QST-R-4

次世代PET
研究報告書20162016 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 放射線医学総合研究所
National Institute of Radiological Sciences,
National Institutes for Quantum and Radiological Science and Technology目次Contents

イメージング物理研究チーム 研究
活動報告 2016

Imaging Physics Team: Researchaction report 2016

山谷泰賀
Taiga Yamaya

1

OpenPET 技術の未来展開：15O ビ
ーム PET 研究と DOI 検出器開発

Toward future extension of
OpenPET technologies: 15O inbeam study and DOI detector
development

アクラム モハマディ
Akram Mohammadi

14

応用特化型 PET イメージング： ヘ
ルメット PET と OpenPET ガイド手術システムの開発

Application specific PET imaging:
Development of the helmet PET
and the OpenPET-guided surgery
system田島英朗
Hideaki Tashima21

高感度化 PET のシミュレーション研
究: Helmet-Chin PET と D-PET

Simulation study of the helmet-chin
PET and D-PET for improved
sensitivity

アブデラ アハマド
Abdella M. Ahmed

28

頭部専用 PET 装置のための体動測定システムの開発

Development of the motion
measurement system for brain
PET

岩男 悠真
Yuma Iwao

34

シンチレーション検出器の医用イメ
ージング応用： アドオン PET/MRIと IVR 用リアルタイム皮膚線量計測

Medical application of scintillation
detectors: an add-on PET/MRI andreal-time dose monitor for IVR

錦戸文彦
Fumihiko Nishikido

38

PET/MRI用RF透過型PETインサートの研究

Study on RF-penetrable PET insert
for MRI systems

エムディ シャハダト ホサイン アクラム
Md Shahadat Hossain Akram

46

次 世 代 PET: Whole gamma
imaging (WGI)の開発

Development of whole gamma
imaging (WGI)

吉田英治
Eiji Yoshida52

ロング X’tal Cube の性能評価

Performance Evaluation of thelong X’tal Cube

稲玉直子
Naoko Inadama

56

X’tal cube 検出器の結晶内散乱事
象の解明

Study of inter crystal scattering
events in the X’tal cube

新田宗孝
Munetaka Nitta

61

PET 用 MPPC モジュールの時間
分解能評価

Time resolution of MPPC module
for PET

田久創大
Sodai Takyu

66

PET 高解像度化技術と細胞イメー
ジング応用

Improved PET spatial resolution
and cell imaging application

蛭海元貴Genki Hirumi

68

イメージング物理研究チーム研究業績 2016

Achievements of Imaging Physics
Team in 201674

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)イメージング物理研究チーム 研究活動報告 2016
Imaging Physics Team: Research action report 2016
山谷泰賀 チームリーダー
Taiga Yamaya, Team Leader(on behalf of the Imaging Physics Team)

1. Introduction

１．はじめにＰＥＴ（陽電子断層撮影法）は、がん診断や脳研究、分Positron emission tomography (PET) plays important roles

子イメージング研究を推進する手段として期待されている

in cancer diagnosis, neuroimaging and molecular imaging

が、空間分解能や感度、装置コスト、応用範囲の点で課

research; but potential points remain for which big

題が残されており、次世代技術の研究開発は世界的なimprovements could be made, including spatial resolution,

競争下にある。その中で、空間分解能と感度を両立する

sensitivity,

要素技術として、シンチレータ（放射線検出素子）の深さ

applications. Therefore, research on next generation PET方向の位置（depth-of-interaction, DOI）計測法が注目さ

technologies remains a hot topic worldwide. Depth-of-

れてきた。

interaction (DOI) measurement in the radiation sensor will

manufacturing

costs

and

findingnewbe a key technology to get any significant improvement in

放射線医学総合研究所（放医研）の第一期中期計画

sensitivity while maintaining high spatial resolution.

（2001 年度-2005 年度）において、イメージング物理研
究チームは、世界に先駆けて 4 段の深さ弁別が可能な

In the first midterm plan of the National Institute of

DOI 検出器の開発を世界に先駆けて開発した。本 DOI 検

Radiological Sciences (NIRS) (2001-2005), the Imaging

出器は、その後、株式会社島津製作所の乳房専用 PET

Physics Team (IPT) succeeded in developing a novel 4-の製品化に貢献している。

layered DOI detector, which is the base for Shimadzu’s newline of positron emission mammography products.

一方我々は、DOI 検出器により検出器配置の自由度が

DOI detectors have the potential to expand PET application

増すことに着眼して、まったく新しい PEＴ装置の研究開発に着手した。具体的には、放医研第二期中期計画

fields because they allow for a more flexible detector（2006 年度-2010 年度）において、世界初となる開放型

arrangement. Therefore, in the second midterm plan of

PET 装置「OpenPET」を考案した。OpenPEＴにより、たとえNIRS (2006-2010), ＩＰＴ invented the world’s first, open-ば治療中の PET イメージングが可能になると期待される。

type PET geometry “OpenPET”, which is expected in the

第二期中期計画では、半導体光センサーであるシリコン

long-term to lead to PET imaging during treatment. The

フォトマル（SiPM）の登場を受けて、DOI 検出器自体も進

DOI detector itself evolved through application of recently

化した。具体的には、PET の理論限界であるサブ mm 分

developed semiconductor photodetectors, often referred to

解能の実現を目指し、SiPM ベースの次世代 DOI 検出器

as silicon photomultipliers (SiPMs). We developed a SiPM-「X’tal cube」（クリスタルキューブ）を開発した。

based DOI detector “X’tal cube” to achieve sub-mm spatial
resolution, which is reaching the theoretical limitation of

第三期中期計画（2011 年度-2015 年度）では、第二PET imaging.

期中期計画にて確立した要素技術が大きく進展した。具
体的には、OpenPET プロジェクトについては、2012 年のドIn the third midterm plan of NIRS (2011-2015), IPT madeイツイノベーションアワード受賞などによる弾みを受け、フbig progress with these technologies. In the OpenPET

ルサイズの OpenPET 装置の試作機開発に成功した。まproject, which received the German Innovation Award in

た、OpenPET 用に開発したフレキシブルな放射線検出器

2012, IPT finally developed a full-scale OpenPET

システムを応用して、独自アイディアである頭部専用のヘ

prototype. In addition, the flexible detector system of the1

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

ルメット型 PET 装置のデモ機開発にも成功した。現在、本OpenPET prototype enabled an innovative brain scanner

装置の製品化に向けて、株式会社アトックスとの共同研

to be realized; this is the “helmet-chin PET”, which is now

究を行っている。一方で、X’tal cube で培った技術は、「アbeing commercialized in collaboration with ATOX Co., Ltd.

ドオン PET」という新アイディアの具現化を可能にした。既On the other hand, technologies developed for the X’tal

存 MRI にアドオン PET を後付することにより、PET と MRI

cube enabled a new idea of “add-on” PET, which can beの同時撮像が可能になる。

applied to any existing MR systems in theory.

そして放医研は、2016 年 4 月に、新法人「量子科学In April 2016, NIRS has reorganized as part of the new

技術研究開発機構」（量研機構）の一員として、新たなス

organization, the National Institutes for Quantum andタートを切った。OpenPET、ヘルメット型ＰＥＴ、アドオン

Radiological Science and Technology (QST). In addition to

PET の実用化に向けた研究開発をより一層力強く推進すcontinuing work for these three on-going projects

るとともに、PET とコンプトンイメージングの長所を組み合わ(OpenPET, helmet-chin PET and add-on PET), IPT has

せた新アイディア「whole gamma imager」（WGI）の研究開

started a new development project for a “whole gamma

発をスタートした。

imager” (WGI), which is a new concept to combine PET and
Compton imaging.

Figure 1

Historical overview of research projects done by the Imaging Physics Team

2

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

２．OpenPET： 治療イメージングに向けた未来の PET 装

2. OpenPET: a future PET system for therapy

置の開発

imaging

OpenPET は、ビーム体内飛程検証やターゲット腫瘍のOpenPET is our original idea to realize the world’s first

トラッキングなど、PET ガイド下の粒子線治療を可能にす

open-type 3D PET scanner for PET-image guided particle

る世界初の開放型 PET である。ＰＥＴによる粒子線ビーム

therapy such as in situ dose verification and direct tumor

飛程検証は、核破砕反応によって生じる PET 核種（陽電tracking. The principal of dose verification for particle

子放出核種） の 分布を画 像化すること によって行う 。

therapy is based on the measurement of positron emitters

OpenPET は、画像化に重要なフルリングの検出器配置でwhich are produced through fragmentation reactions

ありながら、治療ビームを通すために十分な開放空間を

caused by proton or 12C ion irradiation. Even with a full-ring

有している。小型試作機による原理実証を報告した論文

geometry, the OpenPET has an open gap through which

は、世界の医学物理分野の注目研究を紹介する

the treatment beam passes. Following the successful「medicalphyicsweb」誌の一面に掲載され、大きな注目を

development of a small prototype, an article about which

集めた（2016 年夏）。小型試作機開発の成果を受けて、

was captured on “medicalphyicsweb”, a full-scale prototype

2015 年にフルサイズの試作機を開発に成功している。

was developed in 2015.

2016 年度の研究成果のひとつは、15O ビームによる飛In 2016, IPT demonstrated the effective use of a 15O

程検証法の実証である。ビーム自体を PET 核種とするこradioactive isotope (RI) beam for range verification. It wasとでで、線量ピーク位置と PET 画像ピーク位置の差がshown that the difference between the original dose peak

1mm 以下にできることを示した。今後は、OpenPET ガイド

and the PET peak could be smaller than 1mm. Toward

下粒子線治療の実現に向けて、RI ビームだけでなく通常

realization of OpenPET-guided particle therapy, IPT willの安定核ビーム（12C ビームや 16O ビーム）も対象とした、

develop a PET-dose conversion method not only for RI

PET-dose 変換法について研究を進める予定である。

beams but also for stable (12C and 16O) beams.

また、2016 年度は、OpenPET を一般的な外科治療のIn 2016, IPT also proposed a concept for PET guided

画像ガイドに応用する方法についても、検討が進んだ。具

surgery, which is a new application of the OpenPET.

64

体的には、 Cu 標識セツキシマブ投与の腫瘍モデルマウ

Feasibility of this concept was shown by applying the small

スを OpenPET 小型試作機で画像化する実証を行った。

OpenPET prototype to 64Cu-Cetuximab injected mice.

Figure 2

OpenPET project3

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

３．超高感度頭部イメージングを可能にするヘルメット型

3. Helmet-chin PET for super-high sensitivity

PET 装置の開発

brain imaging

有効ながん対策などにより寿命が延伸した結果、認知Life extension enabled by progressive cancer therapies is症患者数の急増が社会問題化している。脳イメージング

now causing another issue of rising numbers of dementiaの潜在ニーズを受けて、頭部専用 PET 装置の研究開発

cases. To satisfy the potential demand for brain imaging,が行われてきたが、どれも検出器配置は円筒形状のまま

prototypes of brain PET scanners have been developed.

であった。PET において、有限の検出器数において放射

However, all previous works were based on a cylindrical

線検出感度を最大化するためには、できる限り検出器を

geometry, which is not the most efficient for brain imaging.

測定対象に近づけることが有効である。そこで我々は、頭Making the detector ring as small as possible is essential

部検査においては、円筒よりも半球状の検出器配置のほin PET, because sensitivity can be increased with a limited

うが高い感度を実現できると考えた。具体的には、DOI 検

number of detectors. Therefore, IPT developed the world’s

出器を並べた半球部にあご部検出器を追加した世界初

first helmet-chin PET, in which DOI detectors are arrangedのヘルメット型 PET 装置を開発し、小型で高感度・高分

to form a hemisphere, for compact, high-sensitivity, high-解能な頭部 PET 装置の普及に道筋をつけた。

resolution, and low-cost brain PET imaging.

馳浩文科大臣（当時）による視察（4 月）、量研機構理In 2016, this project received a lot of attention, including a

事長表彰受賞、NHK World 取材（7 月）など量研機構内

visit by the then Minister of MEXT, Hiroshi Hase, to see a

外から大きな注目を集めた本装置は、現在、株式会社アdemonstration, receiving an award from the QST President

トックスと共同で製品化のフェーズにある。特に、半球状Toshio Hirano and being featured on an NHK TV program.

に長方形の検出器を配置する方法について、半径の異Thanks to these encouragements, IPT has worked forなるリングを組み合わせた multi-ring 方式（現在の方式）

commercialization in collaboration with ATOX Co., Ltd. Inと、常に検出器中心軸が半球中心を向くようにした

particular, though simulation, it was shown that thespherical 方式を比較したシミュレーションの結果、後者のspherical detector arrangement obtains 14% higher

ほうが感度を 14%高めることが示された。また、将来の非

sensitivity than the previous multi-ring geometry. In

拘束モーションフリーPET の実現に向けて、カメラにより非addition, for future “motion-free” brain PET imaging, a head

接触的に頭部動きをモニターするシステムも開発した。

motion measurement system was developed.

Figure 3

Helmet PET project4

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

4. Add-on PET to upgrade existing MRI

４．市販 MRI に後付できるアドオン PET の開発
近年、従来の PET/CT 装置に代わって、PET と MRI を

One of the major innovations made in recent years is

組み合わせた装置が注目されているが、DOI 検出器の利

combined PET/MRI, but utilization of DOI detectors has not

用については十分に検討されてこなかった。ＤＯＩ検出器

been studied well. DOI measurement is essential for PET

は、高空間分解能・高感度・低コストを共に実現するためin order to exploit improved spatial resolution andの鍵となる。そこで我々は、MRI 用コイル（RF コイル）に DOI

sensitivity as well as reduced production costs. Therefore,

検出器を組み合わせた独自発想のアドオン PET を提案しwe proposed an add-on PET, which is a RF coil combinedている。

with DOI-PET detectors.

PET のフロントエンド回路は RF コイルの内側には入れな

In order to make the PET detector ring as small as possible

いという制約のもとで、PET 検出器リング径を最小化する

while placing electronic parts such as photodetectors and

ために、PET 検出器モジュールを RF コイルのスポークのfront-end circuits outside the RF coil, PET detector modules

間に配置することとした。具体的には、回路部は RF シー

were placed between spokes of the birdcage RF coil. For

ルドボックスで覆うが、RF に干渉しないシンチレータ部のeach detector module, electronic parts were covered with a

みを、シールドボックスから突き出して RF コイルの内側にshielding box with a hole in front of the photodetectors, and

配置するようにした。最終的には、数ある RF コイルのバリ

scintillators were sticking out of the shielding box to allow

エーションのひとつとして、あらゆる既存の MRI 装置に後付

their placement inside the birdcage coil. In theory, the

して、手軽に PET/MRI にアップグレードできるようにする予

proposed birdcage coil integrated with PET detectors can

定である。

be applied to any existing MRI.

2016 年度は、アドオン PET の二次試作機の開発に成In 2016, we finally developed the second prototype, which

功し、市販の臨床用 3T MRI に適用して性能試験を行っ

was applied to a 3T MRI. After evaluating interference

た。具体的には、MRI による PET への影響（空間分解能とbetween PET and MRI, no undesirable effect was seen in

エネルギ分解能）は皆無であり、1.6mm 前後の空間分解

the PET imaging in terms of energy resolution and position

能を実証した。MRI への影響については、高い静磁場均

identification. Spatial resolution of 1.6mm was confirmed

一性は保持されたものの、多少の S/N 比の低下が見られ

for PET. While a uniform static magnetic field was obtained,

た。今後は、PET 検出器モジュールの RF シールドの改良

a slight decrease in signal-to-noise ratio was observed inを進める予定である。

MR images. Further optimization is required for shielding.

Figure 4

Add-on PET (PET/MRI) project5

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

5. Whole gamma imaging (WGI) concept

５．新プロジェクト： WGI コンセプト
PET は、がん診断や分子イメージングを推進する手段

PET is recognized as a successful method to pursue

として大きな役割を果たしてきた。技術が成熟に向かう

cancer diagnosis and molecular imaging. However, in order

今、更なる高感度化を実現するためには、原理自体を変

to meet emerging demands for super high-sensitivity

えるような大きなブレークスルーが求められる。そこでimaging, we need to break through an inherent limitation in

我々は、放医研国際オープンラボや QST 理事長ファンド

the principle of PET itself. In collaboration with Prof. Katiaの支援のもと、ミュンヘン大学 Katia Parodi 教授らのグル

Parodi, with support by the NIRS International Openープと共同により、PET とコンプトンイメージングを組み合Laboratory program and the QST President Grant, IPT

わせた新コンセプト「Whole gamma imaging」（WGI）の研究

proposed a new concept of whole gamma imaging (WGI),

開発に着手した。

which is a novel combination of PET and Compton imaging.

WGI の基本概念は、検出可能なガンマ線をすべて画

WGI is a concept utilizing all detectable gamma rays for

像化に活用することである。具体的には、通常の PET 検

imaging. An additional detector ring, which is used as the

出器の内側に、コンプトン散乱の検出に特化した散乱検

scatterer, is inserted in a conventional PET ring so that

出器リングを追加する。PET 核種（純粋な陽電子放出核

single gamma rays can be detected by the Compton種）については、511keV 放射線ペアの片側のみしか検imaging method. For positron emitters, missing pairs of

出できなかったイベントも、コンプトンイメージングの方法に

annihilation photons, at least one of which is undetected,

より画像化に利用できるようになる。さらに、対象核種を、

can be used for imaging. In addition, further large sensitivity

44

Sc など陽電子崩壊（511keV 放射線ペアの放出）とほ

gain can be expected for triple gamma emitters such as

ぼ同時に単一ガンマ線（1157keV）放出する 3 ガンマ核

44Sc, that emits a pair of 511 keV photons and a 1157 keV

種を使うことにより、大幅な感度アップが期待される。具gamma ray almost at the same time. In theory, localization

体的には、511keV ペアの同時計数により特定される線

from a single decay is possible by identifying the分（LOR）と、1157keV ガンマ線のコンプトン計測により特intersection point between a coincidence line and a

定される円錐表面の交点として、核種位置が特定される

Compton cone.

ため、理屈の上では、1 回の壊変から位置が特定できる。

Using GEANT4, we simulated a WGI geometry, where a2016 年度は、GEANT4 モンテカルロシミュレーションに

scatter ring (1 x 1 x 6 mm3 GAGG segment, 20cm diameter

よる原理検証を行った。具体的には、散乱リング（1 x 1 x

and 5cm long) was inserted into a PET ring (2.9 x 2.9 x 7.5

3

6 mm GAGG 結晶, 直径 20cm・5cm 長）と PET リング

mm3 GSOZ segment, 4-layered DOI, 66cm diameter and（2.9 x 2.9 x 7.5 mm3 GSOZ 結晶, 4 層 DOI, 直径 66cm・22cm long). We simulated a 22Na point source, which is

22

22cm 長）を組み合わせた WGI をモデル化し、 Na 点線

also a triple gamma emitter (e+ and 1274 keV gamma

源（511keV 放射線ペアと 1274keV ガンマ線の放出）をrays).

画像化した。

At the 5-cm off-center position, the source position

その結果、中心から 5cm 離れた位置において、（画像

distribution projected on a line-of-response was 7.3mm

再構成処理をしない）単純逆投影でも、LOR 上の位置がFWHM without applying any image reconstruction, which

半値幅 7.3mm に限定されることが示された。

supports the feasibility of the triple-gamma WGI concept.

6

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Figure 5 Whole gamma imager (WGI) project

6. Conclusion

６．まとめ
本報告では、イメージング物理研究チームの 2016 年

This report has summarized major research activities

度成果についてまとめた。一部成果については、2017 年

of IPT. Some of the research results have been

2 月 27 日開催の次世代 PET 研究会 2017 にて詳しく報

presented in the “Jisedai PET Kenkyu-kai 2017”

告した（Figure 6）。来年度は、特に、組織統合の大きな

workshop on Feb 27, 2017 (Figure 6). In FY2017,

アドバンテージである高崎量子応用研究所との連携を加

further

progress

is

expectedbyaccelerating

collaboration with the Takasaki Advanced Radiation

速して、更なる研究開発の推進を図っていく予定である。

Research Institute in QST, which is a large benefit of
the 2016 reorganization.

Figure 6

Poster of the “Jisedai PET Kenkyu-kai 2017” workshop

7

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)2016 年度 イメージング物理究チーム まとめ
チームメンバー
チームリーダー
主幹研究員

山谷泰賀
吉田英治

主幹研究員（短時間）
主任研究員（短時間）

稲玉直子
寅松千枝（10 月採用）

研究員
技術員

錦戸文彦、田島英朗、Akram Mohammadi、田久創大（11 月採用）
脇坂秀克

技術員（短時間）
博士研究員

小畠藤乃
Abdella M. Ahmed、岩男悠真、Md Shahadat Hossain Akram

大学院課程研究員（短時間）
リサーチアシスタント

新田宗孝
蛭海元貴（11 月採用）

チーム事務担当（短時間）大野、田中

客員協力研究員（50 音順、敬称略）
猪田敬弘
株式会社アトックス

奥村勇介

実習生（受入学生）（50 音順、敬称略）
千葉大学(菅研究室 B4)

小尾高史
熊谷雅章

東京工業大学株式会社アトックス

大鷹豊
小山晃広

東京大学(高橋研究室 M1), 首都大東京大学(高橋研究室 D1)

櫻井 浩
島添健次

群馬大学
東京大学

佐藤 謙
鋪田 嚴

千葉大学(山谷研究室 B4)
富山高専(高田研究室 5)

澁谷憲悟
菅 幹生

東京大学
千葉大学

田中理紗子
野上光博

東京工業大学(小尾研究室 M1)
富山高専(高田研究室 専攻科 2)

高田英治
田沢周作

富山高等専門学校
株式会社アトックス

吉原有里
Ricardo Dos Santos Augusto

東京大学(高橋研究室 D1)
CERN/ミュンヘン大学(Parodi lab. D3)

田中常稔
長谷川智之

株式会社アトックス
北里大学

Andrew Chacon
Theresa Hofmann

ANSTO(Naeini lab.)
ミュンヘン大学(Parodi lab. M2)

羽石秀昭
山下大地

千葉大学
株式会社アトックス

Harley Rutherford

Mitra Safavi-Naeini

ANSTO

Victor I. J. Strijbis

ANSTO(Naeini lab.)
招へい外国人デルフト工科大(Schaart lab. M2)

主な研究協力先（50 音順、敬称略）
1

共同研究先
小尾高史（東工大）

テーマ（担当者）
吸収・エミッションの joint estimation に関する研究(M1 田中理紗子)

23

河合秀幸（千葉大理学研究科）
菅 幹生（千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）

4

高田英治（富山高専）

DOI 検出器の研究（D3 新田宗孝）
PET/MRI 用シールドボックスの開発・評価（M1 藤原理伯）
コンプトン-PET シミュレーション（B4 奥村勇介）
有機半導体放射線検出器の医療応用 (専攻科 2 野上光博、5 鋪田嚴)5

高橋浩之・島添健次(東大)6山谷泰賀（千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱ）

78

Craig Levin（スタンフォード大）Katia Parodi（ミュンヘン大学）

9

Anatoly Rosenfeld（ウーロンゴン大学）
Mitra Safavi-Naeini（ANSTO）
Dennis Schaart(デルフト工科大)

10

放射線耐性 ASIC の研究, Si 検出器読出回路ほか(D1 小山晃広、M1 大鷹豊)
DOI 検出器の研究／RI マイクロイメージャーの開発（M1 蛭海元貴）
コンプトン PET の研究
In-beam PET シミュレーション
国際オープンラボ・Whole Gamma Imager 開発
In-beam PET シミュレーション
In-beam PET および PET 検出器の研究

共同研究契約（50 音順、敬称略）
1

共同研究先
株式会社アトックス

2
3（企業名非公表）（分担）浜松ホトニクス株式会社開発本部

研究費授受
あり
あり
なし

テーマ
ヘルメット型 PET 装置の実用化に関する研究（課題名非公表）
次世代 PET 検出器に関する基礎的研究

8

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)イメージング物理研究チーム 2016(H28)年度 研究費
運営費交付金（原則、人件費除く） [千円]
予算名
内訳
光・量子イメージング技術を用い チーム運営費(7,282)＋
1
た疾患診断研究（BIAB1）
統合D玉配分(5,000)
光・量子イメージング技術を用い コンピュータ購入費(450)、次2 た疾患診断研究（BIAB1）追加配 世代PET研究会会場費(326)分として追加配分
放射性薬剤を用いた次世代がん
統合A玉配分(4,000)
3
治療研究（BIAC1）4 理事長ファンド創成

機構内競争的資金

国際オープンラボ（IOL）研究交流
5
放医研内競争的資金
旅費
6 科研費間接経費戻し分
間接経費戻し50%→BIAB1
7 共同研究費間接経費戻し分
間接経費戻し50%
合計

金額

備考

内人件費分

12,282

400

776

0

4,000

0

5,000

0

チーム外協力者： 辻厚至, 永津弘太郎, 小畠隆行（放医研）,
河地有木, 山口充孝, 長尾悠人（高崎研）
チーム外協力者： 辻厚至, 永津弘太郎（放医研）, Katia Parodi, Peter Thirolf,0
Georges Dedes, Guillaume Landry, Ingrid Valencia Lozano, Silvia Liprandi (LMU)

1,000
2,591
1,363
27,0120400

外部資金 [千円]
事業

課題名

直接経費
内人件費

内他機関分

チーム内メンバー（代表者下線）
山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 稲玉直子, 錦戸文彦,
Mohammadi Akram, Ahmed
2,727 Abdella Mohammednur, Md
Shahadat Hossain Akram,
岩男悠真, 脇坂秀克, 小畠
藤乃, 田久創大

間接経費

チーム外の共同研究者

1

共同研究
株式会社アトックス

ヘルメット型PET装置の実用化に関する研究27,273

1,763

0

2

科学研究費助成事業
基盤研究(A)

次世代PETコンセプト「Whole
Gamma Imaging」の実証

11,900

487

2,900

3

共同研究（分担）
企業名非公表

（非公表）

2,315

0

0

4

科学研究費助成事業
挑戦的萌芽研究

生細胞マイクロRI動態イメー
ジングへの挑戦

1,900

0

300

5

科学研究費助成事業
基盤研究(C)

1,800

0

0

540 吉田英治

―

1,500

0

0

450 錦戸文彦

―

1,200

0

0

360 田島英朗

―

887

0

0

708

0

0

6
7

8

9

コンプトンカメラ型PET装置の基礎的検討
有機フォトダイオードを用い科学研究費助成事業
たIVR用リアルタイム線量分
基盤研究(C)
布測定システムの開発
短時間で脳機能の定量測定
科学研究費助成事業（科学研究が可能な 新しいヘルメ ット費補助金）（若手研究(B)）
PET装置の基礎検討
平成28年度ダイバーシティ研究
胃がん腹膜播種に対するイ
環境実現イニシアティブ（ 連携
メージングガイド手術の有用型）放射線医学総合研究所 共同
性
研究強化支援（分担）平成28 年度二カ国間交流 事業 核医学イメージング科学技
共同研究・セミナー 韓国(NRF)と 術に関する第4回ソウル大・のセミナー
放医研ワークショップ

固体線量計を用いた頭部
科学研究費助成事業（科学研究
IVR診断参考レベルの策定
10費補助金）（基盤研究(B)）分担と術者水晶体被曝の評価
合計

50

0

0

49,533

2,250

3,200

9

―

高橋浩之（東大）, 菅幹生
山谷泰賀, 吉田英治, 錦戸（千葉大）, 小畠隆行, 辻厚
3,570 文 彦 , 田 島 英 朗 ,至, 永津弘太郎（放医研）,
Mohammadi Akram,
島添健次（東大）
藤林康久, 辻厚至, 南本敬史, 永津 弘太 郎, 鈴木 寿,
山谷泰賀, 吉田英治, 田島 大矢智幸, 深田正美, 関千
0英朗, 脇坂秀克
江, 脇厚 生, 栗原 千絵 子,
金子いづみ, 岩隈佳寿子(放医研)
金子純一, 中西貴之（北570 山谷泰賀, 錦戸文彦
大）, 樋口隆弘（ヴュルツブ
ルク大）

0 田島英朗, 山谷泰賀

吉井幸恵, 辻厚至, 東達也（放医研）, 高橋正（東邦大学）, 羽石秀昭（千葉大）

212 山谷泰賀

Jae Sung Lee（ソウル大）15 錦戸文彦

盛武敬, 岡﨑龍史（産業医科大）, 千田浩一(東北大),吉永信治(放医研), 綿貫啓一(埼玉大), 松丸祐司(冲
中記念成人病研), 松原俊二(川崎医科大)8,444

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Imaging Physics Team FY2016
Team members
Team Leader
Principal Researcher

Taiga Yamaya
Eiji YoshidaPrincipal Researcher (part time)
Senior Researcher (part time)

Naoko Inadama
Chie Toramatsu (from Oct.)

Researchers
Technical Staff

Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Akram Mohammadi, Sodai Takyu (from Nov.)
Hidekatsu Wakizaka

Technical Staff (part time)
Postdoctoral Researchers

Fujino Obata
Abdella M. Ahmed, Yuma Iwao, Md Shahadat Hossain Akram

Junior Researcher Associate
QST Research Assistant

Munetaka Nitta
Genki Hirumi (from Nov.)

Secretaries (part-time)

M. Ohno, M. Tanaka

Visiting Researchers
Takahiro Ida
ATOX Co., Ltd.

Yusuke Okumura

Trainee (Internship)
Chiba University (Suga-lab. B4)

Takashi Obi
Masaaki Kumagai

Tokyo Inst. Tech.
ATOX Co., Ltd.

Yutaka Otaka
Akihiro Koyama

U Tokyo (Takahashi-lab. M1), TMU
U Tokyo (Takahashi-lab. D1)

Hiroshi Sakurai
Kenji Shimazoe

Gunma University
University of Tokyo

Ken Sato
Gen Shikida

Chiba University (Yamaya-lab. B4)
NIT, Toyama College (Takada-lab.)

Kengo Shibuya
Mikio Suga

University of Tokyo
Chiba University

Risako Tanaka
Mitsuhiro Nogami

Tokyo Inst. Tech. (Obi-lab. M1)
NIT, Toyama College (Takada-lab.)

Eiji Takada
Shusaku Tazawa

NIT, Toyama College
ATOX Co., Ltd.

Yuri Yoshihara
Ricardo Dos Santos Augusto

U Tokyo (Takahashi-lab. D1)
CERN/LMU (Parodi-lab. D3)

Tsunetoshi Tanaka
Tomoyuki Hasegawa

ATOX Co., Ltd.
Kitasato University

Andrew Chacon
Theresa Hofmann

ANSTO(Naeini-lab.)
LMU (Parodi-lab. M2)

Hideaki Haneishi
Taichi Yamashita

Chiba University
ATOX Co., Ltd.

Harley Rutherford

ANSTO (Naeini-lab.)
Visiting Foreign Scientist

Mitra Safavi-Naeini

ANSTO

Victor I. J. Strijbis

TU Delft (Schaart-lab. M2)

Major collaborators
Collaboratos

Themes1
2

Takashi Obi (Tokyo Inst. Tech.)
Hideyuki Kawai (Chiba U Faculty of Sci.)

Joint estimation of emission and attenuation (M1 Risako Tanaka)
Research on DOI detectors (D3 Munetaka Nitta)

3

Mikio Suga (Chiba U CFME)

4

Eiji Takada (NIT, Toyama College)

Development and evaluation of shield box for PET/MRI (M1 Masanori
Fujiwara), Compton-PET simulation (B4 Yusuke Okumura)
Medical application of organic semiconductor detectors (Nogami, Shikida)

5

Hiroyuki Takahashi,
Kenji Shimazoe (U Tokyo)

Research on radiation registant ASIC, Read-out circuit for Si-detectors,
etc. (D1 Akihiro Koyama, M1 Yutaka Otaka)

6
7

Taiga Yamaya (Chiba U CFME)
Craig Levin (Stanford U)

DOI detectors ad an RI micro imager (M1 Genki Hirumi）
Research on Compton-PET

8
9

Katia Parodi (LMU)
Anatoly Rosenfeld (UOW),
Mitra Safavi-Naeini (ANSTO)
Dennis Schaart (TU Delft)

In-beam PET simulation, International Open Lab・WGI development
In-beam PET simulation

10

Research on in-beam PET and PETdetectors

Collaborative research contracts
Collaborators

Funding

Themes1
2

ATOX Co., Ltd.
(undisclosed) (shared)

Yes
Yes

Research on practical realization of the helmet PET(undisclosed)

3

Development Bureau,
Hamamatsu Photonics K. K.

No

Fundamental
detectors

10

researchonnext-generation

PET

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

FY2016 (H28) Imaging Physics Team Grants
Internal budget (excluding labor cost) [x1,000 yen]
BudgetBreakdown
Research on diagnosis methods
Team operation (7,282)＋
1 using photon and quantum
Integration plan D (5,000)
imaging technologies (BIAB1)(Additional)
Researchondiagnosis methods using photon Computer purchase (450)、2
andquantum
imaging Workshop venue rental (326)technologies (BIAB1)

Amount12,282

400

776

0

Research on therapy methods
radiopharmaceutical Ingegration plan A (4,000)
3 using(BIAC1)4,000

0

4 QST President's Fund

5,000

0

Internal competitive grant

NIRSInternational
Open
Internal competitive grant
5
Laboratory
Returned
Kakenhiindirect
50% of indirect→BIAB1
6
expenseReturned indirect expense for7
50% of indirect
collaborative research
Total

Remarks

Ind. Labor

Collaborators: Atsushi Tsuji, Kotaro Nagatsu, Takayuki Obata (NIRS), Naoki
Kawachi, Mitsutaka Yamaguchi, Yuto Nagao (Takasaki)
Collaborators: Atsushi Tsuji, Kotaro Nagatsu (NIRS), Katia Parodi, Peter Thirolf,0
Georges Dedes, Guillaume Landry, Ingrid Valencia Lozano, Silvia Liprandi (LMU)

1,000
2,591
1,363

0

27,012400

Competitive grants [x1,000 yen]
Project

Theme

Research on practicalrealization of the helmet
PET

Collaborative research
ATOX Co., Ltd.

Direct expense
Labor
Distributed

Indirect
expenseMembers in the team
Collaborators outside the(PI underlined)
team
Taiga Yamaya, Eiji Yoshida,
Hideaki Tashima, Naoko
Inadama, Fumihiko
Nishikido, Mohammadi
Akram, Ahmed Abdella
2,727―
Mohammednur, Md
Shahadat Hossain Akram,
Yuma Iwao, Hidekatsu
Wakizaka, Fujino Obata,Soudai Takyu
Hiyoruki Takahashi (UTaiga Yamaya,
Tokyo), Mikio Suga (Chiba
Eiji Yoshida, Fumihiko U),
Takayuki
Obata,
3,570
Nishikido, Hideaki Tashima, Atsushi
Tsuji,
KotaroMohammadi Akram
Nagatsu (NIRS), Kenji
Shimazoe (U Tokyo)
Yasuhisa Fujibayashi,
Atsushi Tsuji, Takafumi
Minamimoto,KotaroTaiga Yamaya, Eiji Yoshida, Nagatsu, Hisashi Suzuki,
0 Hideaki
Tashima, Tomoyuki Ohya, Masami
Hidekatsu Wakizaka
Fukada, Chie Seki, Atsuo
Waki, Chieko Kurihara,
Izumi Kaneko, Kazuko
Iwakuma (NIRS)
Junichi Kaneko, Takayuki
Taiga Yamaya,
Nakanishi (Hokkaido U),
570
Fumihiko Nishikido
Takahiro Higuchi （ U W ürzburg）

27,2731,763

011,900

487

2,900

2,315

0

0

JSPS KAKENHI
Live-cell micro-RI dynamicfor
4 Grant-in-Aid for Challenging imaging
application
Exploratory Researchdevelopment

1,900

0

300

JSPS KAKENHI
5 Grant-in-Aid
for
Research (C)

1,800

0

0

540 Eiji Yoshida

―

1,500

0

0

450 Fumihiko Nishikido

―

1,200

0

0

360 Hideaki Tashima―

1

JSPS KAKENHI
2 Grant-in-Aid
for
Research (A)3Demonstration of "whole
Scientific gamma imaging," a concept
for the next generation PET

Collaborative research (shared)(Company name undisclosed)

Scientific

Undisclosed

Basic study on Compton
camera type PET

Development of a real-time
dose
distribution
JSPS KAKENHI
for
Scientific measurement system for
6 Grant-in-Aid
IVR
using
organic
Research (C)photodiodes
Basic study on new helmetJSPS KAKENHI
PET enabling quantitative
7 Grant-in-Aid
for
Young
measurementof
brain
Scientists (B)functions in a short time
Initiative for Realizing Diversity Effectiveness of image8 in the Research Environment guided surgery for peritoneal
FY2016 (Shared)
metastasis of gastric cancer

887

0

0

JSPS Bilateral Joint Research The
4th
SNU-NIRS
workshoponnuclear
9 Projects/Seminars FY2016
Seminar with Korea (NRF)
medicine imaging science

708

0

0

JSPS KAKENHI
Grant-in-Aid
for10
Research (B)(Shared)Formulation of reference
level for head IVR andofradiation
Scientific evaluation
exposure on the crystalline
lens of operator using solidstate dosemeters
Total

50

0

0

49,533

2,250

3,200

11

Hideaki0
YamayaTashima,

Taiga

Yukie Yoshii,
Atsushi Tsuji, Tatsuya
Higashi, Masashi Takahashi(Toho U), Hideaki Haneishi(Chiba U)

212 Taiga Yamaya

Jae Sung Lee (SNU)

15 Fumihiko Nishikido

Takashi Moritake,Ryuji Okazaki (UOEH),
Kouichi Chida (Tohoku U),
Shinji Yoshinaga (NIRS),
Keiichi Watanuki (SaitamaU),
Yuji
Matsumaru(OMIMR), Sunji Matsubara(Kawasaki Medical School)

8,444次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Data of Imaging Physics Team (FY2009-FY2016)
Fiscal year

2009(H21) 2010(H22) 2011(H23) 2012(H24) 2013(H25) 2014(H26) 2015(H27) 2016(H28)

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

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

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

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

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

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

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

2. Full-time researchers|- Permanent staff|- Non-permanent staff|- Postdocs (+JSPS fellows)
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
Team members
Staff
山谷泰賀 Taiga Yamaya
吉田英治 Eiji Yoshida
田島英朗 Hideaki Tashima
錦戸文彦 Fumihiko Nishikido
Akram Mohammadi
稲玉直子 Naoko Inadama
寅松千枝 Chie Toramatsu
田久創大 Sodai Takyu
Abdella M. Ahmed
岩男悠真 Yuma Iwao
Md Shahadat Hossain Akram
脇坂秀克 Hidekatsu Wakizaka
小畠藤乃 Fujino Obata
阿部貴之 Takayuki Abe
中島靖紀 Yasunori Nakajima
平野祥之 Yoshiyuki Hirano
Jiang Jianyong
Students (pre-doctoral fellows)
矢崎祐次郎 Yujiro Yazaki
木内尚子 Shoko Kinouchi
品地哲也 Tetsuya Shinaji
新田宗孝 Munetaka Nitta蛭海元貴 Genki Hirumi

2009(H21) 2010(H22) 2011(H23) 2012(H24) 2013(H25) 2014(H26) 2015(H27) 2016(H28)Team Leader (permanent)
Res. (fixed-term)

Senior Res. (fixed-term)
Postdoc―→(permanent) Principal Res.
Res. (fixed-term)2014/10-

JSPS Fellow (-2014/9)
Res. (fixed-term)――
Res. (fixed-term)
―
―
―
―
―

―
―
―
―
―

―
―
―
―
―

―
―
―
―
―

Junior Res. Associate
―
―
―
―

―
―
―

―

―
―
Senior Res. (fixed-term)

Postdoc.

―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
―
Technical Assistant (fixed-term)
Assistant――Res. (part-time) ←2011/9-2012/1
Res. (part-time)――
Postdoc. (2011/7-2014/10)
―
―
―
―
―
Junior Res. Associate
―
―
―

―

―
―
Junior Res. Associate
―

12

―

―
―

Res. (fixed-term)2015/8→(part-time) Principal Res.
Senior Res. (part-time)Oct―
Res. (part-time)Nov―
Postdoc. (2014/5-)
Postdoc.
Postdoc.
Technical Staff (fixed-term)
Technical Staff (part-time)
―
―
―
―
―
―
←2015/10～2016/3
Postdoc.
―
―
―

―
―
―

Res. (part-time)
Junior Res. Associate――
QRA(Nov-)
Res. = Researcher or Research
Fixed-term = Fixed-term full-time employee
Part-time = Fixed-term part-time employee
QRA = QST Research Assistantイメージング物理研究チームの研究費推移
Research budget of Imaging Physics Team

120,000
100,000
80,000

運営費交付金（人件費除く）
Internal budget (excl. labor)

60,000

外部資金
Competitive grant

40,000

内部競争的資金Internal competitive grant

20,00002009(H21) 2010(H22) 2011(H23) 2012(H24) 2013(H25) 2014(H26) 2015(H27) 2016(H28)

運営費交付金（人件費除く）
Internal budget(excl. labor)

外部資金
Competitive
grantsConference presentations

内部競争
的資金
Internal
competitive
grants2009(H21)

80
70
60
50
40
30
20
10
-

2010(H22)

2011(H23)

2012(H24)

2013(H25)

2014(H26)

2015(H27)

研究費と研究アクティビティの関係
Relationship between expense and research activity
学会発表件数
Conference presentations

200,000
150,000
100,000

研究費（右軸）
Expense (right axis)

2016(H28)

50,0000

Expense [x1,000yen]

Research budget [x1,000yen]

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)2009(H21) 2010(H22) 2011(H23) 2012(H24) 2013(H25) 2014(H26) 2015(H27) 2016(H28)

研究費と成果の関係
Relationship between expense and achievements
200,000
特許 Patents

150,000

10

100,0005-

研究費（右軸）
Expense (right axis)

査読付き論文数
Peer-reviewed articles

50,00002009(H21) 2010(H22) 2011(H23) 2012(H24) 2013(H25) 2014(H26) 2015(H27) 2016(H28)

13

Expense [x1,000yen]

件数

Numbers

15

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

OpenPET 技術の未来展開：15O ビーム PET 研究と DOI 検出器開発
Toward future extension of OpenPET technologies:
15
O in-beam study and DOI detector development
モハマディ アクラム 研究員
Akram Mohammadi, Researcher

1. Introduction

１．はじめに高度な粒子線治療において、患者の体内での飛程のIn advanced ion therapy, visualization of the range of

可視化は重要である。粒子線治療では、PET により核破incident ions in a patient’s body are important to exploit the

砕反応で生成される陽電子放出核をイメージングするこ

advantages of ion therapy. PET has been applied to imageとで飛程の可視化が行われてきたが [1-2]、PET 画像でpositronのピーク位置と患者ごとの実際のブラッグピーク位置が異reactions [1-2], but a patient-dependent difference between

なることが PET 画像による線量分布評価の弊害となって

the PET peak position and the dose peak position preventsいる [2-3]。それに対し、陽電子放出核ビームの照射は

straight forward understanding of PET images [2-3].

ビームの飛程を PET により直接的に可視化できる理想的Radioactive beam irradiation, which enables direct

11

emitters

producedthroughfragmentation

C イオ

visualization of beam stopping positions by PET, is

ンビームと OpenPET システムを用いた in-beam PET の研recognized as an ideal method for range verification [4]. We

究で、この方法の実用性を示した [5, 6]。OpenPET は、

have shown feasibility of this idea through in-beam PET

depth-of-interaction (DOI)検出器によって実現可能に

studies by using a 11C ion beam and the OpenPET system

な方法であるといえる [4]。我々のグループでは11なった世界初の開放型 PET である。 C ビームによる in-[5, 6]. We have confirmed that the difference between the

beam 実験において、PET 画像上のビームの飛程と実際

beam stopping position and the dose peak is small, but theの線量のピークの位置ずれが PET 分解能より小さいことを

potential difference between them has not been analyzed

確認したが、このずれの詳しい解析はまだなされていな

in detail yet.

い。

For this research (1) we observed the difference between
15

O イオンビームを用いた in-

the beam stopping positon and the dose peak position forbeam OpenPET 実験[7]と、(2) OpenPET の解像度向上

15O ion beams [7], and (2) we developed a next generationに向けた DOI 検出器の基礎研究の２つのアプローチから

depth-of-interaction (DOI) detector for future resolution

そこで本研究では、(1)improvement of the OpenPET system. The short half-life of

PET 画像上のビームの飛程と実際の線量のピークの位置
15のずれの関係の解明に挑む。 O は半減期が 122 秒で15O (122 s) makes it more convenient for PET imaging with11

a short scanning time compared to 11C with a half-life of 20

れるという利点がある。

min.

C の 20 分に比べ短いため、S/N 比の高いデータが得ら

Figure 1 Experimental setup for in-beam PET imaging by OpenPET a)and dose measurement in water phantom by cross monitor b).

14

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

２．15O ビームを用いた in-beam OpenPET 実験

2. In-beam PET for 15O beam by OpenPET（１）手法(1) Material and methods

エネルギー312 MeV/u と 219 MeV/u の HIMAC のA PMMA phantom was irradiated by the 15O beam with

O ビ ー ム を PMMA フ ァ ン ト ム に そ れ ぞ れ 照 射 し 、energy of 312 or 219 MeV/u in the HIMAC and the PET

OpenPET でそのイメージングを行った [6]。実験のセット

images were obtained by our OpenPET [6]. The

1515

アップを図 1 に示す。 O ビームの飛程と相対線量は水フ

experimental setup for in-beam PET imaging is shown inァントム中の線量計を用いて測定した。水中の線量計のfigure 1. The range of the 15O beam and relative dose were設置は可能な最小刻みである 0.5 mm 刻みで深さを変え

measured using a cross monitor in a water phantom. Theて行い、各設置位置で相対線量の測定を行った。線量

monitor was set in the water and the dose at different

15

O イオ

depths was measured by changing the position of theンの PMMA と水の阻止能比より PMMA の厚みに換算し、monitor in different water depths with a minimum available

相対線量と PMMA での飛程の対応を導いた。

step of 0.5 mm. The water thickness of the measured

計に達するまでにビームが通過する水の厚みを

relative dose was converted to equivalent PMMA by taking
into account the PMMA-to-water stopping power ratio for
15O ions.

(2) Results（２）結果
PET の 3 次元イメージの再構成には ordered subset

The 3D PET images were reconstructed using the ordered

expectation maximization (OSEM) ア ル ゴ リ ズ ム （ 10subset expectation maximization (OSEM) algorithm with 10

iterations, 8 subsets ） を 用 い た 。 voxel サ イ ズ は

iterations and 8 subsets. The voxel size for image

3

0.15×0.15×0.15 cm とした。図 2 にエネルギー312

reconstruction was 0.15×0.15×0.15 cm3. In-beam PET

MeV/u と 219 MeV/u の 15O ビームをそれぞれ照射してimages were obtained for the 15O beam with energies of得られた in-beam PET の 3 次元イメージを示す。PET の

312 and 219 MeV/u. Figure 2 shows the reconstructed 3D

スキャン時間は 742 秒である。

images for the scan time of 742 s for both beams.

図 3 は、PET 画像より算出した積分線量分布と 15O ビ

Planar integrated activity distributions were derived by

ームを PMMA に照射して求めた相対線量を比較したもの

integrating the measured activity from PET images over aである。PET 画像上のビームの飛程と実際の線量のピーク

transverse plane at various depths and they are comparedの位置のずれはどちらのビームにおいても 2 mm 未満であwith the measured relative dose in an equivalent PMMA inった。したがって in-beam PET でのイメージングは飛程の

figure 3 for the 15O beams. Differences between the beam

評価に十分な性能を有するといえる。

stopping position and the dose peak for both beams wereless than 2 mm which confirm capability of in-beam PET
imaging for range verification.

(3) Conclusions（３）まとめ本研究では、エネルギー312 MeV/u と 219 MeV/u の

We observed the difference between the beam stopping

15

O ビームにおいて、PET 画像上のビームの飛程と実際の

position and the dose peak position for 15O beams with two

線量のピークの位置のずれを測定した。結果、ずれはどち

different energies of 312 and 219 MeV/u. The differences

らも 2 mm 未満であり、OpenPET の解像度とほぼ同じ値でwere less than 2 mm, which is almost equivalent to the15

あった。このことより、in-beam PET でのイメージングは O

OpenPET resolution, for both beams. These small

ビームの飛程の評価に十分な性能を有するといえる。

differences confirmed the capability of in-beam PET
imaging for verification of the range of the 15O beam.

15

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Figure 2

In-beam PET images of a PMMA phantom irradiated by 15O beams of 312 and 219 MeV/u.

Figure 3 Comparison of planar integrated activity distributions from PET images in an irradiated PMMA
with 15O beams of 312 and 219 MeV/u with relative measured dose in equivalent PMMA.

3. Development of an isotropic DOI detector

3．両端光読み出しによる等方分解能 DOI 検出器の開発

based on two-sided photon readout(1) Introduction（１）はじめにPET 装 置 に お い て 、 検 出 器 に お け る Depth of

Depth of interaction (DOI) information is necessary tointeraction (DOI) 情報（検出器内の検出位置の深さ情

improve both resolution and sensitivity of the PET system.

報）は装置感度と解像度をともに改善するために必要なSeveral types of DOI detectors have been proposed using

情報である。様々な DOI 検出器が提案されているが、シmonolithic scintillators or segmented scintillator arrays

ンチレータの内部が細かく分割され検出した分割部の位

composed of small crystal elements for PET detectors [8-

置を特定することで DOI を含めた検出位置の 3 次元情報12].

を得るタイプと、シンチレータ部が分割のない一塊

Among them, we have developed a series of X’tal cube

（monolithic）の結晶で構成されるタイプがある [8-12]。

detectors for isotropic resolution. Segmented crystal

我々が開発してきた一連の X’tal cube（クリスタルキュ

arrays, which need complicated crystal cutting andーブ）検出器はシンチレータ部が立方体に細かく分割されassembly procedures, were obtained using the subsurface

3 次元方向ともに同じ検出器分解能を得られる構造とな

laser engraving (SSLE) technique which provides efficientっている。正確で細かなシンチレータの分割は、表面下レ

and precise fabrication [13]. Starting from 3 mm cubic

ー ザ ー 加 工 （ SSLE ） 技 術 に よ っ て 可 能 と な っ て い る

segmentations, we finally succeeded in discriminating the[13]。分割部の特定は、シンチレータ部の 6 面すべてに0.77 mm cubic segmentation by six-sided readout of multi-

受光素子である multi-pixel photon counter (MPPC)を結

pixel photon counters (MPPCs) [14]. Submillimeter

合してそれらの信号の演算により行う。初期の X’tal cube

isotropic resolution was achieved for the X’tal cubeの分割は 3 mm の立方体であったが、現在は 0.77 mm のalthough it is still hard to apply the detector for practical PET

分割部の特定が可能であることを確認している [14]。X’systems due to the high costs of six-sided readout

tal cube の新たな開発として PET 検出器としての実用を

electronics and carrying out the 3D SSLE technique.

考えるとき、改善すべき点として、6 面からの読出しにかかFeasibility of reducing the number of readout sides to two-

る回路系のコストとレーザーによる 3 次元分割加工の困

sided readout for the detector has been studied, but

難さが挙げられる。読出し面を 2 面に減らす試みはすでに

acceptable performance was reported only for cubic

16

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

segments of 3 mm [15].

なされているが、3 mm より細かな分割においては十分な
分割部特定の性能が得られていない [15]。

For this research, we focused on development of a more

今回、実用的な X’tal cube の開発を目的に以下の 2

practical X’tal cube detector by using 1) a crystal array of

点を変更した新しい X’tal cube についての研究を行った。

narrow and long crystal elements segmented using the 1D1) シンチレータ部の 2 次元方向の分割を細長い長方形

SSLE technique and 2) reducing the number of MPPCsの結晶を配列することで達成し、DOI 方向の 1 次元分のreadout sides from six-sided to two-sided readout. The

分割のみレーザーによる加工で行う、2) MPPC による読

main objective was to improve segment identification from

出し面を全 6 面から 2 面に減らす。結晶配列間の光学条

3 to 1.5 mm by combination of different optical conditions

件（反射材あり、反射材なし（空気））の最適化により、2(with and without reflectors) between the crystal elements.

面読出しでの 1.5 mm のシンチレータ分割部の特定を試みる。
(2) Material and methods（２）手法使用したシンチレータは 1.5×1.5×20 mm3 の lutetium

Scintillation crystals of lutetium fine silicate (LFS) with afine silicate (LFS) 結晶で、20 mm の方向（DOI 方向）はsize of 1.5×1.5×20 mm3 were segmented as 13 segments,

レーザー加工で 13 分割した。中央の分割部のみ 2 mm

i.e., one central segment with the length of 2 mm and the

幅で、他は 1.5 mm 幅で分割し 1.5 mm の立方体の分割

other segments with the length of 1.5 mm, using the 1D部を作成した。結晶配列は 8×8 で、その上下面に TSVSSLE technique. Two 8×8 segmented crystal arrays were（シリコン貫通電極）タイプの MPPC を結合した。各 MPPC

prepared without and with reflectors between the crystal2の感度有効面積は 3×3 mm で、それらの間の不感領域

elements. TSV (through silicon via) MPPCs were set at theの幅は 0.2 mm であった。

bottom and top of the segmented crystal arrays. The
effective area of each MPPC was 3×3 mm2 and the dead結晶配列として、結晶間すべてに反射材を入れたもの

space thickness between MPPCs was 0.2 mm.

（Full reflectors）と入れないもの（Without reflectors）を用意し、それぞれの光学条件での検出器性能を比較しTwo crystal arrays with full reflectors and without reflectors

た。その性能評価の結果を受けて、一部だけ反射材を抜

between crystal elements were prepared and their

いた結晶配列（Partial reflectors）を作成し性能を評価しperformances were evaluated. Based on the results,

た。図 4a), b) に検出器の構造、MPPC と結晶の相対位

performance of an array with partial reflectors, in which

置、 Full reflectors, Partial reflectors の反射材挿入位

reflectors between crystals were partially removed, was置を示す。

evaluated. Schematic drawings of the detector, relative
position of the MPPC array and the crystal array with full

実験のセットアップを図 4c) に示す。2 つの 22Na 線源and partial reflector arrangements are shown in figures 4a)を検出器の上下面からそれぞれ 75 mm の位置に設置しand b). The detector was irradiated with two 22Na sources

た。放射線を検出した分割部の特定は MPPC 信号の

at 75 mm distance from the bottom/top of the detector, as

Anger 計算により行った。

seen in figure 4c). The interaction positions were estimatedby the Anger method.

a) Scheme of the detector
TSV MPPCsb) Position of the MPPCs and crystal array with full c) A photo of the experimental setup
and partial reflectors between crystals
22

air or reflector SSLE

air
MPPC

Detector

Na
75 mm

22 Na
75 mm

reflector
Full reflectors

Partial reflectors

Figure 4 Scheme of the dual ended readout detector a), relative position of the MPPCs
and the crystal array with reflectors b) and a photo of the experimental setup c).

17

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)a) Without reflectors①

b) With full reflectors

⑦

①

⑦
①
⑦

Figure 5 2D position maps of the 1st and 7th layers of the crystal arrays without reflectors a)
and with full reflectors b) between crystal elements.

Figure 6 3D position map of the crystal array with partial reflectors between crystal elements, for the same reflector
arrangement as figure 4b); 2D position maps at the 1st and 7th layers of the crystal array and the profile of the indicatedcrystal at the 2D position map in DOI direction.

(3) Results（３）結果
図 5a),b) に そ れ ぞ れ Without reflectors と Full

The position maps were obtained without and with fullreflectors の結晶配列で得られた DOI 方向 1 層目（最上reflectors between the crystals. In figure 5, 2D position部）と 7 層目（中央）の 2 次元 position map を示す。それ

maps of 1st (top) and 7th (central) layers of the crystal array

ぞれの層の map にその層に属する 8×8 の各分割部に対

without reflectors and with full reflectors are shown. The

応する応答が見られる。どちらの結晶配列でも両層のresponses of the segments at the middle of the crystal

map の中央部分では応答が分かれ分割部の識別が可能

array were separately identified for both crystal arrays. Theとなっているが、周辺部では応答の分離が悪くなっていposition map shrunk slightly from the 1st to the 7th layers forる。Without reflectors では 1 層目に比べ 7 層目の map

the array without reflectors. For both crystal arrays, crystal

が縮んでおり、応答の分離が悪くなっている。

identifications were degraded for the crystals at the edges.

図 6 に、周辺部の応答の分離を目的として作成した

In order to improve the crystal identification for the crystals

Partial reflectors の結晶配列（図 4b））で得られた 3 次

at the edges, the partial reflector arrangement was applied.

元 position map と DOI 方向 1 層目と 7 層目の 2 次元

The 3D and 2D position maps of the crystal array by

18

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

position map を示す。周辺部の応答の分離が改善されてinserting partial reflectors with the same arrangements as

いることがわかる。MPPC 間に位置する反射材を除くことにin figure 4b) are shown in figure 6. Significant improvementよりシンチレーション光が周辺の MPPC にも届くようになっof the crystal identification for the edges was seen from the

たことが原因と考えられる。DOI 方向の応答の分離の評価

position maps because the reflectors were removed at theとして、図 6 に Partial reflectors の結晶配列の中央 1 結

border of the MPPCs and the light sharing was increased

晶（DOI 方向に 13 分割部）に対応する map 上の応答に

between the individual MPPCs. The profile of a crystal

ついてのプロファイルを示す。13 個の応答は分離されてelement in the middle of the crystal array with partial

おり、peak-to-valley の割合は 2 以上であった。

reflectors is shown in figure 6. All 13 DOI segments wereidentified clearly and the peak-to-valley ratio was higher

エネルギー分解能の算出は、エネルギースペクトルのthan 2.

511 keV に相当するピークをガウス関数でフィッティングし半値幅（FWHM）を求めて行った。1 層目、7 層目の分割

The energy resolution for the segments of the array with部のエネルギー分解能はそれぞれ 9.7% ± 0.2% 、10.0%

partial reflectors was evaluated in full width at the half

± 0.3%であった。

maximum (FWHM) for 511 keV from fitting using a
Gaussian function. The energy resolutions for thesegments at the 1st and 7th layers were 9.7% ± 0.2% and10.0% ± 0.3%, respectively.

（４）まとめ(4) Conclusions

本研究で、実用に適した X’tal cube の開発を行った。そWe proposed a more practical X’tal cube detector usingの構造は、1 次元のみのレーザー加工で 13 分割した 1.5

crystal elements of 1.5×1.5×20 mm3 segmented to 13 DOI

×1.5×20 mm3 の結晶を配列することでシンチレータ部

segments by applying the 1D SSLE technique and two-の 3 次元分割を実現し、MPPC による読出しも 2 面からとsided MPPC readout.

した。結晶間の反射材挿入位置の最適化により DOI 方向

identified separately for all 13 layers by inserting reflectors

13 層分すべてで分割部の識別が可能となり、それによりpartially between crystals and average energy resolution

3 次元方向すべてに対し 1.5 mm の検出位置分解能がwas 10.8% ± 0.8%. The isotropic resolution of 1.5 mm was

得られたこととなる。エネルギー性能については、分割部

obtained for this detector.

The crystal segments wereの平均のエネルギー分解能として 10.8% ± 0.8%という値が得られた。

Acknowledgements
Collaborators

Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Taku Inaniwa, Atsushi Kitagawa, Munetaka Nitta,
Taiga Yamaya(NIRS-QST)
Keiji Shimizu and Toshiaki Sakai (Hamamatsu Photonics K.K.)

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[5] Y. Nakajima et al., Conf Rec IEEE NSS-MIC 2013 M07-2, 2013.
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[10] T. Tsuda T et al., IEEE Trans Nucl Sci.,5, pp2537-2542, 2004.
[11] Y. Yang et al., IEEE Trans Nucl Sci., 56, pp 2594-9, 2009.
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19

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)[13] T Moriya et al., IEEE Trans Nucl Sci., 61, pp 1032-38, 2014.
[14] M. Nitta et al., IEEE NSS-MIC Conf Rec., M4CP-22, 2015.
[15] Y. Hirano et al., Phys. Med. Biol., 58, pp 1361-1374, 2013.

Research achievements in 2016
[1]

[2]

A. Mohammadi, E. Yoshida, H. Tashima, F. Nishikido, T. Inaniwa, A. Kitagawa and T. Yamaya, “Production of an 15O
beam using a stable oxygen ion beam for in-beam PET imaging”, Nucl Instrum Methods Phys Res A, 849, pp 76-82,
2017.
CyPos award, the 111th Scientific Meeting of the Japan Society of Medical Physics, 2016.

20

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

応用特化型 PET イメージング：
ヘルメット PET と OpenPET ガイド手術システムの開発
Application specific PET imaging: Development of thehelmet PET and the OpenPET-guided surgery system
田島英朗 研究員
Hideaki Tashima, Researcher

1. Introduction

１．はじめにPET (Positron Emission Tomography) は、放射性同Positron emission tomography (PET) is an imaging

位元素によって標識された薬剤を用いることで、生体内

modality using tracers labeled with radioisotopes for部の代謝などの機能を、低侵襲に画像化することができ

measuring in vivo metabolic information with minimalる。現在市販されている PET 装置は、全身を撮影できる

invasiveness.

Currently

大型の汎用装置で、X 線 CT と組み合わされた PET/CT

scanners

general-purpose装置となっている。一方、特定の応用に対して特化させる

combined with X-ray CT scanners to form PET/CT

ことで、PET の性能を最大限に引き出したり、汎用装置でsystems. On the other hand, by specializing the PET

は困難なことが実現できたりする。本稿では、脳の測定に

system for specific applications, we can maximally exploit

特化したヘルメット PET の開発 [1, 2] と、OpenPET ガイ

the potential of the PET and enable those applications thatareavailablecommercial

whole-bodyPETsystems

ド手術システム [3] として、OpenPET [4-7] の開放空

were difficult to implement for the general-purpose

間を外科手術に応用したシステムの開発について報告すsystems. This report presents the development of theる。

helmet PET [1, 2], which is specialized for brain
measurements, and the development of the OpenPETguided surgery system [3], which is an application of theopen space of the OpenPET [4-7].

2. Helmet PET

２．ヘルメット PET
高齢化社会において、認知症は深刻な問題となっていDementia is a serious problem in aging societies. PET is aる。アルツハイマー病などの認知症診断において PET はpowerful tool for diagnosis of dementia such as Alzheimer’s

強力なツールであり、PET 診断薬の開発が進むにつれ、

disease. With progress in development of PET diagnostic

高性能かつコストを抑えた普及型脳 PET の需要が高まっ

medicines, there is an emerging demand for highてきている。放医研では、検出器を半球状に配置すること

performance and low-cost dedicated brain PET for

で、従来の円筒型 PET と比較して、検出器を増やさずに

widespread application. We proposed helmet PET, which

感度を高めることが可能なヘルメット PET を提案し、開発

can improve sensitivity without increasing the number ofを進めている [1]。ヘルメット PET では、半球状に検出器

detectors compared with a conventional cylindrical PET byを配置したヘルメット検出器に加え、半球以外の場所へ

arranging detectors on a hemisphere [1]. The helmet PET

追加検出器を配置することで、半球の中心付近の感度を

has an add-on detector in addition to the helmet detector in

効率よく向上させることが可能である。昨年度までに、追that the detectors are arranged on the hemisphere,

加検出器をあごの位置に配置したヘルメット PET 試作機

enabling the sensitivity to be increased efficiently. By theを開発した [2]。本稿では、開発した試作機を用いて行

end of last year, we had developed a helmet PET prototype

った最初の健常者ボランティア試験について報告する。

having the add-on detector placed at the chin position [2].
In this paper, we report the first clinical test.

21

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

54 detectors in total
5 det. / top
11 det. / 3rd ring
15 det. / 2nd ring16

det. / 1st ring

Inner diameter 253 mm
7 det. / chin
Figure 1

Helmet-chin PET prototype: photograph (left) and detector arrangement in 3D view (right).

(1) Method（１）方法
ヘルメット PET 試作機は、コンパクトなガントリー設計とThe helmet PET prototype has a compact gantry design.

なっており、検出器を頭部に近づけても視野全体で高い

We have developed the prototype using depth-of-

空間分解能を実現可能な DOI（Depth of Interaction）検interaction (DOI) detectors, which enable high spatial

出器を用いて開発した。具体的には、放医研独自の光分

resolution throughout the field-of-view (FOV) even when

配方式で組み立てられた 16×16×4 配列の Zr 添加

the detectors are close to the patient head. In total, 54 DOI

GSO（GSOZ）結晶(2.8×2.8×7.5mm3)とスーパーバイア

detectors are used, each of which is composed of a 16×

ルカリの高感度型 64ch フラットパネル光電子増倍管

16×4 array of GSOZ crystals (2.8×2.8×7.5 mm3) and a（R10551-00-64、浜松ホトニクス社製）で構成された 4high-sensitivity super bi-alkali 64ch flat-panel photo

層 DOI 検出器を計 54 個使用した。54 個のうち 47 個はmultiplier tube (FP-PMT) (R10551-00-64: Hamamatsu

ヘルメット検出器、7 個はあごの位置への追加検出器としPhotonics K.K.). For the helmet detector, 47 out of the 54て配置した（Figure 1）。

detectors are used while 7 detectors are placed as the addon detector at the chin position (figure 1).

試作機を用いた最初の臨床試験として、健常者ボラン
ティア試験を行った。18F-FDG を 70MBq 投与し、60 分間

We conducted the first clinical test using the prototype with

安静にした後、まず、市販 PET 装置（Biograph mCT Flowa healthy volunteer. At first, 60 min after injection of 18F-

64-4R PET/CT system、 Siemens Medical Solutions

FDG of 70 MBq, the volunteer was measured for 15 min

USA, Inc.、以下 mCT）にて 15 分測定し、次に 10 分間の

using a commercial PET scanner (Biograph mCT Flow 64-

休憩をはさんで、ヘルメット PET 試作機で 18 分間測定し

4R PET/CT system: Siemens Medical Solutions USA, Inc.),

た。測定時間は、18F の半減期（110 分）を考慮して、測

hereinafter this measurement is referred to as mCT. After

定時間内の崩壊数が等しくなるように設定した。ヘルメット

taking a break of 10 min, the volunteer was measured for

PET 試作機の画像は、リストモード OSEM（Ordered Subset

18 min using the helmet PET prototype. The measurement

Expectation Maximization）法により再構成した。その際、time was adjusted so that the total decay counts were

サブセット数は 21、反復回数は 10 とした。また、データ補

almost the same taking the half-life of 18F into account. An

正としては、感度補正、偶発同時計数補正、減弱補正、

image of the helmet PET prototype was reconstructed by

散乱補正を適用した [8] 。減弱補正と散乱補正には位

the list-mode ordered subset expectation maximization

置合わせした CT 画像を用いた。ヘルメット PET 試作機の(OSEM) method. The number of subsets was 21 and the

定量性を評価するために、解剖学的にセグメンテーション

number of iterations was 10. We applied normalization,

された ROI（Region of Interest）に対する値（小脳比）を

random correction, attenuation correction, and scatter

mCT と比較した。本試験は、倫理審査委員会の承認をcorrection as data correction methods [8]. A registered CT得て行った。

image was used for the attenuation and scatter corrections.

22

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

In order to evaluate the quantitative performance of thehelmetPET

prototype,wecompared

anatomicallysegmented region-of-interest (ROI) values (relative tocerebellum) with mCT. This study was approved by theinstitutional review board.

(2) Results（２）結果

Figure 2(a) shows the 18F-FDG image obtained in the first

Figure 2(a)にヘルメット PET 試作機の最初の臨床試験
1818F-FDG 画像を示す。健常者の場合、 F-

clinical test of the helmet PET prototype. As the 18F-FDG

FDG は脳全体に行きわたるため、脳の細かい構造まではdistributes throughout the entire brain in the case of the

っきりと画像化することができた。また、ROI 値を小脳比と

healthy subject, the obtained image showed detailed

して求めた結果、mCT で得られた ROI 値との間に高い相

structures of the brain clearly. The ROI values calculated

関を示した（Figure 2(b)）。

relative to the cerebellum were highly correlated with thoseで得られた

obtained with the mCT (Figure 2(b)).

(a)

(b)
Helmet-Chin PET

2.0
1.5
1.0
0.5

y = 1.0829x + 0.0681
R² = 0.9187

0.0
0.0

0.5

1.0

1.5

2.0

mCT
Figure 2

The first clinical image obtained by the helmet-chin PET prototype fused on the CT image (a)and comparison of ROI values measured by the helmet-chin PET and the mCT (b).

(3) Discussion（３）考察The helmet PET prototype has high spatial resolution andヘルメット PET 試作機は空間分解能が高く、かつ高感
18

F-FDG による PET 検査よりもhigh sensitivity. Therefore, we could obtain clear images

かなり少ない投与量であるにも関わらず鮮明な画像を得

even though the injected dose was significantly lower than

ることが可能であった。また、日常的に臨床試験で用いら

conventional

れている mCT によって測定された ROI 値を比較した結comparison of ROI values with the mCT showed that the

果、脳機能測定では特に重要な、定量性が確保されてprototype can perform quantitative imaging, which is

いることが示された。今回、一般的な 18F-FDG 検査と比important especially for measuring brain functions.

べて大幅に少ない投与量で、高精細な画像が得られた

Because we could obtain high definition images with

ため、被験者に対する被曝の低減や、薬剤コストの低減、

significantly lower injection dose than conventional 18F-

検査時間の短縮などが期待される。以上のことから、ヘFDG studies, we can expect reduction of the patient dose,

ルメット PET は、全身用 PET 装置の約 1/4 の検出器数

the cost for tracer drugs, and measurement time. We

で、高精度な脳機能測定が可能であることが示唆されconcluded that the helmet PET can provide highly accurate

た。PET 装置のコストは検出器数に大きく依存しているた

brain function measurements with a reduced number of

度であるため、一般的な

23

studiesusing

18F-FDG.

In

addition,次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

め、低コストかつ高精度な普及型脳 PET としての実現可

detectors of about ¼ compared with a whole-body PET能性が示された。

scanner. Cost of the PET scanner highly depends on thenumber of detectors; therefore, the helmet PET has thepotential of offering low-cost and high-accuracy brain PET
for widespread applications.

Figure 3

Schematic illustration of the OpenPET surgery system for cancerous tumor resection.

3. OpenPET-guided surgery

３．OpenPET ガイド外科手術

Surgical resection of tumors is a standard treatment for

手術による腫瘍切除は、がんに対する標準的な治療として行われている。しかしながら、進行がんなどでがんのcancers.

In

cases

where

cancerous

tumorsare

腫瘍が広範囲に複雑に分布しているような場合では、手widespread, however, it is difficult to resect all the tumors

術中に腫瘍が臓器の裏側に隠れて発見しづらくなるな

because they can move during surgery and possibly hide

ど、一回の手術で完全に切除しきることが困難である。一behind organs. Meanwhile, even in the case of advanced

方で、進行がんでも、腫瘍をできる限り切除し、抗がん剤

cancer, it has been reported that the survival rate can be

治療などと組み合わせることで生存率を改善させることがimproved by resecting tumors as completely as possible

できる [9]。また、外科手術をより安全かつ効果的に行う

and combining with drug treatments such as that with

ために、手術支援システムの開発が進められている。こanticancer agents [9]. Also, many surgery support systems

れまでの手術中の画像ガイドによる支援システムは、体のhave been developed to perform the surgical operations

構造を見るための X 線イメージングや、蛍光薬剤を用い

more safely and more efficiently. Conventional image-

た蛍光イメージングがあるが、前者は腫瘍に対するコント

guided supporting systems include X-ray imaging and

ラストが乏しく、後者は生体深部に対して感度がないた

fluorescent imaging. The former images body structure, for

め、適用は表層に限られる。一方で著者のグループでwhich contrast is generally not sufficient; the latter images

は、開放空間を持つ世界初の PET 装置「OpenPET」の開a fluorescent agent, which does not have sensitivity deep

発を進めている [3-6]。本研究では、その開放空間を外

inside tissues limiting its application to the surfaces. On the

科手術に応用することで、手術中に腫瘍を PET 画像とし

other hand, our group has been developing the OpenPET,て確認しながら切除を行うことが可能なシステムの開発を

the world’s first open-type PET scanner having an open

行う （Figure 3）。本報告では、Single-ring OpenPET 小

space [3-6]. Here, we develop a surgery support system by型試作機に対してリアルタイムイメージングシステムを実

applying the open space for the surgical operation,

装しenabling surgeons to visually confirm the tumors as PET[5, 6]、OpenPET ガイド外科手術の小型試作を行

images during the surgery. We develop a small prototype

い、マウスを用いた実証実験を行った。

of the OpenPET-guided surgery system by implementing
the real-time imaging system for a small single-ring24

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

OpenPET

prototype

[5,

6],

and

we

conductademonstrational experiment using a mouse.

(1) Method（１）方法
Single-ring OpenPET 小型試作機は、32 個の DOI 検

We have developed the small single-ring OpenPET

出器を用いて開発した。DOI 検出器では、2.8×2.8×

prototype using 32 DOI detectors. The DOI detector has a

3

7.5mm の GSOZ シンチレータを 16×16×4 に配列し、16×16×4 array of GSOZ scintillators (size of 2.8×2.8×

64ch のフラットパネル光電子増倍管（H8500、浜松ホトニ

7.5 mm3) optically coupled to a 64ch FP-PMT (H8500:

クス社製）に光学接続している。1 リングあたり 16 個の DOI

Hamamatsu Photonics K.K.). Two detector rings each

検出器で構成された直径 250mm の検出器リングを 2 リ

consisting of 16 DOI detectors with the diameter of 250 mm

ング並べ、リング内の各 DOI 検出器の底面の中心が、体are axially aligned. The detectors are axially shifted so that

軸方向に対して 45°水平方向に傾いた平面上に位置す

the centers of the detectors in the ring are on a plane

るように少しずつずらすことで 139mm の開放空間を形成

slanted by 45° against the axial direction to form the open

している。

space of 139 mm.

PET 測定から画像化までは通常数分から数十分程度

Although typical PET takes several minutes to several tensを必要とするが、手術ガイドとして使用するためにはリアルof minutes to obtain images, it is necessary to perform real-

タイムに行う必要がある。そのために、高速な画像再構成

time imaging in order to use PET for the surgery guide. For

ア ル ゴ リ ズ ム で あ る 3D ワ ン パ ス リ ス ト モ ー ド DRAMA

this purpose, we applied the 3D one-pass list-mode（Dynamic Row-Action Maximum-likelihood Algorithm）

dynamic法を Single-ring OpenPET 小型試作機に対応させ、大規(DRAMA) method for the small single-ring OpenPET

模な並列計算による高 速 化が可能な GPU （ Graphics

prototype, and we implemented the method on a graphics

Processing Unit）に実装した。

processing unit (GPU), which enables high speed

row-action

maximum-likelihood

algorithm

computation by large-scale parallelization.

OpenPET ガイドの腫瘍摘出手術の実証実験のために、ヒト大腸がん細胞 HCT116 細胞 RFP（Red Fluorescent

For demonstration of the OpenPET-guided tumor resection

Protein） [10] を用いてマウス大腸がん腹膜播種モデル

surgery, we made a peritoneal dissemination model mouse

64

Cu で

by using HCT116 red fluorescent protein (RFP) human

抗 EGFR（Epidermal Growth Factor Receptor）抗体（セツcolon cancer cells [10]. 64Cu-cetuximab, which is an anti-を作成した。そして、PET プローブとして、放射性64キシマブ）を標識した Cu セツキシマブを手術の 24 時間

epidermal growth factor receptor anti-body (cetuximab)

前に投与した。OpenPET 小型試作機の視野内に手術台

labeled with radioactive 64Cu, was injected 24 hours before

を配置し、その上にマウスを固定し、開腹手術を行った

the surgery. We set an operation table inside the FOV of（Figure 4(a)）。本実験は、動物実験倫理委員会の承認

the small single-ring OpenPET prototype, fixed the mouseを得て行った。

onto the table, and performed the surgery. This experiment
was approved by the institutional animal ethics committee.

(a)

(b)

Small OpenPET Prototype

Before

(c)
After

Liver
Mice
Operation Table

Figure 4Distributed Tumors

Removed Tumors

Setup for the demonstration of the OpenPET-image guided surgery for a mouse (a)and images displayed during the surgery before (b) and after (c) the resection of tumors.

25

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)(2) Result（２）結果
手術の開始時にまず、OpenPET の画像からマウスの腫At the beginning of the surgery, we checked the tumor

瘍の位置を確認した（Figure 4(b)）。マウスの腹部を切開

positions inside the mouse with the OpenPET image

した際、画像で集積がある場所に腫瘍があるのを確認し(Figure 4(b)). When we incised the abdomen of the mouse,

た。そして、切除した腫瘍をマウスのそばに配置してwe confirmed that the tumors actually appeared at the

OpenPET イメージングを行い、集積のある腫瘍が適切に

positions where the PET image had indicated. Then, theマウスの体外に摘出されていることが確認できた。

resected tumors were placed near the mouse, and
OpenPET imaging was performed. As a result, we could

OpenPET でイメージングを行う際、画像再構成と表示

confirm the tumors that accumulating radioactivity wereは 1 秒以下で完了したが、データの収集時間が短い場合

successfully resected from the mouse body.

には、取得できるデータ量が少なく、画像上のノイズが大きかったため、腫瘍の位置を目視で確認することは困難

When we performed the OpenPET imaging, a cycle ofであった。そのため、実際に腫瘍の位置を確認できるよう

image reconstruction and display was completed within 1にするためにはマウスの位置を固定した後、10～30 秒程

s. However, it was difficult within a short time frame to度の測定時間が必要であった。なお、その際にも 1 秒程

visually identify the tumor positions, because the numbers

度のサイクルで表示画像を更新し、徐々に画像が鮮明にof acquired data were small and the image was very noisy.

なるようにすることができた。

Therefore, measurement time of 10-30 s would be required
to visually identify the tumor positions after fixing the mouseposition.

We

accumulation,

shouldthenotedisplayed

that,

even

imagesduringwere

theupdatedbecoming clearer and clearer with the 1 s cycles.

(3) Discussion（３）考察
OpenPET 画像ガイドの手術サポートシステムの小型試

We developed the small prototype of the OpenPET image-

作を行い、マウスによる実証実験を行った。その結果、腫

guided surgery support system, and we conducted the瘍摘出手術の任意のタイミングで PET イメージングを行

demonstrational experiment with a mouse. The system

い、腫瘍の位置を確認することができた。OpenPET は、生allowed us to confirm tumor positions by performing the

体深部でも高い感度でイメージングが可能なので、術後PET imaging any time during the tumor resection surgery.

の腫瘍の残存を防ぐ効果があると期待できる。

Because the OpenPET can provide high sensitivity imaging
even for areas deep inside the body, the OpenPET-guided
surgery system is effective for preventing tumors frombeing left after the surgery.

4. Conclusions

４．まとめ
応用特化型 PET の研究として、脳 PET に特化したヘ

As application-specific PET imaging research studies, theルメット PET 装置による最初の臨床研究と、OpenPET を

following were presented here: the first clinical study of the

手術支援に応用した OpenPET ガイド外科手術の小型試

helmet PET scanner dedicated to brain PET; and the作システムの開発について報告した。

development of the small prototype of the OpenPET-guided
surgery system, for which the OpenPET was applied as thesurgery support system.

26

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Acknowledgements
Collaborators【Helmet PET】 Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Takamasa Maeda,
Yuhei Takado, Chie Seki, Tetsuya Suhara, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
ATOX Co., Ltd.
【OpenPET-guided surgery】 Yukie Yoshii, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Hiroyuki
Takuwa, Aya Sugyo, Ming-Rong Zhang, Taiga Yamaya (NIRS-QST)

Grants

JSPS KAKENHI 16K21637 and 26870864

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27

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

高感度化 PET のシミュレーション研究:
Helmet-Chin PET と D-PET
Simulation study of the helmet-chin PET and D-PET for
improved sensitivity
アブデラ アハマド 博士研究員
Abdella M. Ahmed, Postdoctoral Fellow

1. Introduction

１．はじめにPET（Positron Emission Tomography）装置の感度や、Many research efforts are being made to increase the

イメージング性能を向上させるために多くの研究が行われsensitivity and improve the imaging performance ofている。従来、PET 装置は円筒型のジオメトリを基に設計

positron

されているが [1, 2] 、高い感度を得るために最適とは限Conventionally, PET scanners are designed based on aらない。本報告では、円筒型のジオメトリではない PET 装

cylindrical geometry [1, 2], which may not be the most

置である、Helmet-chin PET と D-PET のシミュレーション

efficient design to achieve high sensitivity. This report

研究について報告する。

presents a simulation study of the helmet-chin PET and D-

emission

tomography(PET)

scanners.

PET, which have non-cylindrical geometries.

2. Helmet-chin PET

２．Ｈｅｌｍｅｔ－ｃｈｉｎ ＰＥＴ
高感度な脳専用 PET 装置として、著者のグループでFor a high-sensitivity dedicated brain PET scanner, ourは、ヘルメット PET ジオメトリを提案し[3]、ヘルメット検出

group has proposed helmet PET geometries [3] and器とあご検出器から構成される Helmet-chin PET の第一developed [4] the first prototype of the helmet-chin PET号試作機を開発した[4]。ヘルメット検出器は、半径の異

consisting of a helmet detector and a chin detector. The

なる３つのリング検出器と最上部の検出器が半球面上にhelmet detector has three ring detectors with different radii

配置されている。しかしながら、四角形の検出器モジュー

and a top cover detector; they are arranged on the surface

ルを半球になるように配置することはいまだに挑戦的な試of a hemisphere with the radius of 126.5 mm. However,

みであり、マルチリングジオメトリは最適ではないかもしれな

arranging rectangle shaped detector modules to form theい。そのため、本研究では、我々の次の開発のために、各

hemisphere is still challenging, and the multi-ring geometry

検出器底面の法線が半球の中心を向いた球面配置を提

may not be the optimal one. Therefore, in this study, for our

案した。最適化された結晶ブロックサイズで半球ジオメトリ

next development, we propose a spherical arrangement, inをシミュレーションし、第一号試作機に似せた検出器配置

which the normal line of the bottom surface of each detectorをもつマルチリング配置のジオメトリと比較した。

points toward the center of the hemisphere. We optimize
the size of the detector crystal blocks to be arranged as thehelmet detector. We simulate the helmet-chin PET
geometry based on the spherical arrangement with the
optimized crystal block size and compare its sensitivity withthe multi-ring arrangement, which has a similar detector
arrangement to that of the first prototype.

28

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)(1) 方法(1) Methods

結晶ブロックサイズの最適化

Optimization of the size of the crystal blocks

Geant4 シミュレーションを用いて、LYSO 結晶ブロックにWe used Geant4 simulation to model the scanner

よって構成された装置をモデル化した。同一サイズの結constructed from LYSO crystal blocks. A scanner

晶ブロックを用いてジオメトリを構成するとして、結晶の厚construction was assumed to have crystal blocks of a single

2

さは 20mm に固定し、結晶ブロックサイズを 4x4mm から

size, and the size was varied from 4×4 mm2 to 46×46 mm2

46x46mm2 まで変化させた。ラッピングなどで発生する各

while fixing the crystal thickness to 20 mm.

辺のデッドスペースは 2mm と仮定した。検出器の大きさを

of 2 mm was assumed on each side of the detectors such

変化させながら半径 100mm の半球ファントムを測定し、as for wrapping. The sensitivity for several crystal block

真の同時計数イベント数から求めるた感度を評価すること

sizes was evaluated using a hemispherical phantom with a

で最適な結晶ブロックサイズを選んだ。半球ファントムはradius of 100 mm. The phantom was filled with water and

材質が水で 100 kBq の均一な放射能分布とし、同時計

had a uniform activity distribution of 100 kBq and

数データの収集時間は 100 秒とした。精密な比較のた

coincidence data were acquired for 100 s. For a fair

め、検出器は最上部から配置を開始し、半球の底におけ

comparison, the crystal blocks were arranged on theる結晶のオーバーシュートを制御した。

hemisphere by starting from the top and controlling the

その結果、結晶ブロックが 42x42mm2 の大きさのとき、A dead-spaceovershooting of the crystals at the bottom of thehemisphere by making the bottom crystal blocks small so

半球ファントムに対する感度が最も高くなった。

that they were not placed below the hemisphere.
As a result, we found the crystal block with the size of
42×42

mm2

had

the

highestsensitivity

for

the

hemispherical phantom.

Comparison with the multi-ring arrangement

マルチリング配置との比較

With the optimized crystal block, sized at 42×42×20 mm3,

最適化した 42x42x20mm3 の結晶ブロックを用いて
helmet-chin PET をシミュレーションすることで、球面配置

we then compared the sensitivity of the spherical（Figure 1（a））の感度を、マルチリング配置（Figure 1（b））

arrangement (Figure 1 (a)) with the multi-ring arrangementと比較した。

(Figure 1 (b)) by simulating the helmet-chin PET.

Figure 1

Helmet-chin PET: (a) spherical arrangement and (b) multi-ring arrangement.

Each configuration had a total of 50 detectors. (c) Schematic illustration of the point source placement.

29

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)(2) 結果(2) Results

マルチリング配置との比較

Comparison with the multi-ring arrangement
The sensitivities of the spherical and the multi-ring

球面配置とマルチリング配置の半球ファントムに対するarrangements for a hemispherical phantom were 3.4% and

感度はそれぞれ 3.4%と 2.9%であった。Figure2 に点線源

2.9%, respectively. Figure 2 shows the sensitivity profiles

をシミュレーションして求めた z=60mm での x 方向と y 方

obtained by simulating a point source placed at several

向の感度プロファイルを示す。球面配置の方が、マルチリ

offsets. Fig. 2 (a) shows the profile along the x and y axes

ング配置と比較して高い感度を有していた。

at z = 60 mm, where the central slice of the brain is located.
Fig. 2 (b) shows the sensitivity profile along the z axis. The
spherical arrangement had higher sensitivity compared tothe multi-ring arrangement.

Figure 2

Point source sensitivity along the (a) x- and y- offsets at z = 60 mm, and (b) z-offset(3) Discussion and conclusion(3) 考察と結論
結晶ブロックのサイズは 42×42×20 mm3 が球面配置

The crystal block sized at 42×42×20 mm3 had the highest

で最も高い感度を示した。Helmet-chin PET を球面配置

sensitivity for the spherical arrangement. For the sameで構成した場合、半球ファントムに対する感度は、マルチ

number of detectors, the sensitivity of the helmet-chin PET

リング配置と比較して、同じ検出器数でも 14%向上した。

with

the

spherical

arrangement

evaluated

for

the

Fig. 2（b）の感度プロファイルより、2 つの配置方法の性能

hemispherical phantom was 14% higher than that with the

差は主に視野の上部領域にあった。これは、球面配置のmulti-ring arrangement. From the sensitivity profile in Fig. 2

方が視野の上部領域でよりコンパクトな配置となるからで(b), the difference in the performance of the twoある。従って、球面配置はマルチリング配置と比較して、

arrangements was mainly at the top region of the FOV. This

特に脳の上部の感度を高めることができる。

was

becausethe

crystal blocks inthespherical

arrangement were, as a whole, closer to the FOV thanthose in the multi-ring arrangement. Thus, the sphericalarrangement enhances the sensitivity especially at theupper part of the brain.

3. D-PET

3. D-PET
現在の臨床用全身 PET 装置は、約 800mm の直系のCurrent clinical whole-body PET scanners have a

円筒型のジオメトリである。従来の方法として感度は、（高cylindrical geometry with a diameter of about 800 mm.

コストとなるが）リング検出器の数を体軸方向に増やしたり

Conventionally, sensitivity can be increased by increasing

30

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)[5, 6]、（患者のスペースが減ったりパララックスエラーに

the number of ring detectors in the axial direction [5, 6] (butよる分解能が劣化するなどの不利益が伴うが）装置の直at high cost) or reducing the diameter of the scanner [7]径を減らしたり [7] することで向上可能である。本研究で(with the disadvantages of reducing the space for patients

は、一部を欠損させたリングと、ベッドの下に直線状に配and degrading the spatial resolution due to the parallax

列させた検出器配列からなる PET 装置を提案した。提案

error). In this study, we propose a PET scanner with a

装置は、D の文字を 90 度反時計回りに回転させたような

truncated ring and an array of detectors that can be

形状をしているため「D-PET」と呼ぶ。基本的なアイディア

arranged in a straight line below the bed. We call theは、患者の下の臨床診断では通常使用されていないスペ

proposed system “D-PET” as it resembles the letter “D”

ースをカットすることである。D-PET 装置のモンテカルロシ

when rotated 90 degrees counterclockwise. The basic idea

ミュレーションを行い、その性能を円筒型 PET 装置と比較

was to cut the unused space under the patient’s bed; this

した。

area is usually not in use in clinical studies. We conducted
Monte Carlo simulations of the D-PET scanner andcompared its performance with a cylindrical PET scanner.

(1) 方法(1) Methods

装置設計

Scanner design

円筒型 PET 装置と D-PET 装置は、それぞれ Figure 3

The cylindrical PET and the D-PET scanners were(a)、(b)に示されているように模擬した。その際、Geant4 シ

simulated as shown in figures. 3 (a) and (b), respectively.

ミュレーションツールキットを使用し、装置は 4 層 DOI 検出

The scanners were constructed based on the 4-layer DOI器によって構成されるとした。装置の仕様を Table 1 に示

detector

す。D 型のリング検出器は各々、欠損リング（30 検出器でspecifications of the scanners are summarized in Table 1.

構成）とベッドの下に直線に配置された検出器配列（14Each D-shaped ring detector had two parts: the truncated

検出器で構成）の 2 つの部位がある。最上部の検出器か

ring (consisting of 30 detectors), and an array of detectors

らベッド検出器までの距離は 530mm である。D-PEPT のarranged in a straight line below the bed (consisting of 14

中心は、ベッド検出器から 130mm 上とし、円筒型の PET

detectors). The distance from the top detector to the bedの中心と一致するようにした。D-PET は、円筒型 PET で

detector was 530 mm. The center of the truncated ring (arc)

使用されている検出器の 88%で構成された。

was chosen as the center of the D-PET. The bed detector

using

the

Geant4

simulation

toolkit.

The

was located 130 mm below the center. The D-PET wasconstructed from just 88% of the detectors used in thecylindrical PET.

Figure 3

Schematic illustration of simulated scanners: (a) cylindrical PET and (b) the D-PET.

31

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Table 1. Scanner specifications
Cylindrical PET
Scintillation material
Size of a scintillator crystal
Number of crystals per detector
Coincidence time window
Energy window
Energy resolution
Number of rings
Total axial length
Diameter
Total number of detectors

D-PET
LYSO
2.85×2.85×5.00 mm316×16×4
4 ns
400 – 600 keV
14%
5
250 mm

800 mm
250

800 mm (arc)
220

Sensitivity

感度
D-PET と円筒型 PET の感度は、均質な円筒型ファント

The sensitivity of the D-PET and cylindrical PET was

ム（直径 200mm、高さ 230mm）を用いて評価した。体軸

evaluated using a uniform cylindrical phantom (with a

方向の感度の変化は、各スライスの位置によって評価しdiameter of 200 mm and a height of 230 mm). The axial

た。

sensitivity variation was also evaluated for several slice
positions.

(2) Results(２) 結果D-PET と円筒型 PET の円筒ファントムに対する感度

The sensitivities of the D-PET and the cylindrical PET for

は、それぞれ 11.3kcps/MBq と 8.7kcps/MBq であった。

the cylindrical phantom were 11.3 kcps/MBq and 8.7

これにより、D-PET は感度を 23%向上させることが示され

kcps/MBq, respectively. This implies that the D-PET had an

た。Figure 4 に示している体軸方向の感度プロファイルにincrease of 23% in sensitivity. Figure 4 shows the sensitivity

よって、D-PET が視野全域にわたって高い感度を有する

profile along the axial direction, in which the D-PET had

ことが示された。

higher sensitivity throughout the FOV.

Figure 4

Sensitivity profiles of the two scanners for the cylindrical phantom.

(3) Discussion and conclusion(3) 考察と結論
D-PET は、視野全域にわたって感度を向上させた。D-The D-PET scanner had increased sensitivity throughout

PET の感度は円筒型 PET と比較して 23%向上した。このthe FOV. The sensitivity of the D-PET was increased by

感度向上は、直径を小さくするようなコンパクトな設計とは

23 % compared to the cylindrical PET. The increased

対照的に、患者に対して十分なスペースを保ったまま達

sensitivity was achieved while keeping enough space for

成することができた。また同時に、D-PET では、検出器数

the patient as opposed to the situation in compact designs

を 12%削減することができた。

with a smaller diameter. At the same time, the number ofdetectors in the D-PET was reduced by 12%.

32

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

4. Conclusion

4 結論
球面配置の helmet-chin PET に対して結晶ブロックサ

We optimized the crystal block size for the spherical

イズの最適化を行い、マルチリング配置との感度比較を

detector arrangement of the helmet-chin PET and行った。最適化された結晶ブロックサイズである 42×42

compared its sensitivity with the multi-ring arrangement.

×20 mm3 では、球面配置はマルチリング配置に対して高With the optimized crystal block sized at 42×42×20 mm3,

い感度を示した。全身用 PET 装置におけるジオメトリの最the spherical arrangement had higher sensitivity compared

適化として、D-PET は円筒型 PET と比較して高い感度とto the multi-ring arrangement. For the geometrical

検出器削減を達成可能であった。

optimization of the whole-body PET scanner, the D-PET
had higher sensitivity and fewer number of detectors
compared to the cylindrical PET scanner.

Acknowledgements
Collaborators【Helmet PET】 Hideaki Tashima, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
ATOX Co., Ltd.
【OpenPET-guided surgery】 Yukie Yoshii, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Hiroyuki
Takuwa, Aya Sugyo, Ming-Rong Zhang, Taiga Yamaya (NIRS-QST)

Grants

JSPS KAKENHI 16K19241

References[1]

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Behavior, vol. 6(9), e00530, 2016.

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M. Couceiro et al, "Sensitivity assessment of wide Axial Field of View PET systems via Monte Carlo simulations of
NEMA-like measurements," Nucl. Instrum. Methods Phys. Res. A, vol. 580, pp. 485–488, 2007.

[3]

H. Tashima and T. Yamaya, "Proposed helmet PET geometries with add-on detectors for high sensitivity brain imaging,"
Phy. Biol. Med., vol. 61, pp. 7205-7220, 2016.

[4]

H. Tashima et al, "Development of the Helmet-Chin PET Prototype," IEEE NSS-MIC Conf. Rec. 2015.

[5]

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[6]

L. Eriksson et al, "An investigation of sensitivity limits in PET scanners," Nucl. Instrum. Methods Phys. Res. A, vol. 580,
pp. 836–842, 2007.
I. Isnaini et al, "Monte Carlo simulation of sensitivity and NECR of entire-body PET scanner," Radiol. Phys. Tech. , vol.
7, pp. 203-210, 2013.

[7]

Research achievements in 2016
[1]
[2]
[3]

English presentation award, the 111th Scientific Meeting of the Japan society of Medical physics, 2016.
Grant-In-Aid for Young Scientists, the Japan Society for the Promotion of Science (JSPS) KAKENHI grant number 16K19241.
Abdella M Ahmed et al, “Detector size and geometry optimization for the helmet-chin PET”, IEEE NSS-MIC 2016.

33

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

頭部専用 PET 装置のための体動測定システムの開発
Development of the motion measurement systemfor brain PET
岩男 悠真 博士研究員
Yuma Iwao, Postdoctoral Fellow

1. Introduction

１．はじめに
陽 電 子 放 射 断 層 撮 像 法 (PET : Positron Emission

Positron emission tomography (PET) is a functional

Tomography)は、体内に陽電子放出核種で標識した化

imaging which detects the annihilation radiations from

合物を投与し、放出される消滅放射線を検出すること

compounds labeled with positron emitting nuclides andで、糖や酸素などの代謝や生理的な機能を非侵襲に画

enables us to observe metabolic processes in a patient

像化することが可能であり、がんの診断をはじめとする多く

body. PET scanners are used in many clinical sites forの臨床現場で用いられている。また、近年ではアルツハイ

diagnosis of many diseases such as cancer. Furthermore,

マーを始めとする認知症の診断において、重要なタウた

recently new radioactive drugs, which can image tau

んぱく質のイメージングが可能な PET 薬剤が開発されてprotein in the brain have been developed. Accumulation of

おり、早期診断や根源的な治療法の開発に向けた神経

the tau protein represents important information for

活動の解明に有効であると期待されている。

diagnosis of Alzheimer's and other dementias. Therefore,
the new drugs are expected to enable early diagnosis of

こうした背景において、通常の全身用の PET 装置ではAlzheimer's disease. From this background, we see a

なく、脳に特化した高感度頭部 PET 装置に対する需要がstrong potential demand for high-sensitivity brain PET

高まっている。頭部 PET 装置では、全身用 PET 装置に

imaging. In dedicated brain PET scanners, detectors can

比べ、被験者との位置を近づけることができるため、感度

be placed closer to the patient than whole-body PETの向上や、装置の小型化、また製造コストの低減といったscanners; thus, it is expected that the brain PET scanners

メリットが期待される。また、撮像時の姿勢も全身用 PET

can achieve higher sensitivity, downsizing of scanner size,

装置のように寝台を用いた仰臥位ではなく、座位にするこand lower cost. Furthermore, the patient’s pose during theとで、装置の小型化を活かした省スペースへの設置が可measurement does not necessarily have to be a face-up

能となる。このように、高い性能が期待される頭部 PET だ

position like for whole-body PET, and a seated position isが、被験者の体動を補正する技術にはいまだ多くの課題

possible which would allow the dedicated brain PET to beが残されている。ベルトなどによる固定は、圧迫感が強く

placed in a small space. As stated, the brain PET has many

被験者の動きを完全に抑制することはできない。さらに、

merits, but there are many challenges in motion reduction

頭部 PET 検査のターゲットとなる認知症等の精神疾患のof the patient. Fixation with a belt cannot completely

患者を対象とした検査を行う場合、測定時の体動はさら

suppress the movement, and it is very uncomfortable forに重要な問題となることが予想される。

the patient. In the case of dementia patients who are themain target of the brain PET imaging, these motion is a

そこで本研究では、脳専用 PET 装置のためのマーカー

much more serious problem.

レスで非接触な頭部体動測定システムの開発を行う。これにより、撮像姿勢の差異による体動の大きさを定量的

In this research, we develop a marker-less and contactlessに評価することで、最適な撮像条件を明らかにすることがmotion tracking system. Using this system, we can evaluate

可能となる。さらに、測定時の微小な体動を再構成時に

the head motion in several poses to optimize the setup

補正することで、体動の影響をなくした高分解能な像のmethod for the brain PET. Furthermore, we can correct for

取得について検討を行う。本報告では、試作した体動測

small motions during the PET scan to improve the qualityof reconstruction images. In this paper, we discuss the34

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)developed motion measurement system and evaluate the定システムとその性能評価について述べる。

system accuracy.

Head Motion
Range Sensor (Kinect)

Brain PET

Measurethe Head Motion

Figure 1

Head motion measurement system for the brain PET.

2. Method

２．方法

We used the Microsoft Kinect device as an inexpensive

本研究では、測定センサとして Microsoft から発売されている Kinect を用いた。Kinect では、センサから対象物まrange sensor, and we obtained a 3D map of 512x424 pixels

での距離を 512x424 ピクセルのサイズで取得することがin each frame. In the first frame, the head region was

できる。この Kinect センサで取得した３D マップの各フレー

extracted, and this was used as a reference model. For

ムから測定対象となる被験者の頭部モデルをトリミング

each measurement frame, the 3D map was matched with

し、ICP (Iterative Closest Points)アルゴリズム[1]によりモ

the reference model by the iterative closest point (ICP)

デルをマッチングすることで各フレームにおける頭部位置

algorithm [1]. Calibration parameters obtained by thisを明らかにする(Figure 1)。

matching method indicated the head position in each frame

10
Measured rotation angle(degree)

Measured position (mm)(Figure 1).

8
6
4
2
0

X translation
Z translation
0

Figure 22

4
6True (mm)

8

10

10
8
6
4
2
0

0

2

4
6
8
True (degree)

Kinect measurement results of the mannequin head on the motor stage.

35

10

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

３．結果・考察

3. Results and Discussion（１） 体動測定システムの精度評価(1)

Accuracy

evaluation

of

the

motionmeasurement system
自動ステージとマネキンを用いて、任意の移動量を付Using the proposed system, we conducted a phantom

与し、提案する体動測定システムの精度評価を行った。

experiment to evaluate the system accuracy. A mannequin

X 方向と Z 方向（奥行き方向）に 1mm 刻みで 10mm まhead was placed on the motor stages, and moved with

で、また Y 軸周りの回転を 1degree 刻みで 10degree まtranslations of 1 to 10 mm (1-mm step) and rotations of 1

で変化させ、それぞれの測定を行った。原点における測to 10 deg (1-deg step). Measurement data at the origin

定データをリファレンスとして、各ポジションにおける測定

were used as the reference which was matched with each

データとのマッチングにより、移動量を導出した。測定結

position frame by the ICP algorithm. Figure 2 shows the

果を Figure2 に示した。平行移動、回転ともに高精度（平matching results. Average errors were 0.34 mm for the

行移動の平均誤差 0.34mm、回転の平均誤差 0.26°）

translation and 0.26 deg for the rotation.

に測定が行えていることを確認した。

(2) Head motion measurement of a volunteer（２） 体動測定システムを用いた姿勢評価

Using the developed head motion measurement system,

試作した体動測定システムを用いたボランティア試験
により、頭部 PET 撮像時と近い環境で、実際に体動が測

we conducted a volunteer study. The volunteer sit down on

定可能かどうかの検証を行った。測定は、椅子に自然に

the chair naturally, and kept a static condition for 20 min.

腰かけた状態で 20 分間行い、最初のフレームをリファレ

The first frame was used as the reference for ICP matching.

ンスとしたマッチングを行った。測定された頭部の位置とFigure 3 shows the head position and rotation angle. The

角度を Figure3 に示した。グラフより、通常座位では、頭result indicates that the sitting pose without head fixation

部の動きが大きく、数センチ程度のずれが生じていること

induces big motion (10 mm order).

がわかる。
Translate50

Measured Position (mm)Rotate45

Measured Rotation Angle (deg)

60

40
30
20
10

40
35
30
25
20
15
10
5
0

0
0

200

400

600

800

1000

0

1200

200

400

600

sec

Figure 3 Results of head motion measurement volunteer study.

36

800

1000

1200

sec

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

4. Conclusions

４．まとめ
Kinect を使った体動測定システムの開発を行った。モ

We developed the head motion tracking system using the

デル実験により非接触に高精度な測定が可能であること

Kinect sensor. The experiment using a mannequin and aを示した。この体動測定システムを基に、通常座位におけmotor-controlled stage showed the high accuracy of the

る体動測定実験を行い、大きな体動が生じることを確認

system. We conducted the volunteer study of head motion

した。今後は、体動を抑制するための撮像姿勢の検討

measurement. In the near future, we plan to increase theや、補正法について検討していく予定である。

number of volunteers for the head motion measurement todetermine the measurement posing for the brain PET.
Furthermore, using the motion measurement system, we
will implement a motion correction method.

Acknowledgements
Collaborators

Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Atox Co., Ltd.

Reference[1]

P. J. Besl, N. D. McKay, “A Method for Registration of 3-D Shapes,” IEEE TPAMI, Vol. 14, No. 2, pp. 239-256, 1992.

37

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

シンチレーション検出器の医用イメージング応用：
アドオン PET/MRI と IVR 用リアルタイム皮膚線量計測
Medical application of scintillation detectors:
an add-on PET/MRI and real-time dose monitor for IVR
錦戸文彦 研究員
Fumihiko Nishikido, Researcher

１．はじめに
放射線計測は様々な形で医学応用されている。放射1. Introduction
Radiation measurement techniques are applied for various

線の大きな特徴は透過性が高いことであり、様々な医用

medical applications. A big advantage of using radiation is

イメージングに利用されている。例えば透過した X 線を画

its transparency which is suitable for medical imaging

像化する X 線撮像や、体内に注入された放射性薬剤か

inside a patient body. Example systems include X-ray

らのガンマ線を検出することで薬剤分布を画像化する核

imaging, which images the X-rays passing through the

医学イメージングなどが挙げられる。そして、様々な放射

body and nuclear imaging, which images the distribution of線イメージング機器の開発・研究が行われている。

radioactive drugs by detecting gamma-rays from the

放射線イメージング装置を構成するものの中で、ガンマ線や X 線を検出する放射線検出器は装置の性能を決め

drugs. In addition, various radiation imaging systems arebeing researched and developed.

る重要な要素である。放射線検出器には様々な手法がAmong the components of the radiation imaging systems,

存在しているが、その中でよく使われる手法にシンチレー

the radiation detector which detects gamma-rays or X-rays

ション検出器がある。シンチレーション検出器は主に放射

has a major influence on imaging performances. There are

線と相互作用することで発光するシンチレータとその光を

many radiation measurement techniques. Among them,

検出する光センサで構成されており、シンチレータの材質

scintillation detectors, which consist of scintillators andや形状、光センサの種類を適宜選択することで、様々な

photo sensors, are often used for medical applications. In

用途への応用が可能となる。

scintillation detectors, scintillation photons generated from

本稿では、現在開発を進めているシンチレーション検出器を基礎とした、PET/RF コイル一体型アドオン PET と IVR
用リアルタイム皮膚線量計についての報告を行う。

the scintillator by interacting with radiation are detected by
the photo sensor. The scintillation detectors can be applied
to various purposes by selecting a suitable scintillationmaterial, dimensions and photo sensor type.
In this report, we present the “add-on PET/MRI system”
and the “real-time dose monitor for IVR” based on a
scintillation detector.

２．PET/RF コイル一体型アドオン PET の開発

2. Development of add-on PET/MRI system（１）背景（１） Background

PET /MRI は PET と MRI を同時に測定する装置であり、PET/MRI systems are one of the multi-modality systems

PET/CT と同じく形態情報と機能情報を同時に取得でき

which can obtain anatomical and functional images

る。加えて PET/CT と比較して CT による被ばくが無い・

simultaneously like PET/CT systems. In addition, there are

PET と MRI の 2 種類の機能情報を同時に取得できるなど

advantages of a capability for dual functional imagesの利点がある。幾つかの PET/MRI 装置が商用化されてobtained by the PET and MRI and no radiation exposure38

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

いるが、非常に価格が高く、全身用の装置であるため脳by CT imaging, respectively. Several PET/MRI systems

研究などの頭部のみを撮像する場合 PET の感度・分解

are commercially available. However, their implementation

能が十分でないなどの課題が残っている。

cost is high and spatial resolution and sensitivity of the

そこで我々のグループでは頭部用 PET/RF コイル一体型アドオン PET の提案を行い、開発を進めている。本装

PET are not enough to be used for brain studies.
We proposed and are developing an “add-on PET”

置は PET 検出器とバードケージ型の MRI 用 RF コイルがsystem, which consists of a head coil with four-layer

一体になった構造をしており(Fig. 1)、既存の商用 MRI 装

DOI-PET detectors for PET/MRI (fig.1). The PET detectors

置に取り付けて使用することが可能であるため、導入コス

are mounted on a birdcage shaped RF-coil. The

トを下げることが可能となる。加えて、PET 検出器が測定

implementation cost can be reduced because the add-on

対象に近づくため高い装置感度を持つ。また、検出器がPET can be used in the MRI system which users already

近づくことで起こるパララックスエラーに起因する視野のhave. In addition, the small PET ring can increase the

端での空間分解能の劣化は、過去に開発した 4 層 DOI

scanner sensitivity. The four-layer DOI detector, which we

検出器を用いることで低減することが可能である。そのた

have developed previously, can reduce the degradation of

め空間分解能の一様性を保ったまま高い感度を持つ装the spatial resolution due to parallax error in peripheral

置の実現が可能となる。一方で PET 検出器と MRI のコイ

regions of the field-of-view. Therefore, the proposed

ルの位置が非常に近いため、それらの相互影響を押さえ

system can achieve high scanner sensitivity, while keeping

る必要がある。

uniformity of the spatial resolution. However, mutual

装置性能や相互影響の評価を行うために試作機の開発を行った。昨年度までに相互影響を押さえるための対策を行った試作 2 号機用の検出器の開発を完了しておinterference between the PET and RF-coil needs to be
suppressed because the PET detectors are located close
to the RF-coil.

り、本年度はその検出器を試作 RF コイルに取り付けた試

We developed a prototype to evaluate the system

作 2 号機の製作を行い、その性能評価を行った。

performance and mutual interference. By last year, we had
developed detectors for the second prototype withcountermeasures for mutual interference. This year, wedeveloped the second prototype of the add-PET system toevaluate the mutual interference and system performance.

（２）PET/RF コイル一体型アドオン PET 試作 2 号機

（2） Second prototype of the add-on PET system

試作機は Fig.1 に示す通りバードケージ型の頭部用 RF

The second prototype consists of a birdcage head coil and

コイル上に 24 個の PET 用検出器が取り付けられている。

24 PET detector units with two PET detectors each as

PET 検出器用の結晶ブロックは 1.9mm × 1.9mm ×shown in Fig. 1. Each PET detector consists of a 14 x 14 x

4.0mm の LFS 結晶を 14×14×4 層に並べたものを使用

4-layer array of lutetium fine silicate (LFS) crystals (1.9している。結晶ブロックは MPPC アレイ(8×8 アレイ、ピクセ

mm x 1.9 mm x 4.0 mm) and a MPPC module

ルサイズ 3mm×3mm)とフロントエンド回路からなる MPPC

(11206-0808FC(X) [3]) consisting of an 8 x 8 MPPC array

モジュール(C11206-0808FC(X))に取り付けられている

and front-end circuits. The MPPC modules are in a[3]。MPPC モジュールは双方の機器に対する電気的雑shielding box to reduce electrical noise due to the mutual

音の影響を低減するためにシールドボックスに入れてあinterference. We used carbon fibers as the shielding box

る。シールド内に発生する渦電流による磁場への影響を

material in order to reduce the secondary magnetic field

抑えるため、素材にはカーボンファイバを使用した。PET

due to eddy current generated in the shielding material.

のリング径は 26cm、体軸方向に 2 個の検出器が並べてThe diameter of the PET ring and the axial field-of-view are

あるため体軸方向の視野は 6cm 程度になる(fig. 1)。Fig.

26 cm and 6 cm, respectively. Fig. 2 is a photograph of the2 に試作 2 号機の写真を示す。

second prototype.

39

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

PET detector

137.5 mm

RF Coil

130 mmScintillator

Figure 1

Design of the second add-on PET

Figure 2

Photograph of the second add-on PET prototype
prototype（３）評価実験（3） Evaluation experiment

評価実験の様子を Fig. 3 に示す。MRI には臨床装置でFig. 3 shows the experimental setup for evaluation. The

ある 3T MRI (MAGNETOM Verio, Siemens)を用いた。写PET detectors with the RF-coil was located in the bore of a

真の通り RF コイルと PET 検出機器のみが MRI 内に設置さcommercial 3T MRI (MAGNETOM Verio, Siemens). A data

れており、データ収集システムは MRI 外に設置し同軸ケー

acquisition system was located outside the MRI bore and

ブルで接続されている。コントロール PC は MRI 室の外側に

connected to a control PC outside the MRI room with an

置かれており光ファイバで接続されている。また、各電源

optical fiber. Power supplies for the PET detectors and theは MRI 室外に設置し、ペネトレーションパネルを通して供

data acquisition system were located outside the MRI給を行った。PET の評価には 22Na の点状線源やミニデレ

room and connected to them through a penetration panel.

ンゾファントムを用いて測定を行った。MRI のシーケンスに

The PET performance was evaluated with a 22Na point likeは Spin Echo (SE)、Echo planer imaging (EPI)の 2 種類を

source. The spin echo (SE) and echo planar imaging (EPI)用いた。

were used in the MRI measurement.

（４）結果（4） Results

はじめに PET 装置としての性能評価と、MRI の測定がFirst, we evaluated performance of the PET system andPET に与える影響についての評価を行った。Fig. 4 に MRI

influence of the MRI measurement on the performance.

測定無し、SE 法・EPI 法との同時測定で得られた 511keV

Energy spectra for the 511keV annihilation radiations withの消滅放射線に対するエネルギースペクトルを示す。そand without the simultaneous MRI measurements （SEれぞれ各結晶での発光量の違いは補正済みである。MRI

and EPI） are shown in Fig. 4. Differences of light yieldの測定の有無でほぼ同じスペクトルが得られていることがbetween the crystals were corrected for each energy

分 か る 。 エ ネ ル ギ ー 分 解 能 は 12.4%(MRI off) 、

spectrum. The three energy spectra were almost the

12.5%(EPI)、12.6%(SE)と ほと んど変化は 見られ なかっsame. The energy resolutions of 19.3 %, 19.3 % andた。

19.4 % were obtained for the measurement without the
MRI measurement, with the SE method and with the EPI
method, respectively.

40

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

8

x 10

5

w/o MRISEEPI7Counts

6
5
4
3
2
1
0

Figure 3

Experimental setup

Figure 4

Fig. 5 に MRI 測定無し、SE 法・EPI 法との同時測定で得
22

0

100

200

300

400

500

Energy [keV]

600

700

800

Energy spectra with and without MRI measurements

The spatial resolution of the prototype system was

Na 点線源に対する空間分解能を示す。点線源

evaluated while moving the point-like 22Na source on the

は視野中心から 20mm 間隔で 120mm の位置まで動かし

surface of the MRI phantom from the center of the FOV to

た。再構成には FBP と OSEM(10 反復)を用いた。どの撮

a position 120 mm from the center in 20 mm steps. Fig. 5

像条件下でも空間分解能は FBP で 3mm、OSEM でshows spatial resolutions at each source position without

1.3mm 以下が得られている。また、視野の端に行っても

the MRI measurement, with the SE method and with the

大きく分解能は劣化しておらず、4 層 DOI 検出器の効果がEPI method. We obtained the spatial resolutions of better

得られていると考えられる。また、MRI 測定による分解能

than 3 mm (FBP) and 1.3 mm (OSEM) in the whole FOV.

への影響は見られなかった。

Even at the edge of the FOV, the resolution was not

られた

最後にデレンゾファントムを用いた PET 装置としてのイメ
ージング性能の評価を行った。FDG を用い、測定時間は30 分、再構成には OSEM を用いて 10 反復後の画像を評価した。Fig. 6 にミニデレンゾファントムに対して得られた

degraded significantly, indicating that the use of the 4-layer
DOI detector was effective. No degradation of the spatial
resolution was observed in simultaneous measurements
at all source positions.

再構成画像を示す。図の左側の 1.6mm のロッドがきれい

We evaluated imaging performance as a PET systemに分かれており、優れた空間分解能が得られていることがusing a Derenzo-like phantom. The phantom was filled

わかる。

with FDG and measured for 30 min. An image was

次に PET が MRI に与える影響について評価を行った。
Fi.g 7 に渦電流による 2 次磁界分布に示す。視野全体で±5μT 以内に収まっており、カーボンファイバにより渦電流が抑制されていることが示された。Fig. 8 に PET の電源
を off にした場合と PET との同時測定を行った場合のスピreconstructed by the OSEM and we evaluated the image
after 10 iterations. The reconstructed image of the mini
Derenzo phantom is shown in Fig. 6. The 1.6-mm hot rods
could be distinguished clearly. The results showed that
good spatial resolution could be achieved.

ンエコー法によって得られた MRI のイメージを示す。それ

Fig. 7 shows the secondary magnetic field due to the eddy

ぞれの差分法によって得られた信号雑音比は 101.4 とcurrent. The effect of the secondary magnetic field was

95.7 であり、僅かであるが PET 検出器からの影響がみら

suppressed below ±5 μT by using the carbon fiber

れた。

shielding box. Fig. 8 shows magnitude images measured
for the cylindrical phantom by the SE method for SNR
evaluation. The phantom images were measured with andwithout PET measurement. The SNRs of the MRI images
were 101.4 and 95.7, respectively. We observed a slightinfluence from the PET detector.

41

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

5
4.5
4
3.5
3
2.5
2
1.5
1
0.5
0

Spatial resolution(mm)w/o MRI (OSEM)EPI (OSEM)SE (OSEM)

w/o MRI (FBP)
EPI (FBP)SE (FBP)

1.0mm

4.8mm

1.6mm

0

50
100
Source position(mm)Figure 5

4.0mm

2.2mm

150

Spatial resolutions with and without MRI

Figure 6

PET off

3.0mm

Image of mini Derenzo phantom

PET on

[μT]

2.0

-2.0

Figure 7

Secondary magnetic field

Figure 8

MRI images obtained with and without MRI measurement

distribution due to Eddy current（5）まとめ（5） Conclusion

PET/RF コイル一体型アドオン PET の試作 2 号機の開We developed the second prototype of the add-on

発を行い、その評価を行った。その結果、PET として十分

PET/MRI system and evaluated its performance in

な性能が得られており、MRI 撮像による影響も殆ど見られ

simultaneous measurements with a 3T MRI system. Theなかった。MRI 側の SNR の低下がみられており、今後も改PET performance was enough to be used as PET/MRI.

良をすすめていく予定である。

Only the SNRs of the MRI images were slightly degraded.
We will continue working on improvement of the system.

３．IVR 用リアルタイム皮膚線量計の開発（１）背景
インターベンショナルラジオロジー（IVR）は、X 線撮像装
置などのイメージングを行いながら治療を行う手技であり、患者への侵襲が少ない事から様々な疾患の治療に広く利用されている。しかし X 線を用いた場合、放射線被曝による人体への影響も報告されており[4]、その被曝線量の測定を行うことが求められている。現在でも様々な線量計が存在するが、術中にリアルタイムに患者体表の被曝線量の位置分布の計測を行うことができ、より簡便に精度の良く記録を行えるという要件を十分に満たしているとはいえない。本研究は前述の要求を満たす IVR 用のリアル
タイム被曝線量計測装置の実現を目的としている。

3. Real-time skin dose distribution monitoring
system using OPD for IVR（１） Introduction
Interventional radiology (IVR) is a medical subspecialty ofradiology to realize image-guided surgical procedures
using imaging modalities, such as x-ray fluoroscopy.
Recently, IVR is increasingly used in treatment of vascularlesions due to its low invasiveness. On the other hand,skin injuries by prolonged x-ray exposure during theprocedure have been reported [4]. Therefore, real-timemonitoring of skin dose is desired in clinical applications
for reduction of excessive x-ray exposure.
In order to realize real-time skin dose distribution
monitoring in IVR, we proposed the dose monitoring

42

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

そこでプラスチックシンチレータ上に直接に有機フォトダ

system for IVR based on organic photodiodes (OPDs) [5]

イオードを作成する技術を用いた、IVR 用リアルタイム線

directly connected to a plastic scintillator [6]. The organic

量計の開発を富山高専との共同研究で進めている(Fig.

photodiode is mainly composed of organic materials and a9) [5][6]。有機フォトダイオードは有感部に有機物を使用

thin electrode. Therefore, the detector using the OPDs

しており、加えて非常に薄い電極で出来ているため、X 線

connected to a plastic scintillator is expected to haveに対して透過であると考えられる。データの収集システム

transparency to x-rays. The OPD detectors are connected

や電源などの X 線に対して透過性の低いものは、X 線透

to thin flexible readout cables in the FOV and the data

視装置の視野外におく。電気信号を読み出すための導acquisition system is outside the FOV. By putting many

線を X 線に透過な材質を選ぶことで、多数の検出器を X

OPD detectors on the patient’s head as shown in Fig. 9,線透視装置の視野内に配置することが可能となり、X 線

we can obtain the exposure dose distribution in real-time.

透視装置に写らずに被ばく線量の位置分布を得ることがWe are currently repeating the prototyping and evaluation

可能となる (Fig. 9)。現在、視野内に置かれる X 線検出

for improving performance.

器の試作・評価を繰り返し、その性能向上を進めているところである。
（2） Real-time dose monitoring system for IVR（２）IVR リアルタイム線量計用検出器
実験で使用した OPD 素子は IZO (100nm)/ PEDOT:PSS (30 nm) / PCBM: P3HT (200 nm) / Al (70 nm)の構造をもつもので、有感領域は 6 mm×4 mm となっており、10 mm×10 mm、厚さ 1mm のプラスチックシンチレータ上に直接作成されている。Fig. 10 に示した長さ 35cmの極薄フレキ基板上に 3 つの OPD 素子が取り付けられている。基板は 50μm 以下であり、伸縮性・透過性ともに十分であると考えられる。電極の接着も透過性を考慮しカー
ボンペーストを使用して行っている。Fig. 10 の一番右側のThe device structure of the OPD detector uses plastic
scintillator (BC-408, 10 mm × 10 mm × 1 mm)/ IZO(100nm)/ PEDOT:PSS (30 nm) / PCBM: P3HT (200 nm) /Al (70 nm). The sensing area size is 6 mm × 4 mm on theplastic scintillator. Three OPD detectors are mounted on athin flexible cable as shown in Fig. 10. The cable and the
OPD are contacted with carbon grease to keep thetransparency. Induced current from the OPD is measured
with a picoammeter located outside the FOV.

部分は視野外で読出ケーブルに接続され、最終的に電流計で出力電流を計測を行う。

３５ｃｍ

X-Ray
PS + OPD
Signal wire

OPD detector

DAQ

Figure 9Real-time dose monitoring

Figure 10

system for IVR（3）結果

Prototype of the real-time monitoring system consistingof three OPD detectors and a thin flexible readout cable（3） Results

初めに臨床用 X 線透視装置を用いて透過性の評価をFirst, we evaluated transparency of the proposed detector行った。ボディファントム上(Fig. 11)に作成した検出器を

using a body phantom as shown in Fig. 11. Fig. 12 shows

置き透視画像を取得した。Fig. 12 に得られた画像を示

perspective images of the proposed detector located in theす。赤の破線の部分に有機フォトダイオードと薄型基板がred circle in the image. The detectors were almost invisible

43

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

置かれているが、ほとんど視認することが不可能であり、and the transparency was sufficient for the purpose. Next,

透 過 性 は 十 分 で あ る と い え る 。 次 に 小 動 物 用 CT

performances of the OPD detectors were evaluated with a(R_mCT2, RIGAKU)を用いて検出器の性能評価を行っ

small animal CT (R_mCT2, RIGAKU). Induced current ofた。Fig. 13 に管電流に対する出力の変化を、Fig. 14 に X

the x-ray detector for various tube currents and induced

線の実効エネルギーと出力の関係を示す。3 つの検出器

current of the x-ray detector for various x-ray effectiveのデータは最大値で正規化してある。図からわかる通りにenergies are shown in Figs. 13 and 14, respectively. The

良い相関が得られていることがわかる。

data of the three detectors were normalized with theirmaximum value. The graphs indicated a good correlation
could be achieved.

（4）まとめ（4） Conclusion

IVR 用リアルタイム線量測定システムの試作検出器を作成し、その透過性・X 線に対する応答を評価した。その結果、IVR 術中のリアルタイム測定に十分な透過性・性能を得ることができた。

We constructed the prototype of the real-time monitoring
system for IVR and evaluated its performance in terms of
its transparency and response to X-rays. The transparency
and detector response for X-ray irradiation were sufficient
to use in real-time monitoring in IVR.

OPD detectors

Figure 11

Figure 12

Experimental setup for transparency
evaluation

Figure 13

X-ray image of the prototype detector
with a body phantom

Figure 14

Induced current of the x-ray detector

for various tube currents

Induced current of the x-ray detector

for various x-ray effective energies

44

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Acknowledgements
Collaborators【PET/MRI】 Takayuki Obata, Yuma Iwao, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Md Shahadat Hossain
Akram Akram Mohammadi Hidekatsu Wakizaka, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Mikio Suga, Masanori Fujiwara (Chiba University)
Keiji Shimizu (Hamamatsu Photonics)【IVR】 Eiji Takada, Mitsuhiro Nogami (National Institute of Technology, Toyama College)
Takeshi Moritaka (University of Occupational and Environmental Health,Japan)

Grants

JSPS KAKENHI 15K08709 and 26293135

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

F. Nishikido, T. Obata, K. Shimizu, et al., Nucl. Instruments Methods. A, 756, 6 -13, 2014
T. Tsuda, H. Murayama, K. Kitamura, et al., IEEE Trans. Nucl. Sci., vol. 51, No. 5, pp. 2537-2542, 2004
K. Shimizu, K. Hakamata, T. Sakai, et al., 2015 IEEE NSS& MIC conf., M3CP-85, 2015, San Diego, USA
Y. Imanishi, A. Fukui, H. Niimi, et al., Eur. Radiol. 15 (2005), 41.
E. Takada, A. Takada, A. Inoue, et al., J. of Nucl. Sci. and Tech., Vol. 48, No. 8, pp. 1140-1145, 2011.
F. Nishikido, E. Takada, T. Moritake, et al., 2014 NSS &MIC, M11-117, USA, 201445

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PET/MRI 用 RF 透過型 PET インサートの研究
Study on RF-penetrable PET insert for MRI systems
エムディ シャハダト ホサイン アクラム 博士研究員
Md Shahadat Hossain Akram, Postdoctoral Fellow

１．はじめに

1. Introduction

Positron Emission Tomography (PET)と Magnetic Simultaneous imaging with a positron emission
resonance imaging (MRI)の同時撮像は[1]、患者の解 tomography (PET) system and a magnetic resonance剖学的情報と分子情報を同時に得ることが可能であ imaging (MRI) system has made it possible to study theる。また、２つの異なるイメージングシステムを同時に anatomic and molecular information of a patient in the
取ることで測定時間を短縮し、加えて１つのイメージン same investigation. This reduces the time needed to
グシステムでは測定が不可能であった診断精度を高 image by two systems separately and, provides
める形態と機能情報を得ることが可能となる。しかし商 structural and functional information that ensures the
用の全身用 PET/MRI 装置は非常に価格が高く、一般 diagnostic accuracy which is not possible with one
的な病院では手が届かないことが多い。全世界の病 module alone. However, available commercial body
院や研究機関では既に 6 万台以上の MRI システムが PET/MRI systems are out of reach for general hospitals
導入されているため、既存の MRI システムに取り付け and clinics because of their extremely high cost. As
可能な PET システム(PET インサート)を開発することは there are more than 60,000 MRI systems already
導入コストの負担を大きく減らし、広い医療や研究での installed in hospitals and research centers around the
利用を可能とする。
whole world; developing a PET system that can be
我々は radiofrequency field (RF)透過型の PET イ inserted inside an existing MRI bore would reduce the
ンサートの研究を行っている[1]。PET と MRI 間の相互 cost burden significantly and would make combined
電磁波干渉を避けるために、通常 PET/MRI 用 PET 検 systems available for widespread medical and research
出器は銅やカーボンファイバなどの導体材料によって applications.
シールドされている[1]。これまでの PET インサートではシールドボックスが接地されているため、PET 検出器付 近 で の RF フ ィ ー ル ド が 減 衰 し て し ま う (Figure1(a))[2-4]。そのため、MRI システム既存のボディコイ
ルが使用できず、PET リングの内側に別の送信(Tx)RF
コイルが必要となる。RF 透過型 PET インサートでは、
PET リングのシールドはグランドから浮いた状態にされている[5] (Figure 1(b))。その結果、MRI ボディコイルからの Tx RF フィールドはシールドされた PET モジュールの間を通り抜けることが可能となる。また、前述した
PET リング内で使用するための Tx RF コイルを作成す

We are working on a radiofrequency field (RF)penetrable PET insert for MRI systems [1]. To avoid
mutual electromagnetic interferences between PET and
MRI systems, PET detectors are RF-shielded bycopper, carbon fiber or similar conducting materials.
Conventional PET inserts [2-4] are connected to the RF
ground that attenuates the RF field near the PET
modules (Figure 1(a)). For this reason, a separatetransmit (Tx) RF coil needs to be used inside the PETring. In the RF-penetrable PET insert, the shielded PETring is kept electrically floating from the RF ground [5]

る必要無くなるため、デザイン面での難しさも低減でき(Figure 1(b)). As a result, the Tx RF field from the MRIる。

body coil can penetrate through the gaps in between the

本研究では PET リングをグランドから浮かした RF 透 shielded PET modules. This reduces the design
過型 PET インサートのデザインについての検討を行っ challenges related to using a separate Tx coil inside the
た。はじめに既存の MRI システムと組み合わせて使用 PET-ring.
するための全身用楕円型 PET リングについて検討を行った。この場合には、フルリングと不完全リングの両46

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

方の PET リングについて検討を行った。円筒形の場合 This study considered several design issues related toには、単一の PET リング（リング長が長い構造と短い構 efficient RF penetration through an electrically-floating
造の 2 種類）と RF フィールドが PET リングを透過しや PET insert. At first, we considered an oval shape PETすくするための分割 2 リングの 3 種類の構造について ring for simultaneous human body imaging with existingの検討を行った。
MRI systems. Both the full-ring and partial-ringgeometries were considered. We also consideredcylindrical single-ring and two-ring geometries for
efficient RF field penetration through the PET-ring.

Figure 1 Schematic representation of insert PET-ring inside the MRI bore: (a) a conventional RF-grounded PET
insert that needs a separate transmit (Tx) RF coil, and (b) an electrically-floating PET insert that can use theexisting body RF coil as the Tx.

2. 実験手法

2. Methods and Materials(1) 楕円型インサート(1) Oval insert

我々は 3 T MRI(Siemens MAGNETOM Verio)と PET We are working on the development of an oval shapeの全身同時イメージングを目的とした、楕円型 RF 透過 RF-penetrable PET insert for simultaneous body
PET インサートの開発を進めている。楕円の形状は人 imaging with a 3T clinical MRI system (Siemens
体に形状に近く、加えて MRI のボアへ挿入するときに MAGNETOM Verio). The oval shape matches well with
患者用のベッドに置く場合にも便利である。RF 透過性 the human body shape and it can be inserted inside theや臨床用 MRI での使用する場合の安全性の基礎研究 MRI bore with the patient bed. As an initial study on RFのため、我々は長軸が 210mm、短軸が 140mm の小 penetration efficiency and the safety of the clinical MRI型の試作機の開発を行った(Fig. 2)。高い RF 透過性 system, we developed a small prototype system ofを得るために、イメージング領域の中心から遠い長軸 major-axis 210 mm and minor-axis 140 mm (Fig. 2). Weの端の部分の検出器間のギャップを広めに確保してい kept wider inter-module gaps near the major-axis ends
る。360 度を PET 用検出器で囲むため(フルリング)、 for higher RF penetration since they are farther from the
PET リングの内側の RF 磁場は弱くなってしまう。そのた center of the imaging region. For the full-ring geometry,
め検出器リングの一部を取り去った形状(不完全リン the RF field was found weaker inside the PET-ring. Forグ)についても考察を行った。不完全リングの検討では this reason, we also considered partial-ring geometries.
楕円型のリングの異なるアングルからシールドボックス In the partial-ring geometries we removed shielded PETを取り外し実験を行った。Figure 2(c)に不完全リングの modules from different angles of the oval ring (one
例を示してある。

example of a partial-ring scheme is shown in figure2(c)).

47

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Figure 2 (a) Schematic of the prototype oval insert with design parameters. (b) Photo of the prototype shieldedoval insert with MRI phantom inside. (c) Schematic of a partial-ring geometry in which two opposite PET modules
are removed from near the major-axis ends.

(2) 円筒型インサート(2) Cylindrical insert

円筒型 RF 透過型 PET インサートの場合には、下記 For the cylindrical RF-penetrable PET insert, weの 3 種類のリング形状に対して RF フィールドの影響や implemented three types of ring configurations to study
RF の PET リング内への透過性について研究を行った。 the RF field effect on the ring geometry and RF
penetration efficiency inside the PET-ring:(a) 単一リング(PET リングがファントムよりも長い場合)(b) 単一リング(PET リングがファントムよりも短い場合) •(c) 間の空いた 2 つの PET リング (リング間距離は 5 ••mm、10 mm、20 mm の 3 種類)

A PET-ring axially longer than the phantom length
A PET-ring axially shorter than the phantom lengthTwo-ring PET with three different ring gaps of 5 mm,
10 mm and 20 mm

上記の PET リング形状の全ての場合について、1mm In all of the above PET-ring geometries, weと 3mm の異なる検出器ギャップ(2 つの PET シールド implemented two different inter-module gaps (gap

ボックス間の距離)を適用した。加えて、台形(参考文 between two shield boxes) of 1 mm and 3 mm. In this

献[4]で使用)と長方形の 2 つの異なるシールドボック study, we also implemented two different geometries of
ス形状を用いた(Figure 3 (a)-(b))。

the shield boxes, namely, trapezoidal (implemented in

測 定 で は 放 医 研 で 利 用 が 可 能 な 3 テ ス ラ [4]) and rectangular shape shield boxes, respectively
MRI(Siemens MAGNETOM Verio)を用いた。

shown in figure 3 (a)-(b).
Measurements were conducted in a 3T clinical MRI
system (Siemens MAGNETOM Verio) available at our
institute.

Figure 3 PET-ring with (a) trapezoidal and (b) rectangular shield boxes.

48

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)3.

結果

3. Results

PET リング内への RF フィールドの透過効果を示すた To demonstrate the RF field penetration effect inside the
めに、ここでは異なるリング形状に対する transverse PET rings, here, RF field maps for different geometries
面、coronal 面での RF フィールドマップを示した。

are illustrated with transverse and coronal maps.

3.1 楕円型インサート

3.1 Oval insert

Figure 4 にファントムの transverse 中央面で得られ In figure 4, RF field maps are given for the central
た RF フィールドマップを示す。PET インサート無し(MRI transverse plane of the phantom. It is clearly seen thatのみ)の場合と比較して、フルリング楕円型インサートを the field strength for the full-ring oval insert inside the
MRI ボア内に置いたほうが RF フィールドが明らかに弱 MRI bore is weaker compared to that without the PET
いことがわかる。不完全リングのフィールドマップでは insert (MRI-only) case. The partial-ring field map
MRI のみのマップと良く一致し、フルリングの場合よりも showed much better response that matched well with
良い RF フィールドが得られた。

the MRI-only maps.

Figure 4. Comparison of RF field maps for (a) MRI-only and (b), (c) different geometries of the oval PET insert.

3.2 円筒型インサート：PET リングが長い場合

3.2 Cylindrical insert: long-ring

Figure 5 に単一の長い PET リング（ファントムより長 Figure 5(b) to 5(d) show the comparative RF field mapsい）からなる PET インサートの場合の結果を示す。図で for the MRI-only field, and the trapezoidal andは検出器ギャップが 3mm の場合の、台形型と長方形 rectangular shape shield boxes with inter-module gap ofのシールドボックスに対する RF フィールドマップが示さ 3 mm. For the trapezoidal shield box the field
れている。台形のシールドボックスの場合、RF フィール penetration was very weak whereas the rectangular
ドの透過は非常に弱い。一方で長方形のシールドボッ shield box showed much higher performance.
クスの場合は RF 透過率が大きく改善することが示されている。

Figure 5 (a) Schematic of the one-ring PET. Transverse RF field maps for the long PET insert for (c) trapezoidaland (c) rectangular shield box. Comparison should be made with the (b) MRI-only field map.

3.3 円筒型インサート：2 リング形状

3.3 Cylindrical insert: two-ring

PET が長いフルリングの形状をしている場合、Fig. 5(c) For the long full-ring geometry, the RF field penetrationに示すとおり RF フィールド透過は弱くなってしまう。1 つ was weak (Fig. 5(c)). One solution could be usingの解決策として長さの短い複数の PET リングを並べる multiples of the short full-ring geometry. Figure 6

49

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

方法が考えられる。Figure 6 に 2 つの短いフルリング illustrates RF field maps for a two-ring geometry. Hereの場合の RF フィールドマップを示す（coronal 面）。リン field maps are given for the coronal plane to show the
グの間の領域(黒の破線の間の領域)の近くにおいて increased RF field penetration near the ring-gap region
RF フィールドの透過性が増加している。また、検出器 (black dotted lines). Even for the inter-module gap of 1
ギャップが 1mm の場合でも、長方形のシールドボック mm, the rectangular shield box performed better than
スの性能のほうが台形の場合よりも良くなっている(Fig. the trapezoidal shield box.
6)。

Figure 6 (a) Schematic of the two-ring PET. RF field maps for two-ring PET insert geometry for (c) trapezoidal andrectangular shield boxes. Comparison should be made with the (b) MRI-only field map.

Figure 7 (a) Schematic of the one-ring PET indicating the coronal slice. RF field maps for (c) trapezoidal andrectangular shield boxes. Comparison should be made with the (b) MRI-only field map.

3.4 円筒型インサート：PET リングが短い場合

3.4 Cylindrical insert: short ring

単一の短い PET リング（ファントムより短い）からなる Results for the coronal plane for one short ring (shorter
PET インサートの場合の coronal 面での結果を Figure than the length of the phantom) PET insert are given in
7 に示す。シールドボックス付近で発生する RF フィー figure 7. The fields near the shield boxes were weaker
ルドに対して反対向きの 2 次磁界(シールドボックス内 due to the shielding effect that arises from the opposingに発生する渦電流が原因)により、シールドボックス付 secondary magnetic field. The fields outside the PET近で RF フィールドが弱くなっていることがわかる。PET ring (outside the white dotted lines) were strong RF
リングの外(白の破線の外側)では RF フィールドが強く fields.
なっている。
4.

結論

4. Conclusion

既存の MRI で使用可能な RF 透過型 PET インサー We performed a comprehensive experimental study on
トの包括的な研究を行った。はじめに全身用イメージン the RF penetrable PET insert for existing MRI systems.
グのための楕円型 PET インサートの提案を行った。加 An oval shape PET insert was proposed for human body
えて円筒形のインサートについての研究も行った。結 imaging. We also studied cylindrical inserts. Results
果より広い検出器ギャップを持つ PET のリングの場合 indicated that the wider inter-module gap in the PETに RF の透過性が向上することが示された。また、フル ring geometry enhanced the RF field penetration. We
リングの場合と比較して、不完全リングの場合のほうが demonstrated that the partial-ring geometry performed
良い結果が得られた。フルリングの場合、複数の短い better than the full-ring geometry. For the full-ring50

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

リングを並べた構造のほうが１つの長いフルリングよりも geometry, multiples of a shorter full-ring geometry
性能が優れていた。加えて台形型の代わりに長方形 outperformed one long full-ring geometry. Also,型のシールドボックスを使用することで RF の透過が高 implementation of the rectangular shield box instead ofまった。

the trapezoidal one significantly raised the RF
penetration.

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Achievements[1] Cypos Award – JSMP (Japanese Society for Medical Physics), 2016.
[2] ISMRM Educational Stipend – ISMRM (The International Society for Magnetic Resonance in Medicine), 2016.
[3] Trainee Grant – IEEE-NSS/MIC (Nuclear Science Symposium/Medical Imaging Conference), 2016.

51

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

次世代 PET: Whole gamma imaging (WGI)の開発
Development of whole gamma imaging (WGI)
吉田英治 主幹研究員
Eiji Yoshida, Principal Researcher

1. Introduction

１．はじめにPET はがん診断や分子イメージングのツールとして広く

PET has become a useful tool for cancer diagnosis and

認知されている。一方、微小がん・脳内異常たんぱく質のmolecular imaging. However, sensitivity of current PET

超早期検出など、近年高まる個々の細胞の生体内挙動

systems is not sufficient for super high-sensitivity imaging

を追跡するニーズに応えるためには、PET の感度は不十such as in-vivo single-cell tracking. We proposed a new

分であり、新しい原理の診断法の発明が求められる。そこ

concept of whole gamma imaging (WGI) [1][2], which is a

で 、 我 々 は 全 ガ ン マ 線 イ メ ー ジ ン グ （ Whole Gamma

novel combination of PET and Compton imaging [3][4] toImaging: WGI）コンセプト[1][2]を提案し、次世代画像診

break through this inherent drawback in PET. In this work,

断法としてインサート型 WGI の開発を進めている。本研究we show our WGI concept and evaluate the performance

では WGI コンセプトの紹介とシミュレーションによる性能予of a WGI geometry using Monte Carlo simulation.

測を行った。

2. WGI

２．WGI
WGI は、検出可能なすべてのガンマ線をイメージングに

The WGI concept uses all detectable gamma rays for

利用する。散乱部として利用する追加の検出器リングを

imaging. An additional detector ring, which is used as the

一般的な PET 検出器リング内に挿入し、コンプトンイメー

scatter part, is inserted in a conventional PET ring so that

ジング[3][4]の手法によってシングルガンマ線を検出する

single gamma rays can be detected by the Compton

ことができる。図１左に示すように、PET では、ポジトロン放

imaging method. In PET, a coincidence event may be

出核種を用いて１対の消滅放射線を同時計数し画像を

detected during imaging if the direction of the annihilation

得る。しかしながら、同時計数法では１回の放射性壊変で

photons is constrained to lie along a line-of-response

同時計数線上の位置までは特定できないため、カウントヒ(LOR) as shown in Figure 1 (left). However, PET needs

ストグラムから画像再構成する必要がある。一方、WGI で

image reconstruction from a count histogram, because theは、１対の消滅放射線の一方だけしか検出できなくてもイcoincidence event cannot be used to detect position on the

メージングに利用できる。その上、対消滅による消滅放射

LOR. On the other hand, the WGI can make an image from

線だけでなくガンマ崩壊によるガンマ線もほぼ同時に放出

missing pairs of annihilation photons, at least one of whichする核種（例えば 44Sc: ポジトロンと 1157 keV ガンマ線）

is undetected. In addition, we can expect further largeを用いることによって、さらなる検出効率の向上が期待でsensitivity gain for triple gamma emitters such as 44Sc (e+きる。図 1 右に示すように、理論的には、１回の壊変から

and the 1157 keV gamma ray). In theory, localization from

同時計数線とコンプトン円錐の間の交点を算出することにa single decay is possible by identifying the intersection

よって線源位置の特定が可能である。

point between a LOR and a Compton cone as shown in
Figure 1 (right).

GEANT4 を用いて、GSOZ シンチレータによる PET 検出器[5]リング内に、より高いエネルギー分解能を有する

We simulated the WGI geometry using GEANT4 toolkit as

GAGG[6]シンチレータによる散乱検出器リングを挿入した

shown in Figure 2. The WGI geometry has multiplex

22

detector rings as the absorber part and the scatter part. The

WGI（図 2）を模擬した。 Na(ポジトロンと 1274 keV ガンマ

52

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

線)点線源を視野内に配置し、同時計数線上に投影されabsorber part was based on our previously developed DOI-

るコンプトン円錐の線源位置の算出精度を評価した。まPET scanner. The scatter part was inserted into the DOI-

た、511 keV 消滅放射線に対するコンプトン事象の空間

PET scanner. We measured a 22Na point source (e+ and

分解能を 3DLM-OSEM 法により算出した。

the 1274 keV gamma ray).

Figure 1

Principal of WGI. Location of a triple-gamma emitter is determined (even from a single decay)
by identifying the intersection point between a coincidence line and a Compton cone.

Figure 2

Simulated WGI geometry.

3. Results and discussion

３．結果と考察At the 5 cm-off-center position, the source position

図 3 に視野中心から 5 cm の位置で、コンプトン円錐を
単純に同時計数線上に投影した点線源の分布を示す。

distribution projected on the LOR was 7.3 mm FWHM

同時計数線上の位置分解能は半値幅で 7.3 mm であっwithout applying any image reconstruction as shown in

た。画像再構成に関して、コンプトン円錐を同時計数線上

Figure 3. For the triple-gamma emitter WGI concept, theに投影した後、WGI は一般的な time-of-flight (TOF)-

image reconstruction method is almost equivalent to that of

PET とほぼ同等に扱うことができる。商用 TOF-PET の時

conventional time-of-flight (TOF)-PET, after the source

間分解能は約 500 ps [7]であり、同時計数線上の位置

position distribution is projected on the LOR. The most

分解能は約 15 cm となる。WGI は TOF-PET と比べて大current clinical TOF-PET systems have the timing
resolution of about 500 ps [7] and the source position

53

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

distribution projected on the LOR is about 15 cm. WGI has

幅なノイズ低減が期待できる。

a greater potential for noise reduction compared to TOF-

図４に 511 keV 消滅放射線に対するコンプトン事象のPET.

空間分解能を示す。視野中心での空間分解能は 6 mmであった。また、散乱検出器リングに近づくにほど、空間分

Figure 4 shows average spatial resolutions of Compton

解能は改善した。コンプトン事象を検出することは、シング

events (511 keV) for several positions of the point source.

ルガンマイメージングが可能になり感度の改善も期待でき

Average spatial resolution at the center of the FOV was 6

るが、現在の検出器仕様では PET の空間分解能に及ばmm. Also, as the position of the point source was close to

ず位置依存性も高いため、効果的なコンプトン事象の利

the scatter detector ring, average spatial resolution was

用方法について検討している。

improved.

Figure 3

Figure 4

Simulation result. FWHM resolution of 7.3 mm was obtained through simple backprojection.

Average spatial resolutions of Compton events (511 keV) for several positions of the point source.

4. Conclusion

4．まとめ

Simulation results showed the feasibility of the triple-

本研究ではモンテカルロ・シミュレーションにより WGI のgamma WGI concept.

有用性を示し、開発中の試作機に関する紹介を行った。

54

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Acknowledgement
Collaborators【Helmet PET】 Hideaki Tashima, Mitsutaka Yamaguchi, Yuto Nagao, Naoki Kawachi, Taiga Yamaya(NIRS-QST)
Yusuke Okumura, Mikio Suga (Chiba University)
Makoto Sakai (Gunma University)
ATOX Co., Ltd.
【OpenPET-guided surgery】 Yukie Yoshii, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Hiroyuki
Takuwa, Aya Sugyo, Ming-Rong Zhang, Taiga Yamaya (NIRS-QST)

Grants

JSPS KAKENHI 16H02641and15K08708

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Research achievements in 2016
[1]

第 111 回日本医学物理学会学術大会大会長賞“First healthy volunteer study of high sensitive helmet-chin PET
prototype".
CyPos Presentation Award, 111th Scientific Meeting of the Japan Society of Medical Physics,“First healthy volunteer
study of high sensitive helmet-chin PET prototype".

55

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

ロング X’tal Cube の性能評価
Performance Evaluation of the long X’tal Cube
稲玉直子 主幹研究員
Naoko Inadama, Principal Researcher

１．はじめに

1. Introduction

X’tal cube（クリスタルキューブ）は我々のグループで開X’tal cube is a PET detector which we have developed [1].

発した PET 検出器である [1]。 Figure 1 に X’tal cube

As shown in Figure 1, it consists of a 3-dimensional arrayの構造を示す。細かな立方体のシンチレータ結晶素子のof small cubic scintillation crystal elements (called a crystal

3 次元配列で形成されるシンチレータ部（結晶ブロック）のblock) and the multi-pixel photon counters (MPPCs), as

全 6 面に受光素子として multi-pixel photon counters

photo-detectors, on all six sides of the crystal block. There（MPPC）が結合される。結晶素子間には反射材を入れ

is no reflector inside the crystal block so that scintillation

ず、その結果 1 つの結晶素子から発したシンチレーション

light generated in a crystal element spreads toward all

光は 3 次元的に広がり、結晶ブロックの全 6 面でそこに配

surfaces of the crystal block and is detected by the MPPCs

置されている MPPC によって受光される。6 面すべてのon the surfaces. Results of the Anger-type calculation of all

MPPC の 信 号 を ア ン ガ ー 計 算 し た 結 果 を 3 次 元 のMPPC signals provide responses corresponding to all

position histogram に表していくと、1 つ 1 つの結晶素子に

crystal elements in a 3D position histogram. If responses

対応した応答が現れる。これらの応答が重なりなく現れれ

are not overlapped and corresponding crystal elements

ば対応する結晶素子が明らかに識別でき、X‘tal cube は

are identified clearly, then we can recognize the X’tal cube

x, y, z の 3 方向に対しその結晶素子サイズの位置分解能

has resolution of the crystal element size in the x-, y-, andを有するといえることになる。

z-directions.

X‘tal cube について、高分解能化の試みがなされた結We have studied how to realize higher resolution for the

果 18 mm の立方体の結晶ブロックで 3 方向すべてに 1

X’tal cube and we achieved 1 mm and 0.77 mm

mm の位置分解能を、13.1 mm の立方体の結晶ブロック

resolutions in all 3 directions with the 18 mm and 13.1 mm

で 0.77 mm の 位 置 分 解 能 を 達 成 す る こ と が で き た

cubic crystal blocks, respectively [2,3]. We also studied[2,3]。高感度化の試みとしては、結晶素子をさらに足してachieving higher sensitivity for the X’tal cube by adding

一方向（z 方向）に結晶ブロックを長くすることで感度を高crystal elements in one direction (z-direction) [4]. As thisめる研究を行った [4]。ここではこの構造の X’tal cube をlong X’tal cube (long-XC), we fabricated a 6 × 6 × 14 array

long X‘tal cube （long-XC）とよぶ。long-XC として 3 mmof 3 mm cubic LGSO crystal elements. Not like Figure 1の立方体の LGSO 結晶素子を 6 × 6 × 14 配列にした。

which shows a basic structure of the X’tal cube, we

MPPC は、Figure 1 に示す基本構造では密に配置される

coupled the MPPCs in the z-direction with the interval ofが、long-XC では数を減らす目的でｚ方向の MPPC 配列

2.5 times the crystal element size with the purpose ofの間隔を結晶素子サイズの 2.5 倍とした。性能評価の結

reducing the number of the MPPCs. Performance

果、結晶素子の識別が可能であることを確認した。

evaluation results showed that the crystal identification

本 報 で は 、 long-XC の さ ら な る 研 究 と し て 、 異 な る

was possible.

MPPC タイプでの性能の比較、結晶素子間を光学接着

Here, we report results of our further study about the

材で接着した場合としない場合の比較、3 次元のlong-XC. The performance was compared while changing

position histogram を作るためのアンガー計算に用いる

detector parameters: MPPC type, material between crystal

MPPC 信号を選んだ場合とすべて用いた場合の比較を

elements, and MPPC signals used in the Anger-type56

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)calculation to generate the 3D position histogram.

行った結果を示す。

Figure 1

Structure of X’tal cube and explanation of positon histogram.

２．方法

2. Materials and methods

前回の実験[4]と同様に、long-XC の結晶素子として 3

The same as in our previous study[4], the crystal block of

mm の立方体の LGSO を用いそれを 6 × 6 × 14 配列にしthe long-XC was composed of a 6 × 6 × 14 array of 3 mmて結晶ブロックとした。LGSO の表面は化学研磨された状

cubic LGSOs. Their surfaces were chemically etched. The

態であった。使用した MPPC の感度有効領域は結晶素

active area of each MPPC was 3 mm × 3 mm, the same

子表面と同じ 3 mm × 3 mm であり、90 個の MPPC を

size as the surface of the crystal element. Ninety MPPCs

Figure 2 に示すように結晶ブロックに結合した。接着剤に

were coupled to the crystal block as shown in Figure 2.

は RTV ゴム（KE420、信越化学社製、屈折率 1.45）を用

They were coupled with RTV rubber having a refractive

いた。z 方向の MPPC の間隔は結晶素子サイズの 2.5 倍index of 1.45 (KE420, Shin-Etsu Chemical Co., Ltd.). Inとなっている。MPPC の感度有効領域以外の結晶ブロッthe long direction, the interval between the MPPC active

ク 表 面 は 反 射 材 で 覆 っ た 。 反 射 材 に は multilayer

areas was 2.5 times longer than the crystal element size.

polymer mirrors （住友 3M 社製、反射率 98%）を用いMultilayer polymer mirrors of 98% reflectivity (Sumitomo

た。

3M, Ltd.) were used as the reflector to cover the area

比較した２つの MPPC はどちらも浜松ホトニクス社製でbetween MPPC active areas.

あり、マイクロピクセルサイズが 25μm(25μ-MPPC: with

Two types of MPPCs were compared: 25μ-MPPC

14400 of 25 μm micro-pixels; 30.8 % fill factor)と 50(S10931-025P, with 14400 25-μm micro-pixels; 30.8 % fillμm（50μ-MPPC: with 3600 of 50 μm micro-pixels;

factor) and 50μ-MPPC (S10931-050P, with 3600 50-μm

61.5 % fill factor）であった。比較した結晶素子間の条件

micro-pixels; 61.5 % fill factor). Both are products of

は、RTV ゴムで接着する、接着せず空気のままとする、でHamamatsu Photonics K.K.. Two conditions between

あった。接着しない条件では、結晶素子がばらばらになら

crystal elements were also compared: with coupling

ないようにライトガイドの役割もする 1 mm 厚のアクリル板

material (RTV rubber) and without coupling material, that

で結晶ブロックの 6 面を固定した。アクリル板の表面に反is, left as an air gap. For the air gap condition, the crystal

射材と MPPC を接着した。アンガー計算で用いる MPPC

block was supported by light guides (1-mm thick acrylic

信号の比較について、例えば x 方向へのアンガー計算はplates) on all sides to keep its shape and reflectors andFigure 3 に示す同じ x 位置の MPPC の信号の和（Sx1 ~MPPCs were coupled on the surfaces of the acrylic plates.

Sx5）について計算される。このとき、Sx2 ~ Sx4 が直接 x のRegarding the comparison for the Anger-type calculation,

位置を示唆するのに対し、Sx1 と Sx5 はその比率が x の位

we compared performance in the cases of all MPPC

置を示唆することになる。そこで、性質の違う Sx1 と Sx5 を

signals used and of chosen MPPC signals used. For

除いてアンガー計算をし、加えて全信号を用いて計算しexample, for x position, “all” means all sum signals (Sx1 to

た場合の結晶素子の識別能と比較した。

Sx5 in Figure 3) were used and “chosen” means only Sx2 to

性能評価実験には 137Cs 点線源（662 keV のγ線）とNIM、CAMAC システムを用いた。

Sx4 were used.
137Cs point sources (662 keV gamma ray) and NIM and

CAMAC

systemmeasurement.

57

were

used

for

the

performance次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Figure 2

Structure of the long-XC.

Figure 3

３．結果

MPPC sum signals for the Anger-type calculation.

3. Results

Figure 4a) に 25μ-MPPC と 50μ-MPPC を用いたとき

Figure 4a) shows the 3D position histograms obtained withに得られた 3 次元の position histogram を示す。6 × 6 ×

the 25μ- and 50μ-MPPCs. The image is displayed

14 個の結晶素子すべての応答を含むように表示されてincluding all the responses corresponding to 6 × 6 × 14いる。応答の配列が見やすくなるよう z 方向 8 層目の応答

crystal elements. Responses of the 8th-layer in theを緑の線で囲んである。結晶応答の弁別は 50μ-MPPCz-direction are enclosed by the green lines for easy

を 用 い た と き の 方 が 優 れ て い る 。 50μ-MPPC はunderstanding of the array of responses. Much better

25μ-MPPC に比べ micro-pixel の数が少なく fill factor

response separation was obtained with 50μ-MPPCs. The

が大きいことより、fill factor の低さが性能を落としてしまっ

50μ-MPPC with the smaller number of micro-pixels andていると考えられる。Figure 4b) に中央付近（5, 6, 7 層

the larger fill factor than the 25 μ-MPPC was a better目）と端に近い部分（12 層目）の結晶素子（それぞれ 6 ×

choice to use for the long-XC. This means that the low fill6 配列）に対する応答を Figure 4a)の 3 次元 position

factor of the 25 μ-MPPC degraded the performance.

histogram から切り出した 2 次元 position histogram を

Figure 4b) shows the 2D position histograms of central示す。50μ-MPPC を用いたときの応答である。5, 6, 7 層

layers (the 5th-, 6th-, and 7th- layers) and a peripheral

目は隣り合う位置であるにも関わらず応答の弁別能は 6

layer (the 12th-layer) extracted from the 3D histogram with

層目が 5, 7 層目より優れている。また、Figure 2 の面 C

the 50μ-MPPCs (Figure 4a)). Response separation for theの MPPC に近い位置である 12 層目での応答の分離は

6th layer was better than that for the 5th- and 7th- layers

面 C から遠い中央に位置する 7 層目に似ている。Figureeven though these two layers were adjacent to the2 より、７層目の表面に MPPC が結合する面積は 12 層

6th-layer. On the other hand, separation was similar for the

目と同じであり、6 層目では結合する面積がさらに大きく 5

7th- and 12th-layers despite their position difference in the

層目は結合されておらずすべて反射材で覆われている。

crystal block. These results indicate that response

結晶応答の分離は、結晶ブロック内の位置よりこの各層

separation depends only on the rate of the area covered

表面に MPPC が占める割合に依存するという結果となっwith MPPCs on each crystal layer, which is highest at theている。

6th-layer, 0 at the 5th-layer, and the same at the 7th- and異なる結晶素子間の条件と異なるアンガー計算で得ら

12th-layers as shown in Figure 2.

れた 5,6 層目の 2 次元 position histogram を Figure 4c)

The other two detector parameters were compared inに示す。これらの結果より、結晶素子は RTV ゴムで光学

Figure 4c). These results indicate that the air gap is a

接着せず空気のままの方が性能が優れ、その場合はアン

better choice as the condition between crystal elements.

ガー計算は全 MPPC 信号を用いる方がよいことがわかる。

For the Anger-type calculation, using all MPPC signals

しかし、結晶素子間を RTV ゴムとした場合はアンガー計

was better for the air gap condition while signal choice

算で信号を選ぶことで結晶応答の弁別が明らかに改善さ

clearly improved response separation for the RTV

58

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

condition.

れることがわかる。
エネルギー分解能について、結晶応答の弁別がややThe energy resolution of a central crystal element in the

劣る 5 層目で表面の MPPC から最も離れている中央の結

5th-layer was 12.9 % for 25μ-MPPCs, 11.9 % for

晶素子のエネルギー分解能は、25μ-MPPC を用いた場

50μ-MPPCs with the air gap, and 12.0 % for 50μ-MPPCs

合 12.9 %, 50μ-MPPC を用い結晶素子間を空気としたwith RTV.

場合 11.9 %, RTV ゴムとした場合 12.0 %であった。

Figure 4 a) 3D position histograms obtained with 25μ-MPPCs and 50μ-MPPCs. b) 2D position histograms of central andperipheral layers extracted from the 3D histogram with 50μ-MPPCs in a). c) 2D position histograms obtained with theconditions of the air gap and RTV between crystal elements, and all and chosen MPPC signals used in the Anger-type
calculation.

４．まとめ

4. Conclusions

Long-XC の性能向上のための研究を行った。その結果、This study optimized parameters of the long-XC. As aMPPC としては 25μ-MPPC より 50μ-MPPC を用いる方がresult,よく、結晶素子間を RTV ゴムで光学接着すると結晶素子

performance than the 25μ-MPPC and coupling crystalの識別能が大きく劣化することがわかった。アンガー計算

elements with RTV rubber degraded crystal element

the

50μ-MPPC

was

found

to

offer

betterでの工夫については、結晶素子間を RTV ゴムで接着した

identification performance more than air did. MPPC signal

場合のみ性能を改善させることがわかった。

choiceintheAnger-type

calculation

improved

performance only when crystal elements were coupledwith RTV rubber.

59

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Acknowledgements
Collaborators
Fumihiko Nishikido, Hideo Murayama, Taiga Yamaya (NiRS-QST)
Yoshiyuki Hirano (Gunma-University)

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60

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

X’tal cube 検出器の結晶内散乱事象の解明
Study of inter crystal scattering events in the X’tal cube
新田宗孝 大学院課程研究員
Munetaka Nitta, Junior Researcher Associate

１．はじめに

1. Introduction

我々は、等方位置分解能を有する PET 検出器である

We have developed a PET detector with isotropic

X’tal Cube を研究、開発してきた[1]-[4]。本検出器は、

position resolution, the X’tal cube [1]-[4]. The X’tal cube

セグメント化されたシンチレータブロックの各面に、薄型のdetector is composed of a scintillator block which is

光検出器である Multipixel photon counter(MPPC)を接着

segmented into small cubes and multi pixel photon

し作成する。図１に X’tal Cube 検出器の模式図を示す。

counters (MPPC, Hamamatsu Photonics K.K., Japan) as

内部には立方体状の結晶セグメントがあり、１つのセグメン

photo detectors covering the surfaces of the scintillator

トで発光したシンチレーション光は全ての MPPC に広がる。

block. Figure 1 shows an illustration of the X’tal cube

全 MPPC 信号に対し Anger 計算をし、その結果を 3 次元

detector. Scintillation lights originating at a crystal segment

位置ヒストグラム上に描くことで、放射線検出セグメントを

spread to the MPPCs on all surfaces to be detected. All決定する（図 1 右）。

MPPC signals are used for the Anger-type calculation to

我々は、サブミリ等方的位置分解能を目指し、セグメン
トのサイズが 0.77mm 立方の X’tal cube を試作し、性能評価を行いサブミリの位置分解能を有していることを確認した。一方、γ線が検出器内で複数回散乱（結晶内散乱）し、511keV の全エネルギーを付与した場合、Anger

project onto the 3D position histogram. By drawing
interaction responses, we can determine clusters in the 3D
position histogram corresponding to the crystal segments(Figure 1 (right)). We identify the interaction segment fromthe response.

計算の結果は、検出器の結晶ブロック中央部分の応答

We previously developed the X’tal cube composed of関数には、結晶内散乱イベントによるものと考えられるテ

segments with the size of (0.77 mm)3 to achieve isotropicールが見られた。PET 検出器においては、結晶内散乱イ

sub-millimeter spatial resolution. We confirmed that the

ベントは位置弁別を誤って決定しうる雑音イベントである

X’tal cube has almost 0.77 mm isotropic spatial resolution.

[5]。そこで本研究では、511keVγ線のスキャニング照

However, an undesirable effect by inter crystal scattering

射実験と、それを模擬したモンテカルロシミュレーションに(ICS) events at the central part of the X’tal cube detector

より応答関数を取得し、コンプトン散乱成分の割合や分解was能への影響などを調べた。

information about the interaction position as noise [5]. In

observed.

The

ICS

event

providesincorrect

this study, we conducted a scanning experiment of 511
keV gamma-ray fan-beams. We also simulated thescanning experiment to estimate the ratio of the ICS
eventsandperformance.

61

toevaluatetheireffectondetector

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

gamma-ray

MPPC

3D position histogram

segment
Z

1 vs 1

Anger calculation
Y

Figure 1

Response

Z

Y

X

X

Schematic Illustrations of the X’tal cube and the 3D position histogram are shown.

Each response drawn in the 3D position histogram corresponds to an individual segment of the X’tal cube.

２．方法

2. Method(1)ファンビーム照射実験(1) Fan-beam irradiation experiment

浜松ホトニクスのレーザー加工技術により内部に

We used a LYSO scintillator block (Crystal Photonics

0.77mm 間隔で光学的不連続面が生成された 13.1mm

Inc.; USA) with the size of (13.1 mm)3. Inside the

立方の LYSO(Crystal Photonics Inc. (CPI); USA)結晶ブロ

scintillator block, there were laser processed boundaries

ックを用いた[6]。内部には 17x17x17 のセグメントがあfabricated by Hamamatsu Photonics K.K. to make an arrayる。4 x 4 アレイの MPPC（S12642-0404PB-50(X), 浜

of 17x17x17 segments [6]. Each segment size was (0.77

松ホトニクス社）を光検出器として用いた。MPPC アレイはmm)3. Six 4x4 MPPC arrays (S12642-0404PB-50(X),

結晶ブロック各面に RTV ゴム（KE420, 信越シリコン社

Hamamatsu Photonics K.K.) were coupled to each surface製）を使い接着した。 図 2 にファンビーム照射実験のセof the block to make the X’tal cube. Coupling material was

ットアップを示す。 厚さ 50mm、幅 0.2mm の鉛スリット上RTV rubber (KE420, Shin-Etsu Chemical Co., Ltd.,に

22

Na 線源を取り付け、別途同時計数検出器（LGSO（ 3x3x5mm3 ） ＋ MPPC(S12572-50P,

Japan). We prepared a lead collimator with the slit width ofHamamatsu

0.2 mm and the thickness of 50 mm. A 22Na source was

Photonics K.K.)））を用意し、消滅放射線の同時計数をし

set on the slit. We conducted a coincidence experiment to

た。移動ステージで X’tal cube を 0.2mm 間隔で移動しス

detect 511 keV annihilation photons with a coincidence

キャニング照射実験をし、応答関数を得た。応答関数

detector (LGSO (3.0 x 3.0 x 5.0 mm3) + MPPC

は、評価するセグメントに対応する結晶応答に関心領域(S12572-50P, Hamamatsu Photonics K.K.)). The X’tal（ROI）を選択し、ROI 内の光電ピークイベント数をスキャン

cube detector was set on a moving stage to scan the

毎にプロットすることで得られる。応答関数に対し、真値成

detector with 0.2 mm pitch to measure the response

176

Lu 起因のバッ

function. The response function was obtained by plotting

クグラウンドを 0 次関数成分として仮定し、フィッティングを

the number of photo peak events in the region of interest

行い、その関数から分解能、結晶内散乱成分について評(ROI) set at the response in the position histogram, which

価をした。

corresponds to the segment to be evaluated, for each scan

分と散乱成分の 2 成分のガウス関数とposition. Assuming two components of true events and
ICS events and 176Lu background, we fitted the response
function with two Gaussian and one 0th order functions,and we evaluated its position resolution.

(2)シミュレーション(2) Simulation

結晶内コンプトン散乱の応答関数への影響を調べるた

In order to assess the effect of the scattered events on

めに、モンテカルロシミュレーションツールである Geant4 を

the position resolution of the X’tal cube, we simulated the

用いて、照射実験のシミュレーションを行った。シミュレー

irradiation experiment using the Geant4 simulation toolkit.

シ ョ ン で は 0.77mm 立 方 の LYSO シ ン チ レ ー タ を

Figure 3 shows the set-up of the simulation. We set LYSO

17x17x17 に配列することで検出器を模擬した。図 3 にシscintillators each with a size of (0.77 mm)3 in a 17x17x1762次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

ミュレーションのセットアップを示す。シミュレーションではコ

array as a detector. The 511 keV photons which formed a

リメータを使用する代わりに、幅 0.2mm の範囲内で一様

fan-beam with a thickness of 0.2mm were irradiatedに 511keVγ線を生成し、ファンビーム状に検出器に照instead of using the collimator. . In the simulation, we used

射した。各セグメントへのエネルギー付与情報を用いて重energy deposit information at each segment to calculate

心演算により 3 次元位置ヒストグラムを描き、γ線検出セ

the center of gravity as the interaction position.

グメントを決定した。描かれた応答関数のうち結晶内散乱イベントの割合を調べた。
Lead collimator
X’tal cube

0.2 mmCoincidence
detector

22Na

Move in
0.2 mm
steps

5 mm
6 mm
50 mm

Figure 2

Illustration of experimental setup.

Top view

Side viewYsource511 keV…….

Scan direction

60 mm

13.1
mm

source

X

DOI

DOI
Y

60 mm

Figure 3

X(row)

Illustration of simulation setup.

３．結果

3. Result(1) ファンビーム照射実験(1) Fan-beam irradiation experiment

図 4 に、実験により得られた、結晶 9 列目（スキャン中間

Figure 4 shows response functions obtained by the部分）における 1 層目および 9 層目の応答関数を示す。

experiment at the 1st and 9th DOI layers of the 9th row,

フィッティング関数を赤の線で示した。フィッティング関数

which was central part of the scan position. The red line isの半値全幅はそれぞれ、0.62mm と 0.72mm であった。応

the fitted function. Full width at half maximum (FWHM) of

答関数には、γ線が結晶セグメントに照射されていないに

the response function at the 1st and 9th DOI layers wereもかかわらずピークの外側にイベントがプロットされ、テー0.62 mm and 0.72 mm, respectively. There is a long tailルとなっている領域がある。それらは、結晶内散乱線によregion in the response function. Although 511 keVるイベントが現れたものと考えられる。9 層目の応答関数

annihilation photons were not irradiated to the segment,

では、1 層目と比べ広がっていることが分かる。

events were plotted outside the peak. We consideredthese events as the ICS events. The response function at
the 9th DOI layer was more widely spread compared tothat at the 1st DOI layer.

63

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)(2) Simulation(2)シミュレーション
図 5 にシミュレーションにより得られた結晶 9 列目におFigure 5 shows response functions of the 9th row at the

ける 1 層目および 9 層目の応答関数を示す。青と赤で示

1st and 9th DOI layers obtained by the simulation. The

されるヒストグラムがそれぞれ、結晶内散乱イベントを含

blue histogram is with the ICS events and the red is

めた応答関数と、それらを除去したイベントから得られた

without them. FWHM of the response function at the 1st応答関数である。9 層目における応答関数には実験結果

and 9th DOI layers were 0.63 mm and 0.75 mm,と同様に長いテールが乗っていることが確認できる。応答

respectively. FWHM of the response function at those関数の半値全幅は 1 層目と 9 層目でそれぞれ、0.63mm

positions without the ICS events were 0.55 mm and 0.54と 0.75mm であった。また、結晶内散乱を除去した応答関mm, respectively. Degradations of the spatial resolution of

数をガウス関数でフィッティングし、その半値全幅はそれ13% and 27% were estimated at those two positions,

ぞれ、0.55mm と 0.54mm であった。1 層目と 9 層目でそ

respectively.

れぞれ、13%と 27%程度の位置分解能の劣化が起きていると推測される。

Figure 6 shows the ratio of the area of the Gaussianfunction, which was assumed as the true component, to

図 6 に、各層毎のフィッティング関数の総面積に対す

total area of the fitted function for each DOI layer. Left andる、真値成分を仮定して得たガウス関数の面積の割合をright figures were obtained from the experiment and the示す。左が実験、右がシミュレーションにより得られたグラ

simulation, respectively. Decreasing this ratio indicates theフである。この割合が低くなるにつれ、結晶内散乱事象のeffect of the ICS is becoming higher. A similar tendency

影響が大きくなることを示す。実験、シミュレーションともに

was observed both in the experiment and in the simulation.

同様の傾向を示しており、5 層目付近まで、結晶内散乱

According to figure 6, the effect of the ICS increased untilの影響が増えていることが分かる。また、シミュレーション

the 5th DOI layer. According to the simulation, 57 % of theの結果、検出器内で検出された光電効果イベントの内

photo peak events detected in the detector were ICS

57.4%のイベントが結晶内散乱イベントであった。得られた

events. The ICS event ratios of the response function at

1 層目と 9 層目の応答関数ではそれぞれ、41%および

the67%のイベントが検出器内で相互作用したイベントであっ

67 %respectively.

1st

and

9th

DOI

layers

were

41%

and

た。
9th layer
Counts/scanCounts/scan

1st layerLong tailScan position (mm)Response functions of 1st and 9th layers obtained by the experiment. The red lines show the fitted function.
1st layer

9th layer
Counts/scanCounts/scan

Figure 4

Scan position (mm)True + ICS

True + ICS
True

True

Long tailScan position (mm)Figure 5

Scan position (mm)Response functions of obtained by the simulation. Blue shows the response function

64

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

including ICS events. Red shows the response function without the ICS events.

simulation

experiment

Figure 6

Ratio of area of true component of the fitted function to the total area of the fitted function.

４．まとめ

4. Conclusions

実験とシミュレーションにより、0.77mm 角のセグメントを

We studied the ICS events of the X’tal cube whose

持つ X’tal cube 検出器における結晶内散乱イベントにつ

segment size was (0.77 mm)3 by experiment andいて調べた。シミュレーションによると検出器の光電ピーク

simulation. According to the simulation, 57% of photo peak

イベントの内、結晶内散乱イベントは 57.4%であった。検出

events detected in the detector were ICS events. The

器の中心部は表層付近と比べ、結晶内散乱イベントの割

degradation of the spatial resolution of 27% was estimated合が多くなった。さらに中心部分では分解能にも影響を与at the center of the detector. This may affect degradation

え、27%程度分解能が劣化してしまっていると推測され

of the PET image. We expect that the effect of the ICS willた。これは、PET イメージングにも影響を与えると予想され

become larger when we try to develop a PET detector withる。更なる高分解能化を目指した場合、その影響は相対higher spatial resolution. Sub-millimeter resolution was

的に大きくなると考えられる。検出器中心部分においてもachieved at the central part of the detector but removing

サブミリ分解能は維持できていたものの、結晶内散乱イベ

the ICS events may provide higher resolution; therefore,

ントを除去することにより、分解能を改善できると考えられ

we need to develop the methods to remove these ICS

るので、今後結晶内散乱イベントの除去法を開発する必

events.

要がある。

Acknowledgements
Collaborators
Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya (NIRS-QST)
Hideyuki Kawai (Chiba University)

References
[1]

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Y. Yazaki, et al., “Development of the X’tal Cube: A 3D position-sensitive radiation detector with all-surface MPPC
readout,” IEEE Trans. Nucl. Sci., 59(2), 462-468, 2012.
T. Yamaya, et al., “A SiPM-based isotropic-3D PET detector X’tal cube with a three-dimensional array of 1 mm3
crystals,” Phys. Med. Biol., 56, 6793-6807, 2011.
Y. Hirano, et al., “Potential for reducing the numbers of SiPM readout surfaces of laser-processed X’tal cube PET
detectors”, Phys. Med. Biol., 58, 1361–1374, 2013.
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NSS MIC CR, M4CP-22, San Diego, CA, 2015.
S. Park et al “Effect of inter-crystal Compton scatter on efficiency and image noise in small animal PET module” IEEE
Nucl. Sci. Symp. Med. Imaging 2003 Conf. 4 2272–7, 2003
T. Moriya, K. Fukumitsu, T. Yamashita, M. Watanabe, “Fabrication of Finely Pitched LYSO Arrays Using Subsurface
Laser Engraving Technique with Picosecond and Nanosecond Pulse Lasers” IEEE TNS 61(2), 1032-1038, 201465

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

PET 用 MPPC モジュールの時間分解能評価
Time resolution of MPPC module for PET
田久創大 研究員
Sodai Takyu, Researcher

1. Introduction

１．はじめにPET では一対の消滅ガンマ線を同時計数した検出器

PET images are reconstructed assuming that a radioactive

ペアを結んだ線上のどこかに線源があると仮定し、画像

source exists on the line connecting a detector pair which

再構成を行う。この「同時」を判定する精度を示す指標は

has detected annihilation gamma rays in coincidence. A

時間分解能(Time resolution)と言う。この精度を上げるこ

performance index to indicate the accuracy to determineとで偶発同時計数の低減や飛行時間差情報(TOF, Timethe ‘coincidence’ is defined as ‘time resolution’. A good timeof Flight)の利用等により、画像の信号対雑音比の向上

resolution improves the signal-to-noise ratio of the PETが期待できる[1]。本稿では、優れた時間応答を持つ新images by the effect of using TOF information and by the

型の MPPC (Multi pixel photon counter) と回路が一体化

reduction of random coincidence [1]. This report describes

されたモジュールを用いて構成された PET 用検出器の時

timing resolution of a PET detector constructed with a new

間分解能の調査結果を述べる。

MPPC module consisting of MPPCs and electronics
circuits.

2. Material and methods

２．材料と方法
光検出素子は、浜松ホトニクス製 MPPC モジュール

As a photo detection element, we used a custom-made

C13500 シリーズのカスタムメイドモデルを用いた。このシ

model of the new MPPC module (C13500 series,

リーズの主な特徴は、高い時間分解能を持つこと（4×4Hamamatsu Photonics K.K.). Main features of the C13500

×20 mm3 の LFS(Lutetium fine silicate)シンチレータを使

series are good time resolution (280 ps according to the

用した標準品のカタログスペックで 280ps）、TOT(Timecatalog specifications using LFS scintillator with the crystal

over Threshold)法を用いて MPPC チャンネルごとにエネ

size of 4 × 4 × 20 mm3), capability to obtain energy

ルギー情報を取得すること、MPPC や結晶サイズの組み

information of each MPPC channel by a TOT method, and合わせが複数用意されていることである。さらに、このoptionality to combine the MPPCs and the scintillators withMPPC から読み出した信号はすぐ後ろの回路（Figure 1 a）

different sizes. This module processes all readout signalsの実験体系を参照）で処理され、相互作用した放射線のby circuits behind the detector as shown in figure 1 a) andエネルギー情報、タイミング情報、位置情報などがリストモ

gathers the energy, timing, and position information as aードの形式で収集される。MPPC のサイズは 4×4 mm2,

list-mode data format. The size of each MPPC is 4×4 mm2

75 μm pitch, 12×12 channel である。シンチレータは、標with 75 µm pitch and 12×12 channels. The 12×12 array3of 4×4×10 mm3 LFS scintillators were optically connected

準品とは異なる 4×4×10 mm の LFS を 12×12 で配列化して、MPPC のチャンネルと一対一で光学結合されto MPPC channels in a one-to-one manner. These twoている。この検出器を 2 台、30cm の距離で対向する向き

detectors were oppositely placed at a distance of 30 cm.

で配置し、中心に 3.0MBq の 22Na 点線源を置いて、30 分

A 22Na point source of 3.0 MBq was placed at the center,の同時計数測定を行った。得られたコインシデンスデータ

and coincidence measurement was performed for 30から、各検出器の MPPC チャンネルごとに時間分解能（タminutes. Time resolution of each MPPC channel was

イミング（検出時刻差の）スペクトルの半値幅）を調査しobtained as the full width at the half maximum in the
spectrum of the time differences in the measured

66

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)coincidence data. In addition, we analyzed variation of time

た。また、結晶ペアごとの時間差のばらつきを調べた。

difference between crystal pairs.

Figure 1 a) Experimental setup. b) 2D-map of time resolution with energy cutting.

３. Results and discussion

３．結果と考察12×12 チャンネルの時間分解能[ps]を 2 次元ヒストグ

Figure 1 b) shows a 2D histogram of timing resolution of 12

ラムで表示したものを Figure 1 b) に示す。Figure 1 b)で×12 channels. This histogram was obtained after energy

は各チャンネルでエネルギーウインドウを設定し、消滅放

cutting in the range of 511 keV photopeak events (without

射線の光電効果イベントのみを抽出して解析し、時間分

timing correction). Average of timing resolution of all

解能を求めている（タイミング補正はなし）。この解析を行

channels with energy cutting was 282 ps (without energy

う前の全 144 チャンネルの時間分解能の平均は 455ps

cutting it was 455 ps). We also noted that our detector had

程度であったが、補正後では 282ps 程度まで改善した。

variation of time resolution. Some channels indicated lower

また各チャンネルで時間分解能にばらつきがあることがわ

timing performance compared to other channels. We

かった。特に時間分解能が他と比較して悪いチャンネル

speculated this was an effect of the point source position.

があるが、線源の位置による影響が原因と考えられ、位High accuracy of positioning was required for accurate

置決め精度の確認が必要である。さらに、チャンネルごと

measurement. Furthermore, we found that time skew ofのタイムスタンプのばらつきが大きいこともわかった。もうeach channel had a wide variation and using another

一方の検出器も同様の傾向を示した。

detector had a similar tendency.

４．まとめ

４. Conclusion

C13500 シリーズの MPPC モジュールを用いた PET 用

We investigated timing performance of a PET detector

検出器の時間分解能を調査した。各チャンネルでエネル

using the new MPPC module (C13500 series). Individual

ギー ウ インド ウ を 個別 設 定 する こと で、 時 間分 解 能がsetting of the energy window for each channel led to higher

280ps 台前半まで向上することが分かった。今後は各チ

timing resolution approaching 280 ps. Our future work willャンネルのタイムスタンプのばらつきを解析して時間特性

include correction of the time skews of each channel forの補正法[2]等を検討する。

improvement of timing performance [2].

Acknowledgements
Collaborators
Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Taiga Yamaya (NIRS-QST)、

References

[1]
[2]

Atox Co., Ltd.

澁谷憲悟, 他, “TOF-PET 分解能の限界に関する実験と考察”, 平成 20 年度次世代 PET 研究報告書, pp. 19-23, 2009.
E. Yoshida, et al., “Parameter Optimization of a Digital Photon Counter Coupled to a Four-Layered DOI Crystal BlockWith Light Sharing”, IEEE Trans. Nucl. Sci., vol. 62, no. 3, pp. 748-755, 2015.

67

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

PET 高解像度化技術と細胞イメージング応用
Improved PET spatial resolution andcell imaging application
蛭海元貴 QST リサーチアシスタント
Genki Hirumi, QST Research Assistant
１．はじめに

1. Introduction

PET(Positron Emission Tomography)は、ほぼ全身の癌診断に有効なうえ、認知症の早期診断技術としても期待されている。PET 装置は、視野に分布した放射性核種（RI:
Radio Isotope）の分布を画像化する、核医学イメージング装置の一つである。これらの装置では、特定の生体組織に蓄積するよう開発された薬剤と組み合わせることで、代謝などの機能観察が可能である。しかし、既存の PET 装置の解像度では、脳や小動物の観察に不十分なため、より高精度な検出器開発が求められる。

Positron emission tomography (PET) is effective for

一方で、近年、iPS 細胞に代表されるような、細胞制御に関する研究が世界の注目を集めている。特に、医療分野においては、再生医療の実現が期待される。こうした背景から、細胞の持つ特性やメカニズムを解明する手法が求められる。そこで、核医学イメージング手法の応用が期待されているが、PET で取り扱うγ線は透過性が高いため、細胞レベルの観察が難しい。そこで我々は、PET で培ったシンチレーション放射線検出器の技術を応用して、γ線より飛程の短いβ線を対象にした、新たな細胞イメージング装置の開発を目指している。

resolution detector is required.

本稿では、我々が進めている、PET 用検出器および、β線検出カメラについて進捗を報告する。

cancer diagnosis for almost the entire human body and it
is expected to be effective for early diagnosis of dementia
as well. PET scanners are one of the nuclear medical
imaging apparatuses that image distribution of aradioisotope (RI) in the field of view. However, image
resolution of conventional PET is not sufficient to be used
for human brains and small animals; therefore, a higher

On the other hand, research studies on cell regulation
represented by iPS cells have attracted worldwide
attention recently as a means to realize regenerative
medicine. Therefore, imaging methods to elucidate thecharacteristics and mechanism of single cells are
required. However, it is difficult to image them with γ-rays,
which have too much permeability. Therefore, we aredeveloping a new imaging method for β-rays, which havea shorter distribution range than γ-rays, by applying our
scintillation detector technology cultivated through PET.
Here, we report progress in the development of newradiation detectors for PET and β-ray imaging.

２．PET 高解像度化技術

2. Improved PET spatial resolution(１) 序論(1) Introduction

PET の検出器は、放射線と反応して発光するシンチレ
ー タ と 、 そ こ で 生 ま れ た 光 を 取 得 す る PMT（Photomultiplier Tube）から成る。Figure 1 に示すように、
PET では、観察対象から 180°反対方向に放たれた 2
本の放射線を、2 つの検出器で同時に検出する。このとき、シンチレータのどこで放射線を検出したか特定（位置弁別）し、2 点を直線で結ぶことにより、観察対象の分布が画像化される。このような撮影原理に起因し、シンチレータの持つ厚みが測定誤差を生む．これにより、PET の

Figure 1 is an illustration of a conventional PET detector.

68

Scintillators, which convert radiation to photons, are
optically coupled to a photomultiplier tube (PMT), which
generates an electrical signal. In PET, two radiation beams
that are emitted from a subject are detected as acoincidence event. Then it is possible to localize the source
position on the straight line connecting detected points ofthe coincidence event. Therefore, the size of detector

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

画質は不均一になるため、検出器の位置弁別精度が画質に大きく寄与する。よって、それまでは 2 次元が主流だ
った位置弁別を、3 次元にまで拡張した DOI(depth-ofinteraction)検出器[1-4]が開発された。
ここで、我々のオリジナルアイデアである、光分配方式
4 層 DOI 検出器[5, 6]を Figure 2 に示す。この検出器では、シンチレータが 4 層から構成され、各層の光学条件パターンが重ならないような工夫から、各層の応答が重なり合わずに取得できる。これにより、感度を落とすことなく、高解像度を実現し、世界から高く評価されている。
より高い解像度を実現するには、2 次元平面内の位置弁別精度も高める必要がある。しかし、シンチレータを細かく分割するほど、識別が必要な応答数が増えるので、識別が難しくなる。PMT の性能を上げることで対応も可能だが、現状では高価な装置であることや、シンチレータの加工コスト増加もあり、実用的な手法ではない。
その一方で、放射線の持つ特徴から、4 層 DOI 検出器
では、各層の放射線検出確率に違いがあることがわかっている。ここで、各層の関わる検出イベントがイベント全体に占める割合を求めるため、厚さ 5 mm の LYSO を例としたシミュレーションを行った。その結果では、最も視野中心に近い最上層（1 層目）の関わるイベントは、全体の約6 割を占めることが示された。このことから、1 層目を細分化するだけで、効率よく解像度を向上できると考えた。
以上から、本研究では、各層の検出確率の違いに注
目し、シンチレータの 1 層目だけを細分化した、全く新しい構造の DOI 検出器を提案する。また、その性能を高めるため、本来はシンチレータ後部に接続するライトガイド
を、シンチレータ内部に組み込むという工夫を施した。

Figure 1

segments highly contributes to the image resolution of PET
as well as the parallax error caused by thickness of thesegments. To reduce the error, several types of depth-ofinteraction (DOI) detector have been developed [1-4].
Our group has developed 4-layered DOI detectors based on
our original light sharing method [5, 6] (figure 2); reflectors,
which are inserted in every two lines of segments andshifted differently depending on each layer, project 3-D
position information to a 2-D position histogram.
For higher image resolution, smaller segmentation isrequired. However, in practical use, assembling segmentsof a tiny size tends to cost a lot.
On the other hand, the detection efficiency of each layer
depends on the DOI, and the top (1st) layer has the highest
detection efficiency. For example, we simulated 4-layered
DOI detectors with LYSO scintillators having a length of 5mm. In this case, 59% of the coincidence events are related
to the 1st layer. That implies that the size of segmentation of
the 1st layer mostly contributes to PET image resolution.
Therefore, we proposed a more practical 4-layered DOI
detector. The key idea is that the segment size of the 1st
layer mostly contributes to PET spatial resolution. In thiswork, we explore two ideas: (1) applying 1/4 size segments
only for the 1st layer; and (2) inserting a light guide between
layers of scintillator.

Figure 2

Operating principle of PET detectors.

Principle of our 4-layered DOI detector basedon light sharing method.

(２) 方法(2) Method

Figure 3 に、ベースとした検出器と、実際に作成した試作器の概要を示す。この検出器では、先に述べた光分配

Figure 3 is an illustration and a photograph of the69

developed 4-layered DOI detector. The basic design was次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

方式４層 DOI 検出器を基に、シンチレータの 1 層目のみ細分化した。具体的には、１層目を 1.4×1.4×5.0 mm3、２層目以降の３層を 2.8×2.8×5.0 mm3 毎に分割した。光分配方式では、各分割領域間の光学条件によって、得られる応答を調整可能である。これを応用し、１層目の識別性能が高まるよう、最適な光学条件パターンを考案した。
また、更なる工夫として、シンチレータの 1,2 層間にライトガ
イドを組み込んだ。ライトガイドは、シンチレータと PMT の間に挟むことで、応答全体を拡げる役割を担っている。これを層間に組み込んだことで、これまでにない調整ができるようになった。また、このように作成した試作器の性能評価を行うため、放射線の一様照射実験から得られる出力を確認した。

Figure 3

the same as our previous 4-lyered DOI detector, but the 1st
layer was segmented with 1/4 the size (1.4 × 1.4 × 5.0mm3) of the other layers (2.8 × 2.8 × 5.0 mm3). For better
identification of small segments of the 1st layer, we
contrived the best optical condition in the 1st layer. In
addition, a thin acrylic plate was inserted between the 1st
and the 2nd layers as a light guide for scintillation photons
from the 1st layer. For performance evaluation, we
measured uniform irradiation with a prototype detector.

Comparison of the proposed 4-layered DOI detector

with a photograph of the prototype detector and our previous DOI detector.

(３) 結果(3) Results

検出器から得られた出力は、その重心を求めることにOutput signals from detectors are projected to a 2-D position

より、2 次元のポジションマップ上に投影される。このポジ

histogram by an Anger-type calculation. Each cluster on the

ションマップ上で見られる点は、シンチレータの各素子と2-D position histogram corresponds to each segment of the

対応している。試作器から得られた出力を、Figure 4 に

scintillator. Then, figure 4 shows experimental results of the示す。ここでは、全層とも 2.8 mm 区切りの従来型（左）、prototype detector (mixing 1.4 mm segments on top and 2.8

１層目だけ 1.4 mm 区切りに変更した提案手法型（中mm segments for the others) with and without the light guide央）、さらに層間ライトガイドを採用したもの（右）を載せ

compared with our previous detector (all 2.8 mm segments).

た。これらの結果を比較すると、細分化した１層目の応Finally, all crystals were clearly identified. The light guide

答が重ならずに識別できたことがわかる。よって、提案しimproved crystal identification of the 1st layer. The result

た検出器構造が実現可能であることが示された。

showed the feasibility of our proposed detector structure.

70

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Figure 4 2D position map of the proposed detector(４) まとめ(4) Conclusion

4 層 DOI 検出器において、各層の検出効率が異なる

We proposed the novel DOI detector with the 1/4-size

点に着目し、効率的な高解像度化に向けた手法を提segmented top layer. The developed DOI detector showed

案した。また、層間ライトガイドの採用により、その高い識

good performance in terms of identifying scintillator

別性能が実証できた。

segments by inserting the light guide between layers.

３．細胞イメージング応用

3. Cell Imaging application(１) 序論(1) Introduction

細胞の観察には光学顕微鏡による蛍光イメージングがよく用いられるが、我々は、核医学の技術を応用した細胞機能イメージングに向けた研究を進めている。そのためには、10μm 程度の解像度を持ち、リアルタイムでの動態観察が可能な測定装置が必要となる。核医学でよく利用される PET や SPECT などのγ線検出によるイメージングでは、数 mm 程度の解像度しか得られず、細胞観察に十分な性能を得ることが難しい。一方で、物体を透過する距離がγ線よりも短いβ線検出によるイメージングでは、原理的により高い解像度が得られる。
その例として、オートラジオグラフィが挙げられるが、この手法では、一度感光デバイスに転写したものを読み込
むため、リアルタイムでの動態観察が不可能である。

Fluorescent imaging with an optical microscope is the

本研究では、β線源の分布を直接観察するために、
科学計測用の sCMOS (Scientific CMOS)カメラと薄いシンチレータを用いた装置の開発を行う。

standard for cell observation. On the other hand, we areaiming at applying our technology for functional imaging of
single cells. For this application, a measurement system thathas high resolution (10 μm order) and real-time capability isrequired. Conventional nuclear medical imaging systems
that capture γ-rays cannot achieve enough resolution for cell
observation. On the other hand, imaging methods for β-rays,
which have a shorter distribution range than γ-rays, inprinciple have a potential to achieve higher imaging
resolution. Autoradiography is commonly used as a β-ray
imaging system; however, this method does not havedynamic imaging capability because the subject istransferred onto photosensitive devices before read-out.
In this study, we developed a system that takes real-time cellfunctional images by direct observation of the β-ray source
distribution using a thin scintillator and a scientific CMOS
(sCMOS) image sensor.

71

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)(2) Method(2) 方法Figure 5 に、開発したβ線検出カメラの概要を示す。

Figure 5 shows a photograph of our prototype β-ray imaging

この装置によるイメージングでは、まず、観察対象から

camera. In this system, first, a fiber optic plate with CsI放出されたβ線を、光ファイバープレート付き CsI シンチ

scintillator emits light when it interacts with a β-ray.

This

レータへ入射させる。このシンチレータプレートは、150

scintillator plate is made of a CsI scintillator (thickness: 150

μm 厚の CsI シンチレータと、6μm 径の光ファイバープ

μm) and optical fiber tubes (diameter: 6 μm), and the emitted

レートが貼りあわされたもので、CsI とβ線の相互作用でlight is captured from the fiber side. Next, the emitted light is

発生したシンチレーション光はファイバー側から取り出

focused through lenses on the sCMOS camera. This

す。最終的にレンズを取り付けた sCMOS カメラにより、

camera has a high image resolution of 6.5 μm/pixel, and its

この光を撮影する。なお、レンズ系における工夫として、exposure time is 10 s. In order to achieve high sensitivity forシャッター速度短縮のために集光率の高いハイスピード

weak light, we used a high-speed lens having a large

レンズを、作動距離の調整を加えて接続した。

maximum aperture, the original purpose of which was to

試作したβ線検出カメラを用いて、用意したサンプル

shorten exposure time.

の撮影実験を行った。サンプルには放射性薬剤（ 18F，

We took β-ray images of a sample 18F solution (activity, 180

線源強度 180 kBq/mm3，半減期 110 分）を、均一な

kBq/mm3; half-life, 110 min) using the prototype camera.

厚さになるよう細胞観察器材のマイクロスライドに入れ、The surface of the scintillator touching the sample was

シンチレータと接する面は厚さ 12.5μm のポリイミドフィ

covered with polyimide film (thickness, 12.5 μm). Then, theルムでカバーした。そして、暗箱内において、サンプルと

sample solution was contacted with the scintillator plate in a

プレートを接触させ、放出されたシンチレーション光から

black box, and an image was obtained from the emitted

画像を取得した。なお、この実験では、１画素あたり 6.5

scintillation light.

μm 角の解像度で、10 秒の露光時間で撮影した。

Figure 5

Photograph and schematic illustration of the prototype of the proposed β-ray imaging camera .

(3) 結果(3) Results

Figure 6 に、実験で得られた結果を示す。ここで、(a)Figure 6 shows two images; (a) was taken in a bright field

は照明光を当てた状態での撮影、(b)は遮光した状態

and (b) was taken using emitted light to detect β-rays. In

で、β線によるシンチレーション光のみを撮影したものでfigure 6a, the activity area is indicated by the red frame. Our

ある。これらを比較すると、β線のイメージングにより、

prototype camera discriminated between the signal of the

線源の存在する領域を特定できていることがわかる。よactive area and the background. We concluded that ourって、提案したβ線検出カメラにより、視野内のβ線源

camera has a capability to image the distribution of β-ray

分布を画像化できたといえる。

sources in the field of view.

72次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Figure 6(a) Sample solution in a bright field image and (b) image of β-rays at the start time.

(４) まとめ(4) Conclusion

細胞レベルでの機能画像を取得することを目的とし

We proposed a β-ray imaging camera having the sCMOSて、sCMOS によるβ線検出カメラを提案した。細胞観

sensor to obtain functional images of single cells. As the first察に向けた足掛かりとして、試作機による実験では、βstep toward single-cell observation, the results of an

線源のイメージングが可能であることを確認できた。よexperiment with the prototype showed that the proposedって、今後は細胞レベルでの性能評価を進めていく。

camera had good performance. For future tasks, evaluation
at a single-cell order is required.

Collaborators【Improved PET spatial resolution】
Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, and Taiga Yamaya, (NIRS-QST)
Hideaki Haneishi, and Munetaka Nitta (Chiba Univ.)【Cell imaging application】
Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Hidekatsu Wakizaka, and Taiga Yamaya, (NIRS-QST)
Hideaki Haneishi (Chiba Univ.), Takahiro Higuchi (Univ. of Wuerzburg)

GrantsGenki Hirumi, IEEE NSS-MIC 2016 Trainee Grant (500 Euros)

References[1][2]

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[3] Y. Shao, et al., “Design studies of a high resolution PET detector using APD arrays”, IEEE Trans. Nucl. Sci., vol. 47,
pp. 1051–1057, 2000.
[4] M. Ito, et al., “Continuous depth-of-interaction measurement in a single-layer pixelated crystal array using a singleended readout”, Phys. Med. Biol., vol. 58, pp. 1269–1282, 2013.
[5] T. Tsuda, et al., “A Four-Layer Depth of Interaction Detector Block for Small Animal PET”, IEEE Trans. Nucl. Sci., vol.
51, 2537–42, 2004.
[6] T. Yamaya, et al., “A prototype of a novel transformable single-ring OpenPET”, IEEE NSS & MIC, M07-1, 2013.

73

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)イメージング物理研究チーム研究業績 2016（2016 年 1 月～2016 年 12 月）
Achievements of Imaging Physics Team in 2016 (Jan. 2016 – Dec.2016)
1. 研究成果 Resarch achievements
1.1 原著論文 Peer-reviewed articles (7)[1]
Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Yasunori Nakajima, Hidekatsu Wakizaka,
Tetsuya Shinaji, Munetaka Nitta, Shoko Kinouchi, Mikio Suga, Hideaki Haneishi, Taku Inaniwa, Taiga Yamaya,"Development of a small single-ring OpenPET prototype with a novel transformable architecture," Phys. Med.
Biol., Vol. 61, pp. 1795-1809, 2016.
Captured on medicalphysicsweb, Highlighted on medicalphysicsweb review< http://medicalphysicsweb.org/cws/article/research/64410><http://iopp.fileburst.com/mpw/review/MPWreview-issue2-2016.pdf>[2]
Yoshiyuki Hirano, Hiroyuki Takuwa, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Yasunori Nakajima, Hidekatsu
Wakizaka, Taiga Yamaya, "Washout rate in rat brain irradiated by a 11C beam after acetazolamide loading usinga small single-ring OpenPET prototype," Phys. Med. Biol., Vol. 61, pp. 1875–1887, 2016.
[3]
Yoshiyuki Hirano, Munetaka Nitta, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Naoko Inadama, Taiga Yamaya, “Induced
radioactivity of a GSO scintillator by secondary fragments in carbon ion therapy and its effects on in-beam
OpenPET imaging,” Phys. Med. Biol., Vol. 61, pp. 4870-4889, 2016.
[4]
Yoshiyuki Hirano, Fumihiko Nishikido, Daisuke Kokuryo, Taiga Yamaya, “After-pulsing, cross-talk, dark-count,and gain of MPPC under 7-T static magnetic field,” Radiological Physics and Technology, Radiol. Phys.
Technol., 9, pp. 245-253, 2016.
[5]
Hideaki Tashima and Taiga Yamaya, "Proposed helmet PET geometries with add-on detectors for highsensitivity brain imaging" Phys. Med. Biol., 61, 7205-7220, 2016.
Captured on medicalphysicsweb<http://medicalphysicsweb.org/cws/article/research/66679>[6]
Naoko Inadama, Yoshiyuki Hirano, Fumihiko Nishikido, Hideo Murayama, Taiga Yamaya, "Development of a
DOI PET detector having the structure of the X’tal cube extended in one direction," IEEE Transactions on
Nuclear Science, Vol. 63, No. 5, pp. 2509-2516, OCTOBER 2016.
[7]
Hiroyuki Takuwa, Yoko Ikoma, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Hidekatsu Wakizaka, Tetsuya Shinaji, Taiga
Yamaya, "Development of a simultaneous optical/PET imaging system for awake mice," Phys. Med. Biol., 61,
pp. 6430-6440, 2016.
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 (13)[1]
川口拓之, 小畠隆行, 佐野ひろみ, 吉田英治,菅幹生, 生駒洋子, 谷川ゆかり, 山谷泰賀, “PET 減弱補正のための骨盤部 MRI の自動領域分割法,” 信学技報 IEICE Technical Report, Vol. 115, No. 401, pp. 5154, 2016 (メディカルイメージング連合フォーラム 2016(JAMIT フロンティア 2016), 2016/1/19, poster,那覇)[2]
篠原滉平, 菅幹生, 吉田英治, 田島英朗, Jiang Jianyong, Ahmed Abdella Mohammednur, 山谷泰賀, “多層検出器を用いたコンプトン PET の実現可能性の検討,” 信学技報 IEICE Technical Report, Vol. 115, No.
401, pp. 55-58, 2016 (メディカルイメージング連合フォーラム 2016(JAMIT フロンティア 2016),
2016/1/19, poster, 那覇)[3]Taiga Yamaya, “PET Innovations at NIRS - How Imaging Improes Quality of Life,” proceedings for the 5th Intl.
Conf. on Informatics, Electronics & Vision (ICIEV), 2016 (2016/5/14@U. Dhaka, invited, oral)[4]
Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Mikio Suga, Fimihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya,“An RF coil integrated PET insert for MRI system,” proceedings for the 5th Intl. Conf. on Informatics,
Electronics & Vision (ICIEV), 2016. (2016/5/14@U. Dhaka, oral)[5]
A. Mohammadi, E. Yoshida, H. Tashima, F. Nishikido, T. Inaniwa, A. Kitagawa, T. Yamaya, "Improvement ofPurity of Produced 15O Beams for OpenPET," Conf. Rec. 2015 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference, J3D1-2, 2016.
[6]
K. Shimizu, K. Hakamata, T. Sakai, H. Yamauchi, H. Uchida, M. Hirayanagi, S. Nakamura, F. Nishikido, E.
Yoshida, M. Suga, T. Obata, T. Yamaya, "Multi-Pixel Photon Counter Module for MRI Compatible
Application," Conf. Rec. 2015 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M3CP-85,
2016.
[7]
H. Tashima, E. Yoshida, F. Nishikido, H. Wakizaka, M. Nitta, A. M. Ahmed, A. Mohammadi, S. Tazawa, Y.
Kimura, T. Suhara, Y. Fujibayashi, T. Yamaya, "Development of the Helmet-Chin PET Prototype," Conf. Rec.
2015 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M3CP-97, 2016.
[8]
E. Yoshida, H. Tashima, C. S. Levin, K. Parodi, T. Yamaya, "Simulation Study of a DOI-Based PET-Compton
Imaging System for Positron Emitters," Conf. Rec. 2015 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference, M4CP-2, 2016.

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次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

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[10]
[11]
[12]
[13]

M. Nitta, N. Inadama, F. Nishikido, E. Yoshida, H. Tashima, H. Kawai, T. Yamaya, "From (0.8mm)3 to(0.77mm)3: Improved X'tal Cube PET Detector for Better Crystal Identification," Conf. Rec. 2015 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference, M4CP-22, 2016.
E. Yoshida, H. Tashima, F. Nishikido, M. Nitta, K. Shimizu, T. Inaniwa, T. Yamaya, "Development of a WholeBody Single-Ring OpenPET for in-Beam Particle Therapy Imaging," Conf. Rec. 2015 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M4CP-314, 2016.
H. Tashima, C. Kurz, E. Yoshida, J. Debus, K. Parodi, T. Yamaya, "Patient Data-Based Monte Carlo Simulationof in-Beam Single-Ring OpenPET Imaging," Conf. Rec. 2015 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference, M5A1-4, 2016.
M. S. H. Akram, T. Obata, M. Suga, F. Nishikido, E. Yoshida, T. Yamaya, "Evaluation of the Effects of PET
Modules on the RF Field Distribution of an Integrated PET/RF-Coil Modality," Conf. Rec. 2015 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference, M5BP-83, 2016.
A. M. Ahmed, H. Tashima, E. Yoshida, F. Nishikido, T. Yamaya, "Sensitivity Comparison of the Helmet-Chin
PET with a Cylindrical PET: a Simulation Study," Conf. Rec. 2015 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference, M6A2-6, 2016.

1.4 学会発表 Conference reresentations (51)
・国際会議（口頭発表）International conference (oral presentations) (13)[1]Fumihiko Nishikido, Eiji Takada, Takashi Moritake, Taiga Yamaya, “X-ray transparent detector for IVR
dosimeter using organic photodiodes combined to plastic scintillators,” Micro-Mini & Nano-Dosimetry andInnovative Technologies in Radiation Oncology (MMND-ITRO) Conference 2016. (2016/1/26, Hobart, oral)[2]
Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Hiromi Sano,
Taiga Yamaya, "MRI performance evaluation of an integrated head PET/RF-coil modality," International
Symposium Radiation Detectors and Their Uses (ISRD2016) Abstract Book, p.14, 2016 (oral, 2016/1/19, KEK)
[3]
Akram Mohammadi, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Keiji Shimizu, Taiga Yamaya,"Optimization of a four layer DOI detector performance using different optical coupling conditions between
crystals," International Symposium Radiation Detectors and Their Uses (ISRD2016) Abstract Book, p.15, 2016
(oral, 2016/1/19, KEK)
[4]
Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Mikio Suga, Fimihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya,“An RF coil integrated PET insert for MRI system,” abstract book for the 5th Intl. Conf. on Informatics,
Electronics & Vision (ICIEV), S242-2 #672, p. 137, 2016 (2016/5/14@U. Dhaka, oral)[5]
F. Nishikido, M. Suga, K. Shimizu, M. Fujiwara, T. Obata, E. Yoshida, H. Tashima, T. Yamaya, "Performance
evaluation of a second prototype PET-MRI system based on four-layer DOI-PET detectors integrated with a RF
coil," 5th Conference on PET/MR and SPECT/MR Book of Abstracts, 2016 (PSMR2016, oral,
2016/5/23@Maritim Hotel Cologne)[6]
E. Yoshida, H. Tashima, F. Nishikido, T. Yamaya*(speaker), “Development of open-type PET scanners withsingle-ring and dual ring geometries,” J. Nucl. Med., vol. 57, no. supplement 2, 105, 2016 (SNMMI Society of
Nuclear Medicine and Molecular Imaging Annual Meeting, No. 105, Oral, Highlighted, San Diego, 2016/6/12)[7]
F. Nishikido, M. Suga, K. Shimizu, T. Obata, E. Yoshida, H. Tashima, T. Yamaya*(speaker), “Second "add-on"
PET prototype: a head coil with PET to upgrade existing MRI to PET/MRI,” J. Nucl. Med., vol. 57, no.
supplement 2, 110, 2016 (SNMMI Society of Nuclear Medicine and Molecular Imaging Annual Meeting, No.
110, Oral, Highlighted, San Diego, 2016/6/12)[8]
H. Tashima, E. Yoshida, F. Nishikido, H. Wakizaka, Y. Iwao, A. M. Ahmed, A. Mohammadi, Y. Kimura, T.
Suhara, Y. Fujibayashi,. Tazawa, T. Yamaya;” Initial clinical test of the first Helmet-Chin PET prototype forhighly sensitive brain imaging,” J. Nucl. Med., vol. 57, no. supplement 2, 254, 2016 (SNMMI Society of Nuclear
Medicine and Molecular Imaging Annual Meeting, No. 254, Oral, Highlighted, San Diego, 2016/6/13)[9]
Hideaki Tashima, Yukie Yoshii, Yuma Iwao, Eiji Yoshida, Hiroyuki Takuwa, Hidekatsu Wakizaka, Taiga
Yamaya, “Development of an open PET system for image-guided surgery,” International Journal of Computer
Assisted Radiology and Surgery (Int. J. CARS), Vol. 11, Suppl. 1, pp. 562-563, June 2016. (Oral, CARS2016,
Computer Assisted Radiology and Surgery 30th Inernational Congress and Exhibition, 2016/6/25)[10] Hideaki Tashima, Yukie Yoshii, Yuma Iwao, Eiji Yoshida, Hidekatsu Wakizaka, Hiroyuki Takuwa, Taiga
Yamaya, “Development of a Prototype OpenPET-Guided Surgery System,” 2016 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M17-5, 2016. (oral, 2016/11/5, Strasbourg)[11] Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yuma Iwao, Hidekatsu Wakizaka, Shusaku Tazawa, Chie Seki, Yasuyuki Kimura,
Tetsuya Suhara, Taiga Yamaya, “First Clinical Test of the Helmet-Chin PET Prototype,” 2016 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference, M17-2, 2016. (oral, 2016/11/5, Strasbourg)[12] F. Nishikido, E. Takada, M. Nogami, T. Maeda, T. Moritake, T. Yamaya, “X-ray transparent multi-channel
dosimeter based on organic photodiodes and plastic scintillators for real-time IVR monitoring,” 2016 IEEE
Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, R15-1, 2016. (oral, 2016/11/4, Strasbourg)[13] Genki Hirumi, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Munetaka Nitta, Hideaki Haneish, Taiga
Yamaya, “A new four-layered DOI detector with quadrisected top layer crystals,” 2016 IEEE Nuclear Science75

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

Symposium and Medical Imaging Conference, M08-8, 2016. (oral, 2016/11/3, Strasbourg)
・国際会議（ポスター発表） International conference (poster presentations) (16)[1]
Taiga Yamaya, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Md Shahadat Hossain Akram, Mikio Suga,
Hideaki Haneishi, Keiji Shimizu, Tomio Inoue, Takayuki Obata, "Add-on PET concept: a head coil with PET
to upgrade existing MRI to PET/MRI," The Sixteen Conference of Peace Through Mind/Brain Science
Abstracts, p-1, 2016 (poster, 2016/2/23, Hamamatsu)[2]
Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Hidekatsu Wakizaka, Yuma Iwao, Shusaku Tazawa, Taiga
Yamaya, "Helmet-Chin PET prototype for high sensitivity brain imaging," The Sixteen Conference of Peace
Through Mind/Brain Science Abstracts, p-2, 2016 (poster, 2016/2/23, Hamamatsu)[3]
Md Shahadat Hossain Akram, Craig S. Levin, Takayuki Obata, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya,"Concept of an RF penetrable oval PET insert for MRI system: initial study of the shielding effect," International
Society for Magnetic Resonance in Medicine (ISMRM) 24th Annual Meeting, 2016. (poster #2187, 2016/5/11,
Singapore)[4]
Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya,“Bo and SAR calculation for a full-ring human head PET system integrated with an 8-element Birdcage coil at
3T,” International Society for Magnetic Resonance in Medicine (ISMRM) 24th Annual Meeting, 2016. (poster#2193, 2016/5/11, Singapore)[5]
Hiroshi Kawaguchi, Tkayuki Obata, Hiromi Sano, Eiji Yoshida, Mikio Suga, Yoko Ikoma, Yukari Tanikawa,
Taiga Yamaya, “A hybrid-segmentation atlas method to construct the attenuation correction factor for humanpelvic PET/MRI,” International Society for Magnetic Resonance in Medicine (ISMRM) 24th Annual Meeting,2016. (poster #2186, 2016/5/11, Singapore)[6]
Md Shahadat Hossain Akram, Craig S. Levin, Takayuki Obata, Taiga Yamaya, "Experimental study for efficient
RF field penetration with optimized shielding design for an RF penetrable oval PET insert," 5th Conferenceon PET/MR and SPECT/MR, poster, 2016.
[7]
E. Yoshida; Y. Iwao; H. Tashima; Y. Nagai; C. Seki; T. Minamimoto; Y. Fujibayashi, T. Yamaya (presenter),"Demonstration of the OpenPET for dynamic entire-body monkey imaging," 2016 World Molecular Imaging
Congress, LBAP032, 2016 (2016/9/8, poster, NY)[8]
Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Craig S. Levin, Katia Parodi, Taiga Yamaya, “Sensitivity and spatial resolution
simulation of a PET-Compton insert imaging system,” 2016 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference, M04D-10, 2016. (poster, 2016/11/2, Strasbourg)[9]
F. Nishikido, M. Suga, K. Shimizu, M. Fujiwara, T. Obata, E. Yoshida, H. Tashima, T. Yamaya, “Developmentof the second “add-on PET” prototype: a head coil with DOI-PET detectors for MRI,” 2016 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference, M13C-10, 2016. (poster, 2016/11/4, Strasbourg)[10] Akram Mohammadi, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Taiga Yamaya, “Development of an Isotropic DOI
Detector Based on a Dual-Ended Readout and Subsurface Laser Engraving Technique,” 2016 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference, M04B-15, 2016. (poster, 2016/11/2, Strasbourg)[11] Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, “The “bed-PET”: a proposed geometry fora highly sensitive and affordable whole body PET scanner,” 2016 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference, M16E-6, 2016. (poster, 2016/11/4, Strasbourg)[12] Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, “Detector size and geometry optimization
for the helmet-chin PET,” 2016 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M13C11, 2016. (poster, 2016/11/4, Strasbourg)[13] Md Shahadat Hossain Akram, Craig S. Levin, Takayuki Obata, Taiga Yamaya, “An RF-penetrable oval body
PET insert for MRI: initial experimental study for efficient MR imaging performance,” 2016 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference, M16E-9, 2016. (poster, 2016/11/4, Strasbourg)[14] Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Taiga Yamaya, “Improving RF field (B1) penetration efficiency
by implementing concept of multiple full-ring PET insert for MRI system,” 2016 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference, M13E-18, 2016. (poster, 2016/11/4, Strasbourg)[15] Md Shahadat Hossain Akram, T. Obata, M. Suga, F. Nishikido, E. Yoshida, K. Shimizu, M. Fujiwara, A.
Mohammadi, Taiga Yamaya, “Development of the second prototype of the RF coil integrated DOI-PET insert:
MRI compatibility study,” 2016 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M16E10, 2016. (poster, 2016/11/4, Strasbourg)[16] Masanori Fujiwara, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido, Munetaka Nitta, Yoshihiko Kawabata, Taiga Yamaya,
Takayuki Obata, “Assessment of shielding materials for the add-on PET at different magnetic field strengths of
MRI,” 2016 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, M13C-3, 2016. (poster,
2016/11/4, Strasbourg)
・国内会議 Domestic conference (22)[1]
川口拓之, 小畠隆行, 佐野ひろみ, 吉田英治,菅幹生, 生駒洋子, 谷川ゆかり, 山谷泰賀, “PET 減弱補正のための骨盤部 MRI の自動領域分割法,” 信学技報 IEICE Technical Report, Vol. 115, No. 401, pp.

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51-54, 2016 (メディカルイメージング連合フォーラム 2016(JAMIT フロンティア 2016), 2016/1/19,
poster, 那覇)
篠原滉平, 菅幹生, 吉田英治, 田島英朗, Jiang Jianyong, Ahmed Abdella Mohammednur, 山谷泰賀, “多層検出器を用いたコンプトン PET の実現可能性の検討,” 信学技報 IEICE Technical Report, Vol. 115,
No. 401, pp. 55-58, 2016 (メディカルイメージング連合フォーラム 2016(JAMIT フロンティア 2016),
2016/1/19, poster, 那覇)
新田宗孝, 稲玉直子, 錦戸文彦, 吉田英治, 田島英朗, 河合秀幸, 山谷泰賀, "サブ mm 等方分解能を目指した PET 検出器 X’tal Cube の結晶弁別能の改善," 第 63 回応用物理学会春季学術講演会 講演予
稿集, 02-055, 2016. (21p-P12-5, 2016/3/21, 大岡山, poster)
錦戸文彦, 菅幹生, 藤原理伯, 清水啓司, 小畠隆行, 田島英朗, 吉田英治, 山谷泰賀, "頭部用 RF コイ
ル一体型 PET 装置の 2 次試作機を用いた性能評価," 第 63 回応用物理学会春季学術講演会 講演予稿集, 02-114, 2016. (22a-W833-8, 2016/3/22, 大岡山)
山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 錦戸文彦, Mohammadi Akram, 脇坂秀克, 稲庭拓, 北川敦志, "重粒子線照射野イメージングのための single-ring OpenPET 実証機開発," 第 63 回応用物理学会春季学術講
演会 講演予稿集, 02-115, 2016. (22a-W833-9, 2016/3/22, 大岡山)
Hideaki Tashima, Christopher Kurz, Eji Yoshida, Wenjing Chen, Julia Bauer, Jürgen Debug, Katia Parodi, Taiga
Yamaya, "In-beam OpenPET imaging simulation based on patient data," 医学物理, 第 36 巻 Sup. 1 (第 111回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 96, 2016. (O-052, パシフィコ横浜, 2016/4/14) (大会長賞受賞)
Akram Mohammadi, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Atsushi Kitagawa, Taiga Yamaya,"Optimization of 15O beam for in-beam PET imaging," 医学物理, 第 36 巻 Sup. 1 (第 111 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 97, 2016. (O-053, パシフィコ横浜, 2016/4/14) (大会長賞受賞)
Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Hiromi Sano,
Taiga Yamaya, "Development of a PET/RF-coil integrated system for MRI: comparative MRI study for withand without-PET modules," 医学物理, 第 36 巻 Sup. 1 (第 111 回日本医学物理学会学術大会報文集), p.
177, 2016. (O-133, パシフィコ横浜, 2016/4/16) (大会長賞受賞)
Chie Toramatsu, Eiji Yoshida, Yoko Ikoma, Hidekatsu Wakizaka, Akram Mohammadi, Hideaki Tashima,
Fumihiko Nishikido, Taku Inaniwa, Atsushi Kitagawa, Taiga Yamaya, "In-beam OpenPET measurement of
washout rate in rabbits using 10C, 11C and 15O ion beams," 医学物理, 第 36 巻 Sup. 1 (第 111 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 178, 2016. (O-134, パシフィコ横浜, 2016/4/16)
Genki Hirumi, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Munetaka Nitta, Hideaki Haneishi, Taiga
Yamaya, "Improved spatial resolution of the 4-layered DOI-PET detector by the quadrisected top layer crystals,"
医学物理, 第 36 巻 Sup. 1 (第 111 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 179, 2016. (O-135, パシフ
ィコ横浜, 2016/4/16)
Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, "Feasibility study of a pixilated mouth-insert
detector in the helmet PET," 医学物理, 第 36 巻 Sup. 1 (第 111 回日本医学物理学会学術大会報文集), p.
182, 2016. (O-138, パシフィコ横浜, 2016/4/16) (英語プレゼンテーション賞受賞)
Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Yuma Iwao, Shusaku Tazawa, Yasuyuki Kimura, Taiga Yamaya, "First healthy
volunteer study of high sensitivity helmet-chin PET prototype," 医学物理, 第 36 巻 Sup. 1 (第 111 回日本
医学物理学会学術大会報文集), p. 183, 2016. (O-139, パシフィコ横浜, 2016/4/16) (大会長賞受賞)
Yuma Iwao, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Hiromi Sano, Yasuyuki Kimura, Taiga Yamaya, "Development ofattenuation correction method for helmet-chin PET prototype using CT images," 医学物理, 第 36 巻 Sup. 1(第 111 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 184, 2016. (O-140, パシフィコ横浜, 2016/4/16)
Jianyong Jiang, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Kohei Shinohara, Mikio Suga, Taiga Yamaya, "Geant4
simulation study of a Compton-PET imaging system using advanced 3D positioning detectors," 医学物理, 第36 巻 Sup. 1 (第 111 回日本医学物理学会学術大会報文集), p. 190, 2016. (O-146, パシフィコ横浜,
2016/4/17)
吉井幸恵, 田島英朗, 岩男悠真, 田桑弘之, 吉田英治, 脇坂秀克, 須尭 綾, 張明栄，山谷泰賀, "位置特定が困難な腫瘍の正確な摘出に向けた PET ガイド手術システムの実現可能性," 第 35 回日本医用画
像工学会大会予稿集(CD-ROM), OP1-5, 2016 (2016/7/21, oral, @千葉大)
田島英朗, 吉田英治, 岩男悠真, 山谷泰賀，"ヘルメット型 PET における画像再構成法の開発," 第 35回日本医用画像工学会大会予稿集(CD-ROM), OP2-6, 2016 (2016/7/21, oral, @千葉大)
Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya,"Development of a PET/RF-coil integrated system: Evaluation of MR imaging," 第 35 回日本医用画像工学会大会予稿集(CD-ROM), PP-19, 2016 (2016/7/22, poster, @千葉大)
Yoshiyuki Hirano, Munetaka Nitta, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, “Effects
of induced radioactivity of scintillators on in-beam OpenPET dedicated for dose verification in heavy ion theray,”
医学物理, 第 36 巻, Sup. 3, p. 135, 2016. (第 112 回日本医学物理学会学術大会, O-102, 2016/9/10@沖縄

77

次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

[19]

[20]

[21]

[22]

コンベンションセンター)
田島英朗, 吉井幸恵, 岩男悠真, 吉田英治, 田桑弘之, 脇坂秀克, 山谷泰賀, "OpenPET ガイド手術シ
ステムの提案と小型試作機による実証," 第 77 回応用物理学会秋季学術講演会講演予稿集, 16a-A3711, 2016 (2016/9/16, oral, 朱鷺メッセ)
錦戸文彦, 藤原理伯, 菅幹生, 清水啓司, 小畠隆行, 田島英朗, 吉田英治, 山谷泰賀, "頭部用 RF コイ
ル一体型 PET 装置の 2 次試作機のイメージング性能評価," 第 77 回応用物理学会秋季学術講演会講
演予稿集, 16a-A37-12, 2016 (2016/9/16, oral, 朱鷺メッセ)
小畠隆行, 錦戸文彦, 田島英朗, 吉田英治, 菅幹生, 羽石秀昭, 清水啓司, 高橋浩之, 井上登美夫, 山
谷泰賀, "アドオン PET/MRI：PET 検出器一体型の MRI 用頭部 RF コイルの 2 次試作," 第 56 回日本核医学会学術総会, M3VIIIC1, 2016/11/5 (名古屋国際会議場)
岩男悠真, 山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 関千江, 木村泰之, 須原哲也, 山下大地, 田沢周作, "ヘル
メット型 PET 試作機による健常ボランティアの脳イメージング," 第 56 回日本核医学会学術総会,
M3VIIIC2, 2016/11/5 (名古屋国際会議場)

1.5 研究会 Workshop presentations (15)[1]
山谷泰賀, "生体イメージング技術開発研究チームの 5 年間," 次世代 PET 研究会 2016 講演予稿集, pp.
1-7, 2016. (次世代 PET 研究会 2016, oral, 2016/1/15, 秋葉原)[2]
吉田英治, 田島英朗, 錦戸文彦, 稲庭拓, 山谷泰賀, "OpenPET 実証機の開発," 次世代 PET 研究会 2016
講演予稿集, pp. 10-11, 2016. (次世代 PET 研究会 2016, oral, 2016/1/15, 秋葉原)[3]
田島英朗, 吉田英治, 錦戸文彦, 脇坂秀克, 岩男悠真, Abdella M. Ahmed, Akram Mohammadi, 木村泰之, 田沢周作, 山谷泰賀, "ヘルメット PET 実証機開発," 次世代 PET 研究会 2016 講演予稿集, pp. 1415, 2016. (次世代 PET 研究会 2016, oral, 2016/1/15, 秋葉原)
[4]
錦戸文彦, 菅幹生, 清水啓司, 酒井利明, 小畠隆行, 吉田英治, 山谷泰賀, "PET/RF コイル一体型アドオン PET/MRI の実証機開発," 次世代 PET 研究会 2016 講演予稿集, pp. 16-17, 2016. (次世代 PET 研究会 2016, oral, 2016/1/15, 秋葉原)
[5]
山谷泰賀, 吉田英治, 生駒洋子, 錦戸文彦, 田島英朗, Akram Mohammadi, 稲玉直子, “PET イノベーシ
ョン：ハードウェアの開発から脳神経伝達機能の画像化まで,” 第 3 期中期計画成果発表会 放射線科
学 未来へのメッセージ, p. 31, 2016 (2016/1/26 東京国際フォーラム, ポスター発表)[6]
山谷泰賀, “頭部用 PET-MRI の開発,” 千葉大学 戦略的重点研究強化プログラム「マルチモーダル計
測医工学」キックオフシンポジウム, 2016/3/8 (千葉大学).
[7]
Taiga Yamaya, “Introduction of imaging physics research at NIRS,” 4th SNU-NIRS Workshop on Nuclear
Medicine Imaging Science and Technology, 2016/4/19. (oral, Jeju)[8]
Hideaki Tashima, Christopher Kurz, Eiji Yoshida, Wenjing Chen, Julia Bauer, Jürgen Debus, Katia Parodi, Taiga
Yamaya, “Patient data-based in-beam OpenPET simulation,” Proceedings of the 4th SNU-NIRS Workshop on
Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 7-10, 2016. (2016/4/19, oral, Jeju)[9]
F. Nishikido, M. Suga, K. Shimizu, M. Fujiwara, T. Obata, E. Yoshida, H. Tashima, T. Yamaya,” Developmentof a second prototype PET-MRI system based on four-layer DOI-PET detectors integrated with a RF coil,”
Proceedings of the 4th SNU-NIRS Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 1619, 2016. (2016/4/19, oral, Jeju)[10] Abdella M. Ahmed, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya, “Feasibility study of a pixelated mouthinsert detector in the helmet PET,” Proceedings of the 4th SNU-NIRS Workshop on Nuclear Medicine Imaging
Science and Technology, pp. 31-35, 2016. (2016/4/19, oral, Jeju)[11] Akram Mohammadi, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Taku Inaniwa, Atsushi Kitagawa,
Taiga Yamaya, “15O production for in-beam PET imaging,” Proceedings of the 4th SNU-NIRS Workshop on
Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 42-47, 2016. (2016/4/19, oral, Jeju)[12] Md Shahadat Hossain Akram, Takayuki Obata, Mikio Suga, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Taiga Yamaya,“MRI compatibility study of a cylindrical PET/Birdcage-coil multimodal system,” Proceedings of the 4th SNUNIRS Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 58-61, 2016. (2016/4/20, oral, Jeju)[13] Munetaka Nitta, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Hideyuki Kawai, Taiga
Yamaya, “Spatial resolution evaluation of the X'tal cube detector of 0.77 mm cubic segments,” Proceedings ofthe 4th SNU-NIRS Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 67-70, 2016.
(2016/4/20, oral, Jeju)[14] 山谷泰賀, 吉田英治, 錦戸文彦, 田島英朗, Akram Mohammadi, 稲玉直子, 寅松千枝, Abdella M. Ahmed,
岩男悠真, Md Shahadat Hossain Akram, 田久創大, 脇坂秀克, 新田宗孝, 蛭海元貴," 平成 28 年度 QST
研究交流会 ポスター発表, 2016/12/7 (高崎研)[15] H. Tashima, Y. Yoshii, Y. Iwao, E. Yoshida, H. Wakizaka, H. Takuwa, and T. Yamaya, "Demonstration of a
Prototype OpenPET Surgery System Toward Conquest of Refractory Cancer," 平成 28 年度 QST 研究交流会

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次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

ポスター発表, 2016/12/7 (高崎研)
1.6 特許 Patents (6)・出願 Application (1)[1]
吉田英治, 山谷泰賀, “積層型放射線 3 次元位置検出器,” 特願 2016-073372, 2016/3/31 出願 (Q00508JP)
・登録 Registered (5)[1]Hideaki Tashima, Taiga Yamaya ,”HELMET-TYPE PET DEVICE,” US9,226,717, 2016/1/5 登録 (474US)[2]
山谷泰賀, 小畠隆行, 菅野巖, 高山卓三, 山形仁, 岡本和也, “PET 装置、PET-MRI 装置および画像処理方法,” CN 102725657 B, 2016/1/13 登録 (398CN)[3]
山谷泰賀, 小畠隆行, “PET 装置,” 第 5939549 号, 2016/5/27 登録 (383.1).
[4]
山谷泰賀, 田島英朗, 東又厚, "楕円軌道回転装置及び PET 装置," 特許第 6010815 号, 2016/9/30 登録.
(429JP)[5]
Taiga Yamaya, Fumihiko Nishikido, Takayuki Obata, Mikio Suga, Kazuyuki Saito, Mitsuo Watanabe, Eiichi
Tanaka, “INTEGRATED PET/MRI SCATTER,” US9,510,797, 2016/12/6 登録 (394US)
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 Workshop hosting (2)[1]“次世代 PET 研究会 2016”を主催, 2016/1/15 秋葉原, 参加者数 132 名(所外 101 名)[2]
研 究 会 “ 4th SNU-NIRS Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology” を 主 催(2016/4/19-21, Jeju)
2.2 セミナー開催 Seminar hosting (1)[1]“国際オープンラボラトリ・ジョイントセミナー Radiation Damage Detection in Polymers/Biomolecules
and Imaging in Particle Therapy”を主催 2016/3/8, 放医研.
2.3 報告書出版 Annual report publishing (1)[1]
山谷泰賀 編, 平成 27 年度次世代 PET 研究報告書, NIRS-R-69, 2016/3/31 刊行
2.4 総説 Review articles (7)[1]
山谷泰賀, “進化型 PET カメラ,” 放射線科学, Vol. 59, 第 1 号, p. 61, 2016.
[2]
山谷泰賀, "次世代の PET とその可能性," 中外医学社 Clinical Neuroscience, vol. 34, no. 6, 20, pp. 651654, 2016.
[3]
山谷泰賀, "粒子線治療における照射場のイメージング技術," 放射線と産業, No. 140, pp. 2-3, 2016.
[4]
山谷泰賀, "粒子線治療の照射場のイメージングのための"OpenPET"装置の開発," 放射線と産業, No.
140, pp. 14-18, 2016.
[5]
山谷泰賀, “ヘルメット型 PET 装置の開発 –高性能・小型の頭部専用機で認知症早期診断の普及へ-,”
Isotope News, 2016 年 8 月号, No. 746, pp. 6-9, 2016.
[6]
山谷泰賀, "がん診断・治療融合のための次世代 PET 装置およびシステムの研究," 一般財団法人丸文財団設立 20 周年記念 丸文学術賞・丸文研究奨励賞 記録集, pp. 100-101, 2016.
[7]
田島英朗, “PET 装置の構成要素と基本原理(3) PET イメージングに必要なデータ補正と画像再構成,”
Medical Imaging Technology, Vol. 34, No. 5, pp. 287- 291, 2016.
2.5 講義・講演 Lectures (15)・シンポジウム等における招待講演 Invited talks at symposium (7)[1]Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Hideaki Tashima, Akram Mohammadi, Yuma Iwao, Chie
Toramatsu, Atsushi Kitagawa, Taku Inaniwa “OpenPET: a novel open-type PET system for 3D dose verificationin particle therapy,” Micro-Mini & Nano-Dosimetry and Innovative Technologies in Radiation Oncology(MMND-ITRO) Conference 2016. (2016/1/28, Hobart, oral, invited)[2]
山谷泰賀, “PMT から SiPM へ? 未来の PET 装置について考える,” 日本放射線技術学会第 72 回総会
学術大会教育講演 1［核医学部会］, 2016/4/15. (パシフィコ横浜)[3]
Taiga Yamaya, “PET Innovations at NIRS - How Imaging Improes Quality of Life,” abstract book for the 5th
Intl. Conf. on Informatics, Electronics & Vision (ICIEV), IS211-1, p. 33, 2016 (2016/5/14@U. Dhaka, invited,
oral)
[4]
T. Yamaya, “Development of OpenPET for 3D in-beam imaging,” Workshop on in-vivo dose monitoring, 2016.
(LMU, Garching, 2016/5/20, invited, oral)

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次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

[5]
[6]
[7]

Taiga Yamaya, “Innovation in PET and SPECT instrumentations,” JSMI Report, vol. 9, no. 2, p. 78, 2016.
(第 11 回日本分子イメージング学会総会・学術集会, S-11, invited, 2016/5/28, 神戸国際会議場)
Taiga Yamaya, “OpenPET enabling PET imaging during radiotherapy,” International Nuclear Physics
Conference (INPC2016), abstract #524, 2016. (invited, oral, Adelaide, 2016/9/12)
山谷泰賀, “次世代検出器が切り拓く未来 PET 機器開発,” 第 16 回放射線プロセスシンポジウム講演
要旨・ポスター発表要旨集, S7-2, pp. 37-38, 2016. (2016/11/9, 東京大学弥生講堂)

・講演 Lectures (3)[1]Taiga Yamaya, “PET Innovations for Earlier Diagnosis and Particle Therapy Imaging,” seminar at TUDelft,
2016/3/1.
[2]
Taiga Yamaya, “PET Innovations for Earlier Diagnosis and Particle Therapy Imaging,” Lecture at UCSF
Department of Radiology & Biomedical Imaging, 2016/3/28.
[3]
山谷泰賀, “ヘルメット型 PET- the best PET for brain imaging-,”「認知症の最近動向と今後について」
講演会, 2016 (2016/12/14, 株式会社アトックス本社)
・講義 Educational lectures (5)[1]
山谷泰賀, “PET 計測の原理と PET イノベーション,” 放射線医学総合研究所第 10 回画像診断セミナ
ー, 2016/2/1 (放医研).
[2]山谷泰賀, “放射線医工学,” 千葉大学大学院講義, 2016 年度前期毎週月曜 16:10-17:40[3]
山谷泰賀, “未来の PET 装置について考える,” 横浜市大医学研究科分子イメージング講義, 2016/11/24.
[4]
山谷泰賀, “PET innovation: 未来の PET 装置について考える” 九州大学大学院医学研究院分子機能画
像科学論 2016/12/5.
[5]
吉田英冶, “核医学物理学,” 第 12 回医学物理コース, 2016/7 (放医研)
2.6 著書 Book chapters (1)[1]Taiga Yamaya, "PET Imaging Innovation by DOI detectors", book chapter, Perspectives on Nuclear Medicine
for Molecular Diagnosis and Integrated Therapy (Springer), pp. 39-49, 2016.
2.7 プレス・広告物掲載 Public relations activities (13)[1]
"がん粒子線治療中に撮影 放医研 装置開発、照射正確に," 日本経済新聞 12 版 13 面, 2016/2/8.
[2]
"認知症、
「脳のごみ」除き予防 アルツハイマー病の前兆を捉える 検査装置や治療薬 開発進む," 日
本経済新聞 12 版 23 面, 2016/2/4.
[3]"既存 MRI に PET 機能 放医研など新手法 頭部映像を同時撮影," 日刊工業新聞, 21 面, 2016/2/12.
[4]“次世代の先導者 山谷泰賀氏 がん治療時に使える PET 常識疑い精度向上実現,” 日経産業新聞, 8 面(先端技術), 2016/2/18.
[5]“Dual-mode PET enhances in vivo dosimetry,” medicalphysicsweb に掲載, 2016/3/22< http://medicalphysicsweb.org/cws/article/research/64410>[6]
NHK news 7 にて新機構記念式典紹介ニュースにおいてヘルメット PET インタビューが紹介される,
2016/4/3.
<http://www3.nhk.or.jp/news/html/20160403/k10010466531000.html?utm_int=news-culture_contents_listitems_002>[7]"放射線医学総合研究所の山谷泰賀氏とアトックスが共同開発したヘルメット型 PET 装置," 週刊東洋経済 2016.4.9 号 p. 91, 2016.
[8]“早期発見に繋がる最新技術,” 週刊現代 5 月 7・14 日合併号, p. 30, 2016/5/14.
[9]"シリーズ「認知症」この人に注目！山谷泰賀さん", 健康 365 2016 年 8 月号, pp. 162-163, 2016.
[10] NHK World Medical Frontiers, “Targeting Proteins, Fighting Dementia”, 2016/7/5 放送
http://www3.nhk.or.jp/nhkworld/en/vod/medicalfrontiers/20160705.html[11] “OpenPET offers in vivo dosimetry,” medicalphysicsweb review, issue 2, p. 1, 2016.
http://iopp.fileburst.com/mpw/review/MPWreview-issue2-2016.pdf[12] “水落敏栄文部科学副大臣が放射線医学総合研究所を視察されました,” 量子科学技術研究開発機構
ニュースにヘルメット型 PET 見学のご様子が紹介される, 2016/9/9.
http://www.qst.go.jp/information/itemid047000703.html[13] “High-sensitivity PET targets brain imaging,” medicalphysicsweb に掲載, 2016/10/21<http://medicalphysicsweb.org/cws/article/research/66679> the top 5 most popular articles of the month
2.8 出展など Exhibition (1)[1]
平成 28 年度一般公開にてラボ公開, 2016/4/24.

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次世代PET研究報告書2016 (2016 Report on PET Imaging Physics Research)

2.9 その他報告書 Other reports (0)2.10 海外ゲスト対応 Foreign guest scientists (4)[1]
2016/1/14-17 Stanford University School of Medicine, Prof. Craig Levin[2]
2016/3/6-11 LMU Prof. Dr. Katia Parodi, Dr. Peter Thirolf, M.Sc. Saad Aldawood, M.Sc. Silvia Liprandi, M.Sc.
Ingrid Valencia Lozano[3]
2016/4/24 Australian Nuclear Science and Technology Organization (ANSTO) Dr. Marie-Claude Gregoire[4]
2016/5/31-6/10 CERN/LMU Ricardo dos Santos Augusto
2.11 見学対応 Lab tours for visitors (21)[1]
2016/2/1 第 10 回画像診断セミナー受講生 22 名
[2]
2016/2/9 東京ビデオセンター土井研吾氏ほか 1 名[3]
2016/2/15 理化学研究所脳科学総合研究センター北城圭一氏・大分大学工学部電気電子工学科末谷大
道氏[4]
2016/4/3 文部科学大臣 馳浩 衆議院議員[5]
2016/4/4 週刊現代取材[6]
2016/4/15 公益財団法人高輝度光科学研究センターSpring8 常務理事 藤田浩氏・総務課長代理 國武
新氏[7]
2016/6/7 Bruker BioSpin, President, Dr. Rene Lenggenhager 氏ほか 5 名[8]
2016/7/7 JST 研究開発戦略センター中村亮二氏ほか 1 名[9]
2016/7/22 熊本大学教授白石順二氏ほか 1 名[10] 2016/8/18-19 桐蔭学園高校高校 1 年生 10 名
[11] 2016/8/26 リトアニア大使 Egidjus MEILŪNAS 氏ほか 1 名[12] 2016/8/31 水落敏栄文部科学副大臣ほか 5 名[13] 2016/9/14 日立製作所 研究開発グループ テクノロジーイノベーション統括本部青木雅博統括本部長ほか 3 名[14] 2016/9/26 三井物産戦略研究所 技術・イノベーション情報部 越田誠室長ほか 3 名[15] 2016/9/28 株式会社アトックス矢口敏和取締役社長ほか 3 名[16] 2016/10/11 University of Wollongong Linh Tran 氏[17] 2016/10/31 The Christie NHS Foundation Trust Samuel Peter Ingram 氏[18] 2016/11/18 Lithuanian University of Health Sciences 副学長, Renaldas Yurkevicius 教授ほか 2 名[19] 2016/11/22 敦賀市役所 鈴木裕氏ほか 4 名[20] 2016/11/24 飯山満中学校 2 年生 3 名[21] 2016/12/3 放医研 PET 装置開発研究ラボ見学会参加者 10 名

3. 外部評価（表彰） Awards (11)[1]
山谷泰賀, “ヘルメット型 PET 装置の開発,” 平成 28 年理事長表彰, 2016/7/1.
[2]
田島英朗, “ In-beam OpenPET imaging simulation based on patient data,” 第 111 回日本医学物理学会 大会長賞受賞, 2016.
[3]
Akram Mohammadi, “Optimization of 15O beam for in-beam PET imaging,” 第 111 回日本医学物理学会
大会長賞受賞, 2016.
[4]
Md Shahadat Hossain Akram, “Development of a PET/RF-coil integrated system for MRI: comparative MRI
study for with- and without-PET modules,” 第 111 回日本医学物理学会 大会長賞受賞, 2016.
[5]吉田英治, “First healthy volunteer study of high sensitive helmet-chin PET prototype,” 第 111 回日本医学物理学会 大会長賞受賞, 2016.
[6]
Abdella M Ahmed, “Feasibility study of a pixilated mouth-insert detector in the helmet PET,” 第 111 回日本
医学物理学会 英語プレゼンテーション賞受賞, 2016.
[7]
Md Shahadat Hossain Akram, ISMRM Educational Stipend (475$), ISMRM 24th Annual Meeting & Exhibition,
7-13 May 2016.
[8]
Genki Hirumi, IEEE NSS-MIC 2016 Trainee Grant (500 Euro).
[9]
Md Shahadat Hossain Akram, IEEE NSS-MIC 2016 Trainee Grant (500 Euro).
[10] Abdella M Ahmed, IEEE NSS-MIC 2016 Trainee Grant (500 Euro).
[11] 田島英朗, “ヘルメット型 PET における画像再構成法の開発,” 第 35 回日本医用画像工学会大会 奨励
賞, 2016/9/21.

81次世代 PET 研究報告書 20162016 Report on PET Imaging Physics Research2017 年 2 月 27 日刊行 (Publication on Feb. 27, 2017)

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 放射線医学総合研究所
National Institute of Radiological Sciences,
National Institutes for Quantum and Radiological Science and Technology

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