to hypoxic cancer cells and normal healthy cells

これより、低酸素状態のがん細胞と正常細胞に相当する pO2 値を 1σ以上の誤差で分離することが示された。実験室の特殊な測定装置ではなく、臨床用PET 装置で実証した点は特筆すべき成果である。

with an error of more than 1σ. An additional notableachievement is that this result was demonstrated by a clinical
PET

scannerratherthanaspecializedlaboratory

measurement system.

Figure 1 Photos of 22Na solutions with the oxygen partial pressure (pO2) values of 10 (hypoxic tumor) and 40 (normal healthycell) mmHg (a); a brain-dedicated PET scanner, VRAIN (b); and the correlation of pO2 value and measured Ps lifetime for eachsolution, which demonstrates the separation of 10 and 40 mmHg (c).
Search for a Q-PET nuclide expected applicable for

臨床で使えそうな量子 PET 核種の探索

clinical use
44

生体内 Ps 寿命計測に最も有望な PET 核種は Scであるが[12]、その製造方法は確立されていない。また生体で Ps 寿命が実測された PET 核種は 68Ga のみであり、分岐比 1%と少ないことが課題であった[13]。そこで今回、我々は 124I に着目した。124I は PET

The most promising PET nuclide for in vivo Ps lifetime
measurement is 44Sc [12], but its production technique has notbeen established. The only PET nuclide for which the Ps
lifetime in vivo was actually measured was 68Ga, which has asmall branching ratio of only 1% [13]. Therefore, at this time,30

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

we focused on 124I. There are several studies on the use of 124I

核種としての利用研究が複数あり[14]、分岐比 11.7%と未だ多くはないものの、陽電子放出後すぐに 603
keV のガンマ線を放出する経路がある（Figure 2(a)）。一方、603 keV は 511 keV 対消滅光子とエネルギーが近く、ある程度の誤検出が起こると考えられる。124I の量子 PET への利用可能性を探るため、短寿命 RI 供給プラットフォームによって供給された
124
I を使って実験を行った。

as a PET nuclide as reviewed in the literature [14]. There is adecay path that emits a gamma ray of 603 keV immediately
after positron emission (Figure 2 (a)), although the branchingratio of 11.7% is still not large. However, since the energy of
603 keV is close to that of 511 keV annihilation photons, somefalse detections might occur. To explore the potential use of 124I
in Q-PET, we performed an experiment using 124I provided by
the Supply Platform of Short-lived Radioisotopes.
For the measurements, we used two detectors which were the

測定には、前述した頭部専用 PET 装置 VRAIN に搭載された検出器を 2 個使用した。この検出器ペア
を 10 cm の距離で置いた（Figure 2 (b)）
。この時の同時計数時間分解能は 250 ps である。更に、既知のPs 寿命（1.62±0.05 ns と 2.10±0.05 ns）を持つ 2種類の物質[15]を使用した。これらは陽電子対消滅
寿命分析装置の校正のために用いられている認証標
準物質であり、2 プレート 1 組で使用する。

same as those installed on the VRAIN. The detector pair wasplaced at a distance of 10 cm (Figure 2 (b)). The coincidence
time resolution was 250 ps. Additionally, two certified referencematerials [15] with known Ps lifetimes (1.62 ± 0.05 ns and 2.10
± 0.05 ns) were used. These are used to calibrate the positronannihilation lifetime spectrometer and two plates are a set.
1 μL of 124I-NaI aqueous solution (approximately 200 kBq) was
dropped onto a certified material plate and sandwiched by

1μL の 124I-NaI 水溶液（約 200 kBq）を標準物質の上に滴下し、サンドイッチした。この 124I をサンドイッチしたプレート 1 組を検出器間の中央に置き、10 時間測定した。2 種類の標準物質で同じ測定を行った。603 keV の検出をスタート、511 keV の検出をストップとして検出時刻差の解析を行い、Ps 寿命を算出した。線源を薄膜 22Na 密封線源（500 kBq)に置き換えて同様の実験を行い、Ps 寿命値を比較した。

another one. The one set of sandwiched 124I plates was placedin the center between the detectors and measured for 10hours. The same measurement was performed using anotherset of certified material plates. The Ps lifetime was calculatedby analyzing detection time differences between the 603 keV
detection start and 511 keV detection stop. A similar
experiment was conducted by replacing the source with a thinfilm 22Na sealed source (500 kBq), and the Ps lifetime values
were compared.
The comparison results are shown in Figure 2 (c). From the left

結果を Figure 2 (c)に示す。Ps 寿命値は、Figureの左から、認証値 1.62±0.05 ns に対して 22Na:
1.58±0.04 ns、124I: 1.57±0.14 ns、認証値 2.10±0.05
ns に対して、22Na: 2.10±0.05 ns、124I: 2.02±0.10
ns であった。寿命値は全て認証標準物質の誤差の範囲で一致したが、誤差は 22Na より 124I の方が大きかった。603 keV と 511 keV 光子の誤検出が要因の 1
つと考えられる。22Na より精度は劣るものの、124I を使った Ps 寿命測定は可能であることが分かった。

to the right of the Figure, the Ps lifetime values were 1.58 ±0.04 ns for 22Na and 1.57 ± 0.14 ns for 124I in terms of thecertified value of 1.62 ± 0.05 ns, and 2.10 ± 0.05 ns for 22Na
and 2.02 ± 0.10 ns for 124I in terms of the certified value of 2.10
± 0.05 ns. The obtained Ps lifetimes all agreed within the error
range of thecertified reference materials. However, theerrors were larger for 124I than for 22Na. False detections of 603
keV and 511 keV photons may be one of the reasons for thisbehavior. We found that the Ps lifetime measurement for 124I
was feasible, but the accuracy was lower than that of 22Na.

まとめ

Conclusion

本稿では、核医学応用を目指した Ps 寿命測定研究
として、低酸素がんを想定した水溶液中の Ps 寿命測定と、量子 PET 核種として 124I を使った Ps 寿命測定の結果を報告した。今後は WGI 試作機を用いて量子 PET イメージング実証の準備を行う予定である。

As Ps lifetime measurement studies for nuclear medicine
applications, we reported the results of two Ps lifetime
measurements in aqueous solutions assuming hypoxic cancer
and using 124I as a Q-PET nuclide. In the future, we plan toprepare for the Q-PET imaging demonstration using a WGIprototype.

31

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 2 A simplified decay scheme of 124I which simultaneously emits a positron and a 603 keV gamma ray (a); photos of theexperimental setup (b); and a comparison of Ps lifetimes for two reference certified materials when measuring 22Na and 124I (c).

Acknowledgements
Collaborators

Hidekatsu Wakizaka, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Go Akamatsu, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya,
Ken-ichiro Matsumoto, and Hisashi Suzuki (QST)
Masaaki Kumagai and Taichi Yamashita (ATOX Co., Ltd.)
Kengo Shibuya (Former staff member, University of Tokyo)
Hayato Ikeda, Yoshihito Funaki, and Hiroshi Watabe (Tohoku University)

Grants

JSPS KAKENHI 22K12881 and 20H05667

Supplying 124I

The Supply Platform of Short-lived Radioisotopes, supported by JSPS KAKENHI 22H04924
Cyclotron and Radioisotope Center (CYRIC), Tohoku University

References
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32

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

WGI の重粒子線治療応用：10C ビームの Compton imaging
Compton imaging for range verification of 10C beams
浜⼾ アクラム 主任研究員
Akram Hamato, Senior Researcher
はじめにIntroduction

重粒子線治療の検証のため、患者体内での飛程（照射ビームの停止位置）の可視化が求められている。
PET は、照射ビームと生体組織との核破砕反応によって生成される陽電子放出核種の分布を可視化することができるため、間接的に飛程を検証することが可能である[1]。

In carbon ion therapy, it is important to visualize the range

近年我々は、PET、コンプトンイメージング、及びトリプルガンマイメージングを同時に行うことができる WGI の開発を進めている[2]。重粒子線照射中の核破砕反応で生体内に生成される核種の 1 つである 10C は、陽電子崩壊と同時に 98.5%の確率で 718
keV のシングルガンマ線を放出する。これまでに
WGI 試作機によって、飛程検証に向けた 10C ビームのトリプルガンマイメージングの実現可能性を示している[3]。

Recently, we developed a whole gamma imaging (WGI)(stopping position) of the incident carbon ions in a patient body.
The range of carbon ion beams can be indirectly verified using
positron emission tomography (PET) since PET has thecapability of visualizing positron emitting nuclei produced
through fragmentation reactions between incident carbon ionsand tissues [1].

system with great capability for working simultaneously in threemodes of PET, Compton, and triple gamma imaging [2]. 10C,
which emits a positron and a simultaneous gamma-ray of 718
keV at 98.5% probability, is one of the positron-emitting nuclei
produced inside tissues of patients during carbon ion therapy.
We have already shown the feasibility of the triple gamma
imaging of 10C ion beams for the range verification using the
WGI [3].
In this report, we investigated the feasibility of the Compton

本研究では、WGI のコンプトンイメージングによる重粒子線飛程検証の実現可能性を検証した。具体的には、HIMAC にて 10C ビームを PMMA ファント
ムに照射し、718 keV のガンマ線のコンプトン散乱
を WGI 試作機によって検出した。

mode of the WGI system for verification of ion therapy

手法

Materials and Methods

treatment by detecting Compton scattering of the gamma-rayof 718 keV in a polymethyl methacrylate (PMMA) phantom
irradiated with a 10C ion beam in the carbon therapy facility of
the Heavy Ion Medical Accelerator in Chiba (HIMAC) [4].

WGI 試作機は、吸収検出器リング（直径 66 cm） The WGI prototype consists of two rings of absorbersと散乱検出器リング（直径 20 cm）で構成される。 (diameter of 66 cm) and scatterers (diameter of 20 cm). The
outer ring detects coincidence events of 511 keV from positron
消滅放射線の同時計数とシングルガンマ線のコンプ
annihilation and Compton scattered photons of single gammaトン散乱、光電吸収を同時に検出可能である。散乱検
rays. The inner ring works as a scatterer and detects the
出器は 24×24 配列の GAGG 結晶（0.9×0.9×6 mm3） energy loss of single gamma-rays from Compton scattering.
で構成され、20 個×2 リングに配置されている。吸 Each absorber detector is a 16×16×4 DOI (depth-of収検出器は 16×16×4 配列の GSOZ 結晶（2.8×2.8 interaction) array of GSOZ crystals (2.8×2.8×7.5 mm3) and×7.5 mm3）で構成される DOI 検出器であり、40 個 each scatterer detector is a 24×24 array of GAGG crystals
×4 リングに配置されている。エネルギー分解能 (0.9×0.9×6 mm3). The outer and inner rings include four and（@511keV）は吸収検出器が 14%で散乱検出器が two parallel rings, respectively. The energy resolutions for theabsorber and the scatterer detectors are 14% and 17% at 511
17%であった。

33

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

keV.

HIMAC の二次ビームポートにて、350 MeV/u のC ビームをモーメンタムアクセプタンス 5%の条件で生成した。ビームの相対線量は水中クロスモニタ
にて測定した（Figure 1 (a)）
。
10

In the secondary beamline of HIMAC, a 10C ion beam (350
MeV/u) with the momentum acceptance of 5% was produced
and the relative dose of the beam was measured using acrossed monitor within a water tank as shown in Figure 1 (a).

WGI 試作機の視野内に PMMA ファントムを配置し、10C ビーム照射を行った（Figure 1 (b)）。PMMA
ファントムへの照射は、１回あたり 12 スピル（12×
3.3 秒=39.6 秒）のビームオンと 39.6 秒のビームオ
フの計 79.2 秒のサイクルを 10 回繰り返した。この繰り返しは、WGI 試作機の感度と 10C ビームの強度がともに低かったため必要であった。全てのシング
ルイベントをリストモードデータとして記録し、ス
ピル間及び 39.6 秒のビームオフ時のコンプトンイベ
ントをソフトウェア同時計数によって抽出した。

A PMMA phantom was set at the field of view of the WGI andirradiated with the 10C ion beam as shown in Figure 1 (b). The
PMMA phantom was irradiated 10 times for a cycle of 79.2 s inwhich the beam was on for a 12-spill (12×3.3 s=39.6 s)duration and off for the remaining 39.6 s. The phantom wasirradiated 10 times to overcome the low sensitivity of the WGIand the low intensity of the 10C ion beam. All single interaction
events during irradiation in the beam-off intervals and the 39.6
s period thereafter were recorded as list mode data. The
Compton events were obtained using software.

WGI 試作機のデータ収集システムは、測定中の全ての検出イベント（相互作用イベント）をシングルイ
ベントのリストモードデータとして記録している。
イベント抽出はオフラインで、エネルギーウィンド
ウの適用と同時計数イベントの検出をソフトウェアにて行う。コンプトンイベントは Figure 2 に示すような２つの相互作用イベントからなる。718 keV のガンマ線のコンプトンイベント抽出のエネルギーウ
ィンドウは、散乱検出器が 50-380 keV、吸収検出器
が 400-800 keV、合計値に対して 600-836 keV とした。同時計数のタイミングウィンドウは 50 ns とした。そして、OSEM 法によってコンプトンイベント
を画像再構成した。

The data acquisition system of the WGI recorded all single
detected events during measurements as list mode data.
Event selection was performed using offline software by
detecting coincidence events and applying energy windows. A
Compton event contained two interaction events as shown in
Figure 2. The coincidence events were obtained with a timing
coincidence of 50 ns and the energy windows were set for theabsorber and scatterer detectors. For Compton events of 718
keV photons, the energy windows were set to 50-380 keV and
400-800 keV for the scatterer and absorber detectors,
respectively. An additional energy window of 600-836 keV was
also applied for the total energy of Compton events to extract
718

keV

photons.

The

orderedsubsetexpectation

maximization (OSEM) algorithm was used for image
reconstruction of Compton events.

(a)

(b)

Figure 1 Experimental setup for dose measurement in water (a) and Compton imaging using the WGI (b).

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Energy windows for Compton events:
50 keV < Ecs < 380 keVEcs

400 keV < Eca < 800 keV
600 keV < (Ecs + Eca) < 836 keV

Eca
Scatterer
AbsorberFigure 2 A schematic drawing of Compton imaging of 10C nuclide and energy windows for a Compton event. Ecs and Eca areenergy deposits in the scatterer and the absorber, respectively.

結果と考察

Results and Discussion

PMMA ファントムに 10C ビームを 79.2 秒サイクル×10 回照射し、WGI 試作機によるコンプトンメー
ジングを行った結果を Figure 3 に示す。
また、PMMA
10
ファントム中の C 核種分布をコンプトン画像から抽出し、深さ線量分布と比較した（Figure 4）。10C 核
種分布のピークと Bragg ピークには 2.8 mm の位置ずれあった。この小さな位置ずれはビームエネルギーの広がりの影響として説明可能である。本実験により、コンプトンイメージングによる 10C ビームの飛程検証の実現可能性が示された。

The image of the Compton events in an irradiated PMMA
phantom with a 10C ion beam for the irradiation cycle of
10×79.2 s is given in Figure 3. Distribution of 10C nuclides in
the irradiated PMMA phantom was extracted from theCompton image. The measured depth dose is compared withthe measured 10C nuclide distribution in Figure 4. A small shiftof 2.8 mm was observed between the position of the maximum
concentration of 10C and that of the Bragg peak. This small shift
can be explained by the beam energy spread and it
demonstrated the feasibility of Compton imaging for range
verification of 10C ion beams.

100 mm

60

x

10C

40

y

20

z

y
100 mm

300 mm10

Figure 3 Compton image for an irradiated PMMA phantom with a C ion beam in the HIMAC at the position of maximum
activity for irradiation cycle of 10×79.2 s.

Normalized value

1

2.8 mmDose

0.8

Com pton (10C activity)

0.6
0.4
0.2
0

0

50

100

150

200

Depth in PMMA phantom (mm)Figure 4 Comparison of the relative dose in PMMA and 10C nuclide distribution extracted from the Compton image in Figure 3.

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まとめ

Conclusion

WGI による 10C 核種のコンプトンイメージングの実現可能性を検証した。具体的には、HIMAC で 10Cビームを PMMA ファントムに照射し、コンプトンイ
メージングで得られた 10C 核種の分布を線量分布と比較した。その結果、Bragg ピークとコンプトン画
像のピークの位置ずれは 2.8 mm であり、十分小さいことから 10C ビームの飛程検証におけるコンプト
ンイメージングの実現可能性が示された。WGI は、
PET、コンプトンイメージング、トリプルガンマイメ
ージングの 3 つのモードで同時計測可能であるため、それら 3 種類の画像を重粒子線治療の飛程検証のために相補的に用いることが可能である。

We investigated the feasibility of the WGI for Compton imaging
of 10C nuclides. The Compton image was obtained for anirradiated PMMA phantom with a 10C ion beam at the HIMAC
facility. The measured depth dose in PMMA was comparedwith the extracted activity of 10C from the Compton image. The
shift of 2.8 mm was observed between the Bragg peak position
and the position of the peak in the Compton image. This small
shift confirmed the feasibility of the Compton imaging for therange verification of the 10C ion beam. Since the WGI can work
simultaneously in three separate modes of PET, Compton andtriple gamma imaging, the images can be used as threesignatures for range verification in carbon ion therapy.

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Yuma Iwao, Go Akamatsu, Han Gyu Kang, Chie Toramatsu, Fumihiko
Nishikido, Taiga Yamaya (QST), Katia Parodi (LMU)

References
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重粒子線治療における初の OpenPET 臨床試験
The first clinical study of OpenPET in carbon-ion therapy
田島 英朗 主幹研究員
Hideaki Tashima, Principal Researcher
はじめにIntroduction

OpenPET は、3 次元断層撮像が可能なフルリング
型でありながら、治療ビームを照射可能な開放空間を持つ装置であり、我々は 2008 年の初期アイディア
提案以降、重粒子線治療への応用を目指して研究開発を行ってきた [1-3] 。

OpenPET is a full-ring type PET geometry capable of full 3D
tomographic imaging, but it also has an open space that atreatment beam can pass through. Since our initial proposal of
the idea in 2008, we have been researching and developing
OpenPET with the goal of carbon-ion therapy application [1-3].
Carbon-ion therapy has been applied to the treatment of

重粒子線治療は現在様々な部位のがん治療に適用
various types of cancer and has achieved high treatment
されるようになっており、高い治療成績が得られてoutcomes. High-precision irradiation is achieved throughいる。CT 画像を基にした綿密な治療計画と線量分布
meticulous treatment planning with dose distribution
計算により、高精度な照射を実現しているが、実際に calculations based on CT images. However, no method has yet
治療計画通りに照射が行われたかどうかをその場で been established to confirm right on the spot whether
確認する手法はまだ確立されていない。様々な手法 irradiation was performed according to the treatment plan.
が提案されている中で [4, 5] 、現在最も有望視され Among various proposals [4-5], the most promising at presentているのは PET を用いた手法である。重粒子線を生 are PET-based methods. The irradiation of carbon-ion particles
体に照射すると、生体組織との相互作用（核破砕反 into a living body produces positron-emitting radionuclides
応）により PET で撮像可能な陽電子放出核種が生成 (positron emitters) through interaction with body tissueされる。そのため、重粒子線治療に PET を組み合わ (fragmentation reactions), and these positron emitters can be
せることで、治療ビームの検証が可能になると期待 imaged with PET. Therefore, combining PET with carbon-ion
されている。しかしながら、生成される陽電子放出核 therapy is expected to enable the validation of therapy beams.
However, the produced positron emitters are small in quantity
種は量が少なく、半減期が短いものが多いため、照射and have short half-lives. Thus, the offline PET method loses
後に PET 装置へ患者を移動させるオフライン PETmuch of its signal when a patient is moved to a PET scanner
では、信号の多くを失ってしまう。また、対向型のafter irradiation. On the other hand, in-beam PET with a dualPET 装置で in-beam 測定を行う手法では検出器面にhead system suffers from strong image artifacts with distortion
直交する方向に強い歪みが生じ、3 次元情報を十分 in the direction perpendicular to the detector plane, making itに取得できない問題がある。そこで、in-beam PET difficult to obtain sufficient 3D information. Therefore, in-beamが可能な OpenPET により、信号を失うことなく歪 OpenPET is expected to provide artifact-free 3D information
みのない 3 次元情報が得られると期待できる。また、 without signal loss. In addition, diagnosis of a tumor state
照射後の生成核種の血流による移動（洗い出し効果） without tracer injection may be possible by measuring theの測定も可能となり、腫瘍の状態を放射性薬剤の投 migration of produced positron emitters through the blood flow
after irradiation (washout effect) [6].
与なしで診断できる可能性もある [6] 。
Last year, we reported on the status of preparations, including

昨年は治療室導入のための迅速セットアップ機構の開発などの準備状況を報告した。今年は、実際にOpenPET を治療室へ導入し、ファントム実験を行った後に、初の臨床試験を開始した。

the development of a rapid setup mechanism for installation in
the treatment room. This year, the first clinical trial was initiatedafter installing OpenPET in the treatment room and conducting
a phantom experiment.

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治療室でのファントム照射実験

Phantom irradiation experiment in the treatment room

OpenPET を HIMAC 治療室（E 室）に導入し、頭 OpenPET was installed in the HIMAC treatment room (room部ファントムを用いた in-beam PET 測定を実施した E), and in-beam PET measurements using a head phantom（Figure 1）。患者測定を想定したリハーサルとして、 were performed (Figure 1). As a rehearsal for patient
頭部ファントムを治療台に固定したのち、床に設置 measurements, the head phantom was fixed to the treatment
したレール上の OpenPET ガントリーを測定位置へ couch, and then the OpenPET gantry on rails placed on the
移動させた。レールにはショックアブソーバーがつ floor was moved to the measurement position. The rails are
いており、止まった位置で OpenPET の視野中心が equipped with shock absorbers and are pre-aligned so that the
照射ビームのアイソセンターに一致するように事前 OpenPET field of view (FOV) center coincides with theisocenter of the irradiation beam when it stops. Room E hasに位置合わせを行っている。E 室には垂直照射と水
two fixed vertical and horizontal irradiation ports, but we
平照射の 2 つの固定ポートがあるが、水平照射のみ
performed only horizontal irradiation. Using the treatmentを実施した。治療計画装置を用い、照射プランとして
planning system of the HIMAC, we generated a 4 cm square
頭頚部がんの治療の 1 回照射分に相当する線量で、
cube-shaped irradiation field as an irradiation plan with a dose
4 cm 角の立方体形状の照射野を作成した。その際、
equivalent to a single fraction for head and neck cancer
RBE（生物学的効果比）加重線量は 4 Gy とした。照treatment. The relative biological effect (RBE)-weighted dose
射は頭部右側からビームが入射されるようにファン
was 4 Gy. Irradiation was performed by positioning the
トムを配置して行った。なお、頭部ファントムの左側
phantom so that the beam entered from the right side of theには線量評価用フィルムを挿入するための構造としhead. It should be noted that there are gaps on the left side ofて隙間がある。
the head phantom as a structure for inserting dosimetry films.
照射時間は 1 分で、照射中及び照射直後の 10 分間
OpenPET 測定を行った。照射ビームは、バンチと呼ばれる構造を持っており、1 秒前後の不規則な間隔で照射（ビームオン）と休止（ビームオフ）が繰り返されている。ビームオンの間は即発ガンマ線が多く
データは使えないが、ビームオフの間はバックグラ
ウンドノイズの少ないデータを取得できるため、ビームオフ時間と照射直後の 10 分間の同時計数イベ
ントを抽出した。画像再構成には、先見情報として
median root prior (MRP)を平滑化関数として組み込んだリストモード MAP-OSEM 法（8 サブセット、
10 反復）を用いた。減弱補正と散乱補正は治療計画
用の X 線 CT 画像を位置合わせして行った。

The irradiation time was 1 min, and OpenPET measurements
were performed during irradiation and 10 min right after. The
irradiation beam had a structure called a bunch; irradiation(beam on) and rest (beam off) were repeated at irregularintervals, each around 1 s. Coincidence events during beamoff periods and the 10-min measurement time after theirradiation were extracted, as there was a small level ofbackground noise contrary to the beam-on time having many
prompt gamma rays that make data difficult to use. We usedthelist-mode

maximumaposterioriorderedsubsetexpectation maximization (MAP-OSEM) algorithm with medianroot prior for image reconstruction. A treatment planning X-ray
CT image was used for the attenuation and scatter corrections.

Figure 1 In-beam PET measurement at treatment room E of the HIMAC for a human head phantom. The OpenPET gantry on
the rails was moved by pushing the handle to the isocenter.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 2 に、治療計画装置で作成した頭部ファン
トムに対する照射野と、HIMAC 治療室で実施した
OpenPET 装置による in-beam 測定の結果得られた
PET 画像を示す。それぞれ CT 画像とのフュージョン画像として表示した。重粒子線の飛程終端は頭部
ファントムの中心に位置し、照射野は中心から入射方向に向かって 4 cm の領域でほぼ一様な分布をしている。一方で、PET 画像の分布は入射方向（横断面左側）へ向かって放射能が減少していた。この放射能分布は、Bauer らが行ったオフライン PET（照射後患者を PET 装置へ移動させ撮像）の結果 [7] と同様の傾向であった。

Figure 2 shows the irradiation field for the head phantom
generated with the treatment planning system and the PET
image obtained from in-beam OpenPET measurement. Each
image is shown as a fusion image with the CT image. The
distal edge of the carbon-ion beam was located at the centerof the head phantom, and the irradiation field had a nearly
uniform distribution over a 4 cm area from the center toward
the incident direction. On the other hand, the PET image
distribution showed a decrease in radioactivity toward the
direction of irradiation (left side of the transaxial image). This
trend was similar to that observed by Bauer et al. [7] in theiroffline PET study (patients were moved to a PET scanner after
irradiation).

Figure 2 Irradiation field for the head phantom calculated by the treatment planning system (left) and the radioactivity
distribution image obtained for the in-beam measurement with the OpenPET system (right).

Figure 3 に深さ方向の線量及び放射能分布の関心 Figure 3 shows the average profiles in the region of interest
領域（ROI）での平均プロファイルを示す。最大値を (ROI) for the depth dose and radioactive distribution. These
1 として規格化した。CT のプロファイルも合わせて were normalized, with each maximum value being 1. The CT
表示しており、ファントム内での位置を表している。 profile is also shown, indicating the position within the
線量としては、RBE 加重線量の他に物理線量も表示 phantom. The physical dose was plotted in addition to the
している。今回の場合は、60%~70%のフォールオフ RBE-weighted dose. In this case, 60-70% falloff positions were
位置がほぼ一致していた。ただし、これは平滑化の度 almost identical. However, it should be noted that this is not a
合いなどにも影響され、一般化できる条件ではない generalizable condition as it is affected by the degree ofことに注意が必要である。今後、PET 画像から線量 smoothing and other factors. In the future, we plan to establish
分布を推定する手法や、治療計画から PET 画像を予 a method to verify the range by applying a method to estimate
the dose distribution from a PET image or to predict a PET
測する手法などを適用し、飛程を検証する手法を確image from a treatment plan.
立する予定である。

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 3 Average depth profiles of dose and radioactivity.

臨床研究計画

Clinical research plan

HIMAC 治療室内に設置した OpenPET によって
in-beam PET 撮影することにより、重粒子線照射領域を可視化し、その可視化情報がより合理的な照射範囲設定の検討に利用できる可能性を探ることを目的とした。呼吸による動きの影響が少ないが、照射野が複雑でより精度の高い治療計画が求められる頭頚部がんの重粒子線治療を対象とした。主要評価項目
は頭頚部がん患者の重粒子線照射領域の可視化、副次評価項目は治療ビーム飛程の推定とした。また、探索的評価項目として、患者体内での洗い出し効果の観察も含めた。観察結果と腫瘍制御の成績の関連を探索するために必要な目標症例数は 20 症例とした。

The clinical study aims at visualizing the carbon-ion beamirradiation area by performing in-beam PET imaging using
OpenPET installed in the HIMAC treatment room and to
explore the possibility that the visualized information can beused to consider more rational irradiation area settings. The
target is carbon-ion therapy for head and neck cancer, whichis less affected by patient movement due to breathing, but theirradiation field is complex, and higher accuracy treatment
planning is required. The primary endpoint is a visualization of
the carbon-ion beam irradiation area in head and neck cancer
patients, and the secondary endpoint is an estimation of thetreatment beam range. In addition, we included an exploratory
endpoint for observing the washout effect within the patient's
body. The target number of cases required to explore therelationship between observation results and tumor control

頭頚部がん治療では計 16 回の照射が行われる。そのうち 4 回（1-4、5-8、9-12、13-16 回目）の照射について OpenPET により in-beam 測定を実施する。なお、通常の治療として垂直・水平の 2 門照射が行われるが、現行の OpenPET は水平照射用の設計となっているため、先に OpenPET を使わずに垂直照射を行い、その後 OpenPET をレールに沿って移動し、水平照射中及び照射終了直後から 10 分間継
続して OpenPET による測定を実施する。本臨床研
究は量子科学技術研究開発機構臨床研究審査委員会
により承認されている（臨床研究実施計画番号:
jRCTs032220746）。

performance is 20.
For head and neck cancer treatment, 16 irradiation fractions
are performed. In-beam measurements will be performed
using OpenPET for four irradiations (1-4, 5-8, 9-12, and 1316). It should be noted that although two-port irradiation,
vertical and horizontal, is normally performed as treatment, thecurrent OpenPET was designed for horizontal irradiation.
Therefore, we perform the vertical irradiation first without using
OpenPET, then move OpenPET along the rails, and performmeasurements using OpenPET during horizontal irradiationand for 10 min starting immediately after the end of irradiation.
This clinical study is approved by the National Institutes for
Quantum Science and Technology Certified Review Board(Trial ID: jRCTs032220746).

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

初の OpenPET 臨床試験

The first OpenPET clinical study

Figure 4 に in-beam OpenPET 測定第一症例の結果を示す。照射した RBE 加重線量は垂直照射と水平照射の合計で 4 Gy であった。データ処理及び画像再構成手法はファントム照射実験と同様とした。その結果、患者体内にて重粒子線が照射された領域に陽電子放出核種が生成された様子を捉えることに成功した。ただし、PET 画像の分布は装置自体の空間分解能に制限される上に、放射能が低く測定されるカ
ウントが少ないため、強いノイズ抑制手法を適用していることから、実際の放射能分布にぼかしが加わったものとなっていることに注意が必要である。今後、飛程検証のための手法を適用する予定である。

Figure 4 shows the result of the first case of in-beam OpenPET
measurement. The total RBE-weighted dose delivered was 4
Gy for vertical and horizontal irradiation. Data processing andimage reconstruction methods were the same as in thephantom irradiation experiment. As a result, we succeeded in
capturing the formation of positron-emitting nuclides in theregion of the patient's body that was irradiated with the carbonion beams. However, the distribution of the PET image wasaffected by the spatial resolution of the system, and since theproduced radioactivity was low and only a few counts were
measured, the strong noise suppression method was applied,which might obscure the actual radioactivity distribution. In the
future, we plan to apply a method for range verification.

Figure 4 The first patient measurement result of OpenPET showing radioactivity distribution produced from the fragmentation
reactions of the carbon-ion beam. Transaxial (top left), sagittal (top right), and coronal (bottom) slices are displayed.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

まとめ

Conclusion

OpenPET を HIMAC 治療室に導入し、ファントム
照射実験を経て、頭頚部がんを対象とした初の臨床試験を開始した。今後、飛程を検証する手法を確立する必要があるものの、重粒子線照射によって患者体内に生成された陽電子放出核種分布を示す PET 画像
を in-beam 測定によって得ることができた。また、今後症例数を重ねていき、洗い出し速度の解析や、治療成績との関係を解析する予定である。

We installed OpenPET in the HIMAC treatment room, and after
a phantom irradiation experiment, the first clinical trial targetinghead and neck cancer began. Although it is necessary toestablish a method to verify the range in the future, we
obtained a PET image showing the positron emitter distribution
produced by the carbon-ion irradiation inside the patient's bodyby the in-beam measurement. In addition, we plan to increase
the number of cases in the future and analyze the washout
speed and the relationship with treatment results.

Acknowledgments
The author would like to thank all the staff in the QST hospital for their understanding and continued support in the clinical research.
Collaborators

Chie Toramatsu, Akram Hamato, Go Akamatsu, Yuma Iwao, Sodai Takyu, Naoko Inadama, Han Gyu Kang,
Fumihiko Nishikido, Miwako Takahashi, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Fujino Obata, Fumio Hashimoto,Ryotaro Ohashi, Taiyo Ishikawa, Kurumi Narita, Makoto Sakama, Shunsuke Yonai, Hideyuki Mizuno,
Taku Inaniwa, Nobuyuki Kanematsu, Toshiyuki Shirai, Minoru Tajiri, Katsuyuki Tanimoto, Hiroaki Ikawa,
Masashi Koto, Hitoshi Ishikawa, Shigeru Yamada, Taiga Yamaya (QST)

GrantsQST President’s Strategic Grant (Creative Research)

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J. Bauer et al., “Implementation and initial clinical experience of offline PET/CT-based verification of scanned carbon ion
treatment,” Radiotherapy and Oncology, 107, 218-26, 2013.

42

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

重粒子線照射による腫瘍内低酸素分布の画像化：ラット実験
Intratumoral hypoxia distribution imaging by carbon-ion
irradiation: a rat study
寅松 千枝 主幹研究員
Chie Toramatsu, Principal Researcher
はじめにIntroduction

粒子線治療における体内飛程検証法として
positron emission tomography (PET)が注目されている[1]。これは、粒子線が引き起こす原子核破砕反応により、体内で発生する 11C などの陽電子放出核種（生成陽電子放出核種と呼ぶ）を可視化する。我々は、照射しながら PET 撮像が可能である OpenPETの方法を発明し、試作機開発に成功した[2、3]。

The use of positron emission tomography (PET) for in-vivo
range verification has been actively studied in charged particle
beam therapy [1]. PET-based beam monitoring is based on thedetection of positron (β+) emitters, such as 11C, which areproduced through fragmentation reactions in a patient. We
have successfully developed an Open PET prototype whichenables PET imaging while irradiating treatment beam [2, 3].
While development of PET has progressed, development of装置開発が進んだ一方で、解析手法の開発も求められている。生成陽電子放出核種は主に血流によって代謝（生物学的洗い出し）されるため、その生物学的洗い出し速度は腫瘍の血行動態を示していると考えられる。放射線治療における腫瘍組織の反応は、血液灌流や酸素状態、つまり、血行動態の変化として反映されるため[4]、治療効果の判定には magnetic
resonance imaging (MRI)による腫瘍内の血行動態の診断が行われている [5]。

analysis methods is also necessary. Since the produced β+emitters are metabolized (biologically washed out) dependingon the tumor vascular condition. So, the biological washout rateis considered to indicate the tumor hemodynamics. The tumor
response to radiation is reflected in changes of the tumor
hemodynamics [2], in terms of blood perfusion and hypoxic
status. To assess the therapy, intratumoral hemodynamics isdiagnosed using magnetic resonance imaging (MRI) [5].
For this assessment, we hypothesized that the biologicalwashout rate of produced β+-emitters itself would be useful as

これに対して我々は、生成陽電子放出核種の生物学的洗い出し速度自体が腫瘍血行動態のバイオマー
カとなるという仮説を立て、動物実験による実証を進めてきた。飛程検証の PET 撮像により副次的に腫瘍血行状態も分かるようになれば、治療期間中の腫瘍病理状態をその場で検査することができ、造影剤などを用いる検査を省略できるようになるだろう。

a biomarker of tumor hemodynamics, and we have beenverifying this through animal experiments. If information of thetumor vascular condition can be obtained as a secondary resultof PET-based range verification, the diagnosis of tumor
pathological status during the treatment period becomes
possible. Furthermore, those examinations which use contrast
agents or radiopharmaceuticals can be avoided.

これまで血行動態の異なる腫瘍ラットモデルに対We have conducted heavy ion beam irradiation experiments
する重粒子線照射実験を行った結果、生物学的洗い on tumor rat models with different hemodynamics. Our
出し速度は、増殖中の腫瘍では速まり、低酸素状態の previous study showed that the biological washout rate was
腫瘍では遅くなることが示された[6]。ここで、実際 faster in viable tumors and slower in necrotic tumors [6]. Here,の腫瘍内の細胞活性領域は均一ではなく、血管新生 the actual tumors have a heterogenous structure, including
領域、低酸素領域、壊死状態の領域等の構造をもつ。 such regions as angiogenic, hypoxic, and necrotic regions. The
本研究では、腫瘍内構造に応じた生物学的洗い出し aim of this study was measurement of the distribution of
速度の分布を捉える事を目的とし、高感度 PET 装置 biological washout rates corresponding to intratumorを用いて重粒子線（12C）のラット照射実験を行った。 structures. We conducted a rat irradiation experiment with aheavy ion therapy beam (12C) using high-sensitivity PET.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

方法

Method実験の流れを Figure 1 に示す。まず、ラット（sixweeks old, F344/NJcl-rnu/rnu CLEA Japan, Inc.）の左脚（皮下組織）に、C6 グリオーマ細胞を約 4x106個移植した。2 週間後、直径約 2 cm に成⻑した腫瘍
内 部 の 血 行 動 態 の 確 認 の た め 、 MR angiography(MRA)による血管描出を行った。動物用の 7 テスラ
MRI (Bruker Biospin, Ettingen, Germany)装置にラットを固定し、直径 25 cm の送受信ループコイル（高島製作所）を腫瘍に設置した。造影剤（GadoSpinTM
P, viscover）を約 800 μl 静脈投与後、fast low-angle
shot (FLASH)撮像法により MRA 撮像を行った。

The time order of this study is shown in Figure 1. About 4x106
C6 glioma cells were injected subcutaneously into the rightthigh of a nude rat (six weeks old, F344/NJcl-rnu/rnu CLEA
Japan, Inc.). Tumors in the rat reached about 2 cm in diameter
after two weeks, and then we conducted MR angiography(MRA) to investigate the vascular condition within the tumor.
The rat was set in a 7 T MRI system (Bruker Biospin, Ettingen,Germany). A 25 mm diameter loop coil (Takashima Factory) for
transmission and reception was used to scan the tumors. After
800 μl angiographic contrast agent (GadoSpinTM P, viscover)
was administered intravenously, MRA scans were done using
a fast low-angle shot (FLASH) sequence.
The 12C ion beam was generated using the heavy ion medical

次に、QST の heavy ion medical accelerator in
Chiba (HIMAC)の生物照射室にて 12C ビーム照射実験を行った。ビーム条件は、最大エネルギー290
MeV、spread-out Bragg peak (SOBP)幅 6 ㎝、ビー
ムサイズ直径 10 ㎝とした。吸収体とコリメータを用いて、SOBP 幅とビーム径を腫瘍のサイズに合わせて調整し、腫瘍組織全体に照射した。照射直後、小動
物 PET (total body small-animal PET：TBS-PET) [7]にラットを移動して、生成陽電子放出核種の PET 撮像を行った。TBS-PET は 4 層 depth of interaction(DOI)検出器を搭載し、約 1.9 mm の空間分解能と、16.7 %のピーク感度をもった装置である。照射線量はおよそ 8 Gy、照射後から PET 撮像開始までの時間
は約 2.7 分、PET 撮像時間は 40 分であった。

accelerator in chiba (HIMAC) at National Institutes for Quantum
Science and Technology (QST). Beam conditions were as
follows: maximum energy 290 MeV; spread-out Bragg peak
(SOBP) width 6 cm; and beam size diameter 10 cm. The SOBP
width and beam size were adjusted according to the tumor sizeby using an absorber and a collimator. Then, the entire tumor
tissue was irradiated using the 12C ion beam. After irradiation,
the rat was moved to a total-body small-animal PET (TBS-PET)[7], and PET imaging of the produced β+-emitters was
performed. The TBS-PET was developed using a six-layer
depth of interaction (DOI) detector to achieve 1.9 mm spatial
resolution and 16.7 % peak sensitivity. The irradiated dose of
the 12C ion beam was about 8 Gy, the time from the end of
irradiation to the start of PET imaging was about 2.7 min, andPET imaging was performed for 40 min.
The acquired reconstructed PET image and MRA image werecomparatively investigated. Different radioactivity intensity

PET 再構成画像上において、放射能強度分布とMRA 画像を比較し、放射能強度の異なる領域に関心 regions on the reconstructed PET image were contoured as thevolumes of interest (VOIs). The list mode data from PET were領域（volume of interest：VOI）を設置した。30 秒
divided into 30 s duration time frames. Then, the time activity
毎にデータのフレーム分けをし、各 VOI の強度の時
curves (TACs) of each VOI value were obtained to derive the間減衰曲線（time activity curve：TAC）を取得した。 biological washout rate.

Figure 1 Experimental scheme and setups: (a) MR angiography with 7 T MRI system; (b) 12C ion beam irradiation in biologicalexperimental room in HIMAC; and (c) PET scan with TBS-PET.

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結果と考察

Results and Discussion

Figure 2 (a) shows the reconstructed PET image acquired
Figure 2 (a) に TBS-PET にて撮像した PET 再構
1212
成画像を示す（40 分間の積算画像）。 C ビームが腫 by TBS-PET. The C ion beam focused on the target positions+
瘍ターゲットに正しく照射され、また、生成陽電子放 was successfully visualized. The produced β -emitters diffused
出核種が生物学的洗い出し効果により拡散する様子 throughout the whole body due to the biological washout effect.
Here, a heterogeneous distribution within the irradiated tumorが捉えられた。また、照射領域である腫瘍内においwas observed (Figure 2 (b)). Figure 2 (c) shows an intratumoralて、不均質な放射能強度分布が得られた（Figure 2
blood vessel image acquired by MRA. A poorly vascularized(b)）
。Figure 2 (c)に MR による腫瘍内血管画像を示
necrotic region and hypoxic region were observed, and that
す。壊死を起こし、血管の行き渡らない領域があり、region coincided with the higher activity intensity region in the
この低酸素領域と PET 画像上における放射能強度の PET image. Figure 2 (d) shows the TAC of each VOI value in
高い領域に一致が見られた。更に、放射能強度の高い the high and the low activity intensity regions. For comparison,
領域とそれ以外の腫瘍領域に設置した VOI 値の TAC the first point of the PET measurement was normalized as 1.0
を Figure 2 (d)に示す。比較のため、PET 測定を開始 arbitrary units (A.U.). Fitting results were represented by the
した最初の VOI 値で正規化し、プロットをしてある。 solid lines. The intratumoral distribution of the biological
実線はフィッティング結果である。腫瘍内部におい washout rate was successfully obtained.
て異なる洗い出し速度の分布が捉えられた。
The results of this study suggested that intratumoral activity

intensity and hemodynamics corresponded. The biological

今回の結果は、腫瘍内の放射能強度と血行動態が相関していることを示唆している。放射能強度の高い領域は、低酸素領域であり、血管が行き渡っていな
いために血流による代謝が遅くなっていると考えられる。また、放射能強度の低い領域は、増殖の盛んな領域の特徴である血管透過性高進のため、洗い出し速度が比較的早いと考えられる。今後、実験の再現性を確認する予定である。

washout rate in the high activity intensity region was slower
due to decreased vasculature and blood flow. The biologicalwashout rate in the lower activity intensity area was relatively
faster due to tumor vascular hyper-perfusion which is acharacteristic of a viable region of a tumor. As the next step, it
is essential to confirm the reproducibility of the animal
irradiation experiment.

Figure 2 Experimental results of the tumor model rat. (a) Reconstructed PET image acquired by TBS-PET. The red arrow
indicates the 12C ion beam incident direction. (b) Enlarged PET image of the tumor (axial image). (c) The tumor blood vessel
image (axial image) acquired by MR angiography. (d) Time-activity decay curves of the dynamic PET experiment.

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まとめ

Conclusion
High-sensitivity PET imaging of β+-emitters produced by 12C

担癌ラットモデルに対して、重粒子線照射により体内で発生する陽電子放出核種の高感度 PET 撮像を行った。その結果、腫瘍内の血管動態に応じて、生物学的洗い出し速度の分布が捉えられることが分かった。重粒子線治療において、PET によるビームモニ
タリングを行うことで、腫瘍内の内部構造の変化、つまり、病理状態や治療効果の判定が可能であることが示唆された。

ion beam irradiation was performed on a tumor-bearing rat
model. The intratumoral distribution of the biological washout
rate, which depends on the vascular condition, was obtained.
This study suggested that PET-based monitoring in charged
particle therapy has potential usefulness as an in-situ
evaluation method for intratumoral tumor tissue response toradiation to assess cancer therapy.

Acknowledgements
Collaborators

Nobuhiro Nitta, Sayaka Shibata, Yoko Ikoma, Chie Seki, Iwao Kanno and all members of the Imaging Physics
Group (QST). This work was also performed as part of the Research Project with Heavy Ions at QST-HIMAC.

Grants

JSPS KAKENHI 21K07608, Nakatani Foundation, Japan

References
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C. Toramatsu, et al., “Measurement of biological washout rates depending on tumor vascular status in 15O in-beam rat-PET.”
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H. G. Kang, et al., “A total-body small animal PET scanner with a 4-layer DOI detector.” SNMMI., 62, (Supplement 1) 1148,
2021.

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Total-body 小動物 PET の GATE シミュレーション
GATE simulation of a total-body small-animal PET
細谷 宣佳 実習生/千葉大学 (山谷研究室 学部 3 年生)
Nobuyoshi Hosotani, Trainee / Chiba University (Yamaya-lab, B3)
はじめにIntroduction

PET(positron emission tomography)は陽電子放出核種で標識された化合物を体内に投与し、体内分子動態を 3 次元で可視化できる分子画像診断法である。PET の画質に影響を与える重要な因子のひとつに感度がある。従来の PET は体軸視野が短いため、感度が低く、また、全身同時撮影が行えない。そこ
で、体軸視野⻑を全身の⻑さまで増加した totalbody PET が注目されている（Figure 1）[1]。この超高感度 PET を利用すれば全身を短時間で同時に撮影する事が可能になる。

PET (positron emission tomography) is a molecular imaging
technique, that can provide the functional information of living
objects with three dimensional images at a molecular levelnon- invasively. For PET scan, radiotracers are administeredinto a patient, and the annihilation radiations emitted from thepatient are detected by a PET scanner. There are several
parameters that affect the PET image quality such as
sensitivity and spatial resolution. The sensitivity is one of theimportant parameters that determines the image quality of a
PET scanner. Conventional PET scanners have a short axial
field of view (FOV) thereby limiting the sensitivity substantially,
and they do not allow a total-body imaging to be performed
with a single bed scan. To solve these issues, a total-body PET

一方、小動物用 PET は、基礎研究と臨床を繋ぐ橋
渡し研究の手法として重要視されている。そこで我々の研究グループでは、ラットの全身もカバーが出来る世界最高感度の小動物用 PET を開発した（Figure 2）[2]。TBS-PET（total-body small-animalPET）と名付けられた本装置により、PET の新しい医学応用が切り拓かれると期待される。たとえば、
total-body PET があれば、重粒子線治療の照射の可視化も、現在のその場計測（in beam-PET）から照射
後の別室でのイメージングに研究方法を変更できる可能性がある。TBS-PET を利用することで、動物実験による事前検証を行うことができる。

that has an axial FOV up to the length of a human body, hasbeen proposed (Figure 1) [1]. The total-body PET enables
simultaneous imaging of the radiotracer distributions inside an
entire human body with a single bed scan in a substantiallyreduced scan time thanks to the ultra-high sensitivity.
On the other hand, small animal PET has been playing animportant role for translational research. Recently, ourresearch group developed the world's most sensitive totalbody small-animal PET (TBS-PET) that can cover a total-bodyof a rat (Figure 2) [2]. The total-body PET may enable
researchers to change their research methods for visualizationof heavy particle therapy irradiation from the current in-situ
measurement (in-beam-PET) to post-irradiation imaging in a
separate room.

実験結果の検証にはシミュレーションによる予測が役立つことから、本研究では、TBS-PET をモンテ
カルロシミュレーションによりモデリングした結果について報告する。

Since simulation-based prediction is useful to validate
experimental results, we report the results of modeling the
TBS-PET by Monte Carlo simulation.

Figure 1 The concept of total-body PET for a human (a) and a small animal (b).

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方法

Method本研究では、TBS-PET のモンテカルロシミュレー In this study, GATEv9.0 software was used for Monte Carlo
ションのために GATEv9.0 ソフトウェアを利用した simulation of the TBS-PET [3]. The TBS-PET has an axial FOV[3]。TBS-PET の体軸視野は 325.6 mm で内径 155 of 325.6 mm and an inner diameter of 155 mm (Figure 2). The
mm の 6 リングで構成されている（Figure 2）。各リ TBS-PET consists of 6 rings each of which consists of 10 DOI
ングは 10 個の DOI 検出器で構成されている。検出
detectors. The detector consists of 4-layer GSOZ (Gd2SiO5)
器は、4 層の GSOZ 結晶アレイで構成され、各層のcrystal arrays with a crystal pitch of 2.85 mm. Each layer has
厚みは 7.5 mm（4 層トータルで 30 mm 厚）である。
a 16 × 16 array and 7.5 mm in thickness, resulting the total
GSOZ 結晶の化学組成は、Gd2SiO5 であり、結晶の実
crystal thickness of 30 mm. The GSOZ crystal has an effective
効原子番号と密度はそれぞれ 57 と 6.7 g/cm3 であatomic number and density of 57 and 6.7 g/cm3, respectively.
る。結晶のピッチは 2.85 mm であり、16×16 アレ
イで一つのブロック検出器を構成している。実測し The measured energy resolution is 18.4 % and the coincidence
たエネルギー分解能は 18.4 %であり、同時計数時間 time window is 12 ns.
ウィンドウは 12 ns である。
The PET geometry, crystal material, and detector performance

were taken into account for the parameters of the GATEv9.0

これらの PET のジオメトリや結晶材料及び検出器の性能などの条件を GATEv9.0 ソフトウェアのパラ
メータに反映した。そして、TBS-PET の視野中心に消滅放射線が放出される 1 MBq の線源を置いて、1秒間計測のシミュレーションを行った。感度の定義は、感度 %検出された放射線放出された放射線

software. Then, a 1 MBq source, which emits annihilation
radiation, was placed at the center of the TBS-PET axial FOV.
A simulation was performed for 1 s measurement time. The
sensitivity was defined as the following equation.

𝑠𝑒𝑛𝑠𝑖𝑡𝑖𝑣𝑖𝑡𝑦 %100

𝑅𝑎𝑑𝑖𝑎𝑡𝑖𝑜𝑛 𝑑𝑒𝑡𝑒𝑐𝑡𝑒𝑑
𝑅𝑎𝑑𝑖𝑎𝑡𝑖𝑜𝑛 𝑒𝑚𝑖𝑡𝑡𝑒𝑑

100

The sensitivity was compared between the simulation andであり、エネルギーウィンドウを 400-600 keV、350650 keV、250-750 keV の 3 パターンに変えて、シミュレーションと実験の感度を比較した。

experimental results for three different energy windows of 400600 keV, 350-650 keV, and 250-750 keV.

Figure 2 Photo of the TBS-PET scanner (a) and the 4-layer DOI detector (b).

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結果・考察

Results and discussion

GATE シミュレーション上で TBS-PET のジオメ The geometry of the TBS-PET was well defined in the GATE
トリが設計の通り構成されていることや線源から放 simulation and the annihilation radiations emitted from the
出される消滅放射線の様子が確認できた（Figure 3）。 source were observed during the simulation (Figure 3).
シミュレーションのエネルギースペクトラムでは、実験と同様の光電ピークが描出されているが、コンプトン散乱成分は、実験の方がシミュレーション
より多かった（Figure 4）。

The energy spectrum with the simulation showed the similar

シミュレーションと実験の感度の比較をした表からも 350-650 keV では、シミュレーションと実験の結果で比較的近い値が得られた。一方で 100-350
keV では、シミュレーションと実験結果に違いが見られたことが分かった（Table 1）。

The sensitivities between the simulation and the experiment

これは、小動物用のベッドや検出器の保護ケース
による減衰や散乱が今回のシミュレーションではモ
デル化されていないからだと考えられる。

The discrepancy in sensitivity was mainly due to thephoto-peak distribution as the experiment, but the Compton
scattering component was higher for the experiment than forthe simulation (Figure 4).

were similar to each other for the energy window of 350-650
keV. However, the simulated sensitivity showed a discrepancy
with the experimental results for the other energy windows of
250-750 keV and 400-600 keV (Table 1).

attenuation and scattering by the animal bed and detector casethat were not modeled in the simulations.

Figure 3 The TBS-PET geometry in the GATE simulation (a) and GATE simulation with annihilation photons (b).

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 4 Comparison of the global energy spectrum between the GATE simulation (a) and the experiment (b).

Table 1 Comparison of the sensitivity between the GATE simulation and experiment with different energy windows.
Sensitivity [%]Energy window [keV]GATE simulation

Experiment250-750

33.5

45.0

350-650

28.6

27.5

400-600

26.8

20.2

まとめ

Conclusion

本研究では、TBS-PET を GATE モンテカルロシミュレーションソフトウェアでモデリングした。今後は動物用ベッドや検出器の保護ケースなどもシミュ
レーションに考慮して、シミュレーションの精度を高める予定である。

In this study, the TBS-PET was modeled with the GATE Monte
Carlo simulation software. In the future, we plan to implement
the animal bed and detector cases into the simulations toimprove the simulation accuracy.

Acknowledgements
Collaborators

Han Gyu Kang, Chie Toramatsu, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya (QST)
Hideaki Haneishi (Chiba U)

References
[1]
[2]
[3]

R. D. Badawi et al., “First Human Imaging Studies with the EXPLORER Total-Body PET Scanner,” J. Nucl. Med., 60, 299-303,
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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Add-on PET による脳 FDG-PET/MRI 同時撮像試験
PET and MRI simultaneous brain imaging by Add-on PET
高橋 美和子 グループリーダー（核医学診断治療研究グループ）
Miwako Takahashi, Group Leader
はじめにIntroduction

中枢神経は全身の機能制御に関与しており、担っている機能の種類に従って、ある程度は規則正しく配置しているが、脳皮質が込み入る部位では、全く異なる機能領域が隣り合う。さらに、脳の正中部や深い部位では、注意や情動など複雑で統合された機能を担う神経細胞集団が存在する。これらの機能異常を捉えるには、PET 画像上に詳細な形態情報があることが必要である。その方法の一つとして、MRI と PET
同時撮像法がある。これにより、同じ空間座標系で
PET と MRI を表示することが可能となる。

The brain plays an important role in regulating various body

そこで、私達は PET・MRI 同時撮像を可能とする
頭部用 RF コイルと PET の一体型装置の開発を行った。既存の MRI に追加するだけで頭部用 PET として使用できるため、これを Add-on PET と名付けた（Figure 1）[1]。本装置では、バードケージ型コイ
ルの Rung（鳥かごの縦線）の間に PET 装置器ブロックを配置した。これは、Add-on PET が唯一採用している構造で、他の MRI 挿入型 PET は、すべて MRI
コイルとは一体型ではなく、挿入型 PET 装置のさらに内側に MRI コイルが配置される。Add-on PET では、PET 検出器リングの内側に RF コイルがないため、RF コイルによるガンマ線の減弱・散乱の影響はなく、PET リング直径は 275 mm と他の装置より小さく、脳に最も接近することが可能となった。本稿では、特に MRI を本装置のコイルで撮像している場合
は、Add-on PET/RF coil と記載する。

To achieve simultaneous PET and MRI acquisition, wefunctions. Neuronal cells are arranged according to their roles,
but cortices with different functions are adjacent to each otherwhere cortices are complexly folded. Furthermore, the midline
brain region and the small nuclei in the deep brain are involved
in regulating attention and emotions. To evaluate the alterationof these cortices and nuclei, precise anatomical information on
PET images is needed. One of the methods is to add
anatomical information to PET images by simultaneously
acquiring PET and MRI, where PET and MRI can be displayedon the same coordinate system.

integrated PET detectors into a modified RF coil that can be
added to an existing MRI; therefore, we called it Add-on PET(Figure 1) [1]. In this device, PET detectors were placed
between rungs of the RF coil. This configuration was specificfor Add-on PET. All of other insert-type PET devices wereseparated from the RF coil, which is used by inserting it into
the PET ring, therefore the RF coil can be a cause of scatterand attenuation of 511 keV gamma-rays. Add-on PET
achieved the inner diameter of 275 mm, which was closest to
the brain. To emphasize this configuration of PET and RF coilthat were actually integrated into the Add-on PET, we havedescribed this as the Add-on PET/RF coil rather than just theAdd-on PET where MRI was done by the Add-on PET/RF coil.

The aim of this study is to confirm the feasibility of Add-on PET

本研究では、人を対象に、Add-on PET による
in a human study, and the image quality was compared with
PET・MRI 同時撮像のフィージビリティを確認し、 those by the latest brain-dedicated PET alone system
画質評価のため最新の頭部専用 PET 単独機（VRAIN） (VRAIN). Then, the potential interferences to PET imagesと比較した。さらに、PET/MRI 同時撮像による PET caused by the MRI simultaneous acquisition, and conversely
画像への影響、MRI 画像への影響をそれぞれ調べた。 to MRI images caused by the PET simultaneous scan were
また、MRI 画像を使用した吸収補正法を、CT 画像に evaluated. Finally, the effect of attenuation correction methods
on PET images were evaluated between MRI-based andよる従来法と比較した。
standard CT-based attenuation correction methods.

51

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Figure 1 Schematic of the Add-on PET/MRI coil for the clinical study. Three each of the PET detector blocks
are placed at 8 rungs (red dots) for a total of 24 PET detector blocks (a). Photos of upper and side views of
Add-on PET/RF coil (b), and photo of the setup for the human study (c).

Material and Methods

方法

健常成人ボランティア 3 名（38–43 歳）を対象に、 Three healthy male volunteers, aged from 38 to 43,
まず、Add-on PET/RF coil をもちいて、MRI 撮像の participated in this study. First, they underwent MRI where theみを行った。次に、仰臥位・閉眼安静状態で、18F-FDG Add-on PET was installed but not scanned. Next, they received
18
F-FDG injection at the dose of 103 – 241 MBq (1.8 – 2.8
を 103–241 MBq (1.8–2.8 MBq/kg）投与し、投与 30MBq/kg) while resting in a spine position with their eyes closed.
分後から参照基準となる 10 分間の撮像を頭部専用
Next, they underwent a 10 min scan with the brain-dedicated
PET（VRAIＮ, ATOX 社製）により行った。その後、
PET alone system (VRAIN, ATOX Co., LTD. Minato-ku) from
１つ上の階にある MRI 室に移動し、Add-on PET/RF
30 min after injection. Then, they moved one floor up to thecoil をボア内に設置した MRI を用いて、投与後 50 分 MRI room to have PET and MRI scans using the Add-on
から 30 分間の頭部撮像を行った。この 30 分撮像の PET/RF coil for 30 min from 50 min after injection. For this 30
うち前半 15 分は、Add-on PET/RF coil により PET・ min period, in the first 15 min, simultaneous PET and MRI
MRI 同時撮像を行い、後半 15 分は PET 撮像のみを scans were performed, and for the second 15 min, the PET
継続して行った（Figure 2）。MRI は T1WI、T2WI、 scan was continued but the MRI sequences were turned off(Figure 2). MRI sequences were T1WI, T2WI and DWI.
DWI の撮像を行った。
吸収補正にはすでに取得済みの頭部 CT 画像から For attenuation correction, the CT-based μ-map was applied
μ-map を作成して行い、これを参照基準とした（CT- as the standard reference. MRI-based μ-maps were calculated
based μ-map）。MRI 画像を用いた吸収補正として、 using two types of MRI images: one was acquired
Add-on PET/RF coil による MRI のみ撮像時の MRI simultaneously with the PET scan (simul MRI-based μ-map)and the other was acquired without the PET scan (MRI-based
画像と、PET・MRI 同時撮像時の MRI 画像の 2 種類
μ-map). MRI-based attenuation correction was performedの使用を試みた（MRI-basedμ-map、Simul MRIbased on a conventional segmentation method, in which thebased μ-map）。MRI 画像による吸収補正法では、
bone and the soft-tissue regions were segmented in MRI
MRI 画像上で骨の領域と軟部組織域に分け、511keV
images, and each region was assigned an attenuation
に対する骨と水の減弱割り振ることで、μ-map を作 coefficient value of 511 keV gamma-rays.
成した。

52

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

得られた PET 画像の画素値は SUV 値に変換し、 The voxel values of PET images were converted to the
VRAIN で得た PET 画像は、被験者ごとに MRI(T1WI) standard uptake value (SUV). PET images by VRAIN weremorphologically co-registered to the subject’s T1WI MRI.
へ位置合わせを行った。Axial 断層像で線条体、視床、Profile curves through the striatum, thalamus and inferior
下丘を通るプロファイルカーブを視覚的に評価し、colliculus on transaxial images were obtained and evaluatedプロファイルカーブ上の SUV について VRAIN によ visually and compared the values between the three types of
り得た画像、MRI と同時撮像した Add-on PET 画像、 PET images by VRAIN, Add-on PET with, and Add-on PET
MRI 同時撮像のない Add-on PET 画像の 3 種類につ without MRI sequences. Then, for attenuation correction,
いて、相互に相関関係を調べた。MRI 画像は視覚的 profile curves were also obtained and compared for the threeに評価を行った。吸収補正法についても、3 種類の方 types attenuation correction methods for Add-on PET images
based on standard CT-based, simul MRI-based, and MRI法について、同様にプロファイルカーブを得て相関
based methods.
関係を調べた。

Figure 2 A protocol of this study. Three patterns of PET images and two pattern of MRI images were obtained.
VRAIN* is the brain-dedicated PET alone system.

Figure 3 Representative images of brain-dedicated PET alone system (VRAIN) (a); Add-on PET with (b) and without (c)simultaneous MRI sequences applied. Axial FOV of Add-on PET was 60 mm.

Figure 4 Axial images at the level of the inferior colliculus (IC) and the profile curves through the IC (red dashed-line).
** indicates the peaks of the bilateral IC.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

結果

Results

代表的な PET 画像を Figure 3 に示す。Add-on PET
画像において視覚的に明らかなアーチファクトは認めなかった。プロファイルカーブでは Add-on PET
画像において、全体に高い傾向があったが、左右 1 つずつある下丘では Add-on PET でより明瞭なピークが得られた（Figure 4）。プロファイルカーブ上の
SUV 値は、3 種類の PET 画像において、いずれも高い相関関係を認め（Table 1）、MRI 同時撮像による
PET 画像への影響は認めなった。一方、PET・MRI 同時撮像時の MRI 画像上はバックグランド・ノイズの上昇を認めた。

Representative PET images are shown in Figure 3. There wereno significant artifacts on the Add-on PET images. The profile
curves had slightly higher SUVs by Add-on PET than those by
VRAIN. The peaks of the inferior colliculus were relatively
clearer in Add-on PET images compared to VRAIN (Figure 4).
The correlations between the three patterns of PET images
were significantly high (Table 1), suggesting no significant
interference on PET images by simultaneous MRI scanning.
MRI images of PET/MRI simultaneous scanning showed
higher background noise compared to MRI without PET
scanning.
In comparison of attenuation correction methods, SUVs were

吸収補正法の比較では、CT-based μ-map による吸収補性を行った場合より MRI-basedμ-map により行ったほうが SUV 値は全体に高かったが、画素
値（SUV）においては高い相関関係を認めた（Table2）。MRI-basedμ-map と simul MRI-basedμ-mapの間に明らかな差は認めなかった。

slightly higher in PET images by the MRI-based method thanin those by the standard CT-based method, but the correlationsof SUVs between the three types of attenuation correction
method were significantly high (Table 2). There were no
significant differences between the methods using the MRIbased μ-map and the simul MRI-based μ-map.

Conclusion

まとめ

既存のＭＲＩに脳専用ＰＥＴを追加するというコ Add-on PET was developed based on a new concept that
adding a brain-dedicated PET system to an existing MRI
ンセプトのもと開発された Add-on PET は、RF coilsystem provides PET/MRI simultaneous images. Add-on PETと一体型である点が他の MRI 挿入型 PET と異なり、 differs from other insertable PET devices in that it is actually
本臨床研究により PET・MRI の同時撮像が可能であ integrated in the RF coil. In this study, we confirmed theることを示した。
feasibility of the Add-on PET/RF coil for simultaneous
acquisition of PET/MRI images.

Acknowledgements
Collaborators

Fumihiko Nishikido, Go Akamatsu, Yuma Iwao, Takamasa Maeda, Md Shahadat Hossain Akram (QST)
Mikio Suga (Chiba University)

Reference[1]

F. Nishikido, et al., “Axial scalable add-on PET/MRI prototype based on four-layer DOI detectors integrated with a RF coil.”
Nuclear Inst. and Methods in Physics Research, A 1040, 167239, 2022.

54

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

VRAIN の吸収・体動補正法の改良
Improved attenuation and motion corrections for VRAIN
岩男 悠真 研究員
Yuma Iwao, Researcher
はじめにIntroduction

近年、アルツハイマー病の原因に関与するアミロ
イドβなどの分布が可視化できる PET 薬剤が実用化され、頭部 PET 検査の需要増加が想定されている。
そこで我々の研究チームでは、頭部専用 PET 装置である VRAIN を開発した[1]。従来装置より小型・安価だが、約 2.2 ㎜の高い分解能を有することが実証されている。本研究では、VRAIN の潜在能力をより引き出すために、データ補正法の改良を行ったので報告する。

Recently, new PET tracers have been developed that canvisualize the distribution of amyloid-β, which is involved in
the cause of Alzheimer's disease, and the demand for brain
PET scans is expected to increase. Therefore, our researchteam has developed VRAIN, a brain-dedicated PET system[1]. VRAIN is smaller and less expensive than conventional
systems, but it has demonstrated high resolution of
approximately 2.2 mm. In this study, we report an
improvement of the data correction methods to further
exploit the potential of VRAIN.

PET 画像再構成の中では、体によるγ線の減衰を補正し定量性を高める減弱補正を行う。この時に用いるのが減弱補正計数マップ（μ-map）であり、通常の PET-CT 一体型装置では CT 画像からこのμマップを生成する。CT 装置を搭載しないことを特徴す
る VRAIN では、別途撮像した CT 画像（MR 画像でも可）を用いる。しかし、CT 装置と VRAIN ではそれぞれ異なる形状のヘッドレストを使用しているた
め、今年はヘッドレストの違いが再構成に与える影響を検証した。

In PET image reconstruction, attenuation correction, which

また、体動による分解能低下への対策も重要である。これまでに、外部センサを用いて体動を直接計測し、補正に用いる手法を開発し、わざと頭を動かしてもあたかも静止しているような画像を得ることに成功した [2]。今年は、本手法をさらに進歩させて、外部センサなしでも正確な体動補正が出来る方法を開発した。

It is also important to take measures against resolution
degradation due to head motion. We have developed amethod to directly measure motion using an externalsensor, and we succeeded in obtaining images as if thepatient did not move even when the head was intentionally
moved [2]. This year, we further advanced this method anddeveloped another method that enables accurate motion
correction without an external sensor.

減弱補正

Attenuation correction

improves quantitativity, is performed to compensate for theattenuation of γ-rays by to the body. μ-map is used in thisprocess, and the μ-map is generated from the CT images
in a conventional PET-CT integrated system.In the VRAIN,
which is characterized by the absence of a CT system,
separately acquired CT images (or MR images) are used.
However, since the CT system and VRAIN use differently
shaped headrests, this year we examined the effect of thedifferent headrests on the reconstruction.

内径 155 ㎜の円筒形ファントムに 10MBq の 18F A cylindrical phantom with an inner diameter of 155 mm
18溶液を一様に充満し、VRAIN にヘッドレストを付け was uniformly filled with 10 MBq of F solution, andimaging was performed for 30 minutes using the headrest
た状態で 30 分間の撮像を行った。μマップは PETequipped on the VRAIN. The µ-map was generated from
CT 一体型装置である Discovery MI（GE Healthcare） CT images acquired with a different headrest using theで撮像された CT 画像から作成した（µ-map-CT Hr）。 Discovery MI (GE Healthcare), a PET-CT integrated

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Researchsystem (µ-map-CT Hr). The effect of the difference inheadrest shape between the VRAIN and CT systems on
the reconstructed images was analyzed. First, a clinicalradiologist generated a µ-map (µ-map-noHr) in which theheadrest region was manually removed from the image. Aµ-map-VRAIN Hr was then generated by merging the µmap of the VRAIN headrest into the appropriate position on
the µ-map-noHr. The ideal condition that corresponds tothe condition during PET scanning is the µ-map-VRAIN Hr.
However, getting the µ-map-VRAIN Hr is a complicatedprocedure that requires removing the headrest of the CT
system and then synthesizing the headrest of the VRAIN.
Therefore, we analyzed the evaluation of PET images
reconstructed using the three types of μ-maps in terms ofquantitativity, uniformity, and noise, in accordance with aprevious study on the evaluation of PET image
performance using phantoms [3]. This was done to clarify
the practicality of the CT Hr or the no HR condition.

このとき、VRAIN と CT 装置のヘッドレスト形状の差異が再構成画像に与える影響について解析を行った。初めに臨床放射線技師がマニュアル操作で画像
上からヘッドレスト部位を削除したμマップ（µmap-noHr）を作成した。続いて、VRAIN のヘッドレ
ストのμマップを µ-map-noHr 上の適切な位置に合成することで、µ-map-VRAIN Hr を作成した。PET
撮像時の条件と一致する理想的な条件は、µ-mapVRAIN Hr であるが、これは CT 装置のヘッドレストを除去したうえで、さらに VRAIN のヘッドレストを合成するという手順が必要であり煩雑である。そこ
で 3 種のμ-map を用いて再構成された PET 画像を
ファントムによる PET 画像性能評価に関する従来研究[3]に則り、定量性、均一性、ノイズの 3 項目で評価を解析した。これにより CT Hr,あるいは no HR 条
件の実用性を明らかにする。

The reconstructed images are shown in Figure 1, where it

再構成画像を Figure 1 に示す。μ-map-CT Hr は他のものより高い値を示していることがわかる。実際に、μ-map-CT Hr の均一性は従来研究で示された基準値[3]を外れた値を示していた。一方で、他の条件はいずれも基準値[3]を満たしていた。

can be seen that the μ-map-CT Hr had higher values thanthe others. In fact, uniformity values of the μ-map-CT Hr
were outside values from the criteria shown in the previous
study [3]. On the other hand, all other µ-map met the criteria[3].

以上より、VRAIN のヘッドレストによる吸収は無視できるレベルであるが、少なくとも検証に用いた
Discovery MI において、CT 装置のヘッドレストは均一性を大きく低下させる要因となり、削除処理が必要となる。

Figure 1

In conclusion, it was found that the attenuation by theheadrest of the VRAIN is negligible, but at least in the
Discovery MI used for verification, the headrest of the CT
system is a factor that greatly reduces uniformity and needs
to be removed.

Reconstructed images and μ-maps of a cylindrical phantom: (a) μ-map-CT Hr, μ-map, (b) μ-map-noHr, (c) μ-map-VRAIN Hr.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

体動補正Motion correction

体動補正の従来研究として、我々はこれまで外部セ

In a previous study of motion correction, we proposed a

ンサを用いて体動の直接計測を行う手法を提案した

method for direct measurement of motion using an external[2]。しかし、センサ設置場所の確保など実用性には課

sensor [2]. However, this method had practical problems, such

題が残っている。一方で、フレーム法と呼ばれる方法で

as the need to secure a place to install the sensor. On the other

は、撮像データをフレーム分割して再構成し、画像位置

hand, in a method called the frame method, the image data is

合わせにより体動の推定を行う。フレーム法では、追加

reconstructed by dividing it into frames, and motion is

装置無しで大まかな体動を推定することができるが、

estimated by image alignment. The frame method can roughly

フレーム内で生じた動きは一定とみなされるため、細estimate motion without additional devices, but it cannot
correct detailed motion because motion occurring within a

かな動きは補正できない。近年では、PET 測定データ

frame is considered constant. Recently, a new method hasを解析することで、高精度なフレーム分割を行う手法

been proposed to analyze PET data to detect motion-freeが提案されている[4]。同時計数イベントが発生した検

frames) [4]. The line connecting the detector pairs in which

出器対を結ぶ線を line of response (LoR)と称するが、coincidence events occur is called the line of response (LoR),

この LoR の中心点を 0.1 秒程度の時間間隔で平均化す

and an index called the center of distribution (CoD) is obtained

ることで、center of distribution (CoD）と呼ばれる指by averaging the center points of the LoR over a time interval標が求まる。CoD の時間変化は体動と高い相関がある

of about 0.1 second. In the previous method [4], only motion-

ことが示されており、従来法[4]では、CoD を基に測定

free frames are selected from the entire measurement data

データ全体から動きの少ない区間のみを選出してフレ

based on the CoD. However, in cases where frequent postureーム法を適用する。しかし、姿勢変化が頻発するようなchanges occur, events at the moment of large motion are

ケースでは、動きの大きな瞬間のイベントが切り捨て

discarded, which induces a decrease in the signal-to-noise

られるため、統計量の不足による信号雑音比の低下がratio due to insufficient statistics. Therefore, in this study, we

誘発される。そこで本研究では、CoD 分布に一定の変developed a method in which frames are set up continuously

動が生じるまでを一つのフレームとして、連続的にフfrom the frame start position until a certain variation in the CoD

レームを設定していく手法を開発した。これにより，動distribution occurs as a single frame. This enables adaptive

きの大きな区間はフレームを細かく、少ない区間はフ

frame segmentation by allowing smaller frames for segments

レームを広く取ることができ、適応的なフレーム分割

with larger motion and larger frames for segments with smaller

が可能となる。

motion.

VRAIN で 実 施 さ れ た ボ ラ ン テ ィ ア 試 験

We conducted experiments using data from a volunteer study（jRCTs032210086）[2]のデータを用いた実験を行っ(jRCTs032210086) [2] conducted using the VRAIN at QST.

た。頭部固定状態による撮像データの再構成像（HeadReconstructed images were generated of the data taken withFix）
、および頭部を動かしながら撮像されたデータに対

the head fixed (head fix), and of the data taken while the head

して、体動補正なし（No MC）、および提案法による体was moving, with no motion correction (no MC) and with the

動補正法（Proposed CoD MC）をそれぞれ適用した再

proposed motion correction (proposed CoD MC).

構成像を作成した。

Figure 2 summarizes the results. The resolution was

Figure 2 に結果をまとめた。頭部を動かしながらの

significantly improved by applying motion correction to the

測定では、体動補正を適用することで、分解能が大幅に

measurement while the head was moving. To quantitatively

向上していることが確認できる。この結果を定量的に

demonstrate this result, profile lines were placed on a pair of示すため、中脳内部に存在する下丘と呼ばれる左右一left and right microstructures called the inferior colliculi located

対の微小構造上にプロファイルラインを配置し、Peakinside the midbrain, and the peak-to-valley ratio was derived

to valley 比を分解能指標として導出した（Figure 2

as a resolution index (Figure 2 (d)). Statistical comparisons(d)）。統計的な比較を行った結果、提案法による体動補

demonstrated that the resolution of the images with motion

正を実施した画像では、頭部固定データよりも統計的

correction using the proposed method were statisticallyに優位に分解能が向上していることが実証された。

superior to that of the head-fixed data.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 2 Reconstructed images: (a) head fix, (b) no MC, (c) proposed CoD MC; and (d) box-and-whisker plot of peak-to-valley
ratio on the inferior colliculus region,

まとめ

Conclusion

頭部専用 PET 装置 VRAIN のための画像補正法の検討を行った。減弱補正では、VRAIN 装置のヘッド
レストの吸収は無視できるレベルであり、μマップ
からは CT 装置のヘッドレストの除去を行うことで均一性を保った画像が得られることを実証した。

An image correction method for the brain-dedicated PET
scanner VRAIN was evaluated. In the attenuation
correction, we showed that the effect of the headrest
absorption of the VRAIN system was negligible, and thatimages with quantitative accuracy were ensured byremoving the headrest of the CT system from the μ-map.

また外部センサを必要としない新たな体動補正法を提案し、高い性能を有することを実証した。

We also proposed a new motion correction method that did
not require an external sensor and demonstrated that it hadhigh performance.

Acknowledgements
Collaborators

Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Miwako Takahashi, and Taiga Yamaya (QST)
Taichi Yamashita (ATOX)

Grants

JSPS KAKENHI （Wakate） 20K20239

References
[1]
[2]
[3]
[4]

Yoshida E, Tashima H, Akamatsu G, Iwao Y, Takahashi M, Yamashita T, et al. “245 ps-TOF brain-dedicated PET prototype
with a hemispherical detector arrangement,” Phys. Med. Bio;65:145008, 2020.
Iwao Y, Akamatsu G, Tashima H, Takahashi M and Yamaya T, “Brain PET motion correction using 3D face-shape model: thefirst clinical study,” Ann. Nucl. Med, 36, 904–912, 2022.
Y. Ikari et al., “Phantom criteria for qualification of brain FDG and amyloid PET across different cameras,” EJNMMI Phys.,3:118, 2016.
Lu Y, Naganawa M, Toyonaga T, et al. “Data-Driven Motion Detection and Event-by-Event Correction for Brain PET
Comparison with Vicra”, J. Nucl. Med, 61:1397-1403, 2020.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

信頼できる AI ノイズ除去法の提案
Proposal of a reliable AI denoising method
橋本 二三生協力研究員/千葉大学（山谷研究室 博士 2 年生）/浜松ホトニクス株式会社
Fumio Hashimoto, Visiting Researcher / Chiba University (Yamaya-lab, D2) / Hamamatsu Photonics K.K.
はじめに

Introduction

PET はその測定原理から収集できるカウント数には限界があり、常に PET 画像はノイズとの戦いであったと言っても過言ではない。もしソフトウェアにより適切なノイズ除去が可能となれば、検査時間の短縮だけでなく、被ばく量をより低減することができるようになると期待される。

It is no exaggeration to state that PET imaging is always
battling against statistical noise because there is a limit in thenumber of counts to be acquired due to the measurement
principle of PET. It is widely believed that not only scanning
time but also injection dose can be reduced with the aim ofminimizing radiation exposure if appropriate denoising ispossible using software processing.

最近の深層学習（deep learning）によるノイズ除去技術を利用することで、放射線被ばく低減や検査 Recent advancements in deep learning technology have
時間短縮のための低線量撮像であっても PET 画像の shown promise in enhancing PET image quality throughdenoising, even under low-dose scans aimed at reducing
画質が向上できることが示されている [1]。しかし、radiation exposure and scanning time [1]. However, despite
deep learning による PET 画像ノイズ除去は過剰なtheir notable success, deep learning algorithms tend to induce
平滑化が行われることがあり、微細な構造の定量値
over-smoothing in PET images, making quantitative values ofの信頼性が低下する。そのため、PET 画像の微細なcritical structural details less reliable. Thus, there is an urgent
構造を保持するだけでなく、信頼性の高い PET 画像
need to develop a sophisticated deep learning approach that
が生成できる deep learning 技術の開発が急務とな
not only preserves the essential structure details in PETっている。
images but also produces reliable PET images.

そこで本研究では、PET 画像のノイズ除去において信頼性の高い deep learning 手法を開発することを目的とする。具体的には、deep learning の学習過程の信頼性に関する「不確実性情報」という新しい概念を導入する。Deep learning によるノイズ除去処理に不確実性情報を組み込むことで、これまで問題であった過剰な平滑化を低減しつつ、より詳細な構造を保持したまま高品質な PET 画像を生成することができると考えた。

In this study, we introduce a reliable deep learning-based
method for PET image denoising which embeds a novel
concept of "uncertainty information" about the reliability of the
training process of deep learning. By incorporating thisuncertainty information, our proposed method is expected toreduceover-smoothing

of

the

PET

images,typically

associated with deep learning methods, thereby producing
high-quality PET images that retain structure details.
In this report, we incorporate uncertainty information into the

本報告では、不確実性情報を教師なし学習である
deep image prior（DIP） [2-5]に組み込み、実際の脳 PET 画像を用いて提案手法のノイズ除去性能を評価し、その有効性を実証した。

unsupervised deep learning framework, deep image prior(DIP) [2-5]. We evaluate the denoising performance of the
proposed method using clinical brain PET images anddemonstrate the effectiveness of the proposed method.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

提案方法

Proposed method

提案手法の概要を Figure 1 に示す。本研究では、
deep learning の学習過程の変動（≒信頼性）に関する不確実性情報に基づいて、DIP のノイズ除去画像と再構成画像の加重平均を計算する。

Figure 1 shows an overview of the proposed method. In thisstudy, we calculate a weighted average of the denoised outputof the DIP and reconstructed image, based on the uncertainty
information about the deviation (≒ reliability) of the training
process of deep learning.

まず、MR 画像と PET 画像（OSEM で再構成した原画像）のペアを利用して条件付き DIP によるノイズ除去処理を行う。その後、DIP の中間出力から不確実性情報を不確実性マップとして生成し、DIP の最適化が不安定な領域を可視化する。最後に、不確実性マップを利用して DIP のノイズ除去画像と原画像の加重平均を計算することで最終出力画像を得る。

First, a conditional DIP denoising is performed with the image
pair of an MR image and a PET image (original image
reconstructed by OSEM algorithm). Then, we generate theuncertainty information as an uncertainty map from multiple
intermediate outputs, visualizing the regions where DIP
optimization is unstable. Subsequently, the final denoised PET
image is obtained by calculating the weighted average of thedenoised output of DIP with the original PET image, guided by
the uncertainty map.

これは、deep learning の学習過程において、不確実性が高い領域（画素）では、原画像の寄与が最終出
力で増えることを意味する。言い換えると、deep
learning によるノイズ除去の結果が利用される度合
いが小さくなるため、ノイズ除去処理の信頼性が向上することに繋がる。

This means that the contribution of the OSEM image increases
in the final output at high uncertainty regions (voxels) of the
deep learning process. Conversely, this leads to improved
reliability of the denoising process because the denoising
result of deep learning is less likely to be used.

Figure 1 Overview of the proposed PET image denoising method using uncertainty information. (a) The uncertainty map,visualizing the regions where DIP optimization is unstable, is generated from multiple intermediate outputs. (b) The final denoised
PET image is obtained by averaging the CNN output and the original OSEM image weighted by the uncertainty map.

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結果

Results

脳専用 PET 装置 VRAIN で撮像された低線量撮像を模擬した脳[18F]FDG PET データを用いて、提案手法を評価した。Figure 2 にノイズ除去結果、Figure 3に神経核における peak-to-valley ratio（PVR）および白質内標準偏差を示す。なお、比較として、加重平均計算前の DIP ノイズ除去画像（条件付き DIP による処理結果）[4]も示す。

We evaluate the proposed method using clinical brain[18F]FDG PET data from the brain-dedicated PET scanner,
VRAIN, to simulate low-dose imaging. Figure 2 shows thedenoising results, and Figure 3 shows the peak-to-valley ratioat the small nuclei, inferior colliculus in the midbrain and whitematter standard deviation. As a comparison, we show theoutput of DIP, before the weighted average calculation, using
conditional DIP [4].
The comparison shows the proposed method can produce low-

比較の結果、提案手法は過度な平滑化を低減しな
がら低ノイズな PET 画像を生成できることがわかった。定量評価の結果、提案手法は条件付き DIP と比べ PET 画像の統計ノイズを除去しつつ、脳の構造やコントラストを保存できることがわかった。

noise PET images while reducing the over-smoothing of the
PET images. The quantitative results demonstrate that the
proposed method is capable of reducing the statistical noise
while maintaining brain structure details and contrast
compared to the conditional DIP denoising.

Figure 2 Denoising results of the brain [18F]FDG PET data (left-to-right):
the full dose, and the OSEM, conditional DIP [4], and proposed method treated with the low dose (1/5) condition.

Figure 3 Comparison of peak-to-valley ratio at the small nuclei and white matter standard deviation (std).

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まとめ

Conclusion

本研究では、PET 画像のノイズ除去のための信頼性の高い deep learning 手法を提案した。具体的には、deep learning の学習過程の信頼性に関する「不確実性情報」という新しい概念を導入することで、これまで問題であった過度な平滑化を低減でき、より詳細な構造を保持したまま低ノイズ・高コントラス
トな PET 画像を生成することができた。

In this study, we proposed a reliable deep learning-based
method for PET image denoising which embeds a novel
concept of uncertainty information about the reliability of the
training process of deep learning. Our proposed method
reduced the over-smoothing of the PET images, typicallyassociated with deep learning methods, thereby produced lownoise and high-contrast PET images that retained structure
details.

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Go Akamatsu, Yuma Iwao, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya (QST),
Kibo Ote, Yuya Onishi (Hamamatsu Photonics K.K.)

Grants

JSPS KAKENHI JP22K07762

References[1]

F. Hashimoto, et al., “Deep learning-based PET image denoising and reconstruction: a review,” Radiol. Phys. Technol., inpress.

[2]

D. Ulyanov, et al., “Deep image prior,” Int. J. Comput. Vis., 128, 1867-1888, 2020.

[3]

F. Hashimoto, et al., “Dynamic PET image denoising using deep convolutional neural networks without prior training datasets,”
IEEE Access, 7, 96594-96603, 2019.
J. Cui, et al., “PET image denoising using unsupervised deep learning,” Eur. J. Nucl. Med. Mol. Imaging, 46, 2780-2789, 2019.
Y. Onishi, et al., “Anatomical-guided attention enhances unsupervised PET image denoising performance”, Med. Image Anal.,
74, 102226, 2021.

[4]
[5]

62

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

サル用 VRAIN も販売へ

VRAIN-M for monkey brain imaging

診断に次ぐ PET の大きな役割は創薬である。候補
薬剤を RI 標識して投与すれば、目的臓器への取り込
み具合や作用の様子、さらには副作用の予測なども効率よく調べることができる。ピコ mol オーダーの微量物質でも体内深さに依存せず可視化できるのは、蛍光イメージングとは大きく異なる PET の特徴である。そのため、動物実験で成功した候補薬剤をそのままヒト PET に応用できる。

The second major role of PET after diagnosis is drug discovery.
By administering a candidate drug labeled with a radioisotope,
it is possible to efficiently examine how the drug is taken up
into a target organ, how it works, and even to predict its side
effects. A feature of PET which makes it significantly different
from fluorescence imaging is that even trace amounts ofsubstances on the order of pico-mol can be visualized without
depending on the depth within the body. Therefore, candidate
drugs that have been successful in animal experiments can bedirectly applied to human PET imaging.

動物 PET にはヒト PET よりも優れた分解能が要求されることから、これまでは動物実験専用の PET装置が開発されてきた。しかし、装置スペックが異なると、動物 PET とヒト PET の間で、データの比較が容易にできないという問題があった。そこで、最先端のヒト用装置をサル PET に転用しようという逆転の発想に至った。

Since animal PET requires better resolution than clinical PET,PET systems dedicated to small animals and monkeys havebeen developed. However, there was a problem in that data
could not be easily compared between animal PET and clinical
PET due to the difference in imaging performance. Therefore,
we came up with the reversed idea of repurposing the mostadvanced clinical brain PET system for monkey imaging.
Specifically, we modified the world's first helmet-type PET

具体的には、世界初のヘルメット型 PET（VRAIN）(VRAIN) for monkey brain imaging. This device, which was
をサル用に改造した。VRAIN-M として株式会社アト commercialized by ATOX Co., Ltd. as VRAIN-M, was installed
ックスにより製品化された本装置は、老朽化が問題 to at QST in 2023 as a successor to the Hamamatsu Photonics'であった浜松ホトニクス製 SHR-7700 の後継として SHR-7700, which had become too old and presented problems
2023 年に QST に導入された。検出器やソフトウェ with securing repair parts and out-of-date electronics. The
アを含めたシステム全体は VRAIN と完全に同一で VRAIN-M system, including the detector and software, iscompletely identical to the VRAIN, and the same excellent
あり、VRAIN と同じ優れた分解能と感度がサル PET
resolution and sensitivity as the VRAIN produces is directly
でそのまま再現されている。このように、理想的なト reproduced in monkey PET. In this way, an ideal translational
ランスレーショナル研究環境が整った。
（山谷泰賀） research environment has been created. (Taiga Yamaya)

VRAIN dedicated for monkey brain imaging, the VRAIN-M (center), was commercialized by ATOX Co., Ltd. in 2023
and installed at QST where it replaced an old monkey PET device, the Hamamatsu SHR-7700 (left).
The main unit of the VRAIN-M is the same as the VRAIN (right).

63

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

CLS 検出器の初の商用化：Mirai-PET First delivery of CLS detector: Mirai-PET
CLS 検出器は、時間分解能とシンチレータ深さ位
置の両方を計測できる次世代の高分解能 PET 検出器である。QST が出願した特許が 2023 年に登録となった（特許第 7384454）。2021 年開発の最初のプロ
トタイプ（CLS-PET1）の設計を土台にして小動物用PET 装置を開発し、2023 年に未来イメージング株式会社より Mirai-PET として製品化された。そして、小動物用 PET のベストセラー機であった MicroPET
Focus 220（米 Concorde Micro Systems 社製）の後継予定として QST に導入された。

The CLS detector is a next-generation high-resolution PET

オールインワン型のポータブル設計に加えて、最大 128 検出器の条件下で検出器リングサイズを自在にカスタマイズ設計できるという、他に類を見ない特徴を有する。QST 導入モデルは、マウスの多頭撮りもできるように直径 16 cm、体軸⻑ 15.4 cm とした。また、MicroPET の撮像手技がそのまま移行できるように、MicroPET のベッドを再利用して装着できるようにした。

In addition to its all-in-one portable design, the Mirai-PET has

detector that can measure both time-of-flight and depth-ofinteraction information. QST registered a Japanese patent for
the CLS detector in 2023 (Patent No. 7384454). We developed
a PET system for small animals, which was commercialized as
the Mirai-PET by Mirai Imaging Corp. in 2023, based on thedesign of the first prototype (CLS-PET 1) developed in 2021.
The first commercial unit was installed at QST as a successor
to the MicroPET Focus 220 (Concorde Micro Systems, USA),
which has been recognized as the best-selling PET systems
for small animals.

the unique feature of being able to customize the detector ring
size to arrange a maximum of 128 detectors. The QST model
was designed to have a field-of-view of 16 cm in diameter and15.4 cm in axial length so that multiple mice can be imaged
together. The MicroPET bed can be reused and installed into
the Mirai-PET so that imaging techniques established with
MicroPET can be transferred as is.
The scintillator pitch is 1.6 mm, and the spatial resolution is

シンチレータピッチは 1.6 mm であり、空間分解能は 1 mm を切る。現在、AMED の支援のもと株式会社アトックスと共同で、CLS 検出器を次期ヘルメ
ット型 PET に応用するプロジェクトを進めている。
完成すれば、小動物からヒト頭部までをカバーする
一連のトランスレーショナル研究環境が整うことになる。
（山谷泰賀）

less than 1 mm. With a grant from the Japan Agency for
Medical Research and Development (AMED), a new project toapply CLS detectors to the next generation of helmet-type PET
was started in 2023 in collaboration with ATOX Co., Ltd. Oncecompleted, a complete translational research environment
covering everything from small animals to the human brain will
be provided. (Taiga Yamaya)

Mirai-PET (right), which is the first commercialization of the CLS detector technology,
was delivered to QST by Mirai Imaging Corp. in 2023 as a successor to the MicroPET Focus 220,
which has been recognized as the best-selling small animal PET system (left).

64

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

CLS 検出器のタイムスタンプ算出方法
Timestamp estimation for the CLS PET detector
吉田 英治 主幹研究員
Eiji Yoshida, Principal Researcher
はじめにIntroduction

TOF-PET において[1]、タイムスタンプの算出方 In time-of-flight (TOF)-PET [1], the method of timestamp
法は時間分解能（CRT）に影響を与える重要な要素で calculation is an important factor that affects coincidenceある。シンチレータと受光素子が 1 対 1 対応の検出 resolving time (CRT). In independent readout detectors, for
器では、最も早く検出したファーストヒット（FH） one-to-one coupled detectors, the first hit (FH) [2] timestamp[2]が最適なタイムスタンプとなる。一方、光分配型 is the optimal one, while in light-sharing detectors, the optimal
検出器では、広がった光を複数の受光素子で検出す timestamp must be calculated from multiple timestamps. The
るため、タイムスタンプ判定時のエネルギー閾値の method for the latter performs energy-weighted averaging
統計的な揺らぎが大きくなる。そのため、複数の受光 (EWA) [3] using several photosensors with earlier timestamps,
素子を用いてエネルギー加重平均（EWA）[3]を行う but the light distribution varies depending on the detector
方がより良い CRT を得られる。本研究では、以前に structure. Here, we developed an exponentiated energy開発した 2 つの受光素子で光を検出する CLS 検出器 weighted averaging (EEWA) method [4] for our previously[5]に最適なタイムスタンプ算出方法として、指数関 developed crosshair light-sharing (CLS) PET detector [5] that
数型エネルギー加重平均（EEWA）法[4]を開発した。 limits light spreading.

CLS PET detector and timestamp estimation

CLS 検出器とタイムスタンプ算出方法

Figure 1 に示すように、TOF-DOI PET 検出器とし The CLS PET detector was developed as a TOF-DOI PETて CLS 検出器を開発した。1.45×1.45×15 mm3 の detector as shown in Figure 1. It uses fast LGSO crystals withdimensions of 1.45 × 1.45 × 15 mm3 arranged in a 2D crystal
大きさの fast LGSO 結晶を 2D 結晶アレイに配置し、array with three layers of enhanced specular reﬂectors (ESRs)
3 層の ESR 反射材が 1 対の結晶内でループ構造を形
forming a loop structure within a pair of crystals. The 2D crystal
成している。この 2D 結晶アレイは、8×8 の MPPC array is optically connected to an 8 × 8 MPPC array. The
アレイに光学的に接続されている。MPPC アレイの signals of the MPPC array are individually read out and
信号は、TOFPET2 ASIC[6]を用いて個別に読み出さ processed by using TOFPET2 ASICs [6]. For the present
れ、処理される。本報告では、集光率を高めるために study, we used Lumirror reflectors to increase the light
反射材としてルミラーを使用し、その性能を ESR と collection efficiency and we compared their performance withthe performance of the ESRs in the CLS PET detector.
比較した。
Figure 2 (a) describes the conventional timestamp estimation

Figure 2 (a)は、FH 法と EWA 法を用いた従来のタ
イムスタンプ推定について説明したものである。FH法は、1 対 1 対応の検出器で一般的に使用される方法であり、FH タイムスタンプのみを使用する。この場合、FH のエネルギーがほぼ最大でもある。光分配型検出器でよく使われる EWA 法は、エネルギーによる加重平均によるタイムスタンプを使用する。CLS
検出器のような光拡散が制限される光分配型検出器
において、EEWA 法（Figure 2 (b)）を提案した。複using the FH and the EWA methods. The FH method, which iscommonly used in detectors with one-to-one coupling, onlyuses the FH timestamp. It should be noted that the FH has
almost the maximum energy in this case. The EWA method,which is often used in light sharing detectors calculates theenergy-weighted average timestamp. On the other hand, in thelight sharing detectors with limited optical spreading such as
the CLS PET detector, it is considered appropriate to use anintermediate calculation between the FH and EWA methods

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

and we propose the EEWA method as shown in Figure 2 (b).

数のタイムスタンプを効果的に利用するため、EEWA 法はエネルギーを底とする指数関数を導入
し、エネルギーの高いタイムスタンプを EWA 法よりも優先する。

To effectively utilize multiple timestamps, the EEWA method
introduces a power term to the energy that gives priority totimestamps with higher energy.

Figure 1 Illustration of the CLS PET detector and photographs of crystal arrayswith ESR and Lumirror reflectors (white lines). The blue lines are the optical glue.

Figure 2 Timestamp estimation methods. Here, T’ is the corrected timestamp, i is the MPPC index(in the order of higher energy), m is the number of MPPCs used to obtain the timestamp,
n is the exponentiated factor, Ti is the timestamp for each MPPC, and Ei is the energy for each MPPC.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

性能評価

Performance evaluation

FH 法では、ESR アレイの CRT は 247 ps、ルミラ
ーアレイの CRT は 229 ps であった。EWA 法では、使用する MPPC の数を増やすと FH 法に比べて CRTが劣化し、FH 法とは逆に、ルミラーアレイは ESR ア
レイよりも悪い値を示した。EEWA 法では、CRT は
指数項 n によって異なる特性を有した。パラメータ
最適化後、CRT（m=3, n=3）は ESR アレイで 223
ps、ルミラーアレイで 219 ps に改善した。

For the FH method, the CRT values of the ESR array andLumirror array were 247 ps and 229 ps, respectively. For the
EWA method, increasing the number of MPPCs used led todegraded CRT values compared to the FH method, and theLumirror array had a worse value than the ESR array at thesame m. With the EEWA method, CRTs had different
characteristics depending on the power factor. After parameter
optimization which gave m=3 and n=3, the best CRT values
were obtained as 223 ps and 219 ps for the ESR and Lumirror
arrays, respectively.

Figure 4 は、スリット照射に対する 2 種類の CLS
検出器の DOI 位置と DOI 分解能の推定結果をまとめたものである。DOI 解像度は結晶端で悪くなる傾向があった。ルミラーアレイの平均 DOI 分解能（結晶ごと）は 3.1±0.7 mm、ESR アレイの平均 DOI 分解
能は 3.4±1.1 mm であった。

Counts (a.u.)

1

Figure 4 summarizes the results of estimated DOI positions
and DOI resolutions of the two types of CLS PET detectors forthe slit irradiations. The DOI resolutions tended to be worse at
the crystal edge. For the weighted average, the Lumirror array
had the DOI resolution of 3.1 ± 0.7 mm, while the ESR array
had the DOI resolution of 3.4 ± 1.1 mm.

ESR
223 ps01Counts (a.u.)

Lumirror
219 ps0

Figure 3 Timing histograms after DOI identification.
These timing histograms were obtained using the EEWA method after parameter optimization.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 4 Estimated DOI positions and DOI resolutions of the two types of CLS PET detectors.

まとめ

Conclusion

以上のように、本研究では、検出器のタイムスタ
ンプ推定として EEWA 法を開発し、最大 24 ps のCRT 改善を達成した。CLS 検出器では、より優れた反射材としてルミラーを用い、信号処理には最大
3 つのタイムスタンプを持つ EEWA 法が適していた。

To summarize this work, we developed the EEWA method fortimestamp estimation in the CLS PET detector and achieved
an improvement of up to 24 ps in the CRT. For the optimized
CLS detector, the better reflective material was Lumirror, andthe EEWA method with up to three timestamps was used forsignal processing.

Acknowledgements
Collaborators

Fujino Obata, Taiga Yamaya (QST)

Grants

JSPS KAKENHI 23K11913 and 20H05667

References
[1]
[2]
[3]
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E. Lamprou, et al., “Exploring TOF capabilities of PET detector blocks based on large monolithic crystals and analog SiPMs,”
Phys. Med., 70, 10-18, 2020.
E. Yoshida, et al., “Timing estimation of the exponentiated energy-weighted average for crosshair light sharing TOF-DOI PET
detector,” Nucl. Instrum. Methods Phys. Res. A, 1059, 168949, 2023.
E. Yoshida, et al., “Development of crosshair light sharing PET detector with TOF and DOI capabilities using fast LGSO
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2021.

68

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

U 字型 fast-LGSO シンチレータを用いた TOF-DOI 検出器
U-shaped fast-LGSO crystals for TOF-DOI PET detectors
清川 実穂 実習生/千葉大学 (山谷研究室 修士 1 年生)
Miho Kiyokawa, Trainee / Chiba University (Yamaya-lab, M1)
はじめにIntroduction

頭部用 PET は全身用 PET に比べて検出器リング
自体が小さいため、結晶の厚みが斜め方向から入射する消滅放射線の検出精度を劣化させてしまう。これを解決する depth of interaction（DOI）検出器はガンマ線が相互作用した深さ位置情報を取得することで分解能と感度を両立し、視野周辺部の空間分解能を改善することができる。この DOI 情報を、消滅
放射線のごくわずかな飛行時差情報を測定する
time-of-flight (TOF) PET に組み合わせることは、画質向上に有効である。

In brain-dedicated positron emission tomography (PET), the

DOI 分解能と TOF 時間分解能（coincidence timing
resolution：CTR）は、シンチレータや半導体受光素
子(silicon photomultiplier：SiPM)、反射材などの検出器の要素技術に大きく依存する。これまで SiPM へ到達するシンチレーション光の伝送効率を改善する
ために、様々な TOF-DOI 検出器が設計されてきた[1]。最近では、モノリシック U 字型シンチレータを用いた検出器が、深さ方向における高い光伝送効率と均一な分解能を同時に達成できると期待されている[2]。本研究では、fast-LGSO 結晶を用いて新しいテーパード U 字型シンチレータを設計することで、頭部用 TOF-DOI PET 検出器に向けて CTR と DOI の両方を向上させることを目標とした。

Both DOI resolution and coincidence timing resolution (CTR)

方法

Methods

モノリシック U 字型の fast-LGSO シンチレータ（厚さ 15 mm）は、12 mm の部分的なスリットと上部 3 mm の結晶連結範囲を持つ。両角に傾斜のない
平らな上部（U 字型 A）および両角に 2 mm の傾斜がある先の細い上部（U 字型 B）の 2 種類の U 字型
シンチレータを用いた（Figure 1）。結晶間のスリッ
トには 2 層の Lumirror を挿入した。Fast-LGSO シンチレータの 4 側面と上部は、各形状に合うように切り出した ESR で包んだ。結晶表面は、SiPM と結The monolithic U-shaped fast-LGSO crystal (15 mm long) has

detection accuracy of annihilated gamma rays impinging on
the entrance face of a detector with an oblique angle is of great
importance due to the smaller size of the detector ring itself.
To tackle this challenge, depth of interaction (DOI) detectors
are employed, simultaneously achieving resolution andsensitivity by capturing depth position information of gammaray interactions. This allows for the maintenance of spatial
resolution in the peripheral field of view. Combining this DOI
information with time-of-flight (TOF) PET, which measures theslight time differences of annihilated gamma rays, enables
accurate position estimation and image quality enhancement.

are heavily dependent on key elements of the detector, suchas scintillators, silicon photomultipliers (SiPMs), and reflective
materials. To increase the optical transmission efficiency of
scintillation light reaching a SiPM, various single-ended TOFDOI detector designs have been proposed [1]. An innovative
monolithic-type U-shaped scintillator has been fabricatedrecently, which was designed to achieve improved CTR and
DOI resolution and enhance optical transport efficiency [2]. In
this study, we propose the first-of-its-kind tapered monolithictype U-shaped fast-LGSO crystal design specifically tailoredfor brain-dedicated TOF-DOI PET detectors, with the aim ofenhancing both the CTR and DOI resolution.

a partial slit of 12 mm, and the remaining 3 mm keeps the
crystal connected. Two types of U-shaped crystals aredesigned: flat top of no-slant (U-shape A) and tapered top withslant of 2 mm (U-shape B) (Figure 1). Two layers of Lumirror
film were inserted into the gap between the crystals for opticalisolation. The lateral surfaces and the top of the fast-LGSO
crystal were tightly wrapped in an enhanced specular reflector(ESR) film without optical grease. Only the bottom surfacesthat were coupled with the SiPMs were mechanically polished,69

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

合する底面のみが機械研磨、残りの表面は DOI 分解 and the rest of the surfaces were kept as-cut to enhance the
能を向上させるために粗面のままにした（Table 1）。 DOI resolution (Table 1).
これらの fast-LGSO は RTV を用いて 8 × 8 SiPM Each of these fast-LGSO crystals was coupled with an 8 × 8array of SiPMs (Hamamatsu, S14161-3050HS-08, VBR = 38 V)
ア レ イ （ 浜 松 ホ ト ニ ク ス 製 S14161-3050HS-08,
by using RTV silicon. The PETsys Electronics Evaluation kit
breakdown voltage: 38 V）に結合した。それぞれのbased on the TOFPET2 ASIC was used for signal processing
SiPM か ら の 信 号 処 理 お よ び デ ー タ の 取 得 に は and data acquisition of the SiPMs. The optimized SiPM
TOFPET2 ASIC による PET sys を使用した。最適化 operating voltage of 42 V (over-voltage = 4 V) and the
した SiPM の印加電圧 42 V（over voltage = 4 V）と thresholds (vth_t1 = 60 mV, vth_t2 = 25 mV, vth_e = 15 mV)
閾値（vth_t1 = 60 mV、vth_t2 = 25 mV、vth_e = 15 were used with the charge-integration mode. For coincidencemV）を適用した。同時計数の測定には、8 × 8 の detection, a reference detector that consisted of a single fastLGSO crystal (3.1 mm × 3.1 mm × 20 mm) and an 8 × 8 array
SiPM アレイに結合した単一 fast-LGSO（3.1 mm ×of SiPMs was used. A 22Na source (0.933 MBq) was placed at
3.1 mm × 20 mm）で構成される検出器を用いた。
the center between the test detector and the reference detector
室温 24 ℃にて、放射線源 22Na（0.933 MBq）を２ for DOI and CTR measurements at room temperature of 24 ±
つの検出器の中央に配置した（Figure 2）。DOI 分解 0.5˚C (Figure 2). For the DOI resolution measurement, the能の測定では、U 字型シンチレータ検出器を 1 mm data were acquired using a lead block with a 1 mm slit at sevenのスリットがある鉛ブロックを使用して深さ方向に depth points (2.5, 5.0, 7.5, 10.0, 12.0, 13.0, and 14 mm) by
移動させ、7 点の深さ（2.5、5.0、7.5、10.0、12.0、 moving the test detector along the depth direction. The
13.0、14.0）で暗箱を用いて測定時の温度を維持しな measurement times for the front and DOI irradiations were 1
hour and 2 hours, respectively. A cooling box provided a stable
がら計測した。フロントおよび DOI 照射の計測時間
temperature environment that allowed reproducible
は、それぞれ 1 時間と 2 時間であった。
measurements and light shielding.

測定では、エネルギーウィンドウ（440-560 keV） The coincidence list-mode data were generated with an energyを適用し、同時計数リストモードデータを得た。DOI window of 440 to 560 keV. The DOI resolution was obtained
分解能は、スリット幅に対して補正せずに DOI 比（2 from the full width at half maximum of the DOI ratio (the signal
つの隣接する SiPM の信号比）のヒストグラムの半 ratio of two neighboring SiPMs) without correction for the slit
値幅とした。CTR はリファレンス検出器を差し引い width. The CTR was calculated after subtracting theてから計算した。フロント照射では、タイムウォーク contribution of the reference detector. In the front irradiation,
the meantime method was applied in order to minimize the
効果を最小限に抑えるために平均法を適用した[3]。
time-walk effect [3].

Figure 1 Detector design with two differently shaped fast-LGSO crystals: the U-shaped monolithic crystal (U-shape A) (a) and the
U-shaped with top-slant 2 mm crystal (U-shape B) (b).

70

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Table 1 Surface roughness and sigma alpha values of the fast-LGSO crystals. Each surface roughness was measured using a
portable surface roughness tester (Mitutoyo, SJ210, Japan) with the scan resolution of 1 μm [4].

Surface finish

Surface roughness (Ra)Sigma alpha (σα)

As-cut0.930 [μm]12.2 [º]Mechanically polished0.015 [μm]0.7 [º]Figure 2 Photographs (left) and schematic diagrams (right) of detection setups: front irradiation (a) and DOI irradiation (b).

結果

Results

DOI の分解能について、U 字型 A と U 字型 B はそれぞれ 3.5 ± 1.0 mm および 4.9 ± 0.9 mm であった。また、深さ 12 mm から 14 mm の結晶が連結している部分で線形の勾配が変化した（Figure 3）。

The DOI resolutions of 3.5 ± 1.0 mm and 4.9 ± 0.9 mm wereobtained with U-shape A and U-shape B, respectively. The
slope of the DOI resolutions was changed from the depth of 12mm to 14 mm, where the light sharing window was present(Figure 3).

DOI 照射の CTR について、U 字型 B の平均 CTR
For the CTR with the DOI irradiation, the average CTR of theは 267 ± 38 ps であり、これは U 字型 A（274 ± 27
U-shape B was 267 ± 38 ps, which was 7 ps better than that ofps）よりも 7 ps 優れていた。一方、フロント照射のthe U-shape A (274 ± 27 ps). The meantime method applying
CTR では、U 字型 B（270 ps）は U 字型 A（258 ps）
the CTR with the front irradiation offered the CRT of 270 ps forと比較して 4.6％（12 ps）悪化した。
the U-shape B, which was degraded by 4.6% (12 ps)compared to the U-shape A (258 ps).

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 3 The measured DOI resolution and CTR with DOI irradiation of U-shape A (a) and U-shape B (b). The border region
dividing the cubic and top region identifies the source position of 12 mm, which is the length of a slit.

考察

Discussion

U 字型 B で比較的優れた CTR が得られた。これは隣接する 2 つの結晶間の光伝送が改善されたことに起因すると考えられる。今後は、フロント照射の CTRについて DOI 照射による補正を行う。さらに、テーパード U 字型における表面処理および配列結晶の最適化にも取り組む予定である。

The better CTR obtained with the U-shape B can be partly

まとめ

Conclusion

新しいテーパード U 字型で CTR 267 ± 38 ps とDOI 分解能 4.9 ± 0.9 mm が得られ、上部領域での効率的な光伝送は CTR の向上と均一な DOI 分解能に効果的に寄与したと言える。

The tapered U-shape B provided the CTR of 267 ± 38 ps andexplained by the better light transport between the twoneighboring crystals. As our next study, the CTR for front
irradiation will be calculated after DOI correction. In addition,
we will focus on the optimization of surface treatment and arraycrystals applied to the proposed tapered design.

the DOI resolution of 4.9 ± 0.9 mm. These values indicate thatthe higher light sharing performance in the top region was
effective for improving the CTR and getting uniform DOI
resolution.

Acknowledgements
Collaborators

Han Gyu Kang, Taiga Yamaya (QST), Hiroyuki Ishibashi (OXIDE), Hideaki Haneishi (Chiba University)

References
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[3]
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resolution in PET,” Biomedical Physics & Engineering Express, 8(2), 023023, 2023.

72

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

次世代の半球型頭部 PET 装置のシミュレーション
Simulation of a next-generation hemispherical brain PET
成田 胡桃 業務補助員/千葉大学（山谷研究室 学部 4 年生）
Kurumi Narita, Research Assistant / Chiba University (Yamaya-lab, B4)
はじめにIntroduction

近年、認知症や脳腫瘍などの診断や研究を目的とした頭部用 PET 装置の開発が盛んに行われている。
その中で量子科学技術研究開発機構（QST）が開発した頭部 PET 装置 VRAIN は、世界初となる半球状の配置を特徴とする。VRAIN により、全身用の PET 装置では判別できないような微小な神経核の描出が可能になった[1]。空間分解能（ロッドの分離性能）は2.2 mm である[2]。

In recent years, development of brain-dedicated PET systems
has been actively conducted for clinical research anddiagnosis of dementia, brain tumors, and other brain diseases.
The National Institutes for Quantum Science and Technology(QST) has developed the brain PET called VRAIN, which is theworld’s first system to have a hemispherical detector
arrangement that fits the shape of the head. VRAIN has
successfully visualized small nuclei that cannot be identified
with a whole-body PET system [1] and it has achieved spatial
resolution (visualization ability of rods) of 2.2 mm [2].

疾患の始まりをより早期に捉えるには、より高い空間分解能が必要となる。VRAIN の検出器では、隣 However, even higher spatial resolution is required to detect
り合うシンチレータ素子の中心間距離（結晶ピッチ） the signs of diseases earlier. The detectors of VRAIN arecomposed of scintillators with the distance between theは 4.2 mm であるが、より結晶ピッチが小さい検出
centers of adjacent scintillator elements (scintillator pitch) of
器を用いることで、より高い空間分解能が得られる
4.2 mm. If scintillators with a smaller pitch are used, spatialと予想される[3]。また、VRAIN の検出器にはシンチ resolution is expected to be better [3]. In addition, the detectors
レ ー タ の 奥 行 方 向 の 位 置 情 報 で あ る depth-of- of VRAIN do not have a depth-of-interaction (DOI)
interaction (DOI)を計測する機能がなく、シンチレー measurement capability. Without DOI information, the parallax
タに対して斜め方向から入射するガンマ線の位置特 error cannot be avoided when gamma rays come into a
scintillator from an oblique direction.
定に誤差が生まれやすい。
そこで QST では、結晶ピッチが 1.6 mm で、DOI Therefore, QST has developed a crosshair light-sharing (CLS)情報が取得可能な検出器（crosshair light-sharing detector having a scintillator pitch of 1.6 mm, and which canobtain DOI information [4]. In this study, we ran simulations to(CLS)検出器）の開発を進めている[4]。本研究では、
investigate the performance of the next-generation
CLS 検出器を仮定した計算機シミュレーションを行
hemispherical brain PET system assuming the application ofい、次世代の半球型頭部 PET 装置の性能を予測する CLS detectors.
ことを目的とした。
方法

Methods

Geant4 simulation toolkit (ver.10.7.2)を使用してモンテカルロシミュレーションを行った。具体的には、1.6×1.6×15 mm3 の fast-LGSO 結晶を 14×14にアレイ化した検出器ブロック（3 層の DOI 弁別を仮定）を半球状に 242 個配置した頭部 PET 装置を設計しモデル化した（Proposed brain PET）
。また、比較用として VRAIN もモデル化した。モデル化した２つの装置を Figure 1 に示す。また、シミュレーショ
ン の 条 件 を Table 1 に ま と め た 。 Time-of-flight

We used the Geant4 Monte Carlo simulation toolkit(ver.10.7.2). Specifically, we modeled a hemispherical brain
PET (referred to as the proposed brain PET) with 242 detector
blocks (assuming 3-layer DOI discrimination). Each detector
block was an array with 14×14 fast-LGSO crystals of
1.6×1.6×15 mm3. We also modeled the VRAIN for comparisonof performance. Figure 1 shows these models and Table 1 lists
simulation parameters for both systems. The time-of-flight(TOF) timing resolution was set to 250 ps in the proposed brain73

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research(TOF)時間分解能については、Proposed brain PET
では事前実験で得られている 250 ps[5]、VRAIN では実機と同じ 229 ps とした。

PET, which was obtained in preliminary experiments, and was

性能評価として、空間分解能と大脳皮質描出能を評 価 し た 。 空 間 分 解 能 評 価 で は ultra-micro hot
phantom（ロッド直径: 0.75, 1.0, 1.35, 1.75, 2.0, 2.4mm）を用いて、18F の放射能は 1 MBq で 10 分間測定のシミュレーションを行った。大脳皮質描出能の評価には、ヒトの脳の FDG 集積を模擬した BigBrainphantom[6]を用いた。18F の放射能を 20 MBq、測定
時間は 30 分間と仮定してシミュレーションを行った。

We evaluated spatial resolution and brain cortex visibility. For

set to 229 ps in the VRAIN simulation, which is the same as
the actual system.

the spatial resolution evaluation, we simulated a 10 min
measurement of the ultra-micro hot phantom (rod diameters:
0.75, 1.0, 1.35, 1.75, 2.0, and 2.4 mm) with 18F radioactivity of
1 MBq. For the brain cortex visibility evaluation, we used the
BigBrain phantom which mimics FDG distributions in humanbrain [5]. Radioactivity of 18F was assumed to 20 MBq and thesimulated measurement duration was 30 min.
For image reconstruction, we used the ordered-subset

画 像 再 構 成 に は ordered-subset expectation- expectation-maximization (OSEM) method (8 iterations, 8
maximization (OSEM) 法（8 iterations, 8 subsets） subsets). Regarding data correction, we applied normalizationを用いた。データ補正については、ultra-micro hot for imaging of both phantoms, and the attenuation correction,phantom の画像再構成ではノーマライズのみを行 scatter correction and the random correction were added in
い、BigBrain phantom の画像再構成ではノーマライ imaging of the BigBrain phantom.
ズとともに、減弱補正、散乱同時計数補正、偶発同時計数補正も行った。

Figure 1 Simulated VRAIN (left) and the proposed brain PET system (right).

Table 1 Simulation parameters of VRAIN and the proposed brain PET
VRAIN

Proposed brain PET

Scintillator crystals

4.2 × 4.2 × 10 mm3 LYSO

1.6 × 1.6 × 15 mm3 fast-LGSO

Number of crystals per detector

12 × 12

14 × 14

Number of detectors

54

242

TOF timing resolution

229 ps

250 psDepth of interaction

No DOI

3-layer DOI

Energy resolution at 511 keV

12.6%

Energy window

450-590 keV

Coincidence time window

3.6 nsDead time (dead time model)

3 μs (non-paralyzable)

74

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

結果・考察

Results and discussion

Figure 2 に 空 間 分 解 能 評 価 の 結 果 を 示 す 。
Proposed brain PET の方が、小さいロッドまで区別できている。最も小さい直径 0.75 mm のロッドの外側のラインプロファイルを Figure 2 下に示す。
Proposed brain PET の valley-to-peak ratio (VPR)
は 0.634 であり、Rayleigh らの基準[7]である 0.735を下回った（VPR は値が小さいほど分離できている
ことを示している）。よって、Proposed brain PET は
直径 0.75 mm のロッドを分離できる能力があると言える。

Figure 2 shows the evaluation results of spatial resolution. The

Figure 3 に BigBrain phantom の再構成画像を示す。特に頭頂部において Proposed brain PET では
VRAIN よりも明瞭な画像が得られた。検出器に対して斜め方向の入射が多い頭頂部において画像に差が認められたのは、DOI 測定の効果だと考えられる。

phantom. In particular, the proposed brain PET provided a

proposed brain PET could separate rods more clearly than
VRAIN could. The bottom graphs in Figure 2 show line profiles
on the outer line of the smallest rods of 0.735 mm diameter.
The valley-to-peak ratio (VPR) was 0.634 for the proposed
brain PET. This was lower than the Rayleigh criterion [6] (asmaller VPR value indicates better separation capability). The
proposed brain PET could separate rods with a diameter of
0.75 mm.
Figure 3 shows the reconstructed PET images of the BigBrainclearer image than VRAIN did in the parietal area. Improved
brain cortex visibility at the top of the head in the proposed
brain PET, where gamma rays tend to enter the detectors froman oblique direction, can be explained by the DOI
measurement capability.

Figure 2 PET images of the ultra-micro hot phantom and profiles along the red lines for
VRAIN (a) and the proposed brain PET (b).

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 3 Reconstructed images of the BigBrain phantom with VRAIN (a) and the proposed brain PET (b).
Right images are trimmed and enlarged from the left images.

まとめ

Conclusion

結晶ピッチ 1.6 mm で TOF 計測および DOI 計測が可能な CLS 検出器を用いた、次世代の半球型頭部
PET 装置のシミュレーションを行った。本 PET 装置
では 1 mm 以下の空間分解能が得られることを示した。

This simulation study showed the feasibility of submillimeterspatial resolution for a hemispherical brain PET using the CLS
detectors. The proposed brain PET has capabilities for both
TOF and DOI measurements with a scintillator pitch of 1.6 mm.

Acknowledgements
Collaborators

Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Eiji Yoshida, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya (QST),
Hideaki Haneishi (Chiba University)

References
[1]
[2]
[3]
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Emission Tomographs,” EJNMMI Phys., 7, 12, 2020.

76

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

PET/二光子顕微鏡ハイブリッドイメージングシステムの開発
Development of a hybrid PET/two-photon microscopy
imaging system
カン ハンギュ 主任研究員
Han Gyu Kang, Senior Researcher
Introduction

はじめにマウスを用いた脳研究では、小動物用 PET が分子 For neuroscience research with mice models, small animal
positron emission tomography (PET) scanners have been
イメージングのツールとして重要な役割を果たしてplaying an important role as a molecular imaging tool [1]. PETいる。PET は体内の深部までイメージングできるが、is depth independent, but the spatial resolution is limited to
空間分解能は 1 mm 程度が限界である。一方、二光 around 1 mm. On the other hand, two-photon excitation
子顕微鏡は空間分解能が 1 μｍ程度と優れている fluorescence microscopy (TPEF) has ultrahigh resolution (<1が、イメージングできる深さは 1 ｍｍ程度が限界で μm), but the imaging depth is limited to about 1 mm (Figure 1).
ある (Figure 1)。両手法を融合する研究はこれまで Until now, the potential of combining these two different
実施されていないが、PET と二光子顕微鏡の同時撮 modalities had not received any attention. Simultaneous PET
and two-photon microscopy imaging may help researchers to
影は様々な神経変性疾患の病態解明に有用であるとunderstand the underlaying mechanisms of various
期待される。本稿では、PET・二光子顕微鏡ハイブリ neurodegenerative diseases. Here, we report a newlyッドイ装置の研究開発について報告する。
developed hybrid PET/TPEF imaging system.

Figure 1 The principles of positron emission tomography (PET) (a) and two-photon excitation microscopy (TPEF) (b).

PET・二光子顕微鏡ハイブリッド装置の開発

Development of the hybrid PET/TPEF system

昨年量研で開発した超高分解能小動物用 PET 装置
は、世界最高の 0.5 mm 空間分解能を達成した [2,3]。この PET 装置はガントリが大きいため、そのままでは市販の二光子顕微鏡と結合することができない。そこでフロントエンド基板やアンプ基板を再設計し、さらに基板の配置を再検討することで、PET 装置を小型化した。

Previously, we developed an ultrahigh resolution PET scannerusing a staggered 3-layer depth-of-interaction (DOI) detector
to achieve the world’s best 0.5 mm spatial resolution [2, 3].
However, the PET scanner cannot be combined with acommercial two-photon microscope due to the bulky gantry. To
solve this issue, the front-end and amplifier boards were redesigned with highly compact size. The positions of the boards
were re-arranged to minimize the size of the PET scanner.

77

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

新規開発した小動物用 PET は内径 52.5 mm、体軸 The developed PET scanner had an inner diameter of 52.5 mm
視野 24.5 mm である (Figure 2)。2 リング構成で、 and an axial FOV of 24.5 mm (Figure 2). The PET scanner had
2 rings which consisted of 16 DOI detectors. Each detector
1 リングあたり 16 個の DOI 検出器から成り、各検出
consisted of staggered 3-layer LYSO crystals and a 4×4 array
器は 3 層の LYSO 結晶（層ごとに結晶サイズの半分of silicon photomultipliers (SiPMs). The crystal pitch and total
ほどずらして接着したスタガード構造）と 4×4 アレ thickness were 1 mm and 15 mm, respectively. Sixteen SiPM
イの半導体受光素子 (SiPM) で構成されている。フ signals were multiplexed into four positional signals by using a
ロントエンド基板の抵抗チェーン回路で SiPM 信号 resistive network. The multiplexed positional signals were sent
を多重化した後、増幅基盤へ転送しデジタル化した。 to the amplifier boards and then digitized by a custom-madeDAQ system.

空間分解能の評価にはロッドファントム (ロッド径： 0.45, 0.5, 0.55, 0.75, 0.8, 0.85 mm) を使用した。7.8 MBq の 18F-FITM（グルタミン酸受容体トレーサ）をヌードマウスの尾静脈から投与し、投与 40分後から 40 分間の脳 PET 撮像を行った。その後、
画質比較のために同じマウスを市販の小動物用 PET(Siemens, Inveon)で 10 分間撮像した。

For the spatial resolution evaluation, a resolution phantom thatconsisted of six different sized rods (0.45, 0.5, 0.55, 0.75, 0.8,
and 0.85 mm) filled with an 18F solution (3.0 MBq) was used.
For metabotropic glutamate receptor imaging, 18F-FITM withan activity of 7.8 MBq was administered to a healthy BALB/cmouse via its tail vein. A 40 min PET scan was performed 40
min after injection. For imaging comparison, the same mouse
was also scanned by using a commercial preclinical PET開発した PET の画像再構成には 3D OSEM を使用
し、subset と iteration はそれぞれ 8 と 20、ボクセ
ルサイズは 0.25 mm×0.25 mm×0.25 mm である。
画像再構成にはノーマリゼーションとランダム補正を適用した。

scanner (Siemens, InveonPET) for an additional 10 min.
For image reconstruction of the proposed PET, the 3D ordered
subset expectation maximization (OSEM) algorithm was used.
The voxel size was 0.25 mm × 0.25 mm × 0.25 mm. The
numbers of subsets and iterations were 8 and 20, respectively.
The normalization and random correction were used.

最後に、独自設計した治具を用いて、PET 装置を
二光子顕微鏡の光軸上に設置した (Figure 3)。専用の治具と 3 軸ステージを用いることで PET 視野の中心および二光子顕微鏡の光軸上にマウスの脳が設置でき、PET・二光子顕微鏡ハイブリッド装置による覚醒マウスの脳血管イメージングの実現可能性が示された。

Finally, the PET scanner was combined with a commercial twophoton microscope by using a specially designed gantry(Figure 3). A mouse brain can be placed in the PET field-ofview and the optical axis of the microscope by using a custommade mouse holder and 3-axis stage. We performed the invivo two-photon imaging with the hybrid PET/TPEF systemusing an awake mouse.

Figure 2 The design of the hybrid PET with two-photon microscope (a) and the PET scanner with a 3-layer DOI detector (b).

78

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

結果と考察

Results and discussion

PET・二光子顕微鏡ハイブリッドイメージングシ
ステムで撮影した覚醒マウスの二光子顕微鏡画像において、脳血管が明瞭に描出された (Figure 3)。ロッドファントムの PET 画像では 0.45 mm ロッドまで明瞭に識別できた (Figure 4)。

With the hybrid PET/TPEF system, the cerebral vessels of an
awake mouse were well visualized in the two-photon
microscopy image (Figure 3). In the proposed PET, thesubmillimetric structures of the resolution phantom wereclearly resolved down to 0.45 mm (Figure 4).
In vivo central nervous system activity of a mouse brain was

18

F-FITM を用いたグルタミン酸受容体 PET 画像
では、線条体、視床、大脳皮質、扁桃体、小脳などが市販の小動物用 PET 装置よりも明瞭に描出された(Figure 5)。

also clearly visualized with the proposed PET using 18F-FITM.
The

cortex,thalamus,hypothalamus,

amygdala,andcerebellum were well delineated (Figure 5), whereas the same
mouse brain structures were barely identified with thecommercial PET scanner due to its limited spatial resolution.

本研究では PET と二光子顕微鏡イメージングは別々に撮像した。今後、疾患モデルマウスを対象にPET と二光子顕微鏡の同時撮像試験を実施する予定である [4]。

In this study, PET and TPEF were demonstrated separately.
As a next step, we will perform simultaneous PET and twophoton imaging of model mice brain using an optical/PET
hybrid tracer [4].

Figure 3 The design of the hybrid PET/TPEF system (a), the photo of the hybrid PET/TPEF system with an awake mouse (b),and a two-photon microscopy image of the awake mouse (c).

Figure 4 The resolution phantom (a), and the reconstructed PET images obtained with the proposed PET (b).

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Figure 5 The central nervous system images of a mouse brain obtained with the proposed PET using 18F-FITM tracer (a) andthe Inveon preclinical PET scanner (b). The coronal and axial images were selected from the sagittal images as indicated bydotted vertical and horizontal lines.
Conclusion

まとめWe successfully developed the hybrid PET/TPEF system thatcan visualize the mouse brain function with submillimeter
resolution. The two-photon imaging of an awake mouse waspossible with the hybrid PET/TPEF system. We expect thedeveloped hybrid PET/TPEF system will be useful for mousebrain research using model mice.

PET・二光子顕微鏡ハイブリッドイメージングシ
ステムを開発した。市販の小動物用 PET より優れた
サブミリ分解能でのマウスの脳機能イメージングに成功した。開発装置はモデルマウスを用いる脳研究に有用であると期待される。

Acknowledgements
Collaborators

Hiroyuki Takuwa, Hideaki Tashima, Hidekatsu Wakizaka, Go Akamatsu, Makoto Higuchi, Miwako Takahashi,
Taiga Yamaya (QST)

References
[1]
[2]
[3]
[4]

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H.G. Kang, et al., “Initial results of a mouse brain PET insert with a staggered 3-layer DOI detector,” Phys. Med. Biol., 66,
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H.G. Kang, et al., “Submillimeter resolution PET for high-sensitivity mouse brain imaging,” J. Nucl. Med., 64, 978-985, 2023.
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Neuron., 109, 42-58, 2021.

80

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

術中ガイド用 Scratch-PET のコンセプト実証
Demonstration of Scratch-PET for intraoperative imaging
石川 大洋 QST リサーチアシスタント/千葉大 （羽石・岡本研究室 修士 1 年生）
Taiyo Ishikawa,
QST Research Assistant / Chiba University (Haneishi and Okamoto-lab, M1)
はじめにIntroduction

がん手術において、術者は事前の診断結果を踏まえ、視覚や触覚を用いて切除範囲を確認する。しかし、形態的な異常が小さい腫瘍や深い位置にある腫瘍においては、正常組織との識別が困難な場合がある。この課題を克服するために、医用画像技術を用いて手術をガイドする研究が進められている。現在、臨床利用が可能な手法として、術中蛍光イメージングがある。これは患者に投与した蛍光薬剤を腫瘍が取り込み、励起光を受けて発光することで腫瘍が強調して描出されるという手法である。しかし、蛍光は生体組織で吸収・散乱されやすいため、透過厚は 5-10mm 程度であり、深い位置の腫瘍の描出には不向きである。

In cancer surgery, the surgeon confirms the extent of resection

そこで PET を用いた術中支援システムが注目されている。透過力の高いガンマ線を使用するため、深部の腫瘍も測定可能である。先行研究として、楕円型の検出器リングを使用したシステム [1] やロボット
アームの先端に検出器を搭載したシステム [2] により PET 撮像を行うシステムが提案されている。しかし、いずれも大型の装置が必要であり、手術の妨げとなることが懸念される。一方で、腹腔鏡の先端部に検出器を設置したシステムも提案されている [3],[4]。これらは比較的小型の装置で実現可能であるが、体内に挿入して撮像を行うため、視野サイズや放射線検出感度の点で限界がある。

attracting attention. Because PET uses highly penetrating

本研究では、手持ちプローブ型検出器で術野をなぞるようにして PET 撮像を行う「Scratch-PET」を提案し、その実現を目指している（Figure 1）。具体
的には、手持ちプローブ型検出器とベッド下に配置
あるいはベッドに内蔵するパネル検出器との間で消滅放射線の計測を行う。本稿では、リアルタイム画像
再構成のシステムを開発し、簡易的な装置試作によりコンセプト実証を行ったので報告する。

probe-type detector, and we aim at realizing it (Figure 1).

using visual and tactile senses based on the preliminary
diagnosis. However, in tumors with small morphologicalabnormalities or those seated deeply, it may be difficult todistinguish them from normal tissue. To overcome thisproblem, research is being conducted to guide surgery using
medical imaging technology. One technique that is currently
available for clinical use is intraoperative fluorescenceimaging. In this technique, a tumor takes up a fluorescent drug
administered to the patient and emits light when it receives
excitation light, thereby highlighting the tumor. However,
because fluorescence is easily absorbed and scattered byliving tissue, the penetration thickness is about 5-10 mm,
making it unsuitable for delineating deep-seated tumors.
Intraoperative support systems using PET are therefore
gamma rays, it is possible to measure even deep-seatedtumors. Previous research has proposed systems that perform
PET imaging using an elliptical detector ring [1] or a detector
mounted on the tip of a robotic arm [2]. However, both of thesesystems require large equipment, and there is concern thatthey may interfere with the surgery. On the other hand,systems with a detector mounted on the tip of a laparoscope
have been proposed [3], [4]. Although these systems can berealized with relatively small devices, they have limitations interms of field of view size and radiation detection sensitivity
because they are inserted into the body to perform imaging.
In this study, we propose "Scratch-PET," in which PET imaging
is performed by tracing the surgical field with a hand-held
Specifically, the measurement of annihilation radiation is
performed between a hand-held probe-type detector and apanel detector placed under or built into a bed. In this paper,
we report on the development of a system for real-time image
reconstruction and a proof-of-concept demonstration using asimple prototype device.

81

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Figure 1 Proposed “Scratch-PET” intraoperative PET system with a hand-held probe-type detector.

手法

MethodScratch-PET では、術者がプローブ型検出器を手で走査しながら消滅放射線を計測する。そのため、画像再構成にはプローブ型検出器の位置・姿勢情報が必要である。そこで、プローブ型検出器に複数の光学反射マーカを設置し、光学式トラッキングセンサで計測する。そして、リストモードで保存された同時係数データとプローブ型検出器の位置・姿勢データを
計測時刻で対応付けて、画像再構成処理へと入力する。

In Scratch-PET, the surgeon measures the annihilation
radiation while scanning the probe-type detector by hand.
Therefore, position and orientation information of the probetype detector is necessary for image reconstruction. For thispurpose, multiple optical reflection markers are placed on theprobe-type detector and measured by a tracking sensor. Then,the coincidence data stored in list mode and the position andorientation data of the probe-type detector are associated withthe measurement time and input to the image reconstruction
process.
We developed the image reconstruction process which runs

画像再構成処理では、検出器ジオメトリが動的に変化する条件下での画像再構成処理を開発した。同時係数イベントごとにプローブ型検出器の姿勢と位置から、シンチレータ結晶ごとの位置を計算する。そして、結晶の位置から各同時係数イベントの LOR の方向と位置を計算し、画像再構成を行う。画像の表示段階では、術者に対してリアルタイムに計測結果をフィードバックするために、一定の短い時間間隔でモニタに表示する PET 画像を更新することが求められる。そこで、計測時間をフレーム分割し、最新フレームで取得した計測データのみを使用して画像再構成を行う。これにより、全フレームでの計測データを使用する場合と比較して、入力される投影データの量の総計測時間に比例した増大が抑えられ、計算時間を抑制できる。モニタには、各フレームでの再構成
画像の時間平均画像を出力する。これにより、単一フレームの画像と比較して高い画像コントラストを得ることができる。

under conditions of a dynamically changing detector geometry.
The position of each scintillator crystal is calculated from theorientation and position of the probe-type detector for eachcoincidence event. The direction and position of the LORs foreach coincidence event are then calculated from the positionof the crystals, and the image reconstruction is performed.
During the display phase, the PET images which are displayedon the monitor must be updated at certain short time intervals
to provide real-time feedback on the measurement results tothe surgeon. Therefore, the measurement time is divided intoframes, and image reconstruction is performed using only themeasurement data acquired in the latest frame. This
suppresses the increase in the amount of input projection data
in proportion to the total measurement time compared to thecase where measurement data in all frames are used and thus
the calculation time is suppressed. We output time-averaged
images of the reconstructed image at each frame on themonitor. This allows for higher image contrast compared toimages in a single frame.
In the imaging experiment using the prototype system, 60 s
imaging of the phantom was performed while the detector was

試作機による撮像実験では、検出器を手に持って撮影対象の上方を移動させた状態での撮影対象に対する 60 秒間の撮像を実施した。撮影対象は高さ 5

held in the hand and moved above the imaging target. The
imaging target was a phantom with a radioactivity of 0.6 MBq,
consisting of multiple cylindrical 22Na sources of 5 mm height82

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

mm、直径 3, 4, 5, 8, 10 mm の多数の円柱型の 22Na and 3, 4, 5, 8, and 10 mm diameter. Two detectors were used
線源で構成された、放射能 0.6 MBq のファントムを for the geometry, one for the fixed and one for the probe-type.
Eight Styrofoam plates (5 mm thick) were placed on top of the
使用した。装置ジオメトリは 2 つの検出器を使用し、fixed detector, and the phantom was placed on top of them. A
ベッド側とプローブ型にひとつずつを割り当てた。
Hamamatsu Photonics TOF-PET module was used as the
ベッド側検出器の上に 8 枚の発泡スチロール板（厚 detector. The scintillator crystals consisted of 16 x 16 rows of
さ 5 mm）を重ねて置き、その上に撮影対象を配置し 3 x 3 x 15 mm3 LYSO crystals, and each crystal and channel
た 。 検 出 器 に は 浜 松 ホ ト ニ ク ス 社 製 TOF-PET were coupled one-to-one to the 16 x 16 channel SiPM. The
module を使用した。シンチレータ結晶は 3×3×15 probe-type detector was attached to a component with four
mm3 の LYSO 結晶を 16×16 列配列して構成し、16 optical reflection markers, and the markers were measured by
an optical tracking sensor at 20 fps. The position and×16 チャネルの SiPM に対して、それぞれの結晶とorientation of the probe-type detector were calculated from theチャネルを 1 対 1 に結合した。プローブ型検出器に position information of the four reflective markers. Radiation
は 4 つの光学反射マーカを設置した部品を取り付 measurement data and detector position data were then
け、マーカを 20 fps で光学式トラッキングセンサに collected at a single PC, and image reconstruction was
より計測した。プローブ型検出器の位置と姿勢は 4 performed on the same PC. The frame interval for image
つの反射マーカの位置情報から計算された。そして、 reconstruction was 10 s, and the reconstructed images were
output from a monitor placed near the device (Figure 2).
1 台の PC で放射線計測データと検出器位置データを収集し、同一の PC で画像再構成を実施した。画像
再構成のフレーム間隔は 10 秒とし、再構成画像は装置の近くに配置したモニタから出力した（Figure 2）。
結果

Results

消滅放射線を測定している間、再構成画像を一定のフレーム間隔で更新することに成功した（Figure2）。検出器は数 cm の範囲で不規則に移動し、センサにより中断することなく計測できた。また、再構成
画像から、直径 5 mm までのロッドが分解できることがわかった。しかし、ロッドが深さ方向に延びるアーチファクトを確認した。

We were able to update the reconstructed images at regularframe intervals while measuring the annihilation radiation(Figure 2). The motion of the detector was irregular within arange of a few centimeters, and the measurements were madewithout any interruption by the sensor. The reconstruction
results in each frame showed that rods up to 5 mm in diameter
could be resolved. However, certain artifacts were observedthat extended the rods in the depth direction.

Figure 2 An overview of the measurement setup and example reconstructed images.

83

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

考察

Discussion

試作機を用いた撮像実験では、提案手法は放射線の計測と並行した一定のフレーム間隔での画像表示を実現した。使用者に計測情報を早くフィードバッ
クするためには、フレーム間隔は短いほうが望ましい。しかし、一回の画像再構成に入力される投影デー
タ量が減少し、画質が劣化することが予想される。フ
レーム間隔の⻑さと再構成画像の画質の関係については今後調査が必要である。

In the imaging experiment using the prototype detector, The
proposed method realized image display at a fixed frameinterval in parallel with the radiation measurement. Shorter
frame intervals are desirable to provide users with quick
feedback on measurement information. However, the amountof projection data input for a single image reconstruction is
expected to decrease, resulting in a deterioration of image
quality. The relationship between the length of the frameinterval and the image quality of the reconstructed image
needs to be investigated in the future.

再構成画像中に確認されたアーチファクトは LORの投影角度が限定されていることが原因である。プ
ローブ型検出器を今回の実験より広範囲に移動させた計測やベッド側検出器数の増加により、広範囲の投影角度の確保が可能となる。これによりアーチフ
ァクトの改善が可能と考えられる。

The artifacts observed in the reconstructed images are due tothe limited projection angle of the LOR. By moving the probetype detector to a wider range than in this experiment and byincreasing the number of fixed detectors, a wider area of
projection angles can be secured. This is expected to remove
the artifacts.

まとめ

Conclusion

Scratch-PET のリアルタイム画像再構成システムを開発し、試作機を用いた撮像実験により実用性を評価した。今後は、投影角度を拡大させるために、ベッド側アレイ検出器の数を増加させる。

We developed a real-time image reconstruction system for
Scratch-PET. The practicality of the system was thenevaluated by the imaging experiment using the prototype
system. In the future, the number of fixed array detectors will
be increased to expand the projection angle.

Acknowledgements
Collaborators

Yuma Iwao, Go Akamatsu, Sodai Takyu, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya (QST)
Hideaki Haneishi, Takayuki Okamoto (Chiba University)

Grants

JSPS KAKENHI 20K20239

References
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[3]
[4]

Y. Yoshii et al., “Immuno-OpenPET: a novel approach for early diagnosis and image-guided surgery for small resectablepancreatic cancer,” Sci. Rep., 10, 4143, 2020
J. Jiang et al., “Feasibility study of a point-of-care positron emission tomography system with interactive imaging capability,”Med. Phys., 46, 1798-1813, 2019
S. H. Song et al., “Multimodal laparoscopic coincidence gamma imaging system for near-infrared fluorescence guided surgery:a preclinical study,” J. Med. Imaging, 10, 3, 2023
M. R. Liyanaarachchi et al., “Development and evaluation of a prototype detector for an intraoperative laparoscopic
coincidence imaging system with PET tracers,” Int. J. Comput. Assist. Radiol. Surg., 16, 29-39, 2021

84

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

位置弁別型の鉗子型ミニ PET の開発
Development of a position-sensitive forceps-type mini-PET
大橋 遼太郎 QST リサーチアシスタント/千葉大学（山谷研究室 修士２年）
Ryotaro Ohashi, QST Research Assistant / Chiba University (Yamaya-lab, M2)
はじめにIntroduction

食道癌に対する標準術式として、3 領域（頸部・腹部・胸部）にわたるリンパ節郭清術を伴う食道切除術があるが、特に頸部や上縦隔部への侵襲は重篤な術後合併症を引き起こすリスクを高める。その上、切除されているリンパ節の約 95%は非転移であるという報告もあり[1]、正確なリンパ節転移診断法によるリ
ンパ節郭清範囲の適正化が切望されている。先行研
究では、PET 検査薬である 18F-FDG を術前に投与して、摘出されたリンパ節の FDG 集積量（放射能）を測定したところ、感度 94.7 %・特異度 78.7 %の高い診断能が得られた。つまり、術中のリンパ節切除直前に放射能を定量的に測定する技術が実現されれば、リンパ節郭清を個別化できると考えられる。

The standard surgical procedure for esophageal cancer isesophagectomy with lymph node (LN) dissection in threefields; however, invasion to some extent of the cervical region
increases the risk of post-operative serious complications.
Furthermore, there is a report that approximately 95% of theresected LNs are non-metastatic [1]; it is desirable to optimize
the extent of LN dissection through accurate LN metastasis
diagnosis methods. We had previously found that when 18FFDG, a PET pharmaceutical, was administered before surgery
and the amounts of FDG accumulation (radioactivity) in theresected LNs were measured, the diagnostic performance witha sensitivity of 94.7% and a specificity of 78.7% were obtained.
In other words, if we can realize a technology to quantitatively
measure radioactivity immediately before LN resection, theprocess of LN dissection is expected to be individualized.

QST では、新たな術中放射線計測デバイスとして、 As a new type of intraoperative radiation measurement device,
PET の計測原理を備えた鉗子型ミニ PET の開発を a forceps-type mini-PET with the measurement principle of
進めている[2]。本装置は腹腔鏡用鉗子を模した形状 PET [2] is under development at QST. This device is shapedをしており、鉗子先端に 1 対の PET 検出器（シンチ like a laparoscopic forceps, and it is equipped with a pair of
PET detectors (scintillation detectors) at the tip of its elongatedレーション検出器）を搭載する。体腔内深部に安易に
shaft.
It can easily access deep inside the body cavity, directly
アクセスでき、リンパ節を直接挟み込んで 18F から
pinching the LN and counting pairs of annihilated gamma rayの消滅ガンマ線ペアを同時計数する（Figure 1）。
pairs from 18F (Figure 1).

Figure 1 Conceptual illustration of the proposed forceps-type mini-PET.

課題のひとつが、リンパ節内の薬剤分布が分から One of the challenges is that radiation detection efficiency
ないため、線源と検出器の相対位置により放射線検 (coincidence rate) fluctuates depending on the relative positionof the radiation source and detector since the FDG distribution
出効率（同時計数率）が変動してしまうことである。
within the LN is uncertain. Therefore, in this research, we are
そこで本研究では、PET 装置のように薬剤分布をイ
aiming at adding a function to image the FDG distribution like
メージングする機能を追加し、計数率を補正できる

85

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

ようにすることを目指す。具体的には、鉗子型ミニ
PET を位置感応型（position-sensitive; PS）に改造
し、計測される大まかな位置情報から、深層学習を用
いて薬剤分布情報に変換する手法を開発する。昨年度に実施したシミュレーション検証によって提案手法の有効性は示されており、今年度は、PS 検出器の試作し、検出器としての基本評価を実施した。

a PET device and make it possible to correct the count rate.

もう一つの課題は、体内計測におけるバックグラ
ウンド放射能の影響である。FDG は転移リンパ節だ
けでなく全身の臓器・組織にも集積し、視野外からの放射線はノイズ（偶発同時計数）として計測データに混入する。転移リンパ節からの真同時計数に比べて偶発同時計数の割合が増えてしまうと、計測精度は劣化してしまう。そこで本研究では、術中の生体内計測を想定した計算機シミュレーションを実施し、偶発同時計数が放射能測定に及ぼす影響を調査した。

Another challenge is the influence of background radioactivity

Specifically, we are modifying a forceps-type mini-PET to beposition-sensitive (PS) and to develop a method to convert themeasured rough position information into FDG distribution
information using deep learning. The effectiveness of the
proposed method was demonstrated through simulation
verification conducted last year, and a prototype PS detector
was manufactured and evaluated this year.

on in-vivo measurements. FDG accumulates not only inmetastatic LNs but also in organs and tissues throughout thebody, and radiation from outside the field of view is mixed intomeasurement data as noise (random coincidence). If the ratio
ofrandomcoincidences

increases

comparedtotruecoincidences from metastatic LNs, measurement accuracy will
deteriorate. Therefore, in this study, we conducted a computer
simulation assuming in-vivo measurements during surgery andinvestigatedtheinfluenceof random

coincidenceonradioactivity measurements.

位置感応型検出器の試作

Prototype of position-sensitive detector

腹腔鏡手術に適応するために、鉗子型ミニ PET の To be compatible with laparoscopic surgery, the insertion
体内挿入部は直径 12 mm の外科用トロッカーを通 section of the forceps-type mini-PET must be able to pass
過できる必要がある。この制約を考慮して、２つの受 through a surgical trocar with a diameter of 12 mm.
光素子を持つ２×２アレイの PS 検出器を設計した。 Considering this constraint, we designed a 2×2 array PS
detector with 2 photo sensors.

Figure 2 Designed position-sensitive detector (a) and coincidence detection circuits used for performance evaluation (b).
Figure 2 (a) shows the configuration of the prototype PS

Figure 2 (a)に試作した PS 検出器の構成を示す。
半割砲丸型の Bi4Ge3O12（BGO）結晶を 2 行 2 列にカットし、U 字状の光学経路を形成するように反射材（ESR）を挿入した。U 字光路の末端にそれぞれ
SiPM（S14160-3050HS、浜松ホトニクス製）を光学結合した。結晶全体はテフロンテープで巻き、遮光のdetector. A half-bullet shaped Bi4Ge3O12 (BGO) crystal
elements were cut to get a matrix of 2 rows and 2 columns,
and a reflector (ESR) was inserted to form a U-shaped optical
path. One SiPM (S14160-3050HS, Hamamatsu Photonics)
was optically coupled to each optical end. The entire crystal

86

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

was wrapped with Teflon tape and covered with aluminum foil

ためにアルミホイルで覆った。2 つの SiPM からのパルス波高の比をとれば、ガンマ線と相互作用した結晶素子を識別できる。

to insulate against light. By calculating the ratio of two pulse
heights from each SiPM, it is possible to identify the crystal
element that interacted with the gamma rays.

Figure 2 (b)に性能評価に使用した同時計数回路を示す。SiPM は非冷却型 MPPC 用駆動回路（C1233202、浜松ホトニクス製）によって動作させた。SiPM
からのアナログ波形は、波形デジタイザー（DRS4DT57342B、CAEN）によって、サンプリングレート
1 GHz でデジタル波形に変換された。トリガ信号として、閾値 40 mV の leading-edge discriminator（LED）を介した同時計数出力パルスを使用した。また、6 mm 間隔で設置された PS 検出器対の中央に、円柱線源 22Na を配置した。

performance evaluation. The SiPM was operated by an
uncooled MPPC drive circuit (C12332-02, Hamamatsu
Photonics). Analog waveforms from individual SiPMs wereconverted to digital waveforms by a waveform digitizer (DRS4DT57342B, CAEN) at a sampling rate of 1 GHz. A coincidence
output pulse through a leading-edge discriminator (LED) witha threshold of 40 mV was used as the trigger signal for dataacquisition. In addition, a cylindrical radiation source 22Na wasplaced in the center of a pair of PS detectors installed at 6 mm
spacings.
Figure 3 (a) shows a one-dimensional position histogram

Figure 3 (a)に片側 PS 検出器で得られた１次元ポジションマップを示す。1 つの山が 1 つの結晶での応答を表している。分布曲線の変曲点を結晶識別の閾値とすれば、識別における誤りは多いところでも5%以下となった。また、検出器全体のエネルギー分
解能は 22.1%＠511 keV（Figure 3 (b)）
、同時計数時間分解能は 19.4 ns であった。
(a)Figure 2 (b) shows the coincidence circuit used for

obtained with a single-sided PS detector. Each peak
represents the response of one crystal element. If the inflection
point of the distribution curve was used as the threshold forcrystal identification, the error in crystal identification was lessthan 5% at most. In addition, the energy resolution of the entire
detector was 22.1% at 511 keV (Figure 3 (b)), and thecoincidence time resolution was 19.4 ns.
(b)

0.18

B

22.1 %@511 keV
0.5

C

A

0.79
D

Figure 3 A position histogram (a) and energy histogram (b) experimentally obrained for the developed detector.
Simulation assuming in-vivo measurement during surgery

体内利用を想定したシミュレーション

先行研究より、２半減期前に 4.5 MBq/kg の FDG Previous studies have shown that when 4.5 MBq/kg of FDG isを投与した場合、術中における転移リンパ節の放射 administered 2-half-lives before surgery, the radioactivity
threshold in metastatic LNs during surgery is 1.24 kBq [2]. That
能の閾値は 1.24 kBq であることが示されている[2]。
is, the performance requirement of the forceps-type mini-PET
つまり、鉗子型ミニ PET に要求される性能は、生体
is to be able to accurately measure 1.24 kBq of radioactivity in内のバックグラウンド放射能（4.5 MBq/kg の２半減 metastatic LNs under the in-vivo background radioactivity経過状態）の影響下で転移リンパ節の放射能 1.24 (which is the condition 2-half-lives after 4.5 MBq/kg FDG
kBq を正確に計測できることである。
administration).
In order to model a realistic radioactivity distribution in vivo, we

生体内における現実的な放射能分布をモデル化するために、臨床データに基づいて臓器・組織それぞれ
における FDG 集積量（放射能）を決定し、GEANT4が提供する ICRP110 レファレンスファントムに分布させた[3]。ICRP ファントムは、成⼈男性（身⻑ 176
cm・体重 73 kg）の CT データから臓器や組織の解

determined the amount of FDG accumulation (radioactivity) ineach organ and tissue based on clinical data and distributed
the determined amounts to the ICRP110 reference phantom
provided by GEANT4 [3]. The ICRP phantom was preparedfrom a set of CT data of an adult male (height 176 cm, weight
73 kg) without compromising the anatomical properties of87次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research剖学的性質を損なわぬように作成されている。主要 organs and tissues, particularly their organ weights. Taking
な臓器を例に挙げると、設定した放射能は脳、心臓、 major organs as an example, the radioactivity for the brain,
肝臓はそれぞれ 11.3 MBq、1.6 MBq、5.5 MBq であ heart, and liver were 11.3 MBq, 1.6 MBq, and 5.5 MBq,
respectively. Totally, 69 MBq of radioactivity was distributed
る。全身で計 69 MBq の放射能を分布させた。
throughout the body.

Figure ４に示すように、転移リンパ節を挟み込んだ検出器部をモデル化し、ICRP ファントムの頸部に配置した。シンチレータは半割砲弾形状の BGO 結晶であり、全体は 0.2〜0.5 mm 厚のステンレス鋼のフレームで覆われている。転移リンパ節は直径は 8 mmの水球であり、放射能 1.24 kBq を含んでいる。

As shown in Figure 4, the detector part pinching the metastatic
LN was modeled and placed on the cervical region of the ICRP
phantom. The scintillator was a half-bullet-shaped BGO
crystal, and the entire body was covered with a stainless steel
frame with a thickness of 0.2 to 0.5 mm. The metastatic LN
was a water spheric phantom with a diameter of 8 mm andcontained 1.24 kBq of radioactivity.

Esophagus
Scintillator
15 mm

5 mm
8 mm
0.2 mm
0.5 mmHeart

Metastatic
LN

Lung

Frame

Figure 4 Visualization of Geant4 simulation setup.

As a result of a 30-second measurement simulation, the count

30 秒間計測のシミュレーション結果、真同時計数
14 cps に対し、偶発同時計数は 2 cps（偶発同時計
数 12.9%）程度となった。このとき、真同時計数における計測誤差は 6%未満となった。

rate of true coincidences was 14 cps, while the count rate of
random coincidences was about 2 cps (12.9% of the random
fraction). At this time, the measurement error in the number oftrue coincidences was less than 6%.

まとめ

Conclusion

生体内条件をシミュレートし、術中の生体内計測 The simulation assuming the in-vivo condition suggested thatにおいても十分な計測精度が得られることが示唆さ sufficient measurement accuracy could be obtained even in
れた。また、PS 検出器を試作・評価し、十分な結晶 intraoperative in-vivo measurements. We also prototyped a PS
識別性能を得た。今後は、試作した PS 検出器を用い detector and obtained sufficient crystal identification
performance. In the future, we plan to conduct demonstrationsて、計数率補正法の実証実験を実施する予定である。
of the count rate correction method with the prototype detector.

Acknowledgements
Collaborators

Sodai Takyu, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya (QST)
Shigeki Ito (Mirai-imaging Co. Ltd.)

References[1]

S Yoshimura, et al., “One-by-One Comparison of Lymph Nodes Between 18F-FDG Uptake and Pathological Diagnosis
in Esophageal Cancer,” Clinical Nuclear Medicine. 45;741-746, 2020.

[2]

M Takahashi, et al., “A design of forceps-type coincidence radiation detector for intraoperative LN diagnosis: clinical impact
estimated from LNs data of 20 esophageal cancer patients,” Ann Nucl Med 36; 285-292, 2022.
M Large, et al., “Modelling ICRP110 Adult Reference Voxel Phantoms for dosimetric applications: Development of a newGeant4 Advanced Example,” Journal of Physics: Conference Series, 1662, 2020.

[3]

88

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

アドオン PET 用 1H/23Na 一体型 RF コイル
Sodium/proton RF coils integrated into Add-on PET
エムディ シャハダト ホサイン アクラム 主任研究員
Md Shahadat Hossain Akram, Senior Researcher
はじめにIntroduction

我々の提案するアドオン PET[1]は、PET 検出器と Our original concept of add-on PET, a totally integrated PET
RF コイルが一体になった装置であり、現在販売され detector with an MRI coil [1], is a low-cost solution toている全身用 PET/MRI 装置[2]と比較して低コスト commercial whole-body PET/MRI systems [2]. It can also
で導入可能である。加えて検出器が関心領域に近い provide high-sensitivity and high-resolution PET images as thedetectors are close to the imaging region (the region ofため高感度・高解像度の PET 画像を得ることが可能
interest, ROI). We previously designed the add-on PET forである。我々はこれまでに 3T の臨床 MRI 装置用のhuman brain imaging with a 3T clinical MRI system. The
頭部専用アドオン PET 装置の開発を行ってきた。
prototype is shown in Figure 1 and it combined a singleFigure 1 に開発した試作装置を示す。図のようにシchannel birdcage RF coil with RF shielded PET detectors. The
ングルチャネルのバードケージコイルと RF シール purpose of this study is to develop a new add-on PETドを施した PET 検出器で構成されている。本研究で integrating proton (1H) and sodium (23Na) RF coils into one coil.
は 1H 用と 23Na 用のコイルを組み合わせた新たなア Sodium is second only to protons in our body in having the
ドオン PET の開発を行う。23Na は体内で 1H に次い most sensitive biologically relevant MR signal [3-4]. PET can
で生物学的に感度の高い MR 信号を発生させる images the metabolic functions of different diseases. On the[3,4]。PET が病気の代謝機能の画像化を行う一方で、 other hand, 23Na parameters have relationships to both energy
23
Na はエネルギー消費と構造プロセスの両方に関係 consumption and structural processes. Sodium represents cellするため細胞の生存率・代謝を表す。Figure 2 (a)に viability and metabolism. Sodium and potassium ions (Na+ and
示すようにナトリウムイオン(Na+)とカリウムイオ K+) must maintain a concentration difference to continue
ン(K+)は正常な細胞機能を維持するために濃度の差 normal cellular functions (Figure 2 (a)).
を保っている。

Figure 1 (a) Our previous development of the add-on for simultaneous brain PET/MRI in a 3T clinical MRI system.
A single-channel birdcage RF coil is integrated with RF shielded PET detector modules.

89

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

K+

Na+

Extracellular compartment
Sodium concentration highNa+ = 140 mM
K+ = 5 mM

Na+

Na+

Na+

Na+

Na+
Na+

Na

K+

K+

1H microstrip
RF coil+K+
Na+

Clinical MRI
RF shielded
PET detector

ATP

K+

1H MRI built-in
RF coil

ROI

ADP + PiK+

K+

Na+/K+-ATPase

23Na loop RF coilK+

Intracellular compartment
Sodium concentration low
Na+ = 15 mM
K+ = 140 mM

MRI patient bed

Cell membrane

Schematic of Na+/K+ pump in a cell
(b)

(a)

Figure 2 (a) Schematic illustrating sodium and potassium ion transportations between the intracellular
and the extracellular compartments of a biological cell [2]. (b) Conceptual diagram of the add-on PET
that integrates a multichannel microstrip RF coil for proton (1H) imaging and a loop RF coil for sodium (23Na) imaging.

例えば磁骨関節炎等の疾病領域では Na+濃度が変化し、それは 23Na-MRI 画像から検出可能である。また変性疾患とがんのような相補的な 2 種類の代謝画像を用いることで病気の早期発見が可能となる。そこで本報告では、3T MRI 用の 1H/23Na RF コイルを組み合わせたアドオン PET 装置試作について述べる。Figure 2 (b)にコンセプトを示す。本装置は RF
シールドを施した PET 検出器と一体化された 1H
MRI 用マイクロストリップコイルと、PET リングの内側に挿入された 23Na MRI 用ループコイルから成
る。

For

a

diseasedarea(e.g.,

a

body

area

exhibiting

osteoarthritis), Na+ ion concentration is changed, and thechange can be detected by the 23Na-MR imaging method. The
complementary double metabolic imaging can enable early
detection of the diseases, such as degenerative diseases andcancers. In this report, we describe a prototype add-on PET
that integrates both 1H and 23Na RF coils into one coil for a 3T
MRI system. A conceptual diagram is shown in Figure 2 (b), in
which microstrip RF coils are integrated with the RF shielded
PET detector modules for 1H MR imaging [5] and loop coils are
implemented inside the PET ring for 23Na MR imaging.

方法

Methods and Materials

本研究では 23Na MR イメージングのためのシング
ルチャネルのループ RF コイルの開発を行った。加
えて 1H MR イメージングのために PET 検出器の RF
シールドボックスと一体となっている 4 チャネルのマイクロストリップコイルの開発も行った。Figure 3(a)に 3T 臨床用 MRI（MAGNETOM Prisma, シーメ
ンスヘルスケア）に設置した試作装置を示す。23Na 用
コイルの直径は 140 mm、1H 用マイクロストリップ
コイルの直径は 160 mm である。PET リングの直径は約 180 mm になる設計である。基礎研究のため部分的な PET とマイクロストリップコイルのリングを試作したが、本試作機の PET 用シールドボックス内には検出器は入っていない。PET 検出器を用いたマIn this study, a single channel loop RF coil was developed forthe purpose of 23Na MR imaging. A four channel microstrip RF
coil [5] was designed for the purpose of 1H MR imaging that
integrates RF shield boxes for PET detector modules. Figure 3(a) illustrates the multimodal system with a 3T clinical MRI
system(MAGNETOM

Prisma,Siemens

Healthineers,

Erlangen, Germany). The diameter of the 23Na coil was 140
mm and the diameter of the 1H microstrip RF was 160 mm. The
PET ring diameter was considered as approximately180 mm.
For the feasibility study, we developed a partial PET ring and a
microstrip RF coil. We did not include any PET detectors in thisdevelopment. However, a study on the PET detectors with amicrostrip RF coil can be found elsewhere [6].

90

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

イクロストリップコイルの研究については文献[6]に書かれている。

As an initial study, we performed gradient-echo MR imaging forboth the 1H and 23Na coils with a cylindrical 115 mm diameter
phantom (per 1000 g distilled water: 3.75 g NiSO4 × H2O + 5 g

最初のテストとして、我々は 1H と 23Na のコイルを用いて直径 115 mm の円筒ファントム(蒸留水 100
g 当たり 3.75 g NiSO4 × H2O + 5 g NaCl)の画像を
グラディエントエコー法で取得した。

NaCl).

4-channel microstrip 1H
RF coil for PET

3T MRI

23Na loop coil

The combined 4-channel 1H microtrip coil for PET and 1channel 23Na coil(a)23Na MR image

1H MR image(b)
Figure 3 (a) Combined PET-1H-23Na RF coil module with a 3T clinical MRI system.
(c) Gradient-echo MRI images for both 1H and 23Na RF coils.

Results

結果

The central slice MR images for the gradient-echo sequence

Figure 3 (b)に 1H と 23Na のコイルでグラディエン

for both the 1H and 23Na RF coils are given in Figure 3 (b).

トエコーを用いて取得した MR 画像の中央スライス
を示す。

まとめ

Conclusion

原理実証として、我々は PET 検出器と一体の 1H
マイクロストリップ型 RF コイルと 23Na 用 RF コイ
ルを組み合わせた装置を試作した。その結果、試作装置により MR 画像を得ることが出来た。今後は PET
検出器を挿入したフルリング RF コイルを試作し、詳細な研究を進めていく予定である。

As a proof of concept, we have developed a multimodal
imaging system combining the PET detector RF shield with themicrostrip 1H RF coil and 23Na RF coil. MR images were gotten
for this combined system. A detailed study with PET detectors
and with full-ring RF coils will be conducted in the near future.

91

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

Acknowledgements
Collaborators

Sodai Takyu, Fumihiko Nishikido, Takayuki Obata, Taiga Yamaya (QST)

GrantsQST Strategic President’s Grant, 2022.

References
[1]
[2]
[3]
[4]
[5]
[6]

Nishikido F, Obata T, Suga M, et al. Axial scalable add-on PET/MRI prototype based on four-layer DOI detectors integrated
with a RF coil. Nucl Instr Meth Phy Res A. (2022) 1040:55–61.
Spick C et al. 18F-FDG PET/CT and PET/MRI perform equally well in cancer: evidence from studies on more than 2,300
patients. J Nucl Med (2016) 57:1–11.
Madelin G, Lee JS, Regatte RR, Jerschow A. Sodium MRI: methods and applications. Prog Nucl Magn Reson Spectrosc.
(2014) 79:14-47.
Worthoff WA et al. “Multinuclear MR Imaging and Spectroscopy,” in Quantitative MRI of the Brain, M. Cercignani, N. Dowell,and P. Tofts Eds., 2nd ed. Ch. 13, Boca Raton: CRC Press, 2018.
Akram MSH et al. Microstrip transmission line RF coil for PET/MRI insert. Magn Reson Med Sci. (2019) 19:147-153.
Akram MSH, Fukunaga M, Nishikido F, et al. Feasibility study of a microstrip transmission line RF coil integrated with a PET
detector module in a 7T human MRI system. Magn Reson Med Sci. (2023). (In press)

92

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

イメージング物理研究グループ研究業績 2023（2023 年 1 月 - 2023 年 12 月）
Achievements of Imaging Physics Group in 2023 (Jan. 2023 – Dec. 2023)
1. 研究成果 Research achievements
1.1 原著論文 Peer-reviewed articles (20)[1]Yuta Miyoshi, Fumiyuki Soma, Yong-Gen Yin, Nobuo Suzui, Yusaku Noda, Kazuyuki Enomoto, Yuto Nagao, Mitsutaka
Yamaguchi, Naoki Kawachi, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, Noriyuki Kuya, Shota Teramoto, Yusaku Uga,
"Rice immediately adapts the dynamics of photosynthates translocation to roots in response to changes in soil water
environment," Front. Plant Sci., 13, 1024144, 2023.
[2]
Kwan Ngok Yu, Hiroshi Watabe, Milena Zivkovic, Dragana Krstic, Dragoslav Nikezic, Kyeong Min Kim, Taiga Yamaya,
Naoki Kawachi, Hiroki Tanaka, A.K.F. Haque, Mehrdad Shahmohammadi Beni, "DynamicMC: an open-source GUI
program coupled with MCNP for modeling relative dynamic movement of radioactive source and ORNL phantom in a 3dimensional radiation field," Health Physics, 124, 4, pp. 301-309, 2023.
[3]
Miho Kiyokawa, Han Gyu Kang, Taiga Yamaya, "Tracking the same fast-LGSO crystals by changing surface treatments forbetter coincidence timing resolution in PET," Biomed. Phys. Eng. Express, 9, 025005, 2023.
[4]
Eiji Yoshida, Fujino Obata, Taiga Yamaya, "Simultaneous time-skew and time-walk correction for TOF-PET detector,"
Nuclear Inst. and Methods in Physics Research, A, 1049, 168114, 2023.
[5]
Eiji Yoshida, Han Gyu Kang, Fujino Obata, Taiga Yamaya, “Optimized crystal surface treatment for crosshair light-sharing
TOF-DOI PET detector,” IEEE Transactions on Radiation and Plasma Medical Sciences, VOL. 7, NO. 5, pp. 459-464. 2023.
[6]
Fumio Hashimoto, Yuya Onishi, Kibo Ote, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, "Fully 3D implementation of the end-to-end
deep image prior-based PET image reconstruction using block iterative algorithm," Phys. Med. Biol., 68, 155009, 2023.
[7]
Hideaki Tashima, Takumi Nishina, Sodai Takyu, Fumihiko Nishikido, Mikio Suga, Taiga Yamaya, "Optimum selection for
multi‑interaction events in Compton‑PET hybrid reconstruction: a Monte Carlo study," Radiological Physics and Technology,
16, pp. 254-261, 2023.
[8]
Sodai Takyu, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Kei Kamada, Akira Yoshikawa, Taiga Yamaya, "The correlation
between scatter detector performance and spatial resolution in a ring-shaped Compton imaging system," IEEE Transactions
on Radiation and Plasma Medical Sciences, VOL. 7, NO. 6, pp. 570- 579, 2023. (Features in this issue)[9]
Akram Mohammadi, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Toshiaki Sakai, Taiga Yamaya, "Development of a four-layer
DOI PET detector using long crystals segmented by subsurface laser engraving," Nuclear Instruments and Methods inPhysics Research A, Vol. 1056, 168600, 2023.
[10] Silvia Liprandi, Sodai Takyu, Mohammad Safari, Tim Binder, George Dedes, Kei Kamada, Maria Kawula, Akram
Mohammadi, Fumihiko Nishikido, Ingrid I. Valencia-Lozano, Rita Viegas, Taiga Yamaya, Katia Parodi, Peter G. Thirolf,"Compton camera arrangement with a monolithic LaBr3(Ce) scintillator and pixelated GAGG detector for medical imaging,"
IEEE Transactions on Radiation and Plasma Medical Sciences, VOL. 7, NO. 7, pp. 764-774, 2023. (Features in this issue)[11] Chie Toramatsu, Akram Mohammadi, Hidekatsu Wakizaka, Nobuhiro Nitta, Yoko Ikoma, Chie Seki, Iwao Kanno, Taiga
Yamaya, “Tumour status prediction by means of carbon-ion beam irradiation: comparison of washout rates between in-beam
PET and DCE-MRI in rats,” Phys. Med. Biol. 68 195005, 2023.
[12] Eiji Yoshida, Fujino Obata, Taiga Yamaya, "Calibration method of crosshair light sharing PET detector with TOF and DOI
capabilities," Biomed. Phys. Eng. Express, 9, 055031, 2023.
[13] Yuma Iwao, Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, "Pre‑acquired CT‑based attenuation
correction with automated headrest removal for a brain‑dedicated PET system," Radiological Physics and Technology, 16,4, pp. 552-559, 2023.
[14] Md Shahadat Hossain Akram, Craig S. Levin, Fumihiko Nishikido, Sodai Takyu, Takayuki Obata, Taiga Yamaya, "Study on
the radiofrequency transparency of partial-ring oval-shaped prototype PET inserts in a 3 T clinical MRI system,"Radiological Physics and Technology, online first, 2023. (https://doi.org/10.1007/s12194-023-00747-w)[15] Sodai Takyu, Hayato Ikeda, Hidekatsu Wakizaka, Fumihiko Nishikido, Ken-ichiro Matsumoto, Hideaki Tashima, Hisashi
Suzuki, Yoshihito Funaki, Hiroshi Watabe, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, "Positron annihilation lifetime measurementwith TOF-PET detectors: feasibility of Iodine-124 use," Applied Physics Express 16, 116001, 2023.
[16] Munetaka Nitta, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Yoshiyuki Hirano, Taiga Yamaya, "Discrimination of inter‑crystal
scattering events by signal processing for the X'tal cube PET detector," Radiological Physics and Technology, Vol. 16, pp.
516–531, 2023.
[17] Hiroshi Watabe, Tatsuhiko Sato, Kwan Ngok Yu, Milena Zivkovic, Dragana Krstic, Dragoslav Nikezic, Kyeong Min Kim,
Taiga Yamaya, Naoki Kawachi, Hiroki Tanaka, A K F Haque, M Rafiqul Islam, Mehrdad Shahmohammadi Beni,"Development of DynamicMC for PHITS Monte Carlo package," Radiation Protection Dosimetry, pp. 1–13, 2023.
[18] Eiji Yoshida, Fujino Obata, Taiga Yamaya, "Timing estimation of the exponentiated energy-weighted average for crosshair
light sharing TOF-DOI PET detector," Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A, 1059, 168949, 2024.
[19] Md Shahadat Hossain Akram, Fumihiko Nishikido, Craig S. Levin, Sodai Takyu, Takayuki Obata, Taiga Yamaya, "MRI
compatibility study of a prototype radiofrequency penetrable oval PET insert at 3T," Japanese Journal of Radiology, online
first, 2023. (https://doi.org/10.1007/s11604-023-01514-y)[20] Kei Wagatsuma, Kenta Miwa, Go Akamatsu, Tensho Yamao, Yuto Kamitaka, Minoru Sakurai, Naotoshi Fujita, Kohei
Hanaoka, Hiroshi Matsuda, Kenji Ishii, "Towards standardization of tau PET imaging corresponding to various tau PET
tracer: multi-center phantom study," Annals of Nuclear Medicine, Vol. 37, pp. 494-503, 2023.

93次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

1.2 査読付プロシーティング Peer-reviewed proceedings (0)1.3 査読なしプロシーティング Proceedings (3)
[1]

[2]
[3]

石川大洋, 岩男悠真, 赤松剛, 田久創大, 田島英朗, 岡本尚之, 山谷泰賀, 羽石秀昭, “手持ちプローブ型術中ガイ
ド PET「Scratch-PET」のための画像化システムの開発,”信学技報, MI2022-104(2023-03), pp. 131-135, 2023. (医用画像研究会(MI), oral, 2023/3/7)
橋本二三生, 大西佑弥, 大手希望, 田島英朗, 山谷泰賀, “Deep image prior を利用した罰則付き 3 次元 PET 画像再構成,”信学技報, MI2022-118(2023-03), pp. 181-183, 2023. (医用画像研究会(MI), oral, 2023/3/7)
山谷泰賀, “アカデミア発、世界初の半球型頭部 PET の実用化 - AI ブームの今、なぜ装置開発か?,”信学技報
MI2022-114(2023-03), pp. 171-174, 2023. (医用画像研究会(MI), 特別講演, oral, 2023/3/7)

1.4 学会発表 Conference presentations (81)・国際会議（口頭発表）International conference (oral presentations) (27)[1]
Taiga Yamaya, Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Chie Toramatsu, Miwako
Takahashi, "Bench-to-clinical development of Vrain: the world’s first brain-dedicated PET with a hemispherical geometry,"Mini-Micro-Nano Dosimetry and Innovative Technologies in Radiation Oncology (MMND & ITRO) Conference, 2023.
(oral, Noosa)[2]
Chie Toramatsu, Akram Mohammadi, Hidekazu Wakizaka, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Chie Seki,
Iwao Kanno, Yoshiyuki Hirano, Taiga Yamaya, "The washout effect in small animals: in-beam open-PET measurement using
15O and 11C ion beams," Mini-Micro-Nano Dosimetry and Innovative Technologies in Radiation Oncology (MMND &ITRO) Conference, 2023. (oral, Noosa)[3]
Go Akamatsu, Miwako Takahashi, Yuma Iwao, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, “Imaging performance of abrain-dedicated hemispherical PET over whole-body cylindrical scanners,” 医学物理, 第 43 巻, Sup.1 (第 125 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 156, 2023. (JSRT-JSMP Joint International Conference on Radiological Physics andTechnology (ICRPT), TPI-036, oral, 2023/4/14, PACIFICO Yokohama) Received the ICRPT Certificate of Merit Award[4]
Miho Kiyokawa, Han Gyu Kang, Taiga Yamaya, “Tracking the same fast-LGSO crystals by changing surface treatments forfaster timing resolution in PET,” 医学物理, 第 43 巻, Sup.1 (第 125 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 156,
2023. (JSRT-JSMP Joint International Conference on Radiological Physics and Technology (ICRPT), TPI-037, oral,
2023/4/14, PACIFICO Yokohama)[5]
Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Fumihiko Nishikido, Mikio Suga, Go Akamatsu, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya,“Potential of 909 keV Compton imaging outperforming PET in 89Zr measurement with Si/LGSO WGI: a simulation study,”
医学物理, 第 43 巻, Sup.1 (第 125 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 111, 2023. (JSRT-JSMP Joint International
Conference on Radiological Physics and Technology (ICRPT), TPI-039, oral , 2023/4/15, PACIFICO Yokohama)[6]
Chie Toramatsu, Chie Seki, Iwao Kanno, Yoko Ikoma, Taiga Yamaya, “Comparison of kinetics of the produced positron
emitters after carbon beam irradiation and that of the MRI contrast agents in rat tumor,” 医学物理, 第 43 巻, Sup.1 (第125 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 112, 2023. (JSRT-JSMP Joint International Conference on Radiological
Physics and Technology (ICRPT), TPI-040, oral, 2023/4/15, PACIFICO Yokohama)[7]
Sodai Takyu, Ken-ichiro Matsumoto, Fumihiko Nishikido, Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Miwako Takahashi, Taiga
Yamaya, “Positronium lifetime measurement in stable radical aqueous solutions for dose estimation in radiotherapy,” 医学
物理, 第 43 巻, Sup.1 (第 125 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 113, 2023. (JSRT-JSMP Joint International
Conference on Radiological Physics and Technology (ICRPT), TPI-041, oral, 2023/4/15, PACIFICO Yokohama)[8]
Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Mitsutaka Yamaguchi, Naoki Kawachi, Makoto Sakai, Shunsuke Kurosawa,
Kenji Shimazoe, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, “Performance evaluation standards for medical Compton imaging
systems,” 医学物理, 第 43 巻, Sup.1 (第 125 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 126, 2023. (JSRT-JSMP Joint
International Conference on Radiological Physics and Technology (ICRPT), TPI-068, oral, 2023/4/15, PACIFICO
Yokohama) Received the ICRPT Outstanding Presentation Award[9]
Mitsutaka Yamaguchi, Yuto Nagao, Makoto Sakai, Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, Naoki Kawachi,“Application of a standard performance evaluation method for a cost-effective Compton camera using high-sensitive
inorganic scintillators,” 医学物理, 第 43 巻, Sup.1 (第 125 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 127, 2023. (JSRTJSMP Joint International Conference on Radiological Physics and Technology (ICRPT), TPI-069, oral, 2023/4/15,
PACIFICO Yokohama) Received the ICRPT Certificate of Merit Award[10] Ryotaro Ohashi, Sodai Takyu, Ito Shigeki, Yuma Iwao, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, “Simulation study of a deeplearning based position-sensitive forceps-type coincidence detector,” 医学物理, 第 43 巻, Sup.1 (第 125 回日本医学物
理 学 会 学 術 大 会 報 文 集 ), p. 169, 2023. (JSRT-JSMP Joint International Conference on Radiological Physics andTechnology (ICRPT), TPI-071, oral , 2023/4/15, PACIFICO Yokohama)[11] Fumio Hashimoto, Kibo Ote, Yuya Onishi, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, “End-to-end unsupervised CNN-based PET
image reconstruction with relative difference penalty,” 医学物理, 第 43 巻, Sup.1 (第 125 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 138, 2023. (JSRT-JSMP Joint International Conference on Radiological Physics and Technology (ICRPT),
TPI-108, oral, 2023/4/16, PACIFICO Yokohama)[12] F. Evangelista, M. Nitta, G. Lovatti, Z. Huang, M. Pinto, J. Bortfeldt, T. Yamaya, M. Sitarz, P. Thirolf, K. Parodi, "Imaging

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[24]
[25]
[26]
[27]

of proton beams with a novel spherical in-beam PET scanner for range monitoring in small animal irradiation research,"
61st Annual PTCOG Conference, O 012, 2023. (oral, Madrid, 2023/6/13)
Go Akamatsu, Sodai Takyu, Hideaki Tashima, Hidekatsu Wakizaka, Mitsutaka Yamaguchi, Naoki Kawachi, Makoto Sakai,
Shunsuke Kurosawa, Kenji Shimazoe, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, "I-131 3D
Compton imaging with a small whole gamma imaging prototype," SNMMI2023 Annual Meeting, P1242, 2023. (oral,
2023/6/26, Chicago)
C. Toramatsu, A. Mohammadi, N. Nitta, C. Seki, Y. Ikoma, I. Kanno, T. Yamaya, “In situ tumour response PET imaging
without radiopharmaceuticals in particle therapy: a feasibility study in rats,” Eur J Nucl Med Mol Imaging, 50, Suppl 1, S38,
2023. (EANM2023, oral, OP-079, 2023/9/10) (Highlighted)
K. Thielemans, A. L. Kesner, E. Asma, J. Cabello, M. J. Cook, M. Hansen, J. Jones, N. A. Karakatsanis, E. K. Leung, P.
Markiewicz. Prevrhal, A. Rahmim, B. Saboury, J. Stairs, S. Stute, H. Tashima, G. Wells, "An academic/industrial PET raw
data standardization initiative," Eur J Nucl Med Mol Imaging, 50, Suppl 1, S11, 2023. (EANM2023, oral, OP-025,
2023/9/10)
T. Yabe, M. Nitta, M. Yamaguchi, J. Bortfeldt, M. Pinto, H. G. Kang, T. Yamaya, K. Parodi, N. Kawachi, "Secondary electron
bremsstrahlung imaging towards in vivo range verification for small animal proton irradiation," DGMP 54. Jahrestagung
der Deutschen Gesellschaft für Medizinische Physik, AS01.02, 2023. (oral)
G. Akamatsu, Y. Iwao, H. Tashima, Y. Nagai, C. Seki, H. Mizuma, T. Okauchi, H. Wakizaka, T. Minamimoto, M. Higuchi,
T. Yamaya, "VRAIN-M: Monkey brain PET developed based on clinical PET with hemispherical geometry," IEEE NSSMIC RTSD, M-01-03, 2023. (oral, 2023/11/8, Vancouver)
H. G. Kang, H. Takuwa, H. Tashima, H. Wakizaka, M. Higuchi, T. Yamaya, "A 0.5 mm resolution mouse brain PET for
simultaneous two-photon excitation fluoroscopy," IEEE NSS MIC RTSD, M-01-05, 2023. (oral, 2023/11/8, Vancouver)F. Nishikido, S. Takeda, H. Tashima, T. Takahashi, T. Yamaya, "Double-sided silicon-strip detector for a scatterer in whole
gamma imaging," IEEE NSS MIC RTSD, M-04-04, 2023. (oral, 2023/11/8, Vancouver)
H. G. Kang, M. Kiyokawa, T. Yamaya, "GATE optical simulation of U-shaped DOI detectors for optimal crystal surface
roughness," IEEE NSS MIC RTSD, M-12-04, 2023. (oral, 2023/11/10, Vancouver)T. Ishikawa, Y. Iwao, G. Akamatsu, S. Takyu, H. Tashima, T. Okamoto, T. Yamaya, H. Haneishi, "Imaging simulation of“Scratch-PET”: an intraoperative PET with a hand-held detector," IEEE NSS MIC RTSD, M-12-06, 2023. (oral, 2023/11/10,
Vancouver)
M. Nitta, G. Lovatti, F. Evangelista, J. Bortfeldt, M. Pinto, Z. Huang, M. K. Sitarz, P. R. Poulsen, H. G. Kang, F. Englbrecht,
T. Rösch, J. Gebhard, A. Zoglauer, C. Gianoli, G. Dedes, T. Yamaya, P. Thirolf, K. Parodi, "First proton beam imaging witha high resolution in-beam small animal PET system in the SIRMIO irradiation platform," IEEE NSS MIC RTSD, M-15-01,
2023. (oral, 2023/11/10, Vancouver)
H. Tashima, C. Toramatsu, A. Mohammadi, Y. Iwao, N. Inadama, H. G. Kang, G. Akamatsu, M. Tajiri, H. Mizuno, M. Koto,
T. Yamaya, "Bench-to-clinical transfer of OpenPET: first in-beam test in a HIMAC treatment room," IEEE NSS MIC RTSD,
M-15-02, 2023. (oral, 2023/11/10, Vancouver)
A. Mohammadi, H. Tashima, S. Takyu, Y. Iwao, C. Toramatsu, F. Nishikido, K. Parodi, T. Yamaya, "Dose estimation fromin-beam PET imaging of 11C and 15O beams," IEEE NSS MIC RTSD, M-15-04, 2023. (oral, 2023/11/10, Vancouver)
K. Narita, G. Akamatsu, H. Tashima, Y. Iwao, E. Yoshida, M. Takahashi, T. Yamaya, "One-millimeter resolution
hemispherical brain PET: a simulation study," IEEE NSS MIC RTSD, M-20-02, 2023. (oral, 2023/11/11, Vancouver)T. Kikuchi, S. Takyu, M. Suga, H. Tashima, F. Nishikido, T. Yamaya, "PET-Compton hybrid imaging simulation of a small
animal whole-gamma-imaging system," IEEE NSS MIC RTSD, M-20-05, 2023. (oral, 2023/11/11, Vancouver)
Taiga Yamaya, Hideaki Tashima, Chie Toramatsu, Akram Mohammadi, Yuma Iwao, Go Akamatsu, Han Gyu Kang, Minoru
Tajiri, Hideyuki Mizuno, Masashi Koto, “OpenPET: a novel PET prototype for range verification ready for clinical test in
HIMAC,” PTCOG-AO&ISTPT2023, OP-14, 2023. (2023/11/25, Taipei, oral)

・国際会議（ポスター発表） International conference (poster presentations) (23)[1]
Taiga Yamaya, Miwako Takahashi, Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Eiji Yoshida, “Bench-to-clinical R&D of
the world’s first hemispherical brain-dedicated PET system,” The 19th Conference of Peace through Mind/Brain Science,
2023/2/21. (Hamamatsu, poster)[2]
Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya,“Recently commercialized novel animal PET systems invented by QST,” The 19th Conference of Peace through Mind/Brain
Science, 2023/2/21. (Hamamatsu, poster)[3]
Han Gyu Kang, Hideaki Tashima, Hidekatsu Wakizaka, Fumihiko Nishikido, Makoto Higuchi, Miwako Takahashi, Taiga
Yamaya, “0.5 mm resolution positron emission tomography for rodent brain imaging,” The 19th Conference of Peace
through Mind/Brain Science, 2023/2/21. (Hamamatsu, poster)[4]
Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Go Akamatsu, Miwako Takahashi, Akram Mohammadi, Fumihiko Nishikido, Han Gyu Kang,
Wakizaka Hidekatsu, Yuma Iwao, Taiga Yamaya, “Whole gamma imaging utilizing all detectable gamma rays,” The 19th
Conference of Peace through Mind/Brain Science, 2023/2/21. (Hamamatsu, poster)[5]
C. Toramatsu, A. Mohammadi, N. Nitta, H. Wakizaka, Y. Ikoma, C. Seki, I. Kanno, T. Yamaya, “Possibility of tumor
diagnosis by beam irradiation: Comparison of biological washout rates in rats between in-beam PET and DEC-MRI,” 61st
Annual PTCOG Conference, P 002, 2023. (poster, Madrid, 2023/6/14)[6]Miwako Takahashi, Yuma Iwao, Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, "Free-movement brain FDGPET: clearer small nuclei identification with longer scan time," SNMMI2023 Annual Meeting, 2023. (poster, 2023/6/25,

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Chicago)Miwako Takahashi, Shigeki Ito, Yasuhiro Okumura, Kosuke Nakane, Koichi Yagi, Yasuyuki Seto, Taiga Yamaya, "Forcepstype mini-PET for intra-operative LN diagnosis: Ex-vivo study with a prototype," SNMMI2023 Annual Meeting, 2023.
(poster, 2023/6/27, Chicago)
T. Yamaya, E. Yoshida, G. Akamatsu, K. Narita, H. Tashima, Y. Iwao, M. Takahashi, “Designing a 1-mm resolution braindedicated PET system with a hemispherical detector arrangement,” Eur J Nucl Med Mol Imaging, 50, Suppl 1, S688, 2023.
(EANM2023, e-poster, EP-0651)
H. G. Kang, E. Yoshia, T. Yamaya, "Sub-150 ps CTR obtained with Hamamatsu S14-Series SiPMs for a 20-mm long fastLGSO crystal," IEEE NSS MIC RTSD, M-03-028, 2023. (poster, 2023/11/8, Vancouver)
M. Yamaguchi, Y. Nagao, M. Sakai, G. Akamatsu, H. Tashima, T. Yamaya, N. Kawachi, "Application of a performance
evaluation standard for a GAGG-scintillator Compton camera," IEEE NSS MIC RTSD, M-03-376, 2023. (poster, 2023/11/8,
Vancouver)
R. Ohashi, S. Takyu, S. Ito, M. Takahashi, T. Yamaya, "Adding position-sensitive functionality to a forceps-type mini-PET
prototype," IEEE NSS MIC RTSD, M-10-008, 2023. (poster, 2023/11/9, Vancouver)
R. Ohashi, S. Takyu, S. Ito, M. Takahashi, T. Yamaya, "Estimated random rate for an intraoperative use of the forceps-typecoincidence detector," IEEE NSS MIC RTSD, M-10-071, 2023. (poster, 2023/11/9, Vancouver)
G. Akamatsu, S. Takyu, H. Tashima, H. Wakizaka, M. Yamaguchi, N. Kawachi, M. Sakai, S. Kurosawa, K. Shimazoe, F.
Nishikido, E. Yoshida, M. Takahashi, T. Yamaya, "Iodine-131 whole gamma imaging outperforms clinical SPECT," IEEE
NSS MIC RTSD, M-10-143, 2023. (poster, 2023/11/9, Vancouver)
C. Toramatsu, A. Mohammadi, H. Wakizaka, H. Sudo, N. Nitta, C. Seki, Y. Ikoma, I. Kanno, T. Yamaya, "Washout in inbeam PET as a biomarker of tumor vascular condition: a feasibility study in rats," IEEE NSS MIC RTSD, M-10-377, 2023.
(poster, 2023/11/9, Vancouver)
G. Akamatsu, E. Yoshida, S. Ito, H. Tashima, H. G. Kang, S. Takyu, F. Nishikido, F. Obata, M. Kiyokawa, H. Wakizaka, K.J.
Kim, K. Kamada, A. Yoshikawa, M. Takahashi, T. Yamaya, "Development of the 4th whole gamma imaging prototype for
89Zr mouse imaging demonstration," IEEE NSS MIC RTSD, M-10-431, 2023. (poster, 2023/11/9, Vancouver)
S. Takyu, F. Nishikido, H. Tashima, G. Akamatsu, K. Matsumoto, M. Takahashi, T. Yamaya, "Resolving 10 mmHg and 40
mmHg pO2 samples by positronium lifetime in clinical PET," IEEE NSS MIC RTSD, M-17-420, 2023. (poster, 2023/11/10,
Vancouver)
M. Kiyokawa, H. G. Kang, T. Yamaya, "Tapered Monolithic U-shaped fast-LGSO detector for enhanced TOF/DOI
resolution," IEEE NSS MIC RTSD, M-17-057, 2023. (poster, 2023/11/10, Vancouver)
F. Hashimoto, Y. Onishi, K. Ote, H. Tashima, T. Yamaya, "Accelerated deep image prior-based PET image reconstruction
using two-step optimization," IEEE NSS MIC RTSD, M-17-192, 2023. (poster, 2023/11/10, Vancouver)Y. Iwao, G. Akamatsu, H. Tashima, M. Takahashi, T. Yamaya, "Data-driven adaptive frame division motion correction forbrain PET," IEEE NSS MIC RTSD, M-17-219, 2023. (poster, 2023/11/10, Vancouver)
A. Mohammadi, H. Tashima, S. Takyu, Y. Iwao, G. Akamatsu, H. G. Kang, C. Toramatsu, F. Nishikido, K. Parodi, T. Yamaya,"In-beam whole gamma imaging of a 10C ion beam: a phantom study," IEEE NSS MIC RTSD, M-17-378, 2023. (poster,2023/11/10, Vancouver)
S. Takyu, H. Ikeda, H. Wakizaka, K. Matsumoto, F. Nishikido, H. Tashima, M. Takahashi, H. Watabe, T. Yamaya, "Iodine124 enables positronium lifetime measurement with TOF-PET detectors," IEEE NSS MIC RTSD, M-17-411, 2023. (poster,2023/11/10, Vancouver)
H. Tashima, S. Takyu, F. Nishikido, M. Takahashi, T. Yamaya, "Modeling positronium lifetime distribution in Geant4 Monte
Carlo simulation," IEEE NSS MIC RTSD, M-17-417, 2023. (poster, 2023/11/10, Vancouver)
K. Thielemans, A. Kesner, E. Asma, J. Cabello, M. Cook, M. Hansen, J. Jones, N. A. Karakatsanis, E. K.S. Leung, P.
Markiewicz, S. Prevrhal, A. Rahmim, B. Saboury, J. Stairs, S. Stute, H. Tashima, G. Wells, “Towards a standard for PET
raw data,” IEEE NSS MIC RTSD, M-03-238, 2023. (poster, 2023/11/8, Vancouver)

・国内会議 Domestic conference (31)[1]

石川大洋, 岩男悠真, 赤松剛, 田久創大, 田島英朗, 岡本尚之, 山谷泰賀, 羽石秀昭, “手持ちプローブ型術中ガイ
ド PET「Scratch-PET」のための画像化システムの開発,”信学技報, MI2022-104(2023-03), pp. 131-135, 2023. (医用画像研究会(MI), oral, 2023/3/7)[2]

橋本二三生, 大西佑弥, 大手希望, 田島英朗, 山谷泰賀, “Deep image prior を利用した罰則付き 3 次元 PET 画像再構成,”信学技報, MI2022-118(2023-03), pp. 181-183, 2023. (医用画像研究会(MI), oral, 2023/3/7)
Han Gyu Kang, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Makoto Higuchi, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, "Ultrahighresolution small animal positron emission tomography for mouse brain imaging," 2023 年第 70 回応用物理学会春季学術講演会講演予稿集, 02-007, 2023. (15p-D311-6, oral, 上智大学四谷キャンパス, 2023/3/15)

[3]

[4]

田久創大, 池田隼人, 脇坂秀克, 松本謙一郎, 錦戸文彦, 田島英朗, 高橋美和子, 渡部浩司, 山谷泰賀, "量子 PET
研究：124I による陽電子寿命測定," 2023 年第 70 回応用物理学会春季学術講演会講演予稿集, 02-008, 2023. (15pD311-7, oral, 上智大学四谷キャンパス, 2023/3/15)[5]清川実穂, Han Gyu Kang, 山谷泰賀, "TOF-PET 用 Fast-LGSO シンチレータの表面状態の最適化," 2023 年第 70 回
応用物理学会春季学術講演会講演予稿集, 02-009, 2023. (15p-D311-8, oral, 上智大学四谷キャンパス, 2023/3/15)[6]

大橋遼太郎, 田久創大, 伊藤繁記, 高橋美和子, 山谷泰賀, "鉗子型ミニ PET 検出器の定量性改善に向けたシミュ96

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

レーション," 2023 年第 70 回応用物理学会春季学術講演会講演予稿集, 02-010, 2023. (15p-D311-9, oral, 上智大学
四谷キャンパス, 2023/3/15)[7]

菊地智也, 田久創大, 菅幹生, 田島英朗, 錦戸文彦, 山谷泰賀, "シミュレーションによる Whole Gamma Imaging 4号機の性能予測," 2023 年第 70 回応用物理学会春季学術講演会講演予稿集, 02-136, 2023. (18a-D411-5, oral, 上智大学四谷キャンパス, 2023/3/18)[8]中島彩乃，川村和也，伊藤繁記，高橋美和子，山谷泰賀，”鉗子型ミニ PET における放射線検出感度補正システ
ムの開発”，Proceedings of the 2023 JSME Conference on Robotics and Mechatronics, 2P2-C9(1)-(2), 2023.（日本機械学会ロボティクスメカトロニクス講演会 2023（ROBOMECH2023），Poster，2023/6/28-7/1，名古屋国際会議場）[9]

林大翔，川村和也，伊藤繁記，高橋美和子，山谷泰賀，”鉗子型ミニ PET の開発に向けた平行開閉動作可能な鉗
子先端機構の開発”，Proceedings of the 2023 JSME Conference on Robotics and Mechatronics, 2P2-C10(1)-(2), 2023.
（日本機械学会ロボティクスメカトロニクス講演会 2023（ROBOMECH2023），Poster，2023/6/28-7/1，名古屋国
際会議場）

[10]

田島英朗, 田久創大, 錦戸文彦, 高橋美和子, 山谷泰賀, “ポジトロニウム寿命を組み込んだ量子 PET シミュレータの開発,” JSMI Report, p. 84, 2023. (第 17 回日本分子イメージング学会 総会・学術集会, P-21, poster, 2023/6/8,
東北大学)

[11]

赤松剛, 岩男悠真, 田島英朗, 永井裕司, 関千江, 水間広, 岡内隆, 脇坂秀克, 南本敬史, 山谷泰賀, “サル用半球型頭部 PET システムの性能評価,” JSMI Report, p. 85, 2023. (第 17 回日本分子イメージング学会 総会・学術集会,
P-22, poster, 2023/6/9, 東北大学)[12]

成田胡桃, 赤松剛, 田島英朗. 岩男悠真, 山谷泰賀, “世界最高 1mm 分解能を持つ半球型頭部 PET 装置のシミュ
レーション設計,” 第 60 回アイソトープ・放射線研究発表会要旨集, 2B02-04-02, 2023. (第 60 回アイソトープ・
放射線研究発表会, oral, 2023/7/6, 日本科学未来館)[13]

田久創大, 錦戸文彦, 田島英朗, 赤松剛, 松本謙一郎, 高橋美和子, 山谷泰賀, “ポジトロニウム寿命による酸素
分圧センシング：臨床用 PET 装置を用いた実証,” 第 60 回アイソトープ・放射線研究発表会要旨集, 2B05-06-02,
2023. (第 60 回アイソトープ・放射線研究発表会, oral, 2023/7/6, 日本科学未来館)[14]

田島英朗, 田久創大, 錦戸文彦, 高橋美和子, 山谷泰賀, “量子 PET のモンテカルロシミュレーション：ポジトロ
ニウム寿命のモデル化,” JAMIT Annual Meeting 2023 第 42 回日本医用画像工学会大会抄録集, pp. 187-188, 2023.
(JAMIT Annual Meeting 2023 第 42 回日本医用画像工学会大会, oral, OP10-3, 2023/7/28)[15]

田島英朗, 寅松千枝, Mohammadi Akram, 岩男悠真, 赤松剛, 稲玉直子, Han Gyu Kang, 田尻稔, 水野秀之, 小藤昌
志, 山谷泰賀, “重粒子線がん治療における初の臨床適用に向けた OpenPET 装置開発,” JAMIT Annual Meeting2023 第 42 回日本医用画像工学会大会抄録集, pp. 191-192, 2023. (JAMIT Annual Meeting 2023 第 42 回日本医用画
像工学会大会, oral, OP10-5, 2023/7/28)[16]

菊地智也, 田久創大, 菅幹生, 田島英朗, 錦戸文彦, 山谷泰賀, “Whole Gamma Imaging 4 号試作機の PET・コンプ
トンカメラハイブリッドイメージングシミュレーション,” JAMIT Annual Meeting 2023 第 42 回日本医用画像工学会大会抄録集, pp. 193-194, 2023. (JAMIT Annual Meeting 2023 第 42 回日本医用画像工学会大会, oral, OP10-6,2023/7/28)
Chie Toramatsu, Hideaki Tashima, Akram Hamato, Yuma Iwao, Go Akamatsu, Han Gyu Kang, Minoru Tajiri, Hideyuki
Mizuno, Masahi Koto, Taiga Yamaya, "Commissioning of the OpenPET prototype installed in HIMAC Room E for a clinicaltest," 医学物理, 第 43 巻, Sup. 3, p. 77, 2023. (寅松千枝, 田島英朗, Akram Mohammadi, 岩男悠真, 赤松剛, Han Gyu
Kang, 田尻稔, 水野秀之, 小藤昌志, 山谷泰賀, "重粒子線治療の臨床応用に向けた OpenPET 開発機のコミッショニング," 第 126 回日本医学物理学会学術大会, O-022, 2023/9/16, oral, 広島) [第 126 回日本医学物理学会学術大会大会長賞特別賞受賞]

[17]

[18]

[19]

田久創大, 澁谷憲悟, 松本謙一郎, 錦戸文彦, 田島英朗, 高橋美和子, 山谷泰賀, "量子 PET：ポジトロニウムイメ
ージングの実証実験," 第 84 回応用物理学会秋季学術講演会講演予稿集, 02-091, 2023. (第 84 回応用物理学会秋季学術講演会, 21p-A602-1, oral, 2023/9/21) (第 29 回放射線奨励賞受賞記念講演)
Han Gyu Kang, Hiroyuki Takuwa, Hideaki Tashima, Hidekatsu Wakizaka, Makoto Higuchi, Taiga Yamaya, "A 0.5 mm
resolution mouse brain PET for simultaneous two-photon excitation imaging," " 第 84 回応用物理学会秋季学術講演会
講演予稿集, 02-103, 2023. (第 84 回応用物理学会秋季学術講演会,21p-A602-11, oral, 2023/9/21)[20]

成田胡桃，赤松剛，田島英朗，岩男悠真，吉田英治，高橋美和子，山谷泰賀, "1mm 分解能を目標とする半球型
頭部 PET 装置のシミュレーション研究," JAMIT 若手医用画像工学シンポジウム: SAMIT2023, OP1-6, 2023.
(2023/9/30, 筑波大学, SAMIT フロンティア賞受賞)[21]

石川大洋，岩男悠真，赤松剛，田久創大，田島英朗，岡本尚之，山谷泰賀, 羽石秀昭, "手持ちプローブ型術中ガ
イド PET「Scratch-PET」のコンセプト実証," JAMIT 若手医用画像工学シンポジウム: SAMIT2023, OP2-7, 2023.
(2023/9/30, 筑波大学, SAMIT 優秀賞受賞)[22]

赤松真奈, 赤松剛, 前田貴雅, 田島英朗, 山谷泰賀, 谷本克之, "逐次近似型 PET 画像再構成における空間分解能の定義についての考察," 第 43 回日本核医学技術学会総会学術大会, [1-TO02-01], 2023. (oral, グランフロント大阪, 2023/11/16)[23]

成田胡桃, 赤松剛, 田島英朗, 岩男悠真, 吉田英治, 高橋美和子, 山谷泰賀, "1mm 分解能を目標とする半球型頭部 PET 装置のシミュレーション設計," 第 63 回日本核医学会学術総会, [2-MO29-02], 2023. (oral, グランフロント97

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

大阪, 2023/11/17)[24]

田久創大, 錦戸文彦, 田島英朗, 赤松剛, 松本謙一郎, 高橋美和子, 山谷泰賀, "ポジトロニウム寿命による低酸
素腫瘍識別の可能性の検証：臨床 PET 装置を用いた物理実験," 第 63 回日本核医学会学術総会, [2-MO29-03],
2023. (oral, グランフロント大阪, 2023/11/17)[25]

高橋美和子, 伊藤繁記, 奥村康弘, 中根康介, 八木浩一, 瀬戸泰之, 山谷泰賀, "鉗子型ミニ PET による FDG 投与
後切除リンパ節計測による転移診断," 第 63 回日本核医学会学術総会, [2-MO29-06], 2023. (oral, グランフロント
大阪, 2023/11/17)[26]

伊藤繁記, 高橋美和子, 赤松剛, Han Gyu Kang, 田久創大, 錦戸文彦, 川村和也, 瀬戸康之, 山谷泰賀, "鉗子型ミ
ニ PET 試作機の NEMA NU3:2004 による性能評価," 第 63 回日本核医学会学術総会, [2-MO29-07], 2023. (oral, グランフロント大阪, 2023/11/17)[27]

高橋美和子, 岩男悠真, 赤松剛, 田島英朗, 吉田英治, 山谷泰賀, "非接触型体動補正法を用いた長時間撮像による脳 FDG-PET 画像," 第 63 回日本核医学会学術総会, [3-MO38-06], 2023. (oral, グランフロント大阪, 2023/11/18)[28]

赤松剛, 岩男悠真, 田島英朗, 永井裕司, 関千江, 水間広, 岡内隆, 脇坂秀克, 南本敬史, 樋口真人, 山谷泰賀, "サル用半球型頭部 PET 装置 VRAIN-M の性能特性," 第 63 回日本核医学会学術総会, [3-MO42-04], 2023. (oral, グランフロント大阪, 2023/11/18)[29]

中島彩乃，川村和也，伊藤繁記，高橋美和子，山谷泰賀，”鉗子型ミニ PET における放射線検出感度の位置依存性評価”，日本コンピュータ外科学会誌，vol. 25，no. 3，p. 87，2023.（第 32 回日本コンピュータ外科学会（JSCAS2023），oral，2023/12/1-12/3，かごしま県民交流センター）[30]

林大翔，中島彩乃，川村和也，伊藤繁記，高橋美和子，山谷泰賀，”鉗子型ミニ PET に適した操作ハンドルの形
状検討”，日本コンピュータ外科学会誌，vol. 25，no. 3，p. 89，2023.（第 32 回日本コンピュータ外科学会（JSCAS2023），oral，2023/12/1-12/3，かごしま県民交流センター）[31]

若月優, 米内俊祐, 平山亮一, 南本敬史, 佐原成彦, 山谷泰賀, 林基弘, 堀澤士朗, 村田和俊, 石川仁, "量子メスマイクロサージェリ-開発の現状と将来," 第 3 回日本量子医科学会学術大会, 2023. (oral, 理研和光, 2023/12/9)

1.5 研究会 Workshop presentations (21)[1]

山谷泰賀, "次世代 PET 研究 2016-2022," 次世代 PET 研究会 2023, 2023/1/21 (QST 千葉+オンライン).

[2]

田島英朗, "第 3 の核医学イメージング法：コンプトンカメラ," 次世代 PET 研究会 2023, 2023/1/21 (QST 千葉+オンライン).

[3]

高橋美和子, "鉗子型ミニ PET 開発：外科治療はどう変わるか," 次世代 PET 研究会 2023, 2023/1/21 (QST 千葉+
オンライン).

[4]

高橋美和子, 山谷泰賀, “日本発・世界初のヘルメット型 PET 装置について,” ラジエーション知識を普及させ安全利活用を推進する議員連盟（ラジエーション議連）, 2023/6/19 (衆議院第一議員会館).
Hideaki Tashima, Chie Toramatsu, Akram Mohammadi, Yuma Iwao, Go Akamatsu, Naoko Inadama, Han Gyu Kang, Minoru
Tajiri, Hideyuki Mizuno, Masashi Koto, Taiga Yamaya," Clinical installation of OpenPET," LMU-QST collaboration
meeting, 2023/6/19. (LMU, hybrid)
Akram Mohammadi, Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Yuma Iwao, Go Akamatsu, Han Gyu Kang, Chie Toramatsu, Fumihiko
Nishikido, Taiga Yamaya, "Dose reconstruction and in-beam WGI," Clinical installation of OpenPET," LMU-QST
collaboration meeting, 2023/6/19. (LMU, hybrid)
Han Gyu Kang, Hideaki Tashima, Hidekatsu Wakizaka, Fumihiko Nishikido, Makoto Higuchi, Miwako Takahashi, Taiga
Yamaya, "Submillimeter-resolution PET for mouse brain imaging," Clinical installation of OpenPET," LMU-QST
collaboration meeting, 2023/6/19. (LMU, hybrid)
山谷泰賀, "プロジェクト全体説明," 未来 PET 創造研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム, 2023/7/12.
(oral, 東北大学)

[5]

[6]

[7]

[8]
[9]

高橋美和子, "医学研究に WGI を活かす," 未来 PET 創造研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム,
2023/7/12. (oral, 東北大学)[10]

赤松剛, 吉田英治, 伊藤繁記, 田島英朗, 田久創大, 菊池智也, 菅幹生, Han Gyu Kang, Mohammadi Akram, 錦戸文彦, 脇坂秀克, 小畠藤乃, 黒澤俊介, Kyoung Jin Kim, 鎌田圭, 吉川彰, 高橋美和子, 山谷泰賀, "WGI 研究開発の進捗報告," 未来 PET 創造研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム, 2023/7/12. (oral, 東北大学)[11]

Han Gyu Kang, "0.5 mm 分解能小動物 PET," 未来 PET 創造研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム,
2023/7/12. (poster, 東北大学)[12]

中島彩乃, 川村和也, 伊藤繁記, 高橋美和子, 山谷泰賀, "鉗子型ミニ PET の開発-検出感度補正法に関する検討-," 未来 PET 創造研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム, 2023/7/12. (poster, 東北大学)[13]

石川大洋, 岩男悠真, 赤松剛, 田久創大, 田島英朗, 岡本尚之, 山谷泰賀, 羽石秀昭, "手持ちプローブ型術中ガイ
ド PET「Scratch-PET」のための画像化システムの開発," 未来 PET 創造研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シ
ンポジウム, 2023/7/12. (poster, 東北大学)[14]

赤松剛, 田島英朗, 田久創大, 山口充孝, 河地有木, 酒井真理, 黒澤俊介, 島添健次, 古川純,本村信治, 錦戸文彦,
吉田英治, 高橋美和子, 山谷泰賀, "医用コンプトンカメラ・WGI の性能評価技術開発," 未来 PET 創造研究ユニ

98

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Researchット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム, 2023/7/12. (poster, 東北大学)[15]

田久創大, 錦戸文彦, 田島英朗, 赤松剛, 松本謙一郎, 高橋美和子, 山谷泰賀, "WGI の応用：低酸素がんイメージ
ングを目指したポジトロニウム寿命測定," 未来 PET 創造研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム,
2023/7/12. (poster, 東北大学)[16]

成田胡桃, 赤松剛, 田島英朗, 岩男悠真, 山谷泰賀, "世界最高 1mm 分解能を持つ半球型頭部用 PET 装置のシミュレーション設計," 未来 PET 創造研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム, 2023/7/12. (poster, 東北
大学)

[17]

橋本二三生, 大西佑弥, 大手希望, ,田島英朗, 山谷泰賀, "順投影モデルを組み込んだ教師なし深層学習 PET 画像
再構成," 未来 PET 創造研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム, 2023/7/12. (poster, 東北大学)[18]

清川実穂, Han Gyu Kang, 山谷泰賀, "TOF-PET 用 Fast-LGSO シンチレータの表面状態の最適化," 未来 PET 創造
研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム, 2023/7/12. (poster, 東北大学)[19]

大橋遼太郎, 田久創大, 伊藤繁記, 高橋美和子, 山谷泰賀, "鉗子型ミニ PET の挑戦:感度分布と視野外放射能の影
響," 未来 PET 創造研究ユニット第 2 回 Bench-to-Clinical シンポジウム, 2023/7/12. (poster, 東北大学)[20]

田島英朗, 田久創大, 山谷泰賀, "新しい核医学イメージング手法「量子 PET」の研究開発," コニカミノルタ科学
技術振興財団画像科学奨励賞 30 周年記念発表会, 2023. (poster, 東京たま未来メッセ, 2023/11/22)[21]

石川大洋, 岩男悠真, 赤松剛, 田久創大, 田島英朗, 岡本尚之, 山谷泰賀, 羽石秀昭, "手持ちプローブ型術中ガイ
ド PET「Scratch-PET」の試作機開発," 第 13 回 核医学画像解析研究会, 2023. (orai, 2023/12/9, QST, 日本核医学会核医学理工分科会第 7 回研究奨励賞受賞)

1.6 特許 Patents (6)・出願 Application (5)[1]吉田英治, 山谷泰賀, “信号処理装置、信号処理方法、信号処理プログラム、および陽電子放出断層撮影装置," 特願 2023-014284, 2023/2/1 出願 (Q20275JP)[2]

吉田英治, 山谷泰賀, “信号処理装置、信号処理方法、信号処理プログラム、及び、陽電子放出断 層撮影装置,”
特願 2023-35999, 2023/3/8 出願 (Q20315JP)[3]

岩男悠真, 田島英朗, 高橋美和子, 山谷泰賀, "画像構成装置、画像構成方法、画像構成プログラム、および記憶媒体," 特願 2023-108744, 2023/6/30 出願. (Q20318)[4]

吉田英治, 山谷泰賀, “信号処理装置、信号処理方法、陽電子放出断層撮影装置、及び設定方法," 特願 2023-137967,
2023/8/28 出願 (Q20325JP)[5]

吉田英治, 山谷泰賀, "放射線検出装置、及び、陽電子放出断層撮影装置," 特願 2023-185831, 2023/10/30 出願.
(Q20340JP)

・登録 Registered (1)[1]

吉田英治, 山谷泰賀, “放射線位置検出器,” 特許第 7384454, 2023/11/13 登録. (Q20130JP)

99

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

2. 成果普及などへの取り組み Outreach actions
2.1 研究会などの開催 Hosted workshops (1)[1]

山谷泰賀, 「次世代 PET 研究会 2023」を主催, 2023/1/21 (QST 千葉＋オンライン) (参加者数計 185 名)

2.2 セミナー開催 Hosted seminars (0)2.3 報告書出版 Annual report publishing (1)[1]

山谷泰賀 編, “次世代 PET 研究報告書 2022,” QST-R-25, 2023/1/21.
https://www.nirs.qst.go.jp/usr/medical-imaging/ja/study/pdf/QST_R_25.pdf

2.4 総説 Review articles (11)
[1]
[2]
[3]
[4]
[5]
[6]
[7]

高橋美和子, 黒澤俊介, 山谷泰賀, "新たな核医学イメージング装置への挑戦," Isotope News, 2023 年 2 月号, No.
785, pp. 2-5, 2023.
赤松剛, 田島英朗, 吉田英治, 岩男悠真, 田久創大, 脇坂秀克, 高橋美和子, 山谷泰賀, "世界初の半球型頭部 PET
装置 VRAIN," 日本放射線技術学会雑誌, 79 巻, 2 号, p. 200-205, 2023.
高橋美和子, 山谷泰賀, "核医学を必要としている患者さんに届けるために," 放射線, Vol. 48, No. 1, pp. 2-6, 2023.
Han Gyu Kang, Hideaki Tashima, Hidekatsu Wakizaka, Fumihiko Nihshikido, Makoto Higuchi, Miwako Takahashi, Taiga
Yamaya, "Ultrahigh resolution small animal positron emission tomography," JSMI Report, Vol. 16, No. 2, pp. 6-9, 2023.
山谷泰賀, “物理工学は核医学にどう貢献できるのか？,” 映像情報 Medical 明日への提言 放射線医学のかたち,
2023. https://eizojoho.co.jp/suggestion/17852
Mariko Ishibashi, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, Yoichi Imai, "Current and Future PET Imaging for Multiple Myeloma,"
Life, 13(8), 1701, 2023.
山谷泰賀, 赤松剛, 田島英朗, 岩男悠真, 吉田英治, 高橋美和子, "世界初の半球型頭部 PET 装置「VRAIN」の開発," MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY, Vol. 41, No. 1, pp. 15-20, 2023.

[8]

赤松剛, 田島英朗, 吉田英治, 岩男悠真, 脇坂秀克, 高橋美和子, 山谷泰賀, "頭部専用 PET 装置 VRAIN の性能特性と使用経験," 月刊映像情報 Medical, 55, 11, pp. 36-41, 2023.

[9]

田島英朗, “核医学装置の進化形か- SPECT-PET 同時イメージング装置の開発を推進,”ガスレビュー増刊ガスメ
ディキーナ, Vol.28, pp. 40-41, 2023.

[10]

高橋美和子, "リレー講座 専門医試験から学ぶ核医学の基礎と最近の話題 脳神経核医学,” 臨床核医学, Vol. 56,
No.3, pp. 40-46, 2023.
Go Akamatsu, Yuji Tsutsui, Hiromitsu Daisaki, Katsuhiko Mitsumoto, Shingo Baba, Masayuki Sasaki, "A review of
harmonization strategies for quantitative PET," Annals of Nuclear Medicine, Vol. 37, pp. 71-88, 2023.

[11]

2.5 講義・講演 Lectures (33)・シンポジウム等における招待講演 Invited talks at symposium (27)
[1]
[2]
[3]
[4]

[5]
[6]
[7]
[8]
[9]
[10]

山谷泰賀, “PET・コンプトンカメラへの応用,” 2022 年度医療放射線技術研究会―医療現場の放射線計測のためのシンチレータ開発と応用研究―, 2023. (東京都立大学荒川キャンパス, 2023/1/7)
山谷泰賀, “アカデミア発、世界初の半球型頭部 PET の実用化 - AI ブームの今、なぜ装置開発か?,”信学技報
MI2022-114(2023-03), pp. 171-174, 2023. (医用画像研究会(MI), 特別講演, oral, 2023/3/7)
Taiga Yamaya, "Positron Emission Tomography and other new modality developed / under-development in QST," Workshop
on Double Photon Emission Computed Tomography and beyond, 2023. (invited, oral, 2023/3/24, U. Tokyo)
山谷泰賀, “ヘルメット型 PET 装置の開発と展望 -ラボ開発成果を臨床へ-,” 第 79 回日本放射線技術学会総会学術大会 プログラム・予稿集, p. 142、2023. (第 79 回日本放射線技術学会総会学術大会, 実行委員会企画 8「放射線診療における『新たなる風』を感じる」, invited, oral, 2023/4/15, パシフィコ横浜)
Yuma Iwao, “Marker-less and calibration-less motion correction method for brain PET,” 医学物理, 第 43 巻, Sup.1, p. 15、2023. (JSRT-JSMP 合同土井賞受賞講演, TPA-2, 2023/4/15, パシフィコ横浜)
橋本二三生, "最近の Deep learning PET 画像再構成のトレンドから紐解く、画像再構成研究の進め方," 第 62 回
日本生体医工学会大会, [OS3-6-2-4], 2023. (invited, 名古屋国際会議場, 2023/5/20)
田島英朗, "新時代の核医学イメージングを拓く画像再構成研究," JSMI Report, p. 41, 2023. (第 17 回日本分子イメージング学会 総会・学術集会, S-03, 招待講演, oral, 2023/6/8, 東北大学)
Taiga Yamaya, “Technological Innovation in PET Imaging,” The 8th International Conference on Advancements in Nuclear
Instrumentation Measurement Methods and their Applications (ANIMMA), Keynote 2, 2023. (invited, oral, Lucca, Italy,
2023/6/13)
Taiga Yamaya, “Application-Specific PET Systems Expanding the Potential of Nuclear Medicine,” Hal Anger Lectureship,
SNMMI2023 Annual Meeting, 2023. (invited, oral, 2023/6/26, Chicago)
山谷泰賀, "未来の PET を自ら創る～新しい医工学研究のかたち," 第 15 回放射線医学オープンスクール,
2023/8/24. (invited, 浜松ホトニクス株式会社豊岡製作所)

100

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

[11]
[12]
[13]
[14]

[15]
[16]
[17]
[18]
[19]
[20]
[21]

[22]
[23]
[24]
[25]
[26]

[27]

高橋美和子, “頭部専用ヘルメット型 PET,” PET サマーセミナー2023 抄録集, p. 56, 2023. (PET サマーセミナー
2023 in 成田, セッション 6-3, oral, invited, 2023/8/26)
高橋美和子, "ヘルメット型頭部専用 PET の開発," 第 12 回相模原機能画像セミナー, 2023/8/28. (invited, online)
山谷泰賀, "PET 装置の最新動向と未来予想," 第 12 回 JBMP 放射線治療品質管理・医学物理講習会, 2023/9/15.
(invited, 広島県医師会館ホール)
山谷泰賀, “フォトニクスが支える PET の進化～症状が出る前に病気を見つけるには？,” 2023 年第 84 回応用物
理学会秋季学術講演会 シンポジウム「フォトニクスと放射線科学の融合分野の進展」, 23p-A304-2, 2023/9/23.
(oral, invited, 熊本)
橋本二三生, "画像再構成のその先にあるもの," SAMIT2023 ポストワークショップ, 2023. (invited, 筑波大学,
2023/10/1)
山谷泰賀, "未来の PET を自ら創る: 医工学研究の Bench-to-clinical," 中谷財団奨学生施設見学会講演, 2023/10/22.
(QST 千葉)
赤松剛, "診療放射線技師だからこそできる脳核医学イメージング研究開発," 第 51 回日本放射線技術学会秋季学術大会, 2023. (invited, 名古屋国際会議場, 2023/10/28)
山谷泰賀, "次世代 PET 装置開発：最新技術と近未来," 第 63 回日本核医学会学術総会, [SY03-01], 2023. (invited,
グランフロント大阪, 2023/11/16)
田島英朗, "コンプトンカメラから WGI へ," 第 63 回日本核医学会学術総会, [SY03-02], 2023. (invited, グランフ
ロント大阪, 2023/11/16)
高橋美和子, "新たな核医学装置が牽引する医学の展望," 第 63 回日本核医学会学術総会, [SY03-03], 2023. (invited,
グランフロント大阪, 2023/11/16)
赤松剛, "Performance evaluation of VRAIN: a brain-dedicated PET with a hemispherical detector arrangement," 第 63 回
日本核医学会学術総会, [AW-03] (日本核医学会研究奨励賞受賞講演), 2023. (invited, グランフロント大阪,
2023/11/17)
橋本二三生, "Deep learning による PET 画像再構成," 第 63 回日本核医学会学術総会, [SY04-03], 2023. (invited, グ
ランフロント大阪, 2023/11/17)
高橋美和子, "定量性の向上を目指した PET 開発とその臨床応用," 第 63 回日本核医学会学術総会, [EL09-02],
2023. (invited, グランフロント大阪, 2023/11/18)
Chie Toramatsu, “Potential of in-beam PET: theranostics in particle therapy,” PTCOG-AO&ISTPT2023, 2023. (2023/11/25,
Taipei, invited)
山谷泰賀, “陽電子でがんや認知症を早期診断する,” 2023 年度日本物理学会公開講座「量子ビームで見る、視る、診る」, 2023/11/26. (星陵会館ホール)
若月優, 米内俊祐, 平山亮一, 南本敬史, 佐原成彦, 山谷泰賀, 林基弘, 堀澤士朗, 村田和俊, 石川仁, "量子メスマイクロサージェリ - 開発の現状と将来," 第 3 回日本量子医科学会学術大会, 2023. (invited, 理化学研究所 和
光キャンパス, 2023/12/9)
Han Gyu Kang, Hideaki Tashima, Hidekatsu Wakizaka, Fumihiko Nishikido, Makoto Higuchi, Miwako Takahashi, Taiga
Yamaya, "Ultrahigh resolution PET scanner for rodent brain imaging," 2023 IEEE NPSS Seoul Chapter, 2023 년핵의학영상 및 기기 연구회 동계심포지엄, 2023/12/15. (invited, online, oral)

・講義 Educational lectures (6)
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[5]
[6]

山谷泰賀, 赤松 剛, 高橋美和子, 錦戸文彦, Han Gyu Kang, 田久創大, 吉田英治, 田島英朗, 生駒洋子, 伊藤繁記,
Akram Mohammadi, 岩男悠真, 橋本二三生, 寅松千枝, “放射線医工学,” 千葉大学大学院講義, 2023 年度前期毎週
月曜 16:10-17:40
吉田英治, “核医学物理学,” 第 19 回医学物理コース, 2023/7/13.
Taiga Yamaya, "Development of PET scanners for molecular imaging research," 東北大学 分子イメージング特論,
2023/7/21. (online)
Han Gyu Kang, "GATE, a Monte Carlo simulation platform for imaging and therapy," Short Course 7 at 2023 IEEE
NSS/MIC/RTSC, 2023/11/7.
Taiga Yamaya, "Current and future prospects of PET," 東京大学 先進原子力特別講義第三, 2023/12/12.
山谷泰賀, “Future PET instrumentation,” 九州大学大学院医学系学府 分子機能画像科学論, 2023/12/18.

2.6 著書 Book chapters (2)[1]Taiga Yamaya, Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Miwako Takahashi, "Whole Gamma Imaging Challenges and Opportunities,"
PET Clinics, Volume 19, Issue 1, pp. 83-93, 2024.
[2]
Mitra Safavi-Naeini, Andrew Chacon, Susanna Guatelli, Akram Mohammadi, Taiga Yamaya, Anatoly Rosenfeld, Marco
Durante, "Radioactive beams for ion therapy: Monte Carlo simulations and experimental verifications," Monte Carlo in
Heavy Charged Particle Therapy - New Challenges in Ion Therapy (Edited by Pablo Cirrone and Giada Petringa), pp. 110119, 2024.

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

2.7 プレス・広告物掲載 Public relations activities (9)
[1]
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[8]

[9]

“干ばつを生き抜く イネの 戦略 ～RI イメージング技術 で初めて 捉えた根の水分に対する応答～,” 量子科学
技術研究開発機構プレスリリース, 2023/1/18.
“Early Detection Technologies to Prevent Dementia,” Medical Frontiers, NHK world on 2023/3/13, 14 and 18 (2023/4/15
on NHK BS1)
https://www.youtube.com/watch?v=sMing0deLCY&t=523s
https://www3.nhk.or.jp/nhkworld/en/ondemand/video/2050140/
フジテレビニュースおよび FNN プライムオンラインにてヘルメット型 PET が日本発の認知症対策技術として取り上げられる, “イット！ウラどり 「認知症基本法」が初成立 2025 年は 5 人に 1 人が...,” FNN プライムオン
ライン, 2023/6/20.
FNN プライムオンラインにてヘルメット型 PET が日本発の認知症対策技術として取り上げられる, ““高齢者 5人に１人が認知症”時代目前 岸田首相も｢国家プロジェクト｣表明 決め手は治療薬と早期発見,” FNN プライム
オンライン, 2023/6/25.
https://www.fnn.jp/articles/-/547424“Application-Specific PET Systems Expanding the Potential of Nuclear Medicine with Taiga Yamaya, PhD,” interview
captured on SNMMI TV, 20236/27.
https://www.youtube.com/watch?v=J_v5y_OS9rs&list=PL9CZabk3nD4FNKeGVjNJnpxNR2jSB-ftF&index=5
世界初のヘルメット型 PET 装置 Vrain, Youtube QST Channel, 2023/8/17 公開.
https://www.youtube.com/watch?v=LjCFVY0AXgY“日本発次世代 PET 開発 量子科学で早期診断実現へ,” 日刊工業新聞, 29 面, 2023/8/24.
“認知症診断にも新薬効果 かぶる PET 装置、世界が注目 光さす 認知症新薬誕生(3),” 日本経済新聞 web,2023/9/20.
https://www.nikkei.com/article/DGXZQOUC0471D0U3A900C2000000/“光さす認知症新薬誕生 3 検査や診断技術に熱気,” 日本経済新聞, 2 面, 2023/9/20.

2.8 出展など Exhibition (2)[1][2]2023 国際医用画像総合展（ITEM2023）にてヘルメット型 PET「Vrain」を実機展示（アトックスブース）, 2023/4/1416. (パシフィコ横浜)
QST 千葉地区一般公開にて研究室公開, 2023/10/22.

2.9 その他報告書 Other reports (1)[1]

山谷泰賀, 吉川彰, 鎌田圭, 吉野将生, 田久創大, Han Gyu Kang, 錦戸文彦, 田島英朗, "次世代核医学コンセプト
WGI のための新規シンチレータの研究," 令和 3 年度東北大学金属材料研究所研究部共同研究報告, B56-B59,
2022.

2.10 海外ゲスト対応 Foreign guest scientists (4)[1]2023/02/28

Dr. Ismet Isnaini (National Research and Innovation Center Indonesia)[2]2023/3/23

Prof. Jae Sung Lee (Seoul National University)[3]

2023/3/27

Prof. Craig Levin (Stanford University) and Prof. Hiroyuki Takahashi (University of Tokyo)[4]2023/7/14

Prof. Hsin-Hsiung Huang (University of Central Florida)

2.11 見学対応 Lab tours for visitors (31)[1]2023/1/5

韓国梨花女子大学薬学部 4 年生 4 名[2]2023/1/16

文部科学省 行政実務研修生等 15 名

[3]2023/1/24

文部科学副大臣 井出庸生様(計 3 名)

[4]2023/1/26

第 121 回放射線看護課程[5]2023/2/6

茨城大学フロンティア応用原子科学研究センターほかご一行 14 名

[6]2023/2/13

衆議院議員 江渡聡徳様ご一行(計 5 名)

[7]2023/2/27

文部科学省 研究振興局 研究振興戦略官付 専門官 宮川智弘様(計 5 名)

[8]2023/4/14

独法評価委員会サイトビジット(計 15 名)[9]2023/4/21

ICRU 年会・シンポジウム参加者様ご見学(計 6 明)

[10]2023/4/28

衆議院議員 畦元将吾様(計 3 名)

[11]

2023/5/12

韓国国際医師協会（KIMA）様ご見学(計 13 名)[12]2023/5/24

Niels Bohr Institute 所長 Jan W. Thomsen 様(計 11 名)[13]2023/6/14

Leibniz Instittute for Resilience Resaerch 研究員およびムーンショット目標 9 サイトビジット(計 26 名)[14]2023/6/14

上海克林技術開発株式会社ご一行(計 5 名)

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次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research[15]2023/6/21

文部科学省 研究振興局 研究振興戦略官付専門官 横井奈央様(計 5 名)

[16]

2023/6/22

第 5 回放射線テロ災害医療セミナー4 名[17]2023/7/24

立教新座中学校「放射線に関する実習と施設見学」(11 名)[18]2023/8/18

情報・システム研究機構機構長 喜連川優様[19]2023/8/21

兵庫高校研修(6 名)[20]2023/8/31

文部科学省研究振興局基礎・基盤研究課量子研究推進室室長 澤田和宏様[21]2023/9/7

第 122 回放射線看護課程[22]2023/10/12

清華大学などご一行(計 15 名)[23]

2023/10/25

中国大使館参事官 秦衛東様(計 4 名)

[24]

2023/10/27

Deep Tech Canada Executive Director Ms. Janice Warkentin 様(計 4 名)

[25]

2023/11/9

第 123 回放射線看護課程[26]

2023/11/9

福島国際研究教育機構理事 江村克己様, 木村直人様[27]

2023/11/10

ICRP 委員ご一行(計 16 名)[28]

2023/11/14

東海大付属望洋高校見学(計 32 名)[29]2023/12/9

第 13 回核医学画像解析研究会見学(計 16 名)[30]

2023/12/11

内閣府科学技術・イノベーション推進事務局長 松尾泰樹様[31]2023/12/22

韓国科学技術情報通信部 第１副大臣 チョ・ソンギュン様(計 5 名)

103

次世代PET研究報告書 2023 Report on PET Imaging Physics Research

3. 外部評価（表彰） Awards (22)[1]清川実穂, 千葉大学卒研発表会優秀発表賞, 2023/2/14.

[2]
[3]

石川大洋, 千葉大学卒研発表会優秀発表賞, 2023/2/14.
Akram Mahammadi, IOP Outstanding Reviewer Awards 2022.
https://www.qst.go.jp/site/qms/news230313.html
Yuma Iwao, Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya, “Marker-less and calibration-lessmotion correction method for brain PET” (Radiol Phys Technol 15, 125–134, 2022) 2023 Doi Awards for best original
papers in Radiological Physics and Technology (Nuclear Medicine and Magnetic Resonance Imaging). (Prize 100,000
yen)
https://www.qst.go.jp/site/qms/news230327.html
Go Akamatsum ICRPT Certificate of Merit Award (TPI-036, Go Akamatsu, Miwako Takahashi, Yuma Iwao, Hideaki
Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, “Imaging Performance of a Brain-dedicated Hemispherical PET over Whole-body
Cylindrical Scanners”)
https://www.qst.go.jp/site/qms/news230609.html
Go Akamatsu, ICRPT Outstanding Presentation Award (TPI-068, Go Akamatsu, Hideaki Tashima, Sodai Takyu, Mitsutaka
Yamaguchi, Naoki Kawachi, Makoto Sakai, Shunsuke Kurosawa, Kenji Shimazoe, Miwako Takahashi, Taiga Yamaya,“Performance Evaluation Standards for Medical Compton Imaging Systems”)
https://www.qst.go.jp/site/qms/news230609.html
Taiga Yamaya, “Application-Specific PET Systems Expanding the Potential of Nuclear Medicine,” The Hal O. Anger
Lecture, Special Plenary Session of the 2023 SNMMI Annual Meeting, 202/6/26. (Cover image of this book, prize$5,000)https://www.qst.go.jp/site/qms/news230714.html
Han Gyu Kang, “世界最高分解能 PET 装置の開発,” 平野奨励賞受賞, 2023/7/1. (Prize 50,000 yen)

[4]

[5]

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[10]

[11]

[12]
[13]

[14]
[15]
[16]
[17]
[18]
[19]
[20]

[21]

[22]

田島英朗, 赤松剛, 岩男悠真, 田久創大, 錦戸文彦, 寅松千枝, Akram Mohammadi, 吉田英治, 高橋美和子, 山谷
泰賀, "半球型頭部 PET 装置、OpenPET 装置の開発と実用化," 一般社団法人日本医用画像工学会功績賞受賞,
2023/7/28.
http://www.jamit.jp/outline/history/kousekisho-list.html
https://www.qst.go.jp/site/qms/news230901.html
寅松千枝, "重粒子線治療の臨床応用に向けた OpenPET 開発機のコミッショニング," 第 126 回日本医学物理学会
学術大会 大会長賞 特別賞, 2023/9/17
https://www.qst.go.jp/site/qms/news230920.html
田久創大, "「量子 PET」の創成〜ポジトロニウムイメージングの実証," 応用物理学会放射線分科会 第 29 回放射線奨励賞, 2023/9/21.
https://www.qst.go.jp/site/qms/news231002-2.html
石川大洋， "手持ちプローブ型術中ガイド PET「Scratch-PET」のコンセプト実証," SAMIT 優秀賞受賞, 2023/9/30.
https://www.qst.go.jp/site/qms/news231025.html
成田胡桃，"1mm 分解能を目標とする半球型頭部 PET 装置のシミュレーション研究," SAMIT フロンティア賞受賞, 2023/9/30.
https://www.qst.go.jp/site/qms/news231025.html
Taiyo Ishikawa, 2023 IEEE NSS MIC RTSD Trainee Grant. (Grant 600 CAD)
Tomoya Kikuchi, 2023 IEEE NSS MIC RTSD Trainee Grant. (Grant 600 CAD)
Miho Kiyokawa, 2023 IEEE NSS MIC RTSD Trainee Grant. (Grant 600 CAD)
Kurumi Narita, 2023 IEEE NSS MIC RTSD Trainee Grant. (Grant 600 CAD)
Ryotaro Ohashi, 2023 IEEE NSS MIC RTSD Trainee Grant. (Grant 600 CAD)
Han Gyu Kang, 2023 NPSS Edward J. Hoffman Early Career Development Grant. (Grant $10,000)
https://www.qst.go.jp/site/qms/news231201.html
Han Gyu Kang, “For contributions to the development of novel imaging systems, especially ultrahigh resolution small
animal PET, hybrid laparoscope for minimally invasive surgery, modeling of advanced medical imaging systems, and
TOF-DOI detector research,” 2023 Bruce Hasegawa Young Investigator Medical Imaging Science Award, 2023/11/9.
(Prize $1,500)
https://www.qst.go.jp/site/qms/news231201.html
赤松剛, “Performance evaluation of Vrain: a brain-dedicated PET with a hemispherical detector arrangement,” 2023
年度日本核医学会研究奨励賞 最優秀賞, 2023/11/18. (Pize 200,000 yen)https://www.qst.go.jp/site/qms/news231127.html
石川大洋, 日本核医学会核医学理工分科会第 7 回研究奨励賞受賞, 2023/12/9. (石川大洋, 岩男悠真, 赤松剛, 田久
創大, 田島英朗, 岡本尚之, 山谷泰賀, 羽石秀昭, "手持ちプローブ型術中ガイド PET「Scratch-PET」の試作機開発," 第 13 回 核医学画像解析研究会, 2023) (Prize 50,000 yen)https://www.qst.go.jp/site/qms/news231218.html

104次世代 PET 研究報告書 2023
2023 Report on PET Imaging Physics Research2024 年 1 ⽉ 20 ⽇刊⾏ (Publication on Jan. 20, 2024)
編

集

⼭⾕ 泰賀 (Taiga Yamaya) jpet@qst.go.jp

発⾏

国⽴研究開発法⼈ 量⼦科学技術研究開発機構 量⼦医科学研究所
Institute for Quantum Medical Science,
National Institutes for Quantum Science and Technology

住所〒263-8555 千葉県千葉市稲⽑区⽳川４丁⽬９番１号

印

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