NIRS-R-66

平成２４年度
次世代ＰＥＴ研究報告書

平成２５年３月

独立行政法人放射線医学総合研究所

目次
まえがき
（1）

1
生体イメージング技術開発研究チームの研究成果概要

第１部 OpenPET 実証機開発プロジェクト（2）
OpenPET 実証機開発プロジェクト概要
・要素技術開発（3）
Single-Ring OpenPET のジオメトリ（4）Single-ring OpenPET 試作機の開発
第二世代 single-ring OpenPET 小型試作機の開発と HIMAC 実験評価
（5）
（6）
OpenPET 小型試作機を用いた重粒子 RI ビーム照射によるラット頭部洗い出しの計測（7）
粒子線照射野画像化のための Total variation
最小化画像再構成法の検討（8）
OpenPET リアルタイム腫瘍追跡の実現可能性検討（9）
OpenPET における腫瘍トラッキング・ヒトサイズ実証機開発（10） OpenPET 用検出器の基礎的研究（11） In-beam PET（OpenPET）における二次粒子の Geant4
シミュレーション（12） 炭素線治療モニタリング用 OpenPET 検出器の炭素線照射下での性能評価（13） リストモード信号処理～収集回路
第２部
（14）
（15）
（16）
（17）
（18）
（19）
（20）
第３部
（21）
（22）
（23）
（24）
（25）
（26）
（27）
第４部
（28）
（29）
（30）
（31）
（32）
（33）
（34）
（35）

山谷泰賀

5

山谷泰賀、他

15

田島英朗、他
吉田英治、他
山谷泰賀、他
平野祥之、他

17
20
22
24

木内尚子、他

26

田島英朗、他
品地哲弥、他2830

新田宗孝、他
平野祥之、他

33
36

錦戸文彦、他

39

清水啓司

41

西尾禎治
高橋 渉
野宮琢磨、他
中島靖紀、他

45
47
48
50

岩田佳之、他
片桐 健、他
稲庭 拓

52
54
56

稲玉直子、他
松本貴宏、他

59
62

吉田英治、他
錦戸文彦、他
橘篤 志、他

64
66
68

川口拓之、他
錦戸文彦、他

70
72

渡辺光男、他
山川善之
伊藤正敏、他
鎌田 圭、他
高橋浩之、他
山本誠一
原田雅史、他
渡部浩司

75
77
81
83
85
87
90
92

粒子線治療・PET 融合への期待と課題（特別寄稿１）
Beam ON-LINE PET system における planar 検出器の問題点と解決案

炭素線による肺癌治療における OpenPET の可能性
OpenPET の臨床応用に向けた検討
安定核ビームの Autoactivation を利用した 3 次元照射野の飛程推定精度
超伝導回転ガントリーの開発
11
C イオン生成のための 11CH4 ガス高効率生成法の検討
炭素線治療の生物効果 - 不安定核ビームの影響 シリコンフォトマル応用と PET/MRI
高分解能３次元放射線位置検出器 X'tal cube 開発の進捗
クリスタルキューブ PET 検出器における受光素子配置面数及び結晶間媒質の計算機シミュレータによる最適化
体軸視野サイズ可変型の新しい PET 装置の提案
RF コイル一体型 PET/MRI 用 PET 検出器の基礎研究
RF コイル一体型 PET/MRI の開発:
Shield box が MRI 画像へ与える影響
MR 画像に基づく PET 吸収補正法の開発と評価
IVR 用リアルタイム線量計測システムのための X 線検出器の開発

新技術実用化と PET/MRI への期待（特別寄稿２）
MPPC の PET 検出器への応用
4 層 DOI 検出器を応用したマンモ用 PET 装置・多検体 PET/CT 装置

東北大 PEM の開発と臨床評価
新規 Ce:GAGG シンチレータ結晶の開発と放射線検出器への応用
Time over threshold 法によるマルチチャネル信号処理
PET/MRI 装置開発とその後機能画像における PET と MRI の相補性を利用した相乗効果について

PET 解析基盤技術の開発

生体イメージング技術開発研究チーム研究業績 2012

95

まえがき

本報告書は、平成 25 年 1 月 21 日に開催した平成 24 年度次世代 PET 研究会（分子イメージング研究セ
ンター主催）の予稿に、一部原稿を追加してまとめたものです。放医研のプロジェクトの進捗報告に加えて、大学や企業における PET 要素技術開発の最先端研究についても寄稿をお願いしました。
研究会では、91 名のご参加をいただきました。関連学会等にご後援をお願いしたこともあって、当研究所外部から 58 名ものご参加をいただき、そのうち 28 名が本研究会にはじめて参加された方でした。シリコンフォトマルと呼ばれる半導体受光素子を応用した高分解能 PET 検出器や PET/MRI 装置への展開、さらに OpenPET など、放医研が注力している研究の進捗を報告し、これらへの期待や課題について貴重なご討論をいただきました。次世代 PET は、いつまでも次世代であってはならず、イノベーションを出来る限り早く実用化に橋渡しするというサイクルを、この次世代 PET 研究会が担うべきだと考えています。この点に関連して、企業からの新技術の実用化についてのご講演は、大変興味深い内容でした。また、5 名の著名な先生方に特別講演をしていただきました。研究会の副題として掲げさせていただいた、PET の新展
開を切り拓く革新的技術開発について、活発な議論を行うことができました。
来年度も、次世代 PET 研究会を継続して開催したいと思っています。来年度は、PET 物理工学の代表的学会である IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Science が、初のアジア開催として、韓国
ソウルで開催されます。これに刺激を受けて、日本の国際発信力をもっと高めるためにも、次回の次世代PET 研究会は国際化を意識した企画にしたいと考えています。
今後とも、次世代 PET 研究へのご支援、ご指導をよろしくお願いします。
末筆ながら、皆様のご健勝とご発展を心よりお祈りします。

平成 25 年（2013 年）3 月吉日
独立行政法人放射線医学総合研究所
分子イメージング研究センター
先端生体計測研究プログラム
生体イメージング技術開発研究チームリーダー
山谷泰賀

1平成24年度

次世代PET研究会
ＰＥＴの新展開を切り拓く革新的技術開発
平成25年1月21日（月）放射線医学総合研究所 重粒子治療推進棟２階 大会議室
10:00 – 18:00 （18:00より意見交換会あり）
セッション１： シリコンフォトマル応用、PET/MRI
特別講演１
PET/MRI装置開発とその後機能画像におけるPETとMRIの相補性を利用した相乗効果について

山本誠一（名古屋大学大学院医学系研究科・教授）
原田雅史（ 徳島大学医学部放射線科学分野・教授）

セッション２： 新技術の実用化
特別講演２
PET解析基盤技術の開発
渡部浩司（大阪大学大学院医学系研究科・准教授）
Beam On-Line PET systemにおけるplanar検出器の問題点と解決案 西尾禎治（国立がん研究センター東病院
臨床開発センター・ユニット長）
Time over Threshold法によるマルチチャネル信号処理
高橋浩之（東京大学大学院工学系研究科・教授）
セッション３： OpenPET

主催

放射線医学総合研究所 分子イメージング研究センター

後援(50音順)

応用物理学会 千葉大学フロンティアメディカル工学研究開発センター
日本アイソトープ協会 日本医学物理学会 日本医用画像工学会
日本核医学会 日本学術振興会・放射線科学とその応用第186委員会
日本磁気共鳴医学会 日本分子イメージング学会

企画世話人
事務局
参加費

山谷泰賀、吉田英治、小畠隆行、伊藤浩（放医研）
山谷泰賀（放医研） （jpet@nirs.go.jp）
無料（意見交換会は有料 会費1,000円）

http://www.nirs.go.jp/information/event/2013/01_21.shtml
2130117

平成24年度次世代PET研究会 プログラム
日時
場所
主催

平成25年1月21日（月）10:00-18：00
放射線医学総合研究所 重粒子治療推進棟２階 大会議室
放射線医学総合研究所 分子イメージング研究センター

後援

応用物理学会 千葉大学フロンティアメディカル工学研究開発センター 日本アイソトープ協会
日本医学物理学会 日本医用画像工学会 日本核医学会
日本学術振興会・放射線科学とその応用第186委員会 日本磁気共鳴医学会 日本分子イメージング学会(50音順)

事務局

放射線医学総合研究所 分子イメージング研究センター 山谷泰賀
jpet@nirs.go.jp
企画世話人： 山谷泰賀、吉田英治、小畠隆行、伊藤浩（放医研）
研究者、技術者、医療関係者など専門家向けのプログラム（使用言語：日本語）
http://www.nirs.go.jp/information/event/2013/01_21.shtml
無料（18:00からの意見交換会は有料：会費1,000円）

対象
URL
参加費
10:00
10:05

0:05 理事長挨拶
0:15 チーム研究成果概要

米倉義晴 理事長 放医研
山谷泰賀
放医研

セッション１： シリコンフォトマル応用、PET/MRI
10:20 0:10 高分解能３次元放射線位置検出器 X'tal cube 開発の進捗
クリスタルキューブPET検出器における受光素子配置面数
10:30 0:10
及び結晶間媒質の計算機シミュレータによる最適化
10:40 0:10 体軸視野サイズ可変型の新しいPET装置の提案
10:50 0:10 IVR用リアルタイム線量計測システムのためのX線検出器の開発
11:00 0:10 RFコイル一体型PET/MRI用PET検出器の基礎研究
11:10 0:10 RFコイル一体型PET/MRIの開発: Shield boxがMRI画像へ与える影響
11:20 0:10 MR画像に基づくPET吸収補正法の開発と評価

座長：吉川京燦、小畠隆行（放医研）
稲玉直子
放医研

特別講演１
11:30 0:25 PET/MRI装置開発とその後
11:55 0:25 機能画像におけるPETとMRIの相補性を利用した相乗効果について

座長：小畠隆行（放医研）
山本誠一
名古屋大
原田雅史
徳島大

松本貴宏

千葉大

吉田英治
錦戸文彦
錦戸文彦
橘 篤志
川口拓之

放医研
放医研
放医研
放医研/慈恵医放医研

1:10 Break (12:20-13:30)
セッション２： 新技術の実用化
13:30 0:15 MPPCのPET検出器への応用
13:45 0:15 4層DOI検出器を応用したマンモ用PET装置・多検体PET/CT装置
14:00 0:15 東北大PEMの開発および臨床評価14:15 0:15 新規Ce:GAGGシンチレータ結晶の開発と放射線検出器への応用

座長：村山秀雄（放医研）
渡辺光男
浜松ホトニクス
山川善之
島津製作所
伊藤正敏
東北大
鎌田 圭
古河機械金属

特別講演２
14:30 0:25 PET解析基盤技術の開発
14:55 0:25 Beam On-Line PET systemにおけるplanar検出器の問題点と解決案
15:20 0:20 Time over ｔhreshold法によるマルチチャネル信号処理

座長：伊藤 浩（放医研）
渡部浩司
大阪大
西尾禎治
がんセンター東高橋浩之
東京大

0:20 Break (15:40-16:00)
座長：山谷泰賀、辻 比呂志（放医研）

セッション３： OpenPET

開発進捗状況
16:00
16:10
16:20
16:30
16:40

0:10 OpenPET用検出器の基礎的研究
0:10 炭素線治療モニタリング用OpenPET検出器の炭素線照射下での性能評価
0:10 粒子線照射野画像化のためのTotal variation最小化画像再構成法の検討
0:10 OpenPETリアルタイム腫瘍追跡の実現可能性検討
0:10 OpenPETにおける腫瘍トラッキング

新田宗孝
錦戸文彦
木内尚子
田島英朗
品地哲弥

放医研／千葉大
放医研
放医研／千葉大
放医研
千葉大

重粒子線治療応用
16:50
17:00
17:20
17:30

0:10 第二世代single-ring OpenPET小型試作機の開発とHIMAC実験評価
0:20 OpenPET の臨床応用に向けた検討
0:10 OpenPET小型試作機を用いた重粒子RIビーム照射によるラット頭部洗い出し
0:20 炭素線治療の生物効果 - 不安定核ビームの影響 -

山谷泰賀
野宮琢磨
平野祥之
稲庭 拓

放医研
放医研
放医研
放医研

17:50

0:05 閉会挨拶

明石真言 理事

放医研

18:00

懇親会＠推進棟地下セミナー室（会費制）

3

4

（１）生体イメージング技術開発研究チームの研究成果概要
山谷泰賀
放医研・分子イメージング研究センター

生体イメージング技術開発研究チーム 2012（平成 24）年度データ
チームメンバー
チームリーダー 山谷泰賀
主任研究員
稲玉直子、吉田英治
研究員
錦戸文彦
准技術員
脇坂秀克
専門業務員
村山秀雄
学振特別研究員 田島英朗
博士研究員
平野祥之
大学院課程研究員 木内尚子、品地哲弥、新田宗孝、
谷川明日香(4 月～11 月)、水島弘雅(4 月～11 月)
業務補助員
小畠、深沢、宮平
客員協力研究員 10 名
実習生
7名
（チーム事務担当 大野）共同研究契約（50 音順、敬称略）
1
2
3

共同研究先
筑波大学(盛武 敬),
三樹工業株式会社
浜松ホトニクス
みずほ情報総研株式会社

テーマ
IVR 用リアルタイム被曝線量位置分布計測システムの開発
次世代ＰＥＴ検出器および画像化技術に関する基礎的研究
GPU を用いたＰＥＴ画像再構成手法の研究

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）

2
3
4

河合秀幸（千葉大理学研究科）
河野俊之（東工大）
菅幹生（千葉大工学研究科）

5
6

高橋浩之(東大)羽石秀昭（千葉大ﾌﾛﾝﾃｨｱﾒﾃﾞｨｶﾙ）

テーマ（担当者）
全身同時視野 PET の研究（D4 ｲｽﾒｯﾄ ｲｽﾅｲﾆ）
PET/CT 画像再構成法の研究(M2 尹 雁南)
OpenPET の解析的画像再構成法の研究(M1 石川輝一)
DOI 検出器の研究（M1 新田宗孝）
jPET-D4 による重粒子線照射野画像化実験（D5 中島靖紀）
OpenPET 画像再構成（D3 木内尚子）
クリスタルキューブ検出器のシミュレーション研究（M2 松本貴宏）
PET/MRI 吸収補正法の研究(M1 谷川明日香、重粒子 C 小畠 T 受入)
DOI 検出器のシミュレーション研究(M1 水島弘雅)
PET 検出器一体型 MRI コイルの研究(B4 清水浩大、重粒子 C 小畠 T 受入)
OpenPET 用放射線耐性 ASIC の研究(島添健次， D2 織田 忠, M2 中村 泰明)
腫瘍トラッキング手法の研究(M1 品地哲弥)
シンチレータ光学シミュレーション(B4 権藤朱音)

5

所内競争的資金（理事長裁量経費）(計 253 万円)
1

2

課題名（グラント）:直接経費額[万円]コンプトンカメラ型 PET 装置のためのガンマ線トラッキング検出器の開発（萌芽的研究）: 190
新しい原理に基づく放射線検出器の基
礎実験とその PET 応用への検討（萌芽的研究）: 63

内容

チーム内メンバー

新しい PET のフィージビリティ研究吉田英治

チーム外の共同研究者―

放射線検出法の
基礎研究

平野祥之

―

外部資金（所内競争的資金を含む）(計 1,591.9 万円、うち外部分配額 100 万円)
1

2

3

4

5

6

7

8

課題名（グラント）:直接経費額[万円]
診断と治療の融合に向けた開放型リア
ルタイム PET 装置の基礎的・実証的研
究（科研費基盤研究(A)）: 330(内、外部
分配額 100)

IVR 用リアルタイム被曝線量位置分布
計測システムの開発（基盤研究（C)）:
260
高機能画像診断機器の研究開発（マルチモダリティ対応フレキシブルＰＥＴ）（NEDO/島津製作所）: 254.4
重粒子線治療における照射領域可視化画像を用いた生理機能定量測定に関する研究（若手研究（B)）: 230
フレキシブル PET 装置開発のための独立 型 DOI 検出 器 の 開発 （基 盤 研 究（C)）: 200
半導体受光素子を用いることによる高感度ＰＥＴ検出器の大面積化の研究（科研費基盤 C）: 160
PET 画像誘導放射線治療に向けた世界初のリアルタイムイメージング手法の開発（特別研究員奨励費）: 110
がん診断と放射線治療を融合する開放型 PET イメージング手法および装置の開発（堀場雅夫賞賞金）: 47.5

敬称略、下線は代表者

内容

チーム内メンバー

チーム外の共同研究者

小型 OpenPET 装置の開発と実証実験

山谷泰賀, 稲玉直子,
吉田英治, 錦戸文彦,
田島英朗, 木内尚子

診断被ばく線量計
測システム開発

錦戸文彦

工藤博幸（筑波大）, 菅幹生,
羽石秀昭（千葉大）, 小畠隆行
（重粒子 C）, 辻厚至（分イメ C
病態 G）, 稲庭拓, 吉川京燦,
佐藤眞二（重粒子 C）, 河合秀幸（千葉大）, 小尾高史（東工大）盛武敬（筑波大学）

PET/MRI 要素技術開発

山谷泰賀, 吉田英治,
稲玉直子, 錦戸文彦,
脇坂秀克, 平野祥之,
平野祥之

OpenPET 画像解析法の研究

小畠隆行（重粒子 C）, 伊藤浩,
川口拓之（分イメ C 計測 G）―

全身同時視野PET のフィージビ
リティ研究
DOI 検出器研究

吉田英治

―

稲玉直子

―

リアルタイム PET
画像再構成法の
研究

田島英朗

―

OpenPET 研究

山谷泰賀

―

6

今年度の研究成果の概要
Positron Emission Tomography（PET）は、がん診断など臨床現場で活躍するほか、分子イメージング研究を推進する手段としても有望視されています。生体透過性に優れる放射線を使って体内情報を得る核医学イメージングにおいて、PET は原理的に感度および定量性に優れる方法です。PET/CT 装置の実用化やFDG-PET の保険適用によって、国内の臨床 PET 装置の台数は、この 10 年間で 50 台から 500 台近くにまで急増しましたが、未だその潜在能力を十分に活かしきれていません。具体的には、分解能や感度、さらにはコストに課題が残され、次世代 PET 装置の研究開発は世界的な競争下にあります。
放医研では、生体イメージング技術開発研究チームを中心にして、産学協力のもと、がんや脳の疾患で困ることのない未来をなるべく早く実現するために、次世代の PET 装置および要素技術の研究開発を推進しています。具体的には、世界に先駆けて実用化に成功した、分解能と感度を両立する DOI 検出器（3 次元放射線検出器）をコア技術とし、次世代 DOI 検出器「クリスタルキューブ」と新 PET コンセプト「OpenPET」の研究開発を進めています。
OpenPET は、世界初となる開放型 PET です。これによって、たとえば PET で患部をイメージングしながら放射線治療するなど、新しい診断・治療のかたちが期待されます。最初の発案から約 3 年間の基礎研究を経て、放医研第三期中期計画（2011 年度～2015 年度）にて、ヒトサイズの実証機を開発するプロジェクトがスタート
しています。2 年目となる今年度は、初期アイディア（二重リング式）よりも効率的な第二世代型 OpenPET（単一リング式）のアイディアについて、中型試作機を開発してコンセプトの実証を行いました。また、OpenPET の活躍が検討されている治療の中で、PET 検出器にとって最も過酷な環境とも言える重粒子線照射場においても安定動作するように、DOI 検出器の改良も行いました。OpenPET のアイディアについて、ドイツイノベーシ
ョンアワード「ゴッドフリード・ワグネル賞」最優秀賞（6 月）、医用原子力技術研究振興財団平成 24 年度安成弘記念賞（7 月）、堀場雅夫賞（10 月）および丸文研究奨励賞（3 月）を受賞するなど、国内外から高い評価を得たことも特筆すべき点です。
クリスタルキューブは、理論限界に迫る PET 分解能の実現を目指した、究極とも言える DOI 検出器です。研究の 4 年目を迎える今年度は、一塊のシンチレータに外部からレーザー加工を施すという新方式で、縦・横・深さともに 1mm の非常に高い放射線検出精度の実現に成功しました。このレーザー加工法は、微小なシンチレータセグメントを接着する従来工法に比べ非常に高い量産性をもつことなどから、国際学会で発表したときに大きな反響がありました。PET 検出器の 1mm 等方分解能は、世界一位タイの性能です。
また、プロジェクトを推進する傍らで、放医研内外との共同研究などにより、新しい研究の芽が生まれました。
具体例を 3 つ紹介します。
・

PET/CT に取って代わる可能性が注目されている PET/MRI 複合装置について、我々も独自の視点に基づいた研究開発に昨年度から着手していますが、今年度は MR 画像からの PET 吸収補正方法についても成果が得られました。

・

測定範囲に合わせて自在に体軸視野を拡大できる新方式として、OpenPET の発想を大きく発展させた
多重円筒型 PET 装置を提案し、シミュレーションにて原理検証を行いました。

・インターベンショナル・ラジオロジー（IVR）における高精度な皮膚被ばく線量管理へのニーズに対して、
PET 検出器開発で培った技術を応用したリアルタイム型線量計測システムの研究開発に着手し、一次試作による原理実証を行いました。

7

重点課題１

OpenPET

H24 年度計画
OpenPET 実証機開発に向けた検出器モジュールの二次試作を行う。
第二世代 OpenPET の中型試作機を開発してコン
セプト実証を行う。

H24 年度成果
独自アイディアである OpenPET の実証機開発に向けて、重粒子線照射場でも安定動作する小型フロンエンド回路を開発し、検出器モジュールの二次試作および実験評価により、OpenPET 用検出器の設計を完了した。そして、220 個分の部品を調達した。
昨年度特許出願した第二世代型 OpenPET である single-ring OpenPET について、中型試作機を開発し、コンセプト実証を行った。特に、昨年度の第一世代 OpenPET の小型試作機では、装置サイズの制限のためラット実験が限界であったが、今回初めて、ウサギに照射した重粒子線ビームの体内分布をその場で 3 次元画像化できることを実証した。

8

重点課題２

クリスタルキューブ

H24 年度計画
レーザー加工クリスタル
キューブ検出器の空間分解能について、１mm 台に改善する。

H24 年度成果
独自アイディアである次世代 DOI 検出器「クリスタルキューブ」について、分割結晶を光学接着する昨年度までの方式に代わりに、一塊のシンチレータに外部から 3 次元
的にレーザー加工を施すという、量産化に適した新方式においても、世界最高の1mm 等方解像度を達成した。

9

新規研究（次期シーズ）１
PET/CT に取って代わる可能性が注目されている PET/MRI 装置の高精度化に不可欠な、MR 画像ベースの PET
吸収補正に関して、セグメンテーションとデータベース参照を複合した新手法を開発し、特許出願した。

10

新規研究（次期シーズ）２
測定範囲に合わせて自在に体軸視野を拡大できる新方式として、OpenPET の発想を大きく発展させた多重円筒型 PET 装置を提案し、シミュレーションにて原理検証を行った

11

新規研究（次期シーズ）３
インターベンショナル・ラジオロジー（IVR）における高精度な皮膚被ばく線量管理へのニーズに対して、PET 検出器開発で培った技術を応用したリアルタイム型線量計測システムの研究開発に着手し、一次試作による原理実証を行った。

12

成果普及、成果アピール、外部評価
・

核医学物理の代表的学会である IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference（10 月）
において、世界一位となる 20 件の発表を行い、国際的アピールに貢献した。

・

第 2 回 OpenPET 研究会（参加者 72 名）および平成 24 年度次世代 PET 研究会（1 月 21 日開催、参加者 91名）を企画・開催し、成果普及および国内の PET 開発研究の活性化に貢献した。

・

OpenPET 研究に関して、ドイツイノベーションアワード「ゴッドフリード・ワグネル賞」最優秀賞（山谷・吉田・田島：6 月）、医用原子力技術研究振興財団平成 24 年度安成弘記念賞（田島：7 月）および堀場雅夫賞（山谷：10 月）、一般財団法人丸文財団「丸文研究奨励賞」（山谷）：3 月）を受賞し、国内外から高い評価を得た。

13

第１部
OpenPET 実証機開発プロジェクト

平成 24 年度科学研究費補助金 基盤研究(A)「診断と治療の融合に向けた開放型リアルタイムＰＥＴ装置の基礎的・実証的研究」
研究報告書（要素技術開発の一部を兼ねる）

14

（２）OpenPET 実証機開発プロジェクト概要
山谷泰賀
放医研・分子イメージング研究センター
2. 第二世代OpenPET
昨年度、「がん治療イメージング」に特化したOpenPET装置として、図 1(b)上に示すような第二世代OpenPET（以降、single-ring OpenPET: SROPと称する）を提案した[12]。通常のリング型PETを傾斜させた形態やDROPと比較した結果、SROPがもっとも少ない検出器でもっとも高い感度を実現できることが明らかになった[13]。現在、このSROPのコンセプト実証を目的として、小型試作機を開発している（図 1(b)下）。詳細については、後ろの（３）～（５）にて紹介する。

1. これまでの経緯
我々は、フルリングでありながらも、物理的に開放された空間を 3 次元画像化できる、世界初の開放型 PET 装置「OpenPET」の開発を進めている。
2008 年に提案した初期アイディアは、図 1(a)上のように体軸方向に 2 分割した検出器リングを離して配置することで、解像度や感度を犠牲にする
ことなく、物理的に開放された視野領域を実現するものであった（以降、dual-ring OpenPET: DROPと称する）[1-4]。検出器を間引くことで、比較的コストを抑えながら全身を覆うような「フルカバー
PET」が実現でき、これまで脳や特定臓器に限定されていた局所イメージングから「全身分子イメー
ジング」に一気に広げることを期待している[5-6]。
もう一つの重要な応用は、診断治療融合、すな
わち「がん治療イメージング」である。近年の放射線治療技術の進歩に伴い、例えば治療計画におけるPETの利用など、診断と治療の融合が進められているが、OpenPETは診断と治療の距離を一気に縮めて、究極とも言えるPETイメージングをしながらの放射線治療を可能にする技術である。具体的には、がんの 3 次元位置を直接確認しながら行う放射線治療（PET-IGRT）や、粒子線治療ではさらに患者体内の線量分布をその場で確認しながら行う治療など、安心・確実な未来の放射線がん治療の実現を目指したい。
これまでに、図 1(a)下に示すDROP小型機を試作し、マウスのFDGイメージングによる視野拡大効果を実証し、さらにはアクリルファントムに入射した重粒子線ビームの停止位置をその場で可視化することにも成功した[7-9]。特に後者において、通常の重粒子線ビームは安定核の炭素であるが、ここでは、入射粒子そのものを可視化できるように陽電子放出核種である 11Cを入射ビームとした点も特筆すべきである。昨年度は、ラットを用いた実証実験にも成功したほか、より高いSN比を求めて半減期約 19 秒の 10Cを入射ビームとする試みも行った[10]。PET-IGRTについても、リアルタイム
イメージングシステムを試作し、動く点線源に対し毎秒 2 コマの割合で 3 次元画像再構成できることを示した[11]。しかし、現時点では約 2 秒の遅延があるため、今後の改善が求められる。

3. OpenPET実証機開発プロジェクト
平成 22 年度に策定された内閣府科学技術政策の「科学・技術関係予算の重点化・効率化に向けたアクション・プラン」に、図 2 に示す「Open-PETの開発」が掲げられた。この装置開発部分の一部については、放医研第三期中期計画（平成 23 年度
から 5 年間）として、「がん治療イメージング」
を主目的としたヒトサイズの OpenPET 実証機を開発するプロジェクトがスタートした。約 200 個のDOI 検出器を製作し、まず DROP の実証試験を行った後、SROP の実証試験を行う予定である。その際、粒子線照射場において安定動作する DOI 検出器およびフロントエンド回路、スケーラブルデー
タ収集システム、検出器最適配置、リアルタイム
画像再構成システム、画像処理手法など、新しい要素技術の研究開発が求められる。プロジェクトの大まかな線表を図 3 に示す。

参考文献
[1]
Yamaya T, et al PMB 53 p757, 2008
[2]
Yamaya T, et al PMB 54 p1223, 2009[3]
Yamaya T, et al RPT 2 p62, 2009[4]
Yoshida E, et al TNS 57 p111, 2010
[5]
Yamaya T, et al IEEE TNS 56 p2644, 2009[6]
Yoshida E, et al NIMA 621 p576, 2010[7]
Yamaya T, et al PMB 56 p1123, 2011
[8]
Kinouchi S, et al MIT 29 p239, 2011[9]
Yoshida E, et al RPT 5 p92, 2012[10] Yamaya T, et al 2011 IEEE MIC, MIC4-5[11] Tashima H, et al TNS 59 p40, 2012[12] Kinouchi S, et al 2011 IEEE MIC, MIC15.S[13] Tashima H, et al PMB 57 p4705, 201215

図１ OpenPET の初期アイディアである dual-ring OpenPET (DROP) (a)と第二世代 OpenPET である
single-ring OpenPET (SROP)の比較。今年度は、SROP の小型試作機の開発を進めている。

図２

平成 22 年度「科学・技術関係予算の重点化・効率化に向けたアクション・プラン」に掲げられた「Open-PET の開発」（http://www8.cao.go.jp/cstp/budget/saisyu/sanko19.pdf）

図３ OpenPET 実証機開発プロジェクトのスケジュール概要

16

（３）Single-Ring OpenPET のジオメトリ
田島英朗
放医研・分子イメージング研究センター、学振特別研究員(PD)2. 方法
提案する Single-Ring OpenPET ジオメトリでは、円筒を斜めに切ったような形に検出器を配置し、治療ビームを通したり、別のモダリティを配置したりすることが可能な開放空間を確保する (図 1(a)、(b))。まず、提案ジオメトリと従来の Dual-Ring
OpenPET (図 1 (c))、ならびに通常の円筒形の PET
を斜めに配置して開放空間を確保したジオメト
リ(以降 Slant PET) (図 1 (d))について、検出器立体角により決まる中心相対感度の比較を解析的に行った。ここで、中心相対感度は、中心からみた全方位に対する検出器の空間的なカバー率として定義した。検出器リングの幅を W、開放空間の幅を C、ベッド幅を B とすると各ジオメトリの
中心相対感度は次のように求められる。
Single-Ring OpenPET:W  C sin   W
1 2 
RSOP 
4 0  W  C sin   W 2  B 2(1)


1. はじめに
OpenPET は画像化可能な開放空間を持ち、PET（Positron Emission Tomography）測定中に患者にアクセスすることが可能な PET 装置である[1],[2]。
初期アイディアである 2 つのリングによって構成した開放型 PET「Dual-Ring OpenPET」は、開放空間を含めた広い範囲を撮影することが可能である。一方、OpenPET による粒子線治療中の線量確認[3]-[5]のほか、リアルタイムの PET 画像ガ
イド化の手術や針生検などの目的[6]では、広い視野よりもむしろ視野を照射野や病変部周辺に集中させ、高い感度を実現することが望ましい。そこで、本研究では、1 つの検出器リングによって患者にアクセスするために必要な開放空間を確保しつつ、さらに効率よく感度を高めることが可能な第二世代開放型 PET「Single-Ring OpenPET」の提案を行う。そして、中心相対感度を検出器立体角が占める割合と定義して理論的な解析を行う。また、Single-Ring OpenPET は円筒を斜めに切ったような形をしているため、近似的にブロック検出器を楕円上に配置することにより実装した場合のイメージング性能の検討を、モンテカル
ロシミュレーションにより行う。
Beam portW  C sin   Wd2
W  C sin   W   B 2 Dual-Ring OpenPET:

RDOP 

Medical treatments such as
biopsy during PET scanning

2W  C2W  C 2  B 2

C
C 2  B2

(2)

Slant PET:Open space(a) Single‐ring OpenPETW
RSP  sin  arctan
2
2 
d
W



(b) PET‐guided medical treatment

ここで、d は次の連立方程式を解くことで導き出される。
d  C  2b 2  B 2

(4)

2
2
2
d  C  ( B  2 W  b )Beam port
Beam port

Open space(c) Dual‐ring OpenPET(3)

なお、上記式中の SOP、DOP、SP はぞれぞれ、Single-Ring OpenPET、Dual-Ring OpenPET、Slant
PET を意味する。
次に、Single-Ring OpenPET をブロック検出器を用いて実現した場合のイメージング性能の評
価を、空間分解能についてモンテカルロシミュレーションにより行った。Single-Ring OpenPET は楕円のリングを傾け、ベッド端に沿って配置する
ことで実現することができる。現実的なジオメト
リとしては、一例として、図 2 のようにブロッ
ク検出器を楕円上に配置し、それを傾けてベッド

Open space(d) Slant PET

図１ 第二世代開放型 PET「Single-Ring
OpenPET」のコンセプト図。(a) In-beam PET、(b)PET ガイド下の針生検などを行うことが可能。
(c)第一世代開放型 PET「Dual-Ring OpenPET」と、(d)通常の PET 装置を傾けて配置することでIn-beam PET を可能とした単純傾斜型 PET「Slant
PET」も比較のため示す。

17

に沿う様にずらして並べた形となる。このような形のジオメトリでは、細長い形のシンチレータを使用したブロック検出器のパララックスエラー
によって、空間分解能の劣化、また、位置によるムラが発生することが予想される。一方、放医研において開発が進められてきた DOI (Depth ofInteraction) 検出器は[7]、検出器ブロック内の検出位置の深さ方向の情報を得ることができるため、パララックスエラーを抑え、空間分解能を特に視野周辺部において大幅に改善することが可能である。そのため、楕円リングのジオメトリにおいても、DOI 検出器によって空間分解能劣化の改善が期待できる。楕円リングによって構成された Single-Ring OpenPET のイメージング性能を、DOI 検出器を用いた場合と、用いない場合について比較するため、Geant4 Toolkit を用いたモンテ
カルロシミュレーションを行った。ジオメトリを
図 2 のように設定し、点線源を 40mm 間隔で 3 次元の格子状に並べ、29G カウントの同時係数イベントを計算した。ただし、ここで角度揺動は考慮したが、陽電子飛程や散乱、吸収は考慮していな
い．

Number of Detector Blocks
Relative Coverage of Solid Angle at Center [%]

0

200

300

40
35

27.8%

30

23.9%

25
20

22.1%

15
10
5
0
0

250

500

750

Detector Surface Area [x103 mm2]

図 3 開放空間の幅 C=300mm、ベッド幅
B=600mm のときの検出器ブロック数に対する中心相対感度。
図 4 に、楕円リングによって構成されたSingle-Ring OpenPET を想定し、モンテカルロシ
ミュレーションによって生成されたデータから、スライスごとに FBP (Filtered Back-Projection) 法を適用することによって再構成した像を示す。ここで、各スライスのピクセルサイズは 1.0mm×1.0mm。スライス厚はシンチレータサイズの半分の 1.5mm とした。空間分解能として、点線源の半値幅 (FWHM: Full Width at Half Maximum) を 3
次元的に測定した。平均半値幅は，DOI 検出器を用いた場合には 3.4mm、用いなかった場合には4.3mm であった。また、中心からの各方向へのオ
フセットと、空間分解能の関係を Fig. 5 に示す。
DOI 検出器を用いない場合には、y 軸方向で空間分解能の劣化が大きくなったのに対し、DOI 検出器を用いることで均一な空間分解能を得られる
ことが示された。

48 mm

30 mm
7.5 mm

100

45

3 mm

4‐layer DOI

30 mm

3 mm

Non DOI
280 mm

640 mm47°

図２ ブロック検出器を楕円上に配置することで実現した Single-Ring OpenPET のイメージング
性能を評価するためのモンテカルロシミュレー
ションのジオメトリ。DOI 検出器を用いた場合と用いない場合について比較した。

4. 結論
理論的な解析によって、200 個の検出器ブロッ
クでヒトサイズのジオメトリを構成した場合に、Single-Ring OpenPET が Dual-Ring OpenPET に対し 1.2 倍、Slant PET に対して 1.3 倍の高い中心感度が期待できることを示した。また、計算機実験に よ り 、 楕 円 リ ン グ で 構 成 し た Single-Ring
OpenPET において、DOI 検出器を用いることで、イレギュラーなジオメトリであるにもかかわらず、視野内で均一な空間分解能を実現できること
を示した。

3. 結果
図 3 に C=300mm、B=600mm のときの、検出器
表面積（検出器ブロック数）に対する中心相対感度を示す。ここで、検出器ブロック数は検出器表
面 積 を 検 出 器 ブ ロ ッ ク の 表 面 積 (2500mm3(50mm×50mm) と仮定) で割った値と定義した。
また、各ジオメトリにおいて検出器表面積は、リング幅 W によって調整した。検出器ブロック数
が 200 のとき の中心相対 感度は、 Single-Ring
OpenPET が 27.8%、Dual-Ring OpenPET が 23.9%、
Slant PET が 22.1%であった。

186(a) DOIFWHM [mm]543Non DOI (x)Non DOI (y)Non DOI (z)DOI (x)DOI (y)DOI (z)2
1
Average FWHM 3.4 ± 0.2 mm

0
0

50

100

150

200

Offset [mm]図 5 図 4 の画像中の点線源の、中心から各方向へのオフセットに対する空間分解能（FWHM）の変化。

(b) Non‐DOI

参考文献
[1]
Yamaya T, Inaniwa T, Minohara S et al.: Phy
Med Biol 53: 757-775, 2008
[2]
Yamaya T, Yoshida E, Inaniwa T et al:
Development of a small prototype for a
proof-of-concept of OpenPET imaging. Phys
Med Biol 56: 1123-1137, 2011[3]
Iseki Y, Kanai T, Kanazawa M et al: Range
verification system using positron emitting
beams for heavy-ion radiotherapy. Phys Med
Biol 49: 3179-3195, 2004
[4]
Nishio T, Miyatake A, Ogino T et al: The
development and clinical use of a beam
ON-LINE PET system mounted on a rotating
gantry port in proton therapy. Int J Radiation
Oncology Biol Phys 76: 277-286, 2010
[5]
Crespo P, Shakirin G, Enghardt W et al: On thedetector arrangement for in-beam PET for
hadron therapy monitoring. Phys Med Biol 51:
2143-2163, 2004
[6]
Tashima H, Yoshida E, Kinouchi S et al:Real-time imaging system for the OpenPET.
IEEE Trans Nucl Sci 59: 40-46, 2012[7]
Tsuda T, Murayama H, Kitamura K et al: A
four-layer depth of interaction detector block
for small animal PET. IEEE Trans Nucl Sci 51:
2537-2542

Average FWHM 4.3 ± 0.5 mm

図 4 ブロック検出器を楕円リング上に並べることで実現した Single-Ring OpenPET によって、点線源を FBP 法により再構成したときの画像と平均半値幅（FWHM）。(a) DOI 検出器を用いた場
合、(b)DOI 検出器を用いないについて比較した。

19

（４）Single-Ring OpenPET 試作機の開発
吉田英治 1)、木内尚子 2),1)、山谷泰賀 1)
放医研・分子イメージング研究センター2)
千葉大学大学院工学研究科

1. はじめに
我々のグループでは重粒子照射下での照射部位のオンライン画像化に向けた人サイズ OpenPET[1]実証機開発を行なっている。図１(a)に示すように第１世代型 OpenPET(Dual ring OpenPET: DROP) [2]は検出器リング間に開放空間を設けることにより視野内にビームラインを確保することが可能である。本方式は体軸方向の延長等の一般的な PET 装置として有用な特徴を有しているが、開放空間以外にも同等の感度を有するため in-beam PET [3]としては効率的ではない。そこで我々は図１(b)に示
すように第２世代型として楕円のリング構造を有する Single ring OpenPET(SROP)[4, 5]を提案した。
本研究では SROP の有用性を実証するために小型
SROP 試作機を開発し、性能評価を実施した。

グは 45 度傾けて設置され、この際の体軸方向の開放空間は 74.6 mm である（図 2(a)）。また、楕円形状であるが、90 度に設置することで従来の PET と同様の検出器配置が可能である（図 2(b)）。
(a)

(b)

図 2 Photographs of the SROP prototype showing its 2 modes: (a)open mode with detector rings placed at an angle of 45 deg; and (b)non-open mode (which was a reference) with detector rings placed at
an angle of 90 deg with no gap.

検出器部は図 3 に示すように、2.8 × 2.8 × 7.5 mm3の GSOZ シンチレータを 16 × 16 のアレイ状に配置
し 4 層に重ねた Depth-of-interaction (DOI)検出器を用いた。上記シンチレータブロックを 64 チャンネ
ルの位置弁別型光電子増倍管(FP-PMT)に光学接合した。検出器からの信号は 60 cm の極細同軸ケー
ブルによって延長され信号処理回路に送られる。
また、それぞれの検出器リングの検出器は重心演
算時に束ねられ、単一の検出器リングとして同時計数処理される。

(a) Dual-ring OpenPET (First generation)
BeamOpen space(b) Single-ring OpenPET (Second generation)
BeamOpen space

Front View

図１ Illustrations of (a) the 1st generation OpenPET, dual-ring
OpenPET (DROP) and (b) the 2nd generation OpenPET, single-ring
OpenPET (SROP).

Top View

46 mm
2.8 mm

2. 方法
2.1 小型 SROP 試作機
以前に作成した小型 DROP 試作機ではシンチレータとして LGSO を用いた。しかしながら、Lu は
放射性の 176Lu を僅かに含み in-beam PET のような極微量のポジトロン核種を検出するには 176Lu がバ
ックグラウンド成分となってしまい、S/N を低下させた。そこで、小型 SROP 試作機では GSOZ をシンチレータとして採用した。図 2 に小型 SROP 試
作機のガントリー部を示す。小型 SROP 試作機は
２つの楕円状の検出器リングからなり、それぞれの検出器リングは 16 個の検出器から構成される。
楕円検出器リングの長軸は 281.6 mm であり、短軸は 207.5 mm である。Open mode の際、検出器リン30 mm

7.5 mm

GSOZ

49 mm

1)

FP‐PMTAnode6.09 mm

図3

Illustration of the 4-layer DOI detector.

2.2 性能評価
放射能強度の非常に低い 22Na 点線源（0.03 MBq）
を用いて感度プロファイル及び空間分解能測定を実施した。得られたリストモードデータから投影
データを作成し、ノーマリゼーションと偶発同時補正のみ実施した。画像再構成は OSEM を用い、ボクセルサイズは 1.5 mm とした。図 4 に示すよう

20

に、X, Y, Z 方向に線源を移動させて各点での感度、空間分解能を測定した。測定時のエネルギーウィ
ンドウとコインシデンスウィンドウはそれぞれ
400-600 keV 及び 20 ns とした。
(a) Open mode

異なる傾向を示すが、検出器リングを傾けたことによる影響である。視野中心での絶対感度は約 5%であった。空間分解能は視野中一様に 3 mm 以下であり open mode でも non-open mode と遜色ない結果が得られた。
図 7 に open mode におけるマイクロデレンゾファ
ントムの再構成画像を示す。2.2 mm のロッドまで識別可能であった。図 8 に円柱ファントムを用いた計数率特性の結果を示す。25 MBq 程度で、true+scatter が random と交差する。in-beam PET に
おいては十分なダイナミックレンジを有していると言える。

(b) Non-open mode

X Direc on

X Direc on

Y Direc on

Y Direc on

207.5 mm

Front view

281.6 mm

FOV
(15cm diameter)

X Direc on

3mm

102 mmOpen Space(74.6 mm)

X Direc on

Z Direc on

1.6mm

4mm

図 4 Detector arrangements for the OpenPET geometry: (a) the
open-mode (45 deg) and (b) the non-open mode (90 deg). The Z
direction is the axial direction.

2.2mm

4.8mm

36.1mmTop view

Z Direc on

1mm

図 7 Reconstructed image of the small rod phantom for the open
mode.

また、Open mode においてのみ、マイクロデレン
ゾファントムの測定、及び円筒ファントム（8 cm
長、4 cm 直径）を用いた計数率特性評価を行った。
マイクロデレンゾファントムは 1.7 MBq の 18F 水溶水を満たし、ファントムを視野中心に設置して測定した。一方、計数率特性評価用の円筒ファント
ムは 11C 水溶水を満たした後、ファントムを視野中心に設置し、放射能が減衰するまで繰り返し測定した。
図 8 Count rate performance of the SROP prototype for the open
mode.

4. 結論
本研究では小型 SROP 試作機を開発し、その性能評価実験を行った。性能評価実験の結果から、
open mode においても空間分解能の劣化は見られず、in-beam PET として十分な性能を有していることが分かった。今後は本装置を用いて重粒子照射下でのオンライン画像化実験を実施する。

図 5 Sensitivity profiles of the SROP prototype for the (a) openmode and (b) the non-open mode.

参考文献[1] T. Yamaya, et al., Phys. Med. Biol., vol. 53,
757–773, 2008.
[2] T. Yamaya, et al., Phys. Med. Biol., Vol. 56,
1123-1137, 2011.
[3] P. Crespo, et al., Phys. Med. Biol., vol. 53,
2143–2163, 2006.
[4] S. Kinouchi et al., Conf. Rec. NSS-MIC, 2011.
[5] H. Tashima, et al., Phys. Med. Biol., 2012.

図 6 Spatial resolutions of the SROP prototype for (a) the open modeand (b) the non-open mode. Spatial resolution is the mean value ofradial, tangential, and axial FWHMs.

3. 結果と考察
図 5 と 6 に点線源による感度プロファイルと空間分解能評価の結果を示す。open mode と non-openmode において X 方向の感度プロファイルがかなり

21

（５）第二世代 single-ring OpenPET 小型試作機の開発と HIMAC 実験評価
山谷泰賀 1, 吉田英治 1，田島英朗 1，錦戸文彦 1，平野祥之 1， 稲玉直子 1，
木内尚子 1, 2，菅 幹生 2，羽石秀昭 2, 中島靖紀 3，佐藤眞二 4，稲庭 拓 41
放射線医学総合研究所・分子イメージング研究センター
2
千葉大学、 3 東京工業大学
4
放射線医学総合研究所・重粒子医科学センター
1. はじめに
我々は、フルリングでありながらも、物理的に開放された空間を 3 次元画像化できる、世界初の開放型 PET 装置「OpenPET」の開発を進めている。
2008 年に提案した初期アイディアは、図 1(a)のよ
うに体軸方向に 2 分割した検出器リングを離して配置することで、解像度や感度を犠牲にすることなく、物理的に開放された視野領域を実現するものであった（dual-ring OpenPET: DROP）[1][2]。検出器を間引くことで、比較的コストを抑えながら全身を覆うような「フルカバーPET」が実現でき、これまで脳や特定臓器に限定されていた局所イメー
ジングから「全身分子イメージング」に一気に広げることを期待している[3]。もう一つの重要な応用
は、診断治療融合である。近年の放射線治療技術の進歩に伴い、例えば治療計画における PET の利用など、診断と治療の融合が進められているが、OpenPET は診断と治療の距離を一気に縮めて、究極とも言える PET イメージングをしながらの放射線治療を可能にする技術である。具体的には、がんの 3 次元位置を直接確認しながら行う放射線治療（PET-IGRT）や、粒子線治療ではさらに患者体内の線量分布をその場で確認しながら行う治療な
ど、安心・確実な未来の放射線がん治療の実現を目指している。そして、この「がん治療イメージング」に特化した OpenPET 装置として、図 1(b)上に 示 す よ う な 第 二 世 代 OpenPET （ single-ring
OpenPET: SROP）を提案している[4][5]。今年度は、
この SROP のコンセプト実証を目的として、小型試作機を開発したので報告する（図 1(b)下）。

図 1 OpenPET の初期アイディア（a）と今回小型試作機を開発した第二世代 OpenPET（b）
3. 結果
図 2 は、照射直後から 20 分間 PET 計測を行って、画像化した結果である。ペンシルビーム（ビーム
径約 1.5cm）の上半分の飛程を 9mm ずらし、その9mm のずれが PET 画像上で再現されているかどうかに注目したデモンストレーションである。これより、12C 照射でも 11C 照射でも段差が可視化されたが、11C 照射では、12C 照射の約 5 倍のカウントが得られ、PET 計測時間の短縮が可能であることが示唆された。また、11C 照射では、12C 照射とは異なり、標的内部の一次ビーム停止位置そのものが画像化されている点も特筆すべきである。
次に、PMMA ファントム中のブラックピーク深さ 53mm に対する OpenPET 画像上のピーク位置の相関性について、ビーム種類と PET 計測時間を変えて調べた結果を表 1 にまとめる。共通条件として、ビーム照射時間は約 10 秒（3 スピル）、線量は約 2.5Gy である。なお、「beam-on＋-off Ts」は、照射中（バンチ間）の PET 測定に加えて、照射直後から T 秒間 PET 測定を継続したことを示す。
なお、共に 12C ビーム、11C ビーム、10C ビームのPMMA 飛程はそれぞれ 193mm、167mm、153mm であり、
ファントム中の飛程を 53mm にするために、それぞれ 140mm 厚、114mm 厚、100mm 厚の PMMA
板をレンジシフタとして使用している。

2. 方法
試作機では、楕円状に 16 個の DOI 検出器を配置したリングを 2 本製作し、ずらしながら 45 度傾けることによって、約 7.5cm 幅の開放空間を確保した。また、自己放射能のない GSO シンチレータを採用することによって、低放射能分布のイメージ
ングにおける定量性改善を図った。そして、PMMA
ファントム（4cm 角、10cm 長）に対して、通常の重粒子線ビーム（ 12C 照射）に加えて、試行中のRI ビーム照射（11C 照射、10C 照射）を行った。半
減期約 19 秒の 10C は、11C の約 64 倍の高い被放射能を持つ。照射線量は、いずれも約 2.5Gy である。

22

表 1 PMMA ファントム中のブラックピーク深さ
53mm に対する OpenPET 画像上のピーク位置
12

C
C
10
C
11

Beam-on+-off 0s47.4±20.0mm
55.5±2.1mm
55.1±2.1mm

Beam-on+-off 60s
37.2±9.8mm
54.5±1.5mm
55.0±1.0mm

Beam-on+-off 1200s
47.6±3.9mm
55.3±1.0mm

4. 結論
第二世代 OpenPET による照射野イメージング性能が実証された。約 10 秒照射、2.5Gy 線量の共通条件によるペンシルビーム照射実験から得られた結論は以下の通りである。
 20 分 PET 計測のデモンストレーションでは、9mm のブラッグピーク位置の差は、12C 照射でも 11C 照射でも可視化された。
 12C 照射では、照射後の PET 計測は不可欠である。その時間は 20 分程度必要であると予想される。照射後 20 分の PET 計測の場合、ピーク位
置の揺らぎは±3.9mm であり、PET 装置の分解能（2～3mm）よりも大きい。
 12C 照射では、画像中のピーク位置はブラッグ
ピーク位置より 5.4mm 手前であった。この差は、入射核破砕反応によって陽電子放出核種が生成される過程そのものに起因するものである。物
体依存性があるため、画像の解釈の際には注意が必要である。
 RI ビーム照射（11C 照射、10C 照射）では、PET
計測時間の大幅な短縮が可能である。照射中のみの PET 計測でも、ピーク位置の揺らぎは±
2.1mm であり、PET 装置の分解能（2～3mm）の範囲内であった。これは、治療終了後に、PET
計測のために患者拘束時間を実質的に増やす必要がないことを意味している。
 RI ビーム照射では、ビーム停止位置そのものが可視化されていると考えてよい。画像中のピー
ク位置はブラッグピーク位置より約 2mm ほど深い位置になったが、これはビームエネルギーのゆらぎによって説明できるようである（つまり物体依存性は無い、または無視できる）。
 照射中＋照射後 60 秒の条件で比較した場合、10C 照射では 11C 照射の約 12 倍のカウントが得
られた。
参考文献
[1]
Yamaya T, Inaniwa T, Minohara S et al.: Phy
Med Biol 53: 757-775, 2008
[2]
Yamaya T, Yoshida E, Inaniwa T et al.: Phy Med
Biol 53: 1123-1137, 2011[3]
Yamaya T, Yoshida E, Inadama N et al.: IEEE
Trans Nucl Sci 56: 2644-2650, 2009[4]
Kinouchi S, Yamaya T, Tashima H et al.: IEEE
NSS-MIC, MIC15.S-275, 2011.
[5]
Tashima H, Yamaya T, Yoshida E et al.: Phy Med
Biol 53: 4705-4718, 2012

図 2 開発した試作機による重粒子線治療の照射野イメージング実験の一例

23

（６）OpenPET 小型試作機を用いた重粒子 RI ビーム照射によるラット頭部洗い出しの計測
平野祥之 1，木内 尚子 1, 2，吉田英治 1，稲玉直子 1，錦戸文彦 1，伊藤浩 1，山谷泰賀 1
1
放医研・分子イメージング研究センター、2 千葉大

1. はじめに
粒子線治療において、正しく照射されているかを確認するための照射野の可視化が望まれている。
我々のグループでは OpenPET を用いた照射野の可視化を目指しており、すでに小型試作機 Small
OpenPET と 11C や 10C の RI ビームを用いることで、粒子線が止まる位置（≒ブラックピーク位置）の可視化をファントムだけでなく生体（ラット）においても成功している[1]。しかし、生体、とくに脳への照射においては、停止した RI ビーム（11C
や 10C）は血流等の生理的な効果により、その場にとどまることなく、洗い出し（拡散）される。これは、ビーム停止位置の撮像の観点からは不都合なことではあるが、反対に、この洗い出しの速度を測定することで、照射された組織の生理機能パ
ラメータを抽出できる可能性がある。この生理機能によっては、例えば分割照射において、このパラメータをモニターすることで、組織の状態変化を把握し、治療にフィードバックをかけることができる可能性がある。また組織の放射線応答に関する基礎的なデータになるかもしれない。
そこで、本研究では、11C ラットの脳への照射実
験の結果を用いて、この洗い出し速度を単純なコンパートメントモデルを用いて決定することを目的とする。

供給されたとし、洗い出し（クリアランス）k2だけを考えた。ウサギに照射した先行研究[2]によると、洗い出しk2は3成分k2f, k2m, k2sあると述べられている。（添え字f,m,sはそれぞれfast, medium, slow）
本研究では2成分（k2m, k2s）で考えた。（図1）照射直後を時間0として、Nスピルの照射において、それぞれのスピルの時間0への寄与は
C (t )  A exp{(  k 2 )(t  0  t )} A exp{(  k 2 )(t  1  t )} A exp{(  k 2 )(t  ( N  1)  t )}.

とかける。ここでC(t)は組織の放射能濃度で、λは崩壊定数、k2は洗い出し速度、Nは全スピル数、Δtは周期（3.3s）である。またそれぞれのスピルに起因する放射能が同程度Aと仮定している。よってN 1C (t )  An 0 exp{(  k 2 )  n  t}  exp{(  k 2 )  t}
 M  exp{(  k 2 )  t},とかける。ここで、
M  A

1  exp{(  k 2 )  t} N 1.
1  exp{(  k 2 )  t}

とおいた。11Cを照射した場合、10Cも生成されるため、11Cと10Cを含め、
p3[ p1  exp{(C 10  k 2 m )  t )}  p 2  exp{(C 11  k 2 m )  t}] [ p1  exp{(C 10  k 2 s )  t )}  p 2  exp{(C 11  k 2 s )  t}].

でフィットした。pNはフィッテングパラメータである。
生きたラット(live)の脳への照射後、安楽死させ、死んだ状態(dead)でもう一度照射した。このときはk2=0として、フィットし2核子でのフィッティングの妥当性を確認した。

2. 方法
11

C・RIビームを2匹（rat1,2）のラットの脳に20スピル、6スピルそれぞれ照射した。HIMACから得られるRIビームは3.3秒周期で、はじめの約1.9秒でビームが照射され、残りの1.4秒は次の照射の準備に使われる。この1周期を1スピルと呼んでいる。1
スピルには、約4x106の11Cが入射され、核子あたりのエネルギーは332.6MeV/uである。照射前から照射直後1200秒間撮像し、OSEM法で再構成した。再構成画像における照射スポットに円形ROIをとり、照射直後（最後のスピルの直後）からの時間放射能曲線（time activity curve: TAC）を作成した。こTACにモデル式をフィットすることで洗い出し速度を計算した。本研究で用いたコンパートメント
モデルは次のとおりである。
RIビームの照射を、組織への理想的なボーラス投与と考え、1組織コンパートメントモデルをたてた。通常のPETのコンパートメントモデルとは異なり、血管から組織への供給K1はなく、直接組織に

図 1 コンパートモデル。炭素イオンビームが組織に入射した後、どのような化学形になるかは分かっていない。
3. 結果と考察
Rat 1 において、dead および live の再構成画像（0-1200s）を図 2 に示す。またそれぞれの TAC を
図 3(a)に示す。図 3 から、明らかに live では、deadより早く減衰しているのが分かり、生理的な影響24だと考えられる。それぞれの k2 の結果を表 1 に示す。ここで、誤差はフィッテイング・パラメータの誤差である。
この k2m の値の妥当性については今後の課題である。例えば、H2O-PET におけるラットの脳血流の結果[2] によると、脳血流 f= 0.37±0.04 ml/g/min、
分 配 係 数 p=0.73±0.04 ml/g の 結 果 か ら k2 は0.51±0.06 [/min]となる。この値と比較すると、今回の結果は水と同程度の洗い出しであることが分かる。しかし C イオンが組織に入った後どのような化学形になるか、例えば溶存酸素と結合して CO2になる等は分かっておらず、この化学形を決める
ことが今後の課題となる。また CO2 の洗い出しは水より少し遅い程度である[4]。またダメージを受けた組織であるため正常な組織と比較することの妥当性も検討する必要がある。

参考文献
[1]
Yamaya T et al 2011 Development of a small
prototype for a proof-of-concept of OpenPET
imaging, Phys. Med. Biol. 56 1123-37[2]
Mizuno H et al 2003 Washout measurement ofradioisotope implanted by radioactive beams in
the rabiit Phys. Med. Biol. 47 2269-81[3]
Ose T, et al 2012 Quantification of regional
cerebral blood flow in rats using anarteriovenous shunt and micro-PET, Nucl. Med.
Biol. 39 730-741[4]Senda M et al 1989 Evaluation of 11CO2 position
emission tomographic method for measuring
brain pH. II. Quantitative pH mapping in patientswith ischemic cerebrovascular diseases J Cereb
Blood Flow Metab 9 859-73
Dead

4. 結論
本研究では重粒子線治療におけるビーム停止後のラットの脳における洗い出し速度を測定した。
その結果、2 匹のラットにおいて、k2m は水の洗い出しと同程あるいはそれより遅い程度であった。
今後はビームが組織に入った後の化学形を決める
ことで、この洗い出しの生理機能について検討する予定である。

Live

図 2 再構成画像(subject1)(0-1200s)の例。Live の方が洗い出しのためカウントが少ない。

図 3 Rat 1 の TAC。Dead と live を比較したもの(左)。(中・右)はそれぞれ Live, Dead のフィッテング結果。
表 1 洗い出し速度定数の結果
k2m [min-1]

k2s [min-1]

Rat 1

0.3±0.1

0.006±0.006

Rat 2

0.8±0.5

0.007±0.006

25

（7）粒子線照射野画像化のための Total variation 最小化画像再構成法の検討
1)

木内尚子 1)2) 山谷泰賀 2) 田島英朗 2) 吉田英治 2) 菅幹生 1)
千葉大学大学院工学研究科 2)放射線医学総合研究所分子イメージング研究センター

1. はじめにPET(Positron Emission Tomography)装置の応用利用の一つとして放射線治療下で照射ビームをモニタリングする in-beam PET が挙げられる．治療ビー
ムによる核破砕反応で陽電子放出核種が照射野付近に生成されることから PET 測定が可能となり，薬剤を投与することなく照射野を画像化することができる．しかし，生成される陽電子放出核種の数は薬剤を用いた PET 測定の場合よりも少ない．
そのため測定データの統計精度低下は避けられず，
MLEM(MaximumLikelihood
Expectation
Maximization) 法 [1] に代表される最尤推定により定式化される画像再構成アルゴリズムでは十分な精度の照射野画像を得ることが困難である．そこで，最大事後確率 (MAP (Maximum a posteriori) )推定により定式化された画像再構成アルゴリズム[2] などの統計ノイズの低減を考慮した画像再構成手法が必要となる．MAP 画像再構成法は，形態情報や画像のなめらかさなどの先験情報を事前確率として導入することで，統計ノイズを抑制することが可能な画像再構成手法である．中でも，画像の全変動値である TV (Total Variation) ノルムを事前確率として使用した MAP-TV 法は，エッジを保ちつつ強いノイズ抑制効果があると報告されている [3]-[5]．そこで本研究では，粒子線照射野画
像化に MAP-TV 法を適用し，その効果を検証した．
2. 方法
(ア)
MAP 推定による画像再構成手法
画像を x = { x1, x2,…,xj,…,xN }，測定データを y ={ y1, y2,…,yi,…,yM }とする．このとき，MAP 推定による画像再構成計算式は以下の評価関数の最小化問題を解くことで定式化される．

minimize F ( x )  L  x    U  x  ,subject to x  0 ,(1)

ここで，L(x)は測定データの対数尤度，U(x)はペナ
ルティ関数，β はペナルティ関数に対する重みパラメータである．対数尤度は以下のように定義される．

L x   i 1  yi  yi log  yi  .
Mれる．[2]
M

aij yii 1

 ax

x kj  x kj 1 

S

s 1

is

k
s


i1 aij   x U x  | xkjj,

ここで k は反復回数である．β = 0 としたとき，式(4)は MLEM 法の反復式となる．
断面内，体軸方向それぞれの画素番号を l，m，nとし，画素 xl,m,n における勾配値を u(l, m, n)とした
とき，TV ノルムによるペナルティ関数は以下のよ
うに定義される．[3][4]U  x    u l , m, n 
l ,m ,nx   x x

l 1,m ,n xl ,m ,n l ,m 1,n

l ,m ,nl ,m ,n 12

 xl ,m ,n ,N xl ,m ,n    22

このとき，ε は u(l, m, n) = 0 のときに微分可能にするために追加されたパラメータである．
(イ)
粒子線照射実験
MAP-TV 法による照射野画像化の効果を検証するために，開放型 PET 装置“OpenPET” [6] を用
いて粒子線照射実験を行った．実験に使用した小型 Single-ring OpenPET 試作機 [7][8] を Fig. 1 に示
す．シンチレータ結晶は 2.8 × 2.8 × 7.5 mm3 の GSO結晶を用い，16 × 16 列 × 4 層を 1 つの検出器ブロックとして 1 リング 16 検出器を楕円上に 2 リング配置した．それぞれの検出器リングは体軸方向に対して 45 度傾けて配置した．照射ビームが通過する開放領域は 74.6 mm となる．
粒子線照射実験は放医研にある重粒子線照射施
設 HIMAC (Heavy Ion Medical Accelerator in Chiba)に OpenPET 試作機を持ち込み行った．Fig. 1 に示
すように，4 × 4 × 10 cm の PMMA (polymethyl
methacrylate) ファントムに 12C ビームを約 10 秒間

(2)

(3)

ここで aij はシステムマトリクスを表す．式(1)を最小化することで one-step-late アルゴリズムが求めら

Fig. 1 OpenPET 装置と PMMA 配置位置

26

(5)

2

ただし， yi は以下のように定義される．

yi   j 1 aij x j ,(4)M

照射する．照射ビームはピーク位置がファントム
端から 53 mm のところに設定した．PET 測定は照
射中と照射後 20 分間継続して行った．ただし，
HIMAC における照射ビームは 3.3 秒周期にビームが照射される．その中で始めの 1.85 秒間ビームが照射され，残りの 1.45 秒間はビームが出ていない
時間となる．ビームが照射されている 1.85 秒間には多くのノイズ成分が含まれ，再構成画像のアー
チファクトの原因となる．そのため，測定後にビームの照射されていない 1.45 秒間のデータを抜き
取 っ て 画 像 再 構 成 に 使 用 す る デ ー タ (Beam-on
scan data) を 作 成 し た ． 照 射 後 の 測 定 デ ー タ(Beam-off scan data)は使用する時間を 0 秒，5 分，
10 分，20 分の 4 種類を作成した．各測定データのカウント数は Fig. 2 に示す通りである．
本研究では，ペナルティ関数にかかる重みパラ
メータ β は 0 から 0.5 までの 8 つの値を適用し，得られた照射野画像を比較検討した．いずれの条件
も反復回数を 100 回，画像サイズは 100 × 100 × 100，画素サイズを 1.5 × 1.5 × 1.5 mm3 とした．再構成画
像上に設定したプロファイルからビームのピーク
位置を算出した．プロファイルは画像中心部分に 1
本を 3 × 3 mm2 の幅として 5 × 5 本設定してピーク位置を算出し，それぞれの再構成画像の平均値を求めた．ピーク位置の参考値として使用したもの
は，Beam-on scan data + 1200 s Beam-off scan data を用い，ペナルティ関数に隣接する画素間の値の差の二次式を使用した MAP-EM 法により得られた再構成画像から計算した．

pp. 2202-10, Dec. 1999.
〔4〕
M. Persson, et al., Phys. Med. Biol., Vol. 46, pp.
853-66, 2001.
〔5〕
J. Muller, et al., IEEE NSS/MIC 2012 Conf. Record,M8-8, Oct. 2011.
〔6〕
T. Yamaya, et al., Phys. Med. Biol., Vol. 53, pp.
757-73, 2008.
〔7〕
H. Tashima, et al., Phys. Med. Biol. Vol. 57, No. 14,
pp. 4705-4718, 2012.
〔8〕
T. Yamaya, et al., Conf. Rec. 2012 IEEE NSS-MIC,
M6-2, 2012

Fig. 2 測定時間と測定カウント

3. 結果
再構成画像結果およびピーク位置結果を Fig. 3に示す．β の値を大きくするにつれてノイズが抑制され，なめらかな照射野が確認された．しかし，大き過ぎる β を与えると再構成画像上にアーチフ
ァクトが生じた．ピーク位置の結果から，β の値を大きくするにつれて参考値に近づいていくことが
わかった．
4. 結論
粒子線がん治療のビームモニタリングを目的として，MAP-TV 法による粒子線照射野画像化を検討した．その結果，最適な β の値を使用すること
で MLEM 法と比較して滑らかな照射野画像を得ることができた．今回画素サイズや反復回数は固定
値として比較検討したため，今後これらのパラメータも最適化する必要がある．

(a)

参考文献
〔1〕
L. A. Sheep and Y. Vardi, IEEE Trans. Med. Imag.,Vol. MI-1, pp. 113-22, Oct. 1982.
〔2〕
P. J. Green, IEEE Trans. Med. Imag., vol. 9, pp.
84-93, Mar. 1990.
〔3〕
V. Y. Panin, et al., IEEE Trans. Nucl. Sci., vol. 46,(b)Fig. 3 (a)再構成画像結果 (b)ピーク位置結果 ピー
ク位置参考値(---)は 48.47 mm

27

（８）OpenPET リアルタイム腫瘍追跡の実現可能性検討
田島英朗、吉田英治、山谷泰賀
放射線医学総合研究所・分子イメージング研究センター

1. はじめに
OpenPET [1] は開放空間を持ち、放射線治療中にPET 撮影が可能であるため、治療の精度をより高めることができると期待されている。まず、重粒子線がん治療のような粒子線治療中と OpenPET と組み合わせることで、実際の線量分布を 3 次元的に計測できる可能性がある。また、さらにチャレ
ンジングな応用として、従来ではマーカーのインプラントと X 線画像装置などで行われている腫瘍追跡を、PET によって行うことが考えられる（図１）。これまでに、OpenPET リアルタイムイメー
ジングシステムの提案を行い、OpenPET 小型試作機 [2] において点線源を用いた腫瘍追跡のデモン
ストレーションを行ったが[3]、実際には、現在最も 腫 瘍 イ メ ー ジ ン グ に 適 し て い る FDG(FluoroDeoxyGlucose) を用いて腫瘍追跡を行おうとした場合でも、そのバックグラウンドの放射能の影響により、短い時間フレーム内での測定デー
タから腫瘍位置の検出を行うことは困難が予想される。
そこで、本研究では、ヒトサイズの OpenPET を想定し、リアリスティックな全身ファントムである 4D XCAT (eXtended CArdiac-Torso) ファントム[4,5] を用いたシミュレーションを行うことで、
18
F-FDG を用いて腫瘍追跡が可能な条件を明らかにすることを目的とする。具体的な検討項目としては、腫瘍の大きさ、位置、SUV (Standardized Uptake
Value)、患者の体格、18F-FDG の投与量などが挙げられるが、まずは標準的な体型の患者において、腫瘍追跡が実現可能な腫瘍のサイズと SUV を検討する。昨年度の検討では順投影で得られたデータの総カウント数を短時間フレーム内で得られる量に調整し、ポアソンノイズを負荷した後、画像再構成を行ったが、今回はモンテカルロシミュレー
ションによってデータを生成することでより現実的なモデルになるようにした。
Conventional Beam

2. 方法
リアリスティックな 18F-FDG 分布を持った 4D
XCAT ファントムを生成するために、文献[6-8]から SUV を正常組織に対して割り当て、肺上部に球形の腫瘍を配置した。また、ヒトサイズ OpenPET
として、４層 DOI 検出器を用いて構成されているジオメトリを仮定した。図２に、例として、直径10mm、SUV5 の腫瘍を肺上部に呼吸に合わせて動くように配置した場合の 4D XCAT ファントムを、
ヒトサイズ OpenPET 中に配置した様子を模式的に示す。そして、腫瘍追跡の精度を検討するために、370MBq の 18F-FDG 投与、0.5 秒の時間フレームを仮定し、腫瘍の SUV とサイズを変えながら、GATE(Geant4 Application for Tomographic Emission) によるモンテカルロ・シミュレーションを行い、リス
トモードデータを作成した。今回の検討では、短い時間フレーム内のデータから腫瘍追跡が行えるかどうか明らかにすることを目的としているため、画像再構成のリアルタイム性は考慮に入れず、3D
リストモード OSEM 法を各フレームに対して適用
して 4D 画像を再構成し、各フレームでの相関演算によるパターンマッチングによって、腫瘍の位置を求めた。ここで、パターンマッチングで腫瘍の位置を求める際、腫瘍のおおよその位置は既知であるという前提で、探索範囲を腫瘍の初期位置の周辺 100mm×100mm の範囲に限定している。なお、
今回の検討では、シミュレーションの際に散乱や吸収の影響は考慮しているが、偶発同時係数や影響は考慮しておらず、また、再構成の際に吸収、散乱、偶発同時係数の補正は行なっていない。

48 blocks in ring

300 mm

308 mm
30 mm

Proposal
X‐ray Detectors

Beam

770 mm

PET Tracer
Tumor
Patient

Gold Marker

X‐ray source

OpenPET

Scintillators
48 mm

30 mm

Tumor
Patient

Photo detector
DOI‐PET detector

図２ ４D XCATファントムを用いたヒトサイズ
OpenPETのシミュレーションジオメトリ

図１ OpenPET によるリアルタイム PET 画像誘導
放射線治療の概念図

28

3. 結果と考察
図３に、腫瘍のサイズと SUV に対する平均誤差の変化を示す。腫瘍のサイズが大きく、SUV が高
いほど、平均誤差が小さくなっていることが確認できる。これは、腫瘍のサイズが大きく、SUV が高いと、腫瘍に集積する薬剤の量が多くなるため、腫瘍から発生したγ線によるリストモードデータの量が増えるためであると考えられる。その関係を明らかにするために、図４に腫瘍全体の放射能量と平均誤差の関係を示す。この関係から、本シ
ミュレーションにおける条件では、腫瘍内の放射能量が 50kBq よりも大きい場合に、腫瘍追跡の平均誤差が PET の分解能と同程度になることが示された。今回の検討では、前後の時間フレームの関係は考慮しておらず、時間フレーム内の情報だけで腫瘍追跡を試みた。そのため、今後、過去の時
間フレームでの腫瘍の動きの履歴情報などを用いたり、動き情報を考慮した画像再構成法を適用したりすることで、腫瘍追跡の精度をより高められることが期待できる。

Nucl. Med. Mol. Imag. 28: 155-164, 2001
Wang Y, Chiu E, Rosenberg J, et al.: Mol. Imag.
Biol. 9: 83-90, 2007
Zincirkeser S, Sahin E, Halac H, et al.: J. Intern.
Med. Res.35: 231-236, 2007

[7]
[8]

86.7

Mean Error [mm]

100
80

57.8
36.5 62.6

60
6.3

40

3.7

20

3.6

6.3

SUV3
SUV 5
SUV 10

4.2

0
30 mm
20 mm
Tumor size in diameter10 mm

図３ 腫瘍のサイズとSUVに対する腫瘍追跡の平均誤差の変化
100

10 mm

90

20 mm

80

Mean Error [mm]4. 結論
OpenPET と 18F-FDG を用いることで、現実的な条件下でも、腫瘍に対して十分な放射能集積があればリアルタイムに追跡ができる可能性が示唆さ
れた。
参考文献
[1]
Yamaya T, Inaniwa T, Minohara S et al.: Phy
Med Biol 53: 757-775, 2008
[2]
Yamaya T, Yoshida E, Inaniwa T, et al.: Phy Med
Biol 56: 1123-1137, 2011[3]
Tashima H, Yoshida E, Kinouchi S et al.: IEEE
Trans. Nucl. Sci. 59: 40-46, 2012
[4]
Segars W P: Ph.D. dissertation, The Universityof North Carolina, 2001
[5]
W. P. Segars, G. Sturgeon, S. Mendonca, et al.:
Med Phys 37: 4902-4915, 2010[6]
Ramos C D, Erdi Y E, Gonen M, et al.: Eur. J.

30 mm

70
60
50
40
30
20
10
0
0

100

200

300

400

Radioactivity in Tumor [kBq]

図４29

腫瘍全体の放射能量と平均誤差の関係

500

（９）OpenPET における腫瘍トラッキング
品地哲弥 1)、田島英朗 2)、吉田英治 2)、村山秀雄 2)、山谷泰賀 2,3)、羽石秀昭 3)1) 千葉大・工学研究科、2)放医研・分子イメージング研究センター、3)千葉大・フロンティアメディカル工学研究開発センター
1. はじめに
OpenPET を放射線治療と融合させることにより，金属マーカを用いることなく、且つ、腫瘍を直接に見た放射線治療を実現することができる[1][2]。
具体的には、リアルタイム再構成された PET 画像から腫瘍を直接に追跡することで実現する。
しかしながら、画像再構成に要する時間のために
呼吸性変動を伴う腫瘍では、再構成画像上の腫瘍の位置と実際の腫瘍の位置に差が生じる。そこで、呼吸性変動を非減衰振動モデルを用いてモデル化することにより過去の再構成像での腫瘍位置から現在の腫瘍位置を予測する手法を提案した[3]。しかし、画像再構成遅延による 2 秒の遅延を補正するために 2 秒先予測を OpenPET から出力される情報だけで実現することは困難であった。
そこで、図 1に示すように遅延時間の短い外部装置をOpenPETと併用することを想定した手法を開発した[4]。具体的には、OpenPETにより 2 秒前までの正確な腫瘍位置の情報を取得し、同時に外部センサにより呼吸位相を計測する。そして、この 2
つの情報をサポートベクター回帰(Support Vector
Regression: SVR)によって算出した回帰線により統合する。この回帰線を用いて、最新の外部センサ
信号値から現在の腫瘍位置を予測する。今回、これに加えて、回帰線の精度を評価し、その精度が基準を満たす回帰線だけを使用することで本手法の精度を向上させることを行った[5]。その結果、回帰線の精度の判定により最大予測誤差を 4.59mmから 2.25 mmに低下できる結果を得た。
本稿では、回帰線による遅延補正のための予測法と回帰線の精度の判定による精度向上について報
告する。

図 1

OpenPET と外部センサの併用

2. 方法
2.1 腫瘍検出法
腫瘍部では単位体積あたりの計数が背景より高い性質がある。そこで、再構成画像内の単位体積あたりの計数が最大となる座標を探索することで腫瘍を検出する。具体的には、以下の 4 つのステップから成る。

30

Step1. 腫瘍形状に合わせて総和領域を設定。
Step2. 総和領域内の計数を合計。
Step3. 総和領域を画像全体に順次、移動させ各座標で計数を合計。
Step4. 計数の合計が最大となる座標を腫瘍の中心と決定。
2.2 腫瘍位置予測法
OpenPETから出力される画像は再構成による時間遅延を伴っているため実際の腫瘍位置と画像上の腫瘍位置に誤差が生じる。そこで、画像から現在の腫瘍位置を算出するために外部センサから出力される信号（以下、ガイド信号）および腫瘍位置の対応関係に基づいて補正する。具体的には、
ガイド信号を独立変数、腫瘍位置を従属変数としてSVRにより回帰線を算出する。このときSI、AP、
RL方向の腫瘍位置それぞれで独立に回帰線を算出する。また、回帰線は最新の画像から 16 フレーム
前までのガイド信号と腫瘍位置の関係から算出し、予測には最新のガイド信号値のみを用いる。ここで、本手法の精度を向上させるためにフレーム毎に回帰線の精度を算出し、基準を満たすときのみ
予測することを導入した。今回、この基準として寄与率および 95%信頼率の予測区間を用い、寄与率が 0.8 未満または予測区間が 1.5 mmより大きい
とき予測をキャンセルし腫瘍位置の出力を行わないものとする。この基準によるフィルタリングをゲートと呼ぶ。これに加えて、呼気相と吸気相を判定するゲートを追加する。これは、誤差が呼気相と吸気相の片方に集中しやすい傾向があることが経験的に認められたため導入した。位相の判定には外部センサの信号値を微分および平滑化し、その符号が反転するときに位相が変化するとした。
この 2 つのゲートの内、前半を統計ゲート、後半を位相ゲートと呼ぶ。このゲートによるフィルタリング手順を図 2に示す。
まとめると、本手法は以下のステップとなる。
また、全体像を図 3に示す。
Step1. OpenPET により腫瘍位置を計測すると同時に外部センサにより体表変位等の呼吸位相を計測。
Step2. 腫瘍位置およびガイド信号の時系列デー
タから回帰線を算出。
Step3. 統計ゲートおよび位相ゲートによるフィルタリング。
Step4. 最新のガイド信号と回帰線から現在の腫瘍位置を予測。

表 1 数値ファントム設定値

Resolution
Tumor diameter
Image frame interval
Reconstruction time delay
Contrast
Injected dosage
Elapsed time
WeightROI sizeCounts in ROI

図 2 ゲート処理フローチャート

1.5 mm/voxel
10 mm
0.45 s
1.8 s
10370 MBq
6 000 s
70 kg
60 x 60 x 60 mm35 000 counts

図 3 腫瘍位置予測法ブロック線図
2.3 数値ファントム
腫瘍の動きを模擬するためにMRIを用いて体内の呼吸性変動を計測した。今回 2 名の健常者の呼吸を計測し矢状面・右肺下部における特徴点の変動
を腫瘍の動きとした。図 4に動きを抽出した特徴点を示す。この計測と同時にガイド信号としてベルト式センサにより体表変位を計測した。この計測結果を 4D XCAT Phantom[6]に渡すことにより、実際の呼吸変動を伴ったリアリスティックな数値
ファントムを作成した。
また、4D XCAT Phantomにおけるアクティビティの値はY. Wangらの結果[7]に基づいて 18-FDGの各臓器へのSUV (Standardized Uptake Value) を設定することで決定した。加えて、ポアソンノイズを付加することでPET画像を作成した。このときの設定を表 1に示す。表 1においてImage frame intervalは
MRI の frame interval で あ る 0.15 s の 整 数 倍 か つ
OpenPETのframe intervalである 0.5 に近い値に設定した。また、contrastは背景と腫瘍のそれぞれのカ
ウント数における比を示している。
図 5に作成した数値ファントムの 1 スライスとその関心領域を示す。

(a) volunteer 1(a) Coronal slice(b) ROI

図 5 4D XCAT phantom により生成した数値ファントム

3. 結果と考察
本手法による追尾結果を図 6、図 7に示す。 図 6、
7 において(a)はゲートを通さない状態での追尾結果を示し(b)はゲートを通したことによる追尾精度の変化を示している。(b)下部のグラフにおける
efficiencyは設定した寄与率と予測区間および位相の基準を満たした回帰線の割合を示している。被験者 1 において平均補正誤差、最大補正誤差、最小補正誤差はそれぞれ 1.34 mm、4.59 mm、0.24 mmであった。ゲート通過後の最大補正誤差は 4.59 mm
から 2.25 mmに低下しゲートによる補正精度の向上が認められる。一方で効率は 5.24 %に大幅に低下している。
被験者 2 において平均補正誤差、最大補正誤差、
最小補正誤差はそれぞれ 2.76 mm、14.7 mm、0.18mmであった。しかしながら、図 7 (b)よりゲートによりすべての予測が遮断されていることが認められる。これは体表変位と腫瘍変位間に相関の乱れが発生したためである。具体的には、図 8中の矢印で示した部分において、腫瘍変位が減少する
一方でセンサ信号が増加し、相関関係が他の部分(b) volunteer 2

図 4 呼吸性変動抽出部

31

と異なっていることである。そのため、回帰線の精度が充分でなくなり、予測が遮断された。

図 8

腫瘍変動とセンサ信号の相関性の乱れ

4. 結論
PET 装置と放射線治療を融合するために PET装置の持つ遅延を補正し、呼吸性体動に対応した腫瘍トラッキング法を提案した。この結果、
平均予測誤差 1.34 mm および 2.76 mm で腫瘍位置を予測することができることを確認した。さらに、精度向上のためにゲートを導入した結果、最大予測誤差を 4.59 mm から 2.25 mm まで低下させることに成功した。また、体表変位と腫瘍位置間に充分な相関がないときには安全のために予測がゲートにより完全に遮断しているため、本手法の安全性が高められた。一方で、遮断により効率が大幅に低下しているため、安全性を保ちつつ効率を向上させる改善が必要である。
本報では、SVR のパラメータおよびゲートのパラメータを経験的に設定しているため、これ
らの値を最適化することでより予測精度を向上できることが期待できる。

(a) Results of the tracking with the time delay correction

参考文献[1] T. Yamaya, T. Inaniwa, S. Minohara, E. Yoshida, N.
Inadama, F. Nishikid1, K. Shibuya, C. F. Lam and H.
Murayama, “A proposal of open PET geometry”, Physics
in Medical and Biology, vol. 53, no. 3, pp. 757-773, Feb.
2008.
[2] H. Tashima, E. Yoshida, S. Kinouchi, F. Nishikido, N.
Inadama, H. Murayama, M. Suga, H. Haneishi, and T.
Yamaya, “Real-Time Imaging System for the OpenPET,”IEEE Transactions on Nuclear Science, vol. 59, no. 1, pp.
40–46, Feb. 2012.
[3] T. Shinaji, H. Tashima, E. Yoshida, H. Murayama, and T.
Yamaya, “Realtime Tumor Tracking by OpenPET for
Radiation Therapy,” Japanese Journal of Medical Physics,
vol. 31, no. 4, pp. 276, Sep. 2011[4] 品地哲弥, 田島英朗, 吉田英治, 村山秀雄, 山谷泰賀,
羽石秀昭, “OpenPET における腫瘍トラッキング” in
JAMIT2012 Proceedings, 2012, OP4–2.
[5] T. Shinaji, H. Tashima, H. Murayama, and T. Yamaya,“Time delay correction method for PET-based tumor
tracking,” in IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference Record, 2012, pp.
3161–3164.
[6] W. P. Segars, M. Mahesh, T. J. Beck, E. C. Frey, and B. M.
W. Tsui, “Realistic CT simulation using the 4D XCAT
phantom,” Medical Physics, vol. 35, no. 8, pp. 3800-3808,
2008.
[7] Y. Wang, E. Chiu, J. Rosenberg, and S. S. Gambhir,“Standardized uptake value atlas: characterization ofphysiological 2-deoxy-2-[18F]fluoro-D-glucose uptake innormal tissues.,” Molecular imaging and biology : MIB :the official publication of the Academy of Molecular
Imaging, vol. 9, no. 2, pp. 83–90, 2007(b) Gating results

図 6 被験者 1 における腫瘍追尾結果(a) Results of the tracking with the time delay correction(b) Gating results

図 7 被験者 2 における腫瘍追尾結果32

（１０）OpenPET 用検出器の基礎的研究
新田宗孝 1、稲玉直子 2、錦戸文彦 2、平野祥之 2、吉田英治 2、田島英朗 2、河合秀幸 1、山谷泰賀 2
1 千葉大学、2 放射線医学総合研究所

1. はじめに
我々のグループでは、粒子線治療における照射野モニタリングが可能な「OpenPET」の開発を行っている。一般に、粒子線治療下において検出されるポジトロン核種は極微量であるため、PET 用検出器として検出効率、発光量ともに優れる Lu 系のシンチレータ（LSO、LGSO、LYSO）では、Lu の自己発光によるノイズ成分によりビーム起因の信号の S/N を低下させてしまう。本研究では、近年開発された量子効率の高い高感度タイプ（superbialkali; SBA）の 64 チャンネルマルチアノード型
光 電 子 倍 増 管 (MA-PMT) と 自 己 発 光 成 分 の な い
GSO を組み合わせた Depth of interaction(DOI)検出器[1]を新たに試作し、その性能を評価した。
また、検出器作成において MA-PMT と GSO 結
晶ブロックの位置合わせのために、光学カメラを用いたシステムを開発した。治具を使わず光学カメラを用いることで様々なサイズの結晶ブロックの位置合わせを行うことができる。本システムを用いて結晶ブロックの位置ずれが 2 次元ヒストグ
ラムに与える影響を調べた。

図１ DOI 検出器(a)と 2 次元ヒストグラム模式図(b)2.2 位置合わせ用カメラシステム
図２に位置合わせに用いたカメラシステムを示す。光学カメラはスタンドで MA-PMT に対し垂直に取り付け、モニタリングしながら結晶ブロックを置いた。移動は、結晶ブロック上に 0.4mm 間隔の格子が描かれた厚紙を載せてモニタリングし、
ディスプレイ上に格子点を打ち、それをもとに0.4mm ずつ移動させた。図 3 は結晶ブロックを
MA-PMT の中央に置いた場合のアノードと結晶の対応関係を示す。また、本評価には従来型 MA-PMT
を用いた。

2. 方法
2.1 高感度型 PMT と従来型 PMT の性能比較
図１(a)に開発した DOI 検出器を示す。シンチレータ結晶素子として発光量を増加させるために Zrを加えた 2.8×2.8×7.5mm3 の Zr 添加 GSO（GSOZ,
日立化成）結晶素子を用いた。検出器は、その結晶素子を 16×16 のアレイ上に組み上げ、4 層に積層した結晶ブロックと感度有効領域 49×49mm2、の高感度タイプ MA-PMT(R10552-100-M64MOD,浜松ホトニクス)からなる。我々が開発した、各層ごとの反射材構造によりシンチレーション光の広がりを制御する光分配方式によって深さ情報を得る。図１(b)に、本実験で使用する DOI 検出器にγ線を一用照射してアンガー計算により得られる二次元ヒ
ストグラムの模式図を示す。
高感度 MA-PMT による性能向上を評価するために従来型 MA-PMT(R10551-00-64、浜松ホトニクス)を用いた DOI 検出器も試作した。DOI 検出器の性能評
価のために 22Na,54Mn 及び 137Cs から照射される
511keV,835keV,662keV の γ 線による一様照射実験を行い、位置弁別性能及びエネルギー分解能を評価した。なお、高感度型 PMT 及び従来型 PMT を用いた検出器は両方とも同じ結晶ブロックを用いた。

33

図２

位置合わせ用カメラシステム

図 3 結晶ブロックを MA-PMT の中央に置いた場合の結晶ブロック位置の模式図

3. 結果3.1 高感度型 PMT と従来型 PMT の性能比較
高感度型及び従来型 PMT を用いた DOI 検出器において 22Na 線源の一様照射実験から得られた二次
元ヒストグラムを図 4 に示す。個々のクラスター
がそれぞれの結晶に対応し、計数の高いクラスターが 1 層目である。どちらの PMT も十分な位置弁別能を示しているが、高感度型 PMT の方が端の応答も含めより弁別能が高くなった。図 5 と 6 に図4(a),(b)の二次元ヒストグラム上のプロファイルを示す。高感度型 MA-PMT の方がシャープな応答を示している。
次に、1 層目のエネルギー分解能を表 1 に示す。
高感度 MA-PMT の方がエネルギー分解能が向上している事が確認できた。高感度型 MA-PMT を用いた検出器は高い量子効率の効果が表れていると考えられる。

(a) 高感度型 PMT(b)従来型 PMT
図 6, 3,4 層目の結晶応答のプロファイル（図 4 の 2次元ヒストグラムの線(イ)）
表 1 エネルギー分解能
エネルギー分解能
フォトピーク
高感度型 PMT
従来型 PMT511 keV10.8±0.1%
12.2±0.2%
662 keV9.7±0.1%
10.2±0.4%
835 keV8.6±0.2%
9.7±0.2%(a) 高感度型 PMT(b) 従来型 PMT( ) 図 4 一様照射による 2 次元ヒストグラム

3.2 位置合わせ用カメラシステムのテスト
図 7 は結晶ブロックを MA-PMT 中心から縦、横にそれぞれ 0.4mm ずつ左下の向きにずらして得られた 2 次元ヒストグラムである。0.4mm のずれに対して 2 次元ヒストグラム結晶応答の中央部分への影響は見うけられないが、結晶ブロックをずらした方向の結晶応答の端部は若干近づき一部重なり識別能が劣化している。0.8mm のずれでは応答が完全に重なり、結晶弁別ができなくなっている。
これは、結晶素子が端のアノード上に配置されることで光が隣接するアノードへ分配されなくなるためだと考えられる。また、結晶ブロックがMA-PMT の中心にある場合と比べて 1.6mm ずらした場合、中央部の 1 層目の結晶応答が離れているのが分かる。これは、結晶ブロックが MA-PMT 中
心にある場合、1 層目の反射材がほぼ MA-PMT の
アノード境界上に配置され、隣接するアノードへの光分配が少なくなるので結晶応答が近づく。それに対し、1.6mm のずれでは反射材がアノード上に配置され、隣接するアノードへ光が届きやすくなることで応答が広がるためである。

(a) 高感度型 PMT(b)従来型 PMT
図 5, 1,2 層目の結晶応答のプロファイル（図 4の 2 次元ヒストグラムの線(ア)）34

4. 結論本研究では高感度 PMT を用いた OpenPET 用 4 層
DOI 検出器を開発した。位置弁別能、エネルギー分
解能を評価した結果、本検出器は PET 用検出器として高い性能を有している事を確認した。
また、結晶ブロックの位置合わせに光学カメラを用いたシステムを開発した。本システムを用いて結晶の位置ずれが結晶識別に与える影響を調べた結果、0.4mm の僅かな位置ずれで端の結晶識別が悪くなることを確認した。
参考文献[1]
Tsuda T, Murayama H, Kitamura K, et al.: A four
layer depth of interaction detector block forsmall animal PET, IEEE Trans. Nucl. Sci.,vol.51,
No. 5, 2537-2542, October 2004.
(c) 0.8mm

図 7 結晶ブロックを MA-PMT 中心から縦、横にそれぞれ 0.4mm ずつずらして得られた 2 次元ヒストグラ
ム35

（１１）In-beam PET（OpenPET）における二次粒子の Geant4
シミュレーション
平野祥之 1，吉田英治 1，木内 尚子 1, 2，稲玉直子 1，錦戸文彦 1，山谷泰賀 1
1
放医研・分子イメージング研究センター、2 千葉大

1. はじめに
粒子線治療において正しく照射されているか、を確認するための照射野の可視化が望まれている。
我々のグループでは OpenPET を用いた照射野の可視化を目指しており、すでに小型試作機 Small
OpenPET と 11C や 10C の RI ビームを用いることで、粒子線が止まる位置（ブラックピーク位置）の可視化に成功している。しかし、この撮像は粒子線が出ていないときのみで行われており、粒子線が出ているときは、シングルやランダムの計数率が非常に高く、正しく再構成画像ができない。これ
らの計数率の増加は、二次粒子によるものと考えられる。HIMAC の照射は 3.3 秒周期（1spill）であり、はじめの 1.9 秒の間照射され、残りの時間（1.4秒）は次の照射の準備期間となっている。粒子線は標的に到達する前に、ブラックピーク深さを調節するためのレンジシフター（アクリル樹脂：
PMMA）や空気、ビームラインにある構造物等と反応することがあり、多くの二次粒子が発生する。
例えば高エネルギーの陽子や中性子である。これ
らの粒子がさらに反応して、三次、四次といった粒子が発生し、PET 検出器（主に、シンチレータと光電子増倍管、それらの筺体）と相互作用することがある。PET は 511keV のエネルギーのみを選
択し、かつ二検出器の同時計測をすることで多くのバックグランド（二次粒子起源のイベント）が落とせることが期待できる。しかし、多くの二次粒子が存在する中で、これらの影響が本当にないかはまだ確認されていない。さらに高エネルギーの粒子が発生するため、これらと PET 検出器が核反応し、検出器自体が放射能を持ってしまうことがある。もし半減期の長い放射性核種が多く生成された場合、照射するたびに放射能が蓄積し、使用できなくなる可能性がある。
2. シミュレーション
すでに述べたような二次粒子による検出器への影響や放射化を見積もるために、モンテカルロシ
ミュレーションを用いて検討した。放射線の輸送をシミュレーションする計算コードにはアメリカのロスアラモス国立研究所が開発したMCNPXや日本原子力研究機構が開発したPHITS等がある。本
発表では、主に核物理の分野で広く使われ、最近
では粒子線治療をはじめとした医療の分野でも使われるようなったGeant4(version 9.4)を用いた。

36

Geant4は計算ソフトというよりは、ライブラリー（ツールキット）であり、C++のプログラム言語で記述する必要があるが、柔軟にコーディングできるというメリットがある。本発表では、我々のグループがすでに開発し、実験によってOpenPETの原理 実 証 に 成 功 し た 小 型 試 作 機 で あ る Small
OpenPET [1]を詳細に模擬し、核子あたりのエネル
ギーが332.6MeVのコリメートした 11Cのビームをシミュレーション上で照射した。Samll OpenPETは径が10cmのリングを二つ持ち、それらのギャップ
間の撮像が可能である。リングの中心に直径4cm長
さ10cmの円柱ファントム（PMMA）を置き、ギャップの間からビームを照射した。シンチレータは
LGSO ((Lu,Gd)2SiO5)を採用している。シミュレー
ションでは11Cの粒子を9 spill照射した。レンジシフ
ターや検出器の構造物まで詳細に再現し、これらと一次、二次粒子との相互作用も考慮されているといえる（図1）。粒子線が出ているとき（spill time:9
x 1.9s）、spill間（pause time:8x1.4s）、最後のspill
が終わってから1200sの撮像（beam-off）に分けて、シンチレータに入射した放射線、PETスキャンにおけるバックグランド、シンチレータの放射化量を見積もった。ここでPETにおけるシグナルとは、一次粒子(11C)がファントム内で静止し、陽電子を放出し、対消滅によって生じた二つのガンマ線が同時計数されたものである。さらに一次粒子とファントムとの核反応によって生じた15O等の陽電子放出核に起因するものも含まれている。またバック
グランドとは、エネルギーウィンドウ内(400-600keV)に入り、同時計数したが、上記の過程を経ていないものである。さらにバックグランドに関しては、2つの消滅ガンマ線を同時計数したが、陽電子はファントム以外で対消滅を起こした場合（BG1）、1つの消滅ガンマ線と、特性ガンマ線（陽電子親核種が崩壊し、娘核になる前に励起状態になる。その脱励起したときに放出されるガンマ線）とで同時計数した場合(BG2)、陽電子がシンチレー
タ内でエネルギーを付与し、その後の消滅ガンマ
線が他のシンチレータと相互作用した結果同時計数になった場合（BG3）、最後に2本の即発ガンマ線で同時計数になった場合（BG4）に分けて評価した。

3. 結果と考察
はじめに、二次粒子が検出器に入射し、（その粒子、あるいはその二次粒子が）シンチレータにエネルギーを落とした粒子の種類（図 2 左）とそれらの入射時のエネルギースペクトルを図 2 に示す。
図 2 に示されるようにガンマ線や陽子、中性子が多く入射し、陽子や中性子については非常に高いエネルギーを持っており、11C との反応（非弾性散乱等）によって生じた即発粒子と考えられる。またこれらは、さらに核反応等を引き起こし、検出器等を放射化する可能性がある。次に全同時計数
イベントの内訳を図 3 に示す。spill time では 97%
がバックグランドであるが、その他の場合は、バックグランドは 15%以下である。これは spill timeのデータでは画像再構成ができないが、pause timeや beam-off では画像化できた実験事実と矛盾しない。またバックグランドのイベントを追跡すると、これらの起源はレンジシフターやコリメータとの核反応によって生成した即発粒子（主に中性子）が関与している。つまり上流側から飛んでくる即発粒子を有効に遮蔽できれば、spill time の利用も期待できるが、一般に高エネルギーの中性子等を遮蔽するのは難しい。最後にシンチレータの放射化量を図 4 に示す。照射直後は短半減期の放射性同位体の影響があるが、1 時間も経てばその影響は小さくなる（50Bq 程度）。これは 9 spill の照射の結果であるが、この結果を基にして、spill 数を変えた場合でも見積もることができる。

4. 結論
シミュレーションによると spill time では即発粒子の影響で正しく画像再構成することが困難であるが、pause time や beam-off では、シグナルが 85%以上あり再構成が可能であることが示された。またシミュレーションを行うことで、実際には測定が困難な PET におけるバックグランドの発生過程を明らかにした。これらの情報はバックグランド除去法の検討に有効である。
参考文献[1]
Yamaya T et al 2011 Development of a small
prototype for a proof-of-concept of OpenPET
imaging, phys. Med. Biol. 56 1123-37

図 1 Small OpenPET（実験とシミュレーション）

図 2 シンチレータに入射した粒子と、そのときのエネルギースペクトル。

37

図 3 同時計数イベントの内訳

図 4 9 spill の照射により生成された放射性同位体とそれらの全放射能。(a)照射直後、(b)一時間後、(c)一日後。

38

（１２）炭素線治療モニタリング用 OpenPET 検出器の炭素線照射下での性能評価
錦戸文彦・平野祥之、稲玉直子、吉田英治、山谷泰賀
放医研・分子イメージング研究センター
増田圭介
浜松ホトニクス
1. はじめに
我々のグループでは粒子線治療におけるモニタ
リングのための人サイズ用 OpenPET 装置の開発を進めており[1]、現在重粒子線照射下で動作可能な検出器の開発・評価を進めている。
PET 装置を用いた重粒子線治療でのオンライン
モニタリングでは、PET 用検出器が重粒子線照射からの影響を受けることは避けられない。OpenPET
での検出器配置の場合、入射する粒子自身はターゲット内で全エネルギーを落として止まるため直接的に検出器に影響を与えることは無いが、ターゲット中で生成された核破砕片の一部はターゲッ
トを突き抜け検出器に入射するため、それらが検出器に対して入射する事で様々な影響を与える[2]。
そこで我々のグループでは重粒子照射下で動作可能な検出器の開発を進めている。現在までに読み出し用のフロントエンド回路の開発を進め、その性能評価を行った。
2. OpenPET検出器
図１に OpenPET 検出器の試作検出器を示す。シンチレータブロックには 2.8mm×2.8mm×7.5.mmの GSOZ を 16×16×4 層のブロック上に組み上げ
た 4 層 DOI 検出器を用いる[3]。光電子増倍管にはスーパーバイアルカリの光電面を持つ 64ch の位置
敏感型 PMT(R10552-100-M64)を使用する。
今回新たに試作したフロントエンド回路は抵抗
チェーン回路基板・アノード用アンプ基板、PMT
高圧用デバイダ+ダイノードアンプ基板の 3 枚からなる。炭素線照射下では OpenPET の検出器の一部に多数の核破砕片が入射するため、放射化等による信号出力が増加しにより標準的なデバイダ回路を用いた場合には回路の上限を超えてしまい、信号が正常に出力されないという現象が起こる。放射化による計数率増加の対策として PMT のデバイ
ダ回路の電流値の上限値を標準値より 5 倍程度高くしてある。64ch のアノードからの出力は抵抗チ
ェーン回路で 4ch に束ね出力を行う。H10966 はダイノードの段数が 8 段であり PMT 自身の利得が低
いため、抵抗チェーン出力直後にアノードアンプ
基板で増幅を行っている。また抵抗チェーン回路
でもゲインを稼げるように以前の回路から一部の抵抗の値を変えている。炭素線照射時に発生する直流成分の影響押さえるためにアンプの出力は
AC 結合を用い、加えて計数率増加の際の AC 結合
由来によるベースラインシフトを押さえるために回路の最終段にベースライン補正(BLR)回路をしている。実機では BLR 回路は PA 基板に搭載される予定である。
3. 評価実験用セットアップ
評価実験は放医研 HIMAC の物理コース(PH2)を用いて行なった。290MeV/u の 12C ビームを、実際の治療に用いられる 108 pps の強度で、ターゲット
直前でビーム径が約 1cmφになるよう調整を行なった。ターゲットは 10cm×10cm×20cm のアクリ
ル製の水ファントムを用いており、290MeV/u の 12C
ビーム自身はファントム中で停止する。評価用検出器はターゲットの最後尾から 30 度の角度に30cm 離した位置にセットした（図 2）。
コ イ ン シデ ン ス 用 検出 器 は 8× 8× 4 層 のLGSO ブロックと PMT による 4 層 DOI 検出器を用い、図 2 に示す位置に設置した。HIMAC では 3.3秒周期でビームが導入されているが、ビームがちょうど入射している瞬間での計測は困難であるため、ビームのスピル間にのみデータの取得を行った。データはフロントエンド回路からの出力を
QADC を用いて記録を行った。BLR 回路は本番同様に QADC の直前に置かれている。

図 1 試作した検出器

39

るが、それぞれの結晶を示すスポットは分かれて見えており、十分に結晶識別が可能であるといえる。図 5 にビーム照射前と照射中（1.0×108 pps）
での Na-22 に対するエネ類義－スペクトルを示す。
エネルギー分解能は 1.0×108 pps の照射時であっても、それぞれの層に対して 15.2% (1st layer)、14.6%(2nd layer)、13.6% (3rd layer)、12.5% (4th layer)の値が得られており、PET 検出器としては問題ないレベルの性能が得られている。

評価用検出器

コイン用検出器
Na‐22

電離箱
３０cm
３０°

C‐12
(290Mev/u)

水ファントム図 2 重粒子照射実験の実験セットアップ
4. 結果
重粒子照射下での検出器モジュールのテストの結果を示す。重粒子線照射下での検出器に起こりうる問題の一つにスピル内での PMT 出力のベース
ラインの変動がある。図 3 にビーム照射中のベースライン値の時間変化を示す。各点が 0.1ms 毎のべーラインの値を示している。3.3 秒周期でのビーム入射の際はデータの取得が不可能であるため、データがプロットされていない。図 3 の(a)(b)は AC
結合をいれなかった場合のベースラインの変動の様子を示しており、ビーム照射直後はベースラインのオフセット値が上昇し、その後時間とともに下がっていく様子が見える。これは核破砕片の入射による放射化等からの光が多数 PMT に入射するため、直流成分としてベースラインにのってきていると考えられる。ビーム照射が止まると生成物の半減期に伴い、少しずつ減衰していくため、図 3の様な構造を持つことになる。試作回路では AC 結合を入れることによってこのような直流成分をカットしており、図 3 の(c)に示すとおりに beam off
次のオフセット値と同じ値を示している。

(a)(b)
図 4 (a)ビーム照射前、(b)ビーム照射中(1.0×108pps)での Na-22 に対するポジションヒストグラ
ム
3500

3000

3000

2500

2500

CountsCounts

2000

1500

2000

1500

1000
1000

500

0
0

500

500

1000
1500
ADC Channel [ch]

2000

2500

0
0

500

1000
1500
ADC channel [ch]

2000

2500

(a)
(b)
図 5 (a)ビーム照射前、(b)ビーム照射中(1.0×108pps)での Na-22 に対するエネルギースペクトル5. 結論
重粒子線治療モニタリングのための OpenPET 検出器のためのフロントエンド回路の開発・評価を行った。今回試作した検出器を用いて HIMAC において評価実験を行った結果、炭素線照射中でも十分な性能が得られた。今後は現在開発中のデータ収集回路も含めて調整・性能評価を行っていく予
定である。
参考文献
[1]
Yamaya T, Inaniwa T, Minohara S et al.: Phy
Med Biol 53: 757-775, 200[2]
F. Nishikido, et al., Conference record of 2009
NSS &MIC, J04-5[3]
Tsuda T, Murayama H, Kitamura K et al.: IEEE
Trans Nucl Sci 51: 2537, 2004
[4]
錦戸文彦、第 1 回 OpenPET 研究会資料集、
p.6-p.7、2011

図 3 (a) 5.0×108pps(DC)、(b) 1.0×108pps(DC)、(b)1.0×108pps(AC) の強度でのベースラインの変化。
赤線は beam off 時のベースラインの値
図 4 にビーム照射前と照射中（108 pps）での Na-22に対するポジションヒストグラムを示す。照射した場合には若干の結晶弁別能の劣化が見られてい40

（１３）リストモード信号処理～収集回路
清水啓司
浜松ホトニクス（株）・開発本部

1. はじめに
従来の PET 装置における同時事象検出はハード
ウェアにより構成されるのが一般的である。同時計数回路はいわば「ふるい」の役割を果たしており、膨大なシングルズデータを選別してその量を減らし、収集部の負担を低減している。ハードウ
ェアの同時計数回路は高速処理が可能であるが、その一方で視野を変更したりする柔軟性には乏しい。例えば OpenPET の一つである体軸方向に分割した検出器リングを離して配置した装置において
は、測定対象ごとに視野が変わる、すなわち同時
事象判定対象が変わることが想定されるため、ハードウェア同時計数では対応が難しいことが予想される。
シングルズデータを収集しソフトウェアで同時事象判定を行う方法は、視野を自由に変えられるなど柔軟性に富むが、当然のことながら高いバン
ド幅をもったデータ伝送と高速な同時判定演算が必要となる。ソフトウェアによる同時判定の実例は小規模な小動物 PET システムで報告が有るのみである [1][2] 。
本稿では、ソフトウェアで同時事象判定を行う
ための要素技術開発の一部として、シングルスデ
ータのリストモード収集のための回路について述べる。

刻を記述すると膨大なビット数が必要になるため、一定間隔でタイマータグを発生させ、イベント毎にはタグ間の相対時刻を記述する方式を採用する。

3. 収集部回路
信号処理回路の出力データストリームは２段階の束ね（MUX）回路によって、最終的に１本の光ファイバーによる伝送に集約される。各回路は 16
入力を１出力に束ねており、２段構成で最大 256
枚の信号処理回路基板に対応できる。メタル配線の伝送は 1Gbps のバンド幅で行われる。シングル
ズデータのフォーマットが 64 ビットであるとした
場合、1Gbps は 12.5Mcps に相当する。実際は転送のオーバーヘッドなどで実効レートはそこまで達成できないが、半分まで落ちるとしても 6Mcps 以
上になるので充分な値であると言える。２段目のMUX から収集ＰＣへは光ファイバーを用いるので、高速伝送だけでなく回路部からコンソールまでを離すことが可能となる。
なお、初段の MUX 回路は入出力とも 1Gbps にしているため、小規模のシステムにおいては初段を省き検出器信号処理回路から直接２段目の MUXへ接続することも可能となる。

4. さいごにシングルズデータ収集を行うための信号処理部
から収集部までの回路方式の検討を行った。平成
２４年度においてはワンペアシステムを試作し特性評価を行ってゆく予定である。

2. 信号処理回路
検出器信号処理回路のブロック図を図 1 に示す。
ここではガンマ線の入射位置と入射時刻の抽出を行っている。信号処理は二次元検出器かつ位置情報が抵抗ネットワークによる電荷分配により得ることができるのが前提であり、基本的には jPET-D4
における信号処理回路[3]の方式を踏襲している。
ただし jPET-D4 で行っていたシンチレータの減衰
時間の差を用いた波形弁別による DOI 同定は行わない。結晶の同定は二次元マップに展開されたシンチレーション光の分布からのみ行う。
jPET-D4 との一番の違いは、出力が即時データではなくデータストリームとして出力される点である。FIFO バッファにイベントデータを蓄積し、一定の量が溜まった時点で転送を行う。そのためリアルタイム性は失われており、データに計測開始からの時刻情報を含める必要がある。時刻情報の精度は 0.5ns を予定しており、イベント毎に絶対時

参考文献
[1]
“ A true singles list-mode data acquisition
system for a small animal PET scanner withindependent crystal readout”, D P McElroy et al.,Phys. Med. Biol. 50 3323, 2005
[2]
“ Digital Coincidence Processing for the
RatCAP Conscious Rat Brain PET Scanner”,
S.-J.Park et al., IEEE Trans. on Nuc. Sci., Vol. 55,
No. 1, Feb 2008
[3]
“PET 検出器及びフロントエンド回路”, 渡
辺光男, 平成１３年度次世代 PET 装置開発
研究報告書, 43-46, 2002

41

Detector
SignalPosition A
Position B
Position C
Position D
SUM

Analog Process

Timing & Energy
LUT

Ａ/D
Gain Adjust
Offset Adjust
Gate Integ.

Serial out

Singles Data
Stream Out

FIFO
Buffer

FPGA

D/A

E
X
T
E
R
N
A
L

Board ID
D-SW

EEPROM
CLK, CTRL& Power

B
U
S

図１．信号処理回路ブロック図

Detector
Unit #1

1Gbps wire
Front-end#1
Circuit #1

First
OR

1Gbps wire
#1

#16

SecondOR#16

Detector
Unit #n

Front-end
Circuit #n

Max. #256

RESET*

StatusController

RESET*, Status

図２．データ収集部ブロック図

42

17Gbps fiber
Data
StreamCTRL

OpticalSerial I/F
Acquisition
PC

43

第２部
粒子線治療・PET 融合への期待と課題（特別寄稿１）44

（１４）Beam ON-LINE PET system における planar 検出器の問題点と解決案
西尾禎治
国立がん研究センター東病院臨床開発センター粒子線医学開発分野

1. はじめに陽子線治療では、飛程付近での高い線量集中性を利用し、腫瘍には治療に必要十分な線量を一様に与え、かつ周辺の正常組織への線量付与をできる限り低くすることで高い治療効果を実現することが可能である。しかし、その反面、的確に腫瘍への照射が実施されなかった場合、治癒率の低下
や重要臓器への障害などが生じる可能性がある。
従って、陽子線治療の優れた特徴を最大限に利用するために、実際に患者体内へ照射された領域を確認することが非常に重要である。国立がん研究センター東病院では、患者体内における陽子線の照射領域の可視化のために Beam ON-LINE PET
system (Beam ON-LINE PET system mounted on arotating gantry port：BOLPs-RGp)を開発した（図 1参照）。患者への陽子線照射によって体内で起こる標的核原子核反応により生成されるポジトロン
放出核の activity を実測することで、照射領域を可視化する（図２参照）。検出器としては 2mm×2mm
×20mm の BGO 結晶をマウントしたプラナータイ
プの検出器ヘッド（図３参照）を採用した。ガン
トリーの回転に伴い、対向する検出器は IC を中心に一緒に回転し、検出器面は常に陽子線照射軸を含んでおり、陽子線のレンジ方向を観測できるよ
うになっている。

陽子線治療を行った、頭頸部、前立腺、肝臓、肺及び脳の約１５０症例の照射領域可視化画像を計測することで、治療中の腫瘍形状変化の観測、膀
胱照射線量の観測、患者ごとの腫瘍の線量応答性の観測、腫瘍集積 PET 画像誘導による陽子線照射の可能性を示唆することができた。
BOLPs-RGp を活用することで高精度陽子線治療を患者へ提供出来ることまたは出来る可能性があることを示してきたが、その一方で、まだ、本システムには解決すべき幾つかの問題点を抱えている。その一つが空間分解能の問題である。

図２：入射陽子核と標的原子核における原子核破砕反応と生成されたポジトロン放出核の位置導出の概念図。

図３：BOLPs-RGp の検出器ヘッド部分の図。

2. BOLPs-RGpの空間分解能の問題とは陽子線治療の照射室内、特に照射ノズル周りはノズル先端に設置する患者ボーラス・コリメータ、
多葉コリメータなど様々な機器が配置されている。
近年、陽子線スキャニング照射の技術進歩とその実用化が進むに連れ、照射ノズル先端機器の大きさは縮小化する可能性が高いが、その一方で、照図１：研究開発された BOLPs-RGp。

これまでに研究開発された BOLPs-RGp を用い、45

射治療照射位置でより高精度に腫瘍位置を正確に把握するためのフラットパネル透視画像システム、
患者位置を動かすロボット寝台、同室型CT装置などが患者近傍位置に配置されるシステム構成が主流になりつつある。それにより、患者周りのスペースを十分確保することが困難になってきている。
それらの理由から、当センターではBOLPs-RGpがスペースをあまり占めないplanarタイプの検出器
ヘッドを採用している。それにより、現状では検出器が対向する方向の位置分解能は10mmぐらいと大きく、その結果、ビーム入射軸と検出器面に平行でビーム入射軸との直交軸が作る２次元のプ
ロジェクション可視化画像を臨床では活用してきた。その場合、BOLPs-RGpから得られる照射領域
可視化画像の情報から、厳密に言えば陽子線が腫瘍に照射されているのか、重要臓器に照射されているかが判らないケースが存在することになる。
限られた患者周辺のスペースでのBOLPs-RGpの３次元照射領域可視化の実現は必要不可欠になってきている。
3. ３次元照射領域可視化のための対策案−１
BOLPs-RGp は陽子線回転ガントリーに設置されているため、ガントリー回転に伴い、検出器ヘッ
ドも IC を中心に回転するこができる。そのため、３次元照射領域可視化を実現させるための１つとして、ガントリーを回転させながら、または、幾つかの回転角度での BOLPs-RGp による計測を実施し、得られたデータより３次元画像再構成を行う
方法が考えられる。但し、この場合は、計測時間の増加に伴う患者への負担増加、更には標的原子
核破砕反応で生成されるポジトロン放出核は２分程の短半減期の 15O が主成分であり、生成ポジトロン放出核種の生成割合も明確でないため、撮影時間内での減衰補正の精度が大きな問題となってしまう。そのため、ガントリーを回転させての計測
による３次元照射領域可視化は現時点では難しい状況にある。

一対の planar 検出器を設置方法は現実性がある方法の一つと考えられる。陽子線照射方向から観て、患者後方側は比較的スペースが確保出来る場合がある。図４に互いに直交する２対の planar タイプ
検出器ヘッドを持つ BOLPs-RGp の概念図を示す。
図中には、ポイント線源を空間的に配置した際の１対及び２対の planar タイプ検出器ヘッドにおける対向する検出器面方向の位置分解能シミュレー
ション結果である。結果から位置分解能の大きな改善が見られる。
また、３次元照射領域可視化をハード的に解決する手法のみでなく、ソフト的に解決する手法の研究を幾つか考案して取り組んでいる状況にある。
4. ３次元照射領域可視化のための対策案−２
３次元照射領域可視化を実現するために、これまでのポジトロン放出核からの一対の消滅ガンマ線の同時計測によってactivity分布画像を得る手法
ではなく、標的原子核破砕反応によって生成される特定のポジトロン放出核に着目し、そこから放出される一対の消滅ガンマ線に脱励起ガンマ線を加えた３つのガンマ線の同時計測法によって、３次元位置を決定する基礎的研究も考案中である。
例えば、14O核は消滅ガンマ線に加え2.3MeVのガンマ線をほぼ同時に放出する。ガンマ線検出システ
ムとしては、現在の一対のplanarタイプ検出器にコンプトンカメラ検出器を増設することで実現の可能性を模索しているところである（図５参照）。

図５：Hybrid Beam ON- LINE PET/ComptonCAMERA system の概念図。

5. まとめBOLPs-RGp を活用した高精度陽子線治療の真の意味での実現には、解決すべき幾つかの問題点を抱えており、その一つが問題点となる空間分解能の向上による３次元照射領域可視化について、計測システムのハード面及びソフト面、更には別の手法による解決のアプローチを実施してきた。しかしながら、まだ、問題解決の確実なる手法は明
確ではいない。今後、研究を継続的に実施して行かなければならない。

図４：２対の検出器ヘッドを持つ BOLPs-RGp の概念図（図中の位置分解能シミュレーション結果は北大（現、岩手医大）の山口先生より提供）。

そこで、患者周辺のスペースを考慮して、もう46

（１５）炭素線による肺癌治療における OpenPET の可能性
高橋 渉
放医研・重粒子医科学センター病院

1. はじめに肺癌は罹患数も多く、医療の発展にも関わらず
依然死亡率が高い疾患である。CT および PET 検診の普及により、早期発見され手術による根治を得る肺癌症例も増えているが、一方で早期発見にも関わらず、高齢や合併症を理由に手術適応とならない症例も少なくない。手術以外の選択肢として放射線治療があり、近年の技術革新によりその治療成績も著しく向上し手術に匹敵するものとなりつつある。中でも重粒子線(炭素線)による肺癌治療
は安全性が高く治療期間が短いという特長がある。
本稿では炭素線による肺癌治療に携わる医師としての立場から当院で行なっている治療の現状を紹介し、また新しい技術導入により期待されるさらなる治療の高精度化について検討したい。
2. 炭素線による早期肺癌治療と課題
当院では早期肺癌への炭素線治療について臨床試験を行なってきた。1 回線量を高め分割回数を減
らし、昨年からは超短期照射(1 回照射; 図 1)が先進医療として認められている。治療期間の短縮で負担の少ない治療となる反面、より高精度な照射技術が必要不可欠となっている。

図１

ため setup error や治療中のずれ(Intrafractional error)も低減することが予想される。
また、これまでの治療成績から計画通りに照射されていると判断できるが、照射直後に実際の投与線量を検証する手段で確立されたものはない。
3. OpenPETに期待すること
PET/CT による機能画像と解剖画像の融合は放射線治療にも大きく貢献し、正確な病期診断や詳細な照射野設定を可能とした。
今後、治療室内に設置可能な Open PET が実現することで以下の技術への応用が期待される。
① PET Image guided particle therapy (PET-IGPT)
治療中(In-beam)の腫瘍位置を可視化できれば適切に位置照合、線量投与が行われたかを証明できる。これにより照射精度が向上すれば現在よりもmargin を縮小することが可能となり、炭素線治療の魅力でもある安全性をさらに高められる可能性がある。
現状 OpenPET では検出器自体の位置精度は向上
しているものの計画用 CT 画像との fusion の問題や、ノイズによる照射位相での画像取得困難などクリ
アすべき課題がある。
② Auto-activation による投与線量の検証
粒子線の特性を生かした Auto-activation (自己放射化)による投与線量の検証も期待される。照射後に生じた 11C などを検出するため、血流に伴う wash
out の影響が大きく照射直後の同一の治療寝台で撮像可能な OpenPET が有用である。
ただし現行の 12C での治療では発生する 11C 量が十分でなく、呼吸同期での画像取得ではさらに情報量が減ってしまう。イオン源自体を変え治療
beam 自体を 11C にすれば画像の Quality は上がるものの 12C と生物学的効果が異なり、これまでの治療成績の蓄積が参考にならない可能性も孕んでいる。

早期肺癌への炭素線 1 回照射

肺を含む体幹部は固定が困難であり、計画時と治療時での体位のずれが生じやすい。また肺癌は大きな呼吸性移動があるため、現行の治療は X 線
透視画像による骨格での位置合わせ後、呼吸同期で照射を行なっている。呼吸の再現性の問題など
計画時との誤差が生じうるため、広く margin をつけて照射野が設定されている。
新治療棟では既に Scanning 照射が実現され、肺癌を含め呼吸性移動を伴う体幹部腫瘍への適応も検討されている。体位変換なく高速照射が可能な

4. おわりに
肺癌の炭素線治療はその効果、安全性が確立されつつあるが未だ発展途上にある。OpenPET の導入がさらなる高精度炭素線治療の実現に貢献する可能性がある。

47

（１６）OpenPET の臨床応用に向けた検討
野宮琢磨、辻比呂志、鎌田 正
放射線医学総合研究所・重粒子医科学センター

炭素イオン線治療は 1994 年に開始以降、順調に患者数を伸ばし、2009 年には 5000 例を突破した。
炭素線に限らず高エネルギー粒子線治療では標的物質と加速粒子の間に様々な相互反応が起こることが知られている。数百 MeV に加速された粒子と原子の衝突により核反応が起こり新たな放射性同位元素が生じ、非照射体の自己放射化が起こる。
その中で利用が期待される核種としてβ+崩壊により陽電子を放出する核種が挙げられる。陽電子
放出核種により標的物質を標識することで機能画像を得るＰＥＴ検査に応用されている。
粒子線治療による自己放射化に於いても陽電子
放出核種の生成が確認されている。代表的なもの
では 15O, 14O, 11C, 10C, 13N などが挙げられ、画像化する技術はこれまでも研究されている。この画像を臨床で利用するにあたってその有用性と課題を検討した。

の減衰率も比率に依存して変化する。この補正計
算による誤差も不正確性を含むことになる。
上記問題に関連する課題として測定法が挙げられる。現状では連続したビームあるいはパルスビームを用いる方法が検討されている。また、パル
スビームを用いる場合も照射しながら(In-Beam)撮像する方法と照射が完了してから(Offline)撮像する方法が検討されている。過去の研究ではこれら撮像法の違いで検出される核種の比が異なることが示されている [2]。但し、現状では撮像法が異なれば結果が異なるということのみが知られており、撮像法の優劣や標準撮像法の確立には至っていな
い。
放射化物質の生成部位というのも問題の一つとして挙げられる [3]。炭素線では陽電子放出核種の生成はブラッグピークに近く、手前のプラトーでは同様に低い。実際の線量分布に近い放射化の分布を示す。しかし厳密には自己放射化のピークはブラッグピークよりやや手前であるため実際の線量分布とのずれが生じるため得られた信号を補正して画像化する必要性が生じる。これに対して陽子線は全く異なる放射化物質の分布を呈する。ブラッグピークの手前のプラトーで自己放射化核種の生成が非常に高く、逆にブラッグピークではその生成が少ない。このため、照射の際の線量分布
図と自己放射化 PET 画像では全く異なる画像を呈し、照射標的よりも“飛程”の方が明瞭に描出される。

PET 検査の特性の一つとして空間分解能の低さが挙げられる。これはＰＥＴ画像そのものの問題
点ではあるが、現状では 3〜5mm 程度であり、空間分解 0.5mm の CT による IGRT に比較すると 10倍程度の開きがある。重粒子線治療における患者
セットアップ精度が平均 0.5mm、大きくて 1〜2mm以内と考えると現状では線量分布などとの位置照合に使用できる精度とは言えない。但し、技術により改善可能な課題ではあると考えられる。
次にβ+崩壊核種の多様性が挙げられる。前述のように生体構成元素に近い陽電子放出核種は５種類以上あり、生成物が同一でも崩壊過程が複数存在する場合もある。陽電子から発せられる消滅放射線は均一であるが、β+崩壊過程の半減期が核種により異なる。比較的長い 11C で約 20 分であるが、15
O では約 2 分、10C では約 20 秒と幅広く、測定の仕方によりカウント値や核種比率が大きく変わる([1]；図)。混合した核種からの信号であるため、そ陽電子の位置精度の不確定性をさらに増す問題
が陽電子の放出エネルギーである。FDG-PET 検査で用いられる 18F 由来の陽電子も 0.64MeV のエネ
ルギーを持ち、その飛程は 3mm に及ぶとされている。11C、15O、10C 等の崩壊から生じる陽電子も同様に核種に依存して 0.9〜1.9MeV の放出エネルギーを持ち、その最大飛程は 4〜9mm にまで及ぶ。
1.72MeV の陽電子を放出する 15O のみに絞ってその放出から消滅までの移動距離を計測した研究では飛程の最頻値は約 1.5mm であったが、飛程の分
布は連続的なスペクトルを示し最大 6〜7mm まで達していた([4]；図)。核反応部位と陽電子消滅部位に精度上大きな距離があることがわかる。炭素線48

では 13O, 12N, 8B など異なる核種の生成が観察される。これらから発生する陽電子のエネルギーは約
14〜17MeV と高く飛程も 10mm の範囲には納まらない。

いるようである。
ここまで挙げたように自己放射化による画像を
位置精度検証に用いるにはβ+崩壊核種の特性上多くの障壁があることが示された。これらの特性を踏まえ、その利用法の可能性について考察した。
自己放射核種が多種にわたる特徴や毎日計測可能である利点から今後の可能性を以下のように挙げる。
・撮像法を変えることにより特定核種のシグナルを抽出する
・自己放射化によるシグナルから照射標的の原子組成を予測する・シグナルの拡散から腫瘍の血流等を予測する
・構成分子により自己放射化率に差異がないか解析する
・毎日の腫瘍のシグナル変化を観察する
・抗癌剤／分子標的薬等を陽電子放出核種で標識して毎日の集積を観察する等々が今後の臨床応用の一端として期待できる。
現在自己放射化画像構成のために、検出器の小型化・高解像度化、信号計算アルゴリズムの改良、血流によるポジトロン信号の wash-out の影響等、正確な画像化を実現するための研究が各分野で進められている。これまでにない Open-PET の研究の方向性は、三次元的位置精度を得るために多くの課題を伴う物理学的方向性と、未知の要素が多い
生物学的分野への方向性に大別できると考えられる。いずれの方向性も今後の新たな発見が期待される。

自己放射化核種の生理的な拡散（移動）も位置精度検証の観点から見ると大きな問題の一つである。これまでに述べてきた問題点は検出技術、核種の生成部位、核種の不均一性、陽電子の飛程、といったものであるが、ファントムと異なり生体内は絶えず物質の流れが生じている。最も影響が大きいと考えられるのはやはり血流である。ある研究では実際に粒子線治療の治療計画を用いて、その CT 値を基に Monte-Carlo 法にて自己放射化物質の生成をシミュレートし、PET 画像を再構成した [5]。その患者の自己放射化 PET 画像をシミュレ
ーション PET 画像と比較したところやはり合致しない部分が多く見られた。シミュレーションに対して実測画像では辺縁は不明瞭化し、内部は不均一化していた。さらにシミュレーションではあり得ないが照射範囲から何 cm も離れた場所に拡散したような不均一な集積が出現していた。これは明らかに生理的な集積分布の変化と考えられる。

[1]
[2]

陽電子放出核種を照射するという手段も研究されている [6]。陽電子放出核種である 11C や 10C を直接加速して照射する方法がある。この場合は照射ビームから直接陽電子が放出されるためより強い信号が得られることが期待できる。問題点としては、12C に対して質量が 10~20%少ないため当然
エネルギーに対して飛程も変化してくると考えられる。12C での線量分布と同じ分布を再現しようとすると単純に同じ電圧・線量では再現できないた
め補正が必要と考えられる。しかし前述の研究では放射性核種でも良好な位置再現精度が示されて

[3]
[4]
[5]
[6]

49

DW. Litzenberg, et al. Med Phys. 1999
Jun;26(6):992-1006.
K. Parodi, et al. Int J Radiat Oncol Biol Phys.
2008 Jul 1;71(3):945-56.
W. Enghardt, et al. Radiother Oncol. 2004
Dec;73 Suppl 2:S96-8.
F. Pönisch, et al. Phys Med Biol. 2004 Dec
7;49(23):5217-32.
K. Parodi, et al. Int J Radiat Oncol Biol Phys.
2007 Jul 1;68(3):920-34.
Y. Iseki, et al. Phys Med Biol. 2004 Jul
21;49(14):3179-95.

（１７）安定核ビームの Autoactivation を利用した
3 次元照射野の飛程推定精度
中島靖紀 1)、河野俊之 1)、稲庭拓 2)、佐藤眞二 2)、吉田英治 3)、山谷泰賀 3)、Sihver Lembit4)
1)
東工大総合理工、2)放医研物理工、3)放医研分子イメージング、4)シャルマー工科大
1. はじめに
安定核ビームを標的に照射すると標的核との衝突により自己放射化(Autoactivation)がおこる。このうち、中性子を 1 つ失った陽電子崩壊核は 1 次粒子の停止位置付近に分布するため、そこから放出される消滅放射線を測定することにより、1 次粒子の飛程や線量分布を推定することが可能である。
これまでに、Pencil 状の SOBP Beam、スキャニン
グ法により作成された直方体状の照射野に対して、飛程が入射位置によらず同一とした条件で線量分
布の Proximal Edge と Distal Edge の位置を推定した[1], [2]。現在は、スキャニング法で 3 次元照射された標的中の飛程を入射位置ごとに推定して、線量分布の終端形状を確認する方法を開発している。
今回は、開発している方法による入射位置ごとの飛程の推定精度を理論と比較し検討する。
2. 方法
2.1 スキャニング照射と線量分布の推定方法
スキャニング法による照射野作成の際には、初期広がり= 3 mm の Pencil ビームの飛程をレンジ
シフタで調整する。そして照射野に均一に線量を付与するため、粒子分布が互いに重なり合うようにビームをスキャニングマグネットで走査し、2～3 mm のスポット間隔で入射位置を変更して照射し、その後 PET 測定を行う。
入射位置ごとの飛程の推定では、標的入射面のすべての位置における入射ビームの飛程を同時に変更して消滅放射線分布を計算し、深さ方向分布の計算値と PET による測定値を比較する。具体的には、PET 測定データはビーム軸と垂直な方向に1.5 mm 角、ビーム軸方向には 1.475 mm の Voxel
単位に分かれていて、垂直方向の区画 1.5 mm×1.5
mm がビーム経路の最小単位になり、この経路ごとに比較することとなる。
飛程の推定値は、PET 測定分布に対する最尤推定(MLE)値から決定される。今回は標的が均質でその組成が既知の場合を想定し、最大飛程のみを推定パラメータとした。そして、ビームの各経路ごとに決定された飛程をもつビームによる 3 次元の線量分布をすべての経路について計算して重ね合わせることで、照射野全体の線量分布が計算され、これを実際に付与された線量分布の推定値とする。
2.2 飛程の推定精度

50

MLE 法によるパラメータの決定においては、決定値の標準偏差の下限値が以下のように理論的に与えられる。

、
ここでk は、経路ごとの深さ k における消滅放射線の検出量の計算値、R は推定すべきパラメータである飛程、I は Fisher’s Information、th は決定値 Rの標準偏差の理論的下限値である。ある経路の消滅放射線分布k (k =1, 2,･･･, N)は、「その経路に入射した 1 次粒子」と「周辺の位置に入射したビームが標的内で広がったことによりその経路を飛行することになった 1 次粒子」により生成される陽電子崩壊核分布から得られる。そしては、照射野
形状消滅放射線の分布形状、式の分子、消滅放射線のイベント数式の分母に依存し、ある経路上で飛程を推定する際、その推定精度の指標となると考えられる。そこで今回は、開発した方法で線量分布の異なる複数の照射野について飛程を推定し、決定された飛程の標準偏差exp と I の関係を調べ、理論的に計算される I が実際の推定精度の指標となることを検証する。
3. 結果と考察
照射実験は放医研 HIMAC の 2 次ビームコースにおいて、350 MeV/u の 12C ビームを用いて行われた。
標的は 100*100*300 mm3 の均質な PMMA とし、PET
測定には頭部測定用開発器 jPET-D4 を用いた。
実験で作成した照射野は 3 種類で、図 1 にビー
ム軸上の計画線量分布を示す。照射野①の形状は40*40*40 mm3 の立方体で、照射野内の物理線量が均一な線量分布である。照射野②の形状は①と同じであるが、線量分布の Proximal Edge にピークを
もち Distal Edge に向けて線量が減少している。照射野③の形状はビーム軸方向の長さを 80 mm とした 40*40*80 mm3 の直方体で、深さ方向の線量分布は②と同じく Proximal Edge で最大となる。
図 2 のデータ点は、照射野①～③について測定された消滅放射線のビーム軸上の分布であり、ピーク部分の主たる発生源は 11C である。各照射野の線量と PET 測定時間は、ビーム強度や測定時間の制約内で効率的にデータを収集するため様々とな
り、①では照射野中心の線量が 30 Gy、測定時間は照射終了して約 4 分後から 40 分間、②ではピーク

部分の線量が 21 Gy、測定時間は 40 分間、③ではピーク部分の線量が 20 Gy、測定時間は 40 分間である。実験条件を考慮して計算された消滅放射線
分布を線で示した。この計算分布は、測定された分布の最大値と前後 2 Voxel の値の平均値で測定値に規格化されている。
図 3 は測定された経路上の消滅放射線のイベン
ト数と推定された飛程の標準偏差 exp の関係を示し、見やすさのため照射野形状ごとにデータ点を直線で結んである。各照射野における最大のイベント数は、図 2 の説明に示した条件で測定した全イベントによるもので、他のデータ点は、すべての Raw Data から約 1/4、1/10、1/40 のイベントを抽出したものである。同じ照射野の結果を比較すると、exp がイベント数の平方根の逆数に比例している。これは、消滅放射線の分布形状が同じ場合、理論的に I がイベント数と比例し、またth が I の平方根の逆数に比例していることと一致している。
また、イベント数とexpの関係を異なる照射野で比較すると、同じイベント数に対して照射野①、②、③の順にexpが大きくなる傾向を示した。これは消部分の傾斜によらず、I が飛程の推定精度の指標になっていることを示している。また、expは理論的下限値th とほぼ一致するか、やや大きな値となった。これは測定された消滅放射線分布を計算が良く再現しており、MLE 法による飛程推定値の標準偏差がほぼ統計的因子のみによって決まっているためと考えられる。
4. 結論
入射ビームの経路ごとに飛程を推定する際の標準偏差に対して、計画上の線量分布から計算される経路上の消滅放射線分布の I が指標となり得る
ことが確認された。これにより、計画線量分布の Iを計算することで、線量分布の終端形状によらず、飛程の推定精度を予め見積もることが可能となる。
今回は入射位置によらず飛程が等しい照射野について検証した。今後はビームの入射位置により飛程が異なる(3 次元線量分布の終端形状が平坦でな
い)複雑な場合についても検証していく予定である。
参考文献[1]
Inaniwa T, Kohno T, Tomitani T, et al.:Monitoring the irradiation field of 12C and 16O
SOBP beams using positron emitters produced
through projectile fragmentation reactions, Phys.
Med. Biol. 53, 529-542, 2008.
[2]
Nakajima Y, Kohno T, Inaniwa T, et al.:Approach to 3D dose verification by utiliing
autoactivation, NIMA. 648, s119-s121, 2011.

滅放射線分布の終端部分の傾斜が照射野①、②、③の順に小さくなっていることに起因している。
図 4 では、図 3 に示したのと同じexpを I に対してプロットした。3 つの照射野の I とexpの関係は、ほぼ同一直線上に乗ることがわかる。つまり、図 3のような単なるイベント数に対するプロットとは異なり、消滅放射線分布(あるいは線量分布)の終端

10
照射野①

照射野①

1.0

照射野②

照射野②

照射野③

照射野③

1

0.5

0.1

0.0
0

50

100

150

200

10

250

10

照射野① 計算
測定
照射野② 計算
測定
照射野③ 計算
測定

250
200
150

1000

10000

経路上の消滅放射線イベント数
図 3 イベント数に対する飛程の推定値の標準偏差

標的中深さ (mm)
図 1 照射野のビーム軸上の線量分布
300

100

理論値
照射野①
照射野②
照射野③

1

100
50
0
0

50

100

150

200

0.1

250

0.01

標的中深さ (mm)
図 2 計算と測定による消滅放射線分布

0.1

1

10

I: Fisher’s Information
図 4 I に対する飛程の推定値の標準偏差51100

（１８）超伝導回転ガントリーの開発
岩田佳之 1、野田耕司 1、白井敏之 1、古川卓司 1、藤田敬 1、正田光一 1、水島康太 1、板野明史 1、
藤本哲也 2、荻津透 3、雨宮尚之 4、尾花哲浩 5、渡辺郁男 6、折笠朝史 6、高見正平 6、高山茂貴 61
放医研、2 AEC、3 KEK、4 京大工、5 核融合研、6 東芝
1. はじめに重粒子線がん治療の更なる高度化のため、我々は回転ガントリーの開発を進めている。この回転
ガントリーはアイソセントリック型であり、患者が位置するアイソセンターに対し、核子あたり 430
MeV の炭素ビームを 0 度から 360 度の何れの方向からでも照射可能である。患者を動かすことなく、
あらゆる角度から照射が可能となることから、臨
床上、回転ガントリーは多くの魅力的特徴を有す
るが、一方で炭素線治療用回転ガントリーは非常に大型となってしまう。現時点において、世界で唯一建設された炭素線用回転ガントリーはドイツ
ハイデルベルグ[1]に存在するが、その総重量は 600トン以上と報告されている。
我々は回転ガントリー本体の小型及び軽量化のため、ビーム輸送部に二極成分と四極成分が独立励磁可能な機能結合型超伝導偏向電磁石を採用した超伝導回転ガントリーの設計・製作を進めている。その結果、陽子線回転ガントリー相当のサイズまで小型化が可能となった。
本発表において、超伝導回転ガントリーの全体構成、ビーム光学設計、機器レイアウト、超伝導
偏向電磁石の電磁場設計、並びに超伝導電磁石製
造の現状を報告する。

図2

超伝導回転ガントリーの機器配置。

いるビームライン機器により輸送され、ロボット
アーム治療台上に固定されている患者へ照射される。回転ガントリービームラインを構成する電磁石等の機器は円筒構造を有する回転構造体に固定されており、回転ガントリー構造体を回転させることで、患者に対してビームを 0-360 度の如何なる方向からも照射することが可能となる。
図２、図３はガントリー回転部のビームライン
レイアウト及びビーム光学設計の結果を示したものである。ガントリービームラインは主に 10 台の超伝導セクター偏向電磁石（BM1～10）、3 対のス
テアリング電磁石（STR1～3）及びビームプロファ
イルモニタ（PRN1～3）、水平・垂直スキャニング
電磁石（SCM-X, SCM-Y）により構成されている。
BM1 入り口からアイソセンターまでの距離は 13m
で、回転半径は 5.45m と陽子線ガントリー同等のサイズとなっている[2]。また、ベータ関数も全域で25m 以下と、
ビームサイズも抑えることができた。

2. レイアウトとビーム光学設計
超伝導回転ガントリーの鳥瞰図を図１に示す。
HIMAC により得られる核子あたり最高 430 MeVの炭素ビームは回転ガントリー本体に設置されて(a)

25.0 m

0.0

BM1

BM2

BM3

BM4

BM5

BM6

BM7

BM8

BM9

BM1

20.3 m

(b)

7.0 m

0.0

BM10

BM2

BM3

BM4

BM5

BM6

BM7

BM8

BM9

BM10

20.3 m

-7.0 m

図1

図 3 ビーム光学設計の結果、得られた(a)ベータ関数及び、(b)ディスパージョン関数。

超伝導回転ガントリーの鳥瞰図。

52

図 4 大口径超伝導電磁石（BM10）の三次元磁場計算結果。

10 台の超伝導偏向電磁石のうち、BM7 及び BM8
を除く 8 台は、二極と四極成分を独立励磁可能な機能結合型超伝導偏向電磁石とした。偏向電磁石に四極成分を持たせることでビーム偏向と同時に収束も可能となり、その結果、回転ガントリーの大幅な小型・軽量化が可能となった。

図6完成した大口径超伝導電磁石（BM10）。右下の写
真は電磁石に内蔵されている超伝導コイル。

超伝導電磁石に関する設計を検証するため、ビームトラッキングシミュレーションを実施した。
シミュレーションでは、3 次元電磁場解析で得られた磁場分布を用い、4 次のルンゲクッタ法にて運動方程式を数値積分することでビーム軌道を求めている。
核子あたり 430 MeV のエネルギーを持つ炭素ビームに対して、SCM-X 及び SCM-Y のキック角を最大定格の±1、±0.75、±0.5、±0.25、0 倍とした際、アイソセンターにおける各ビームスポット
を計算した。計算により得られたアイソセンター
におけるビームプロファイルを図５に示す。ビー
ムサイズ及び形状はほぼビーム光学設計のそれと良く一致しており、超伝導電磁石の正しさを確認した。
現在、10 台の超伝導電磁石のうち、2 台が完成
し、磁場測定を進めているところである（図６）。
本年度は更に 3 台の超伝導電磁石を製作する予定である。

3. 電磁場設計とトラッキングシミュレーション
ビーム光学設計に基づき超伝導電磁石の要求仕様が決定し、更に要求仕様に基づき電磁場解析を含めた超伝導電磁石の設計を実施した。全 10 台の超伝導電磁石は偏向角やボアサイズに応じて 5 種類に分類され、それぞれに関して電磁場解析を行った。超伝導電磁石は湾曲した形状を有することから、磁場分布を求める際に 3 次元電磁場計算コードを用いた。一例として最も大口径な超伝導電磁石（BM10）の 3 次元電磁場解析結果を図４に示す。超伝導コイルの最適化により、磁場均一度の要求仕様（|BL/BL|≦～1×10-4）を満足する電磁石設計ができた。

4. まとめ
炭素線がん治療用超伝導回転ガントリーの開発を進めている。機能結合型超伝導電磁石を採用することで、回転ガントリーのサイズは陽子線用のそれと同程度まで小型化することに成功した。現在、約 3 年後の完成を目指し、超伝導電磁石を初めとした各機器の製作を順次進めているところで
ある。
参考文献
[1]
H. Eickhoff et al., in Proceedings of the 8th
European Particle Accelerator Conference, Paris,
2002 (EPS-IGA and CERN, Geneva, 2002), p.
2730.
[2]
Y. Iwata et al., Phys. Rev. ST Accel Beams 15,
044701 (2012).

図 5 トラッキングシミュレーションで得られたアイソセンターにおけるビームプロファイル。

53

（１９）11C イオン生成のための 11CH4 ガス高効率生成法の検討
1

片桐 健，2 永津弘太郎，2 峯岸克行，1 北條 悟，3 本間壽廣，1 鈴木和年，1 後藤 彰
放医研・ 重粒子医科学センター，2 分子イメージング研究センター，3 加速器エンジニアリング(株)1

1. はじめに
HIMAC シンクロトロンを用いた重粒子線治療
は，これまでに 6000 人を超える患者に適用されてきた．重粒子線の照射精度向上を目的として，2011 年からはラスタースキャニング法による次世代照射技術の適用も開始された．さらなる照射精度向上を狙って，この次世代照射法にImage-Guided Radiation Therapy (IGRT) を適用することが望まれている．この重粒子線治療における IGRT 法では，これまでに使用してきた 12C に代わり陽電子放出核である 11C イオンを照射ビー
ムとし，オンライン PET を用いて粒子線照射野をリアルタイムでモニタリングしながら照射することで照射精度の向上を図る．この陽電子放出
核の照射法としては，高エネルギー12C ビームから入射核破砕反応によって得られる 11C イオンを
2 次ビームとして生成し，患者に照射する方法がこれまでに研究されてきた．しかし，この方法では 2 次ビームの生成効率が低く，治療に必要な線量を得られないという難点がある．
我々は，11CH4 ガスをイオン源へ供給し 11C
イオンの生成をイオン源で行い，それを加速し照射する方法を提案している．スキャニング照
射法での治療時に，一度の治療にて必要な照射
イオンの数を 1010 個とした時，イオン源から供給が必要となるイオン数はおおよそ 1011 個となる．11C イオンを高効率で生成させることが必要であるため，我々はロシア JINR 研究所，
Dr. Donets らによって開発された ESIS(Electron
String Ion Source)型イオン源[1]を応用することを検討している．この ESIS イオン源により，供給した CH4 分子数の内，おおよそ 10%を C4+
イオンとして取り出せることが可能である．したがって，イオン源に供給すべき 11CH4 ガスの量は 1012 個となる．
放医研では，PET 診断のための放射性核種生成法として，H2 ガスを添加した 15 気圧の N2
ガスを標的とし， 14N(p,α)11C 反応を利用した
11
CH4 生成法[2]を用いている．この方法では，20 分の照射によりおおよそ 1013 個の 11CH4 分子(~1 Ci)を生成することが可能である．この数は要求量を十分満たしているが，ESIS イオン源へ供給する際に問題となるのは不純物である．
最も数多く含まれるのは標的ガスである N2 分子であり，その数は 1021 個にも達し十分な分離は難しくなる．また，12CH4 が 11CH4 と共存する場合も，化学的特性を利用した分離法が適用出来ないため大きな問題となる．標的内に含まれる 12C は，一般的な薬剤合成時の比放射能から考慮すると，全炭素原子の内，数 10%にも及ぶと考えられる． ESIS 型イオン源は 1 パル
ス当たりに閉じ込められるイオンの総電荷量に制限が有るため，供給する 11CH4 の数に比べて，不純物の分子数は十分に少なくなければならない．
このような背景から，我々は分子数 1012 個，
かつ，高純度の 11CH4 ガスの高効率生成技術の開発に取り組んでいる．本稿では，標的材料選定のために行った基礎実験の結果を紹介する．

20
18-MeV/u, 10-A
20-min Proton Irradiation
11

15

B ( p, n )11CDistribution of

11

C atoms (Ci/m)

2. 方法
本研究では，標的ガスが大量に残留することを防ぐため，標的物質として固体を選択した．ビー
ム照射によって生成された 11C 原子を固体標的中から効率的に取り出すためには，気体分子として取り出すことが望ましい．とくに，ESIS イオン
源への供給を考慮すると， CH4 ガスが好ましい．
このような観点から，我々は水素が豊富に含まれる水素化ホウ素化合物を標的に採用し，照射と同時に 11CH4 が得られる手法を検討した．この場合
プロトン照射により 11B(p, n)11C 反応を利用して
11
C の生成を試みる．
図 1 に水素化ホウ素化合物である NaBH4 標的を用いた場合に生成される放射能分布の計算結果を示す．NaBH4 を用いた場合の生成 11C(0.7 Ci，
4.5×1013 個)は，元素状ホウ素を用いた場合(2.7Ci)に比べると 1/4 程度の量であるが，目標値である 1012 個を十分に得られる事が確認できる．

10
Elemental
5

0
0

(

10

B: 19.9% +

nat

B

nat

Na BH4
0.7 Ci11

B: 20.1% )2.7 Ci

-3

110

-3

-3

210
310
Target Depth x (m)

410

-3

図 1: Thick target 照射による 11C の放射能分布．NaBH4 及び元素
状ホウ素の場合．

54

される放射能は 11CH4 以外の炭素化合物が含まれる
可能性がある．この点を明らかにする為に，今後ガ
スクロマトグラフィーによる成分分析を行う．
以上の実験結果を踏まえて，11CH4 ガスの生成/分
離システムの開発を始めている．図 3 にその模式図を示す．容器内は不純物の除去のために 1×10-4 Pa
程度の真空状態にする．また，分離にはクライオクーラーを用いたコールドトラップを用いる予定である．

図 2: 実験装置系の模式図．

NaBH4 標的を利用した 11CH4 生成評価に関する基
礎的な実験は図 2 に示した装置系で行った．照射装
置系は NIRS サイクロトロン，C9 コースに設置されている垂直照射システム[3]を用いた．標的ボックス
内には，結晶粉末状の NaBH4 を 1 g 封入し(Thicktarget)，18 MeV のプロトンを照射した． 11C 原子のメタン化について，標的中に存在する水素原子の寄与を見るためにキャリアガスとして H2 ガスではな
く He ガスを用いた．キャリアガスに含まれる標的からの揮発性分のうち，二酸化炭素はアスカライトに吸着させた．プロトン照射中は，アスカライトのカラムを Dose Calibrator 内に置く事で，11CO2 の放射能をモニタした．コールドトラップに収集された
11
CH4 の放射能測定は，2 あるいは 3 半減期後に DoseCalibrator を用いて行った．
3. 結果と考察
表 1 に NaBH4 を標的物質に用いた際の放射能分布を示す．比較のため，元素状ホウ素を標的として行った放射能測定結果も記している．元素状ホウ素を用いた場合には，11CH4 としての放射能の収量は非常に低く，殆どの 11C は固体標的中に残留した．一方で，NaBH4 標的を用いた場合には，全体の放射能の30%を 11CH4 として取り出す事が出来た．また，11CH4の数も 5×1012 個 (77 mCi) に達し，目標値を達成する事が出来た．実験値が図 1 の計算結果と大きく異なる一つの原因として，過熱による NaBH4 の変形や分解が挙げられる．このダメージを防ぐ為には，ビーム電流の低密度化や冷却の強化が有効であると思われる．なお，本実験結果では，利用した標的物質の組成(分解生成物を含む)やキャリアガスの種類か
ら，揮発した炭素化合物は CO2 及び CH4 のみと仮定している．そのため，コールドトラップにより捕集

図 3: 真空型 11CH4 生成/分離システムの概念図．

4. 結論
ESIS イオン源の為の 11CH4 ガス生成システムの標的として NaBH4 を提案した．ビーム照射実験により目標の 11CH4 分子数を収集出来る事が確認出来た．
今後も予備実験を続けると共に， 11CH4 ガスの生成/
分離システムの開発を進める予定である．
参考文献[1]
E. D. Donets, et al., Rev. Sci. Instrum., 71(2000) 810.
[2]
J. Noguchi, K. Suzuki, Nucl. Med. Biol., 30(2003) 335.
[3]
K. Nagatsu, M. Fukuda, K. Minegishi, K.
Suzuki, et al. : Appl. Radiat. Isot., 69 (2011)146-57.
表 1: NaBH4 と元素状ホウ素標的についての収量の比較．

55

（２０）炭素線治療の生物効果- 不安定核ビームの影響 稲庭拓
放医研・重粒子医科学センター

衝突による標的核・入射核破砕反応を通して破砕片が生じる。破砕片の一部は陽子過剰な不安定な
原子核、陽電子崩壊核となる。標的核破砕反応では停止状態の陽電子崩壊核が入射粒子の飛跡に沿って生成する。他方、入射核破砕反応では、第一次近似として入射核の速度および方向を保存した
飛行状態の陽電子崩壊核が生成され、入射核と同様に体内の軌道電子を励起、電離しながら進み、その生成位置、核種などに依存した飛程付近で停止する。このような反応を経て分布した陽電子崩壊核からの消滅 γ 線対を PET などの外部検出器で同時計測することで消滅 γ 線分布が得られる。
安定核ビーム照射の例として、HIMAC の SB1 コースにて 12C ビームを用いた照射実験を行った。軟
組織等価物質および骨等価物質で構成された頭部
ファントムに対し、(a)治療計画用 CT を撮影、(b)ターゲット（凹型）を入力、(c)物理線量 1 Gy を処方線量として照射パラメータを決定し、得られたパラメーターに従いスキャニング照射法によりファントム照射を行った。
約 5 分のビーム照射の後、診断棟までファントムを運び、照射終了から 9 分
後に 40 分間の PET-CT による撮影を行った。治療計画において立案した線量分布と、PET-CT による測定画像を図 1 に示した。標的核破砕反応により生成した陽電子崩壊核がビームの飛跡にそって幅広く分布し、入射核破砕反応により生成した崩壊
核がターゲット付近に集中していることが分かる。

1. はじめに放射線医学総合研究所（放医研）では、1994 年に炭素線によるがん治療が開始された[1]。以来 17年間、50 近い臨床試験が実施され、個々の疾患に適した線量分割法が開発されるとともに適用部位の拡大がなされ、2012 年現在、治療人数は 6000 名に達している[2]。近年、放医研での臨床試行で得られた良好な治療成績をうけて、日本国内外で重粒子線がん治療の普及が進んでいる。しかしながら、更なる重粒子線治療の高精度化を目指すこと
は放医研の重要な使命である。このためには、(1)
高精度な治療計画、(2) 高精度な位置決め、(3)高精度な照射が可能なことに加えて(4)患者体内での照射野や線量分布を確認できることが重要である。
(1)-(3)に関して、放医研ではスキャニング照射法が利用可能な新治療研究棟を建設し、2011 年 5 月 17日から実際の治療運用を開始した[3]。一方、(4)に関して、目に見えない重粒子線治療を可視化する
非侵襲的方法の一つに、治療照射にともなって患者体内に分布する陽電子崩壊核を利用する方法が挙げられる。陽電子崩壊核を用いた照射野確認へのアプローチには、(a)安定核ビームを用いた治療において、入射粒子と患者体内の原子核との衝突による核破砕反応を通して生成される陽電子崩壊
核を利用する方法 [4]、(b)入射ビームとして陽電子崩壊核を直接利用する方法がある [5]。ビーム照射に伴い体内に分布した陽電子崩壊核から、180 度対向方向に放出される消滅 γ 線対を PET などの検出器により同時計測することにより消滅 γ 線の分布が得られる。この分布は、患者体内での入射粒子の停止位置や与えられた線量分布と強い相関を持つ。従って、目に見えないそれらの物理量（照射野や線量分布）を、消滅 γ 線の分布を通して外部から推定できると考えられる。
本稿では、上記(a), (b)の方法について紹介するとともに、(b)の方法を用いる場合に想定される問題
点を簡単に示す。研究会では、この問題に答える
形で発表を行う予定である。

0

200

400

600

図 1 12C ビームを用いた頭部ファントムへの凹型
ターゲット照射。計画線量分布(左図)と PET-CT での撮影画像。

2. 陽電子崩壊核を用いた照射野確認法2-1 安定核ビーム照射
HIMAC での治療に用いられる 12C などの安定な重粒子線照射では、入射粒子と体内の原子核との2-2 不安定核ビーム照射
安定核ビーム照射では、検出される消滅 γ 線の分布が、入射ビームの停止位置や照射野などの物理

56

量を直接的に表すわけではなく、それらの物理量を導出するためには、消滅 γ 線の分布と照射野とを相関付ける高度なシミュレーション計算の助けが必要となる。他方、11C などの陽電子崩壊核種を直接治療用ビームとして用いる方法では、入射ビー
ムの停止位置と陽電子崩壊核の分布が一致することから、シミュレーション計算の助けを必要とせず、直接的に入射ビームの停止位置を確認することが可能となる。更に、この方法では、同一の線量を与える上で、安定核ビームに比べ一桁以上の数の陽電子崩壊イベントが期待できる。
不安定核ビーム照射の例として、11C ビームを用いて図２と同様の照射野ついて照射実験を行った。
このとき計画した線量分布と PET-CT での測定画
像を図 2 に示した。スキャニング照射における各ペンシルビームの重みに相当する消滅 γ 線分布が得られていることが分かる。
本実験では、不安定核種として半減期が 20 分である 11C を用いた。ここでは、HIMAC シンクロト
ロンで加速した安定核 12C をビームライン上に挿入した Be ターゲットに当て、二次粒子として生成した 11C を入射ビームとして利用した。このため、ビーム強度は 6×106 particles/sec 程度となり、この方法で更に高次な破砕片を治療に利用可能な強度で供給することは難しい。しかし、放医研ではイオン源から不安定核 11C を生成し、これを一次粒子として提供することを目指した研究も進められて
おり[6]、これが実現されれば、二次粒子として 10Cを生成し入射ビームとして供給することも期待できる。10C の半減期は約 20 秒と短く、OpenPET と組み合わせることで、照射野を見ながら治療する、
いわゆる Image Guided Carbon Therapy という画期的な治療法が実現できる可能性がある。

0

効果が高いことから、このピークを腫瘍サイズに合わせて拡大することで、周辺の正常細胞への被爆を低く抑え、腫瘍に線量を集中させることが可能である。一般に、光子線治療では吸収線量に基づいて治療計画が行われているが、炭素線治療ではそれだけでは不十分である。光子線と炭素線では吸収線量が同じで合っても生物効果や臨床効果が大きく異なるためである。その程度を表す指標
が生物学的効果比（RBE）であり、RBE  DX DC isoeffectと定義される。ここで、 DX と DC はそれぞれ同一の効果を得るのに必要な光子線と炭素線の吸収線量である。RBE は線質（核種や LET）や線量、細胞の種類によっても変わるため、様々な部位を対象にしている放医研の炭素線治療では、ある基準の下に RBE を定義し、吸収線量にその RBE を乗じた臨床線量

Dclin  D phys  RBEを指標として治療を行ってきた。そして、この指標をもとに、個々の疾患に適した線量分割法が開発され、6000 名以上の患者様が治療されてきた。
安定核 12C を用いた約 20 年の臨床試験を通して確立してきたこの線量分割法は、炭素線治療において基準となるものである。
不安定核である 11C や 10C を治療用ビームとして用いる場合に、最も大きな問題となるのが、確立してきた線量分割法が適用できるか、という点にある。照射野を確認するという目的のために、これまでの基準を捨て、新たに線量分割法を確立するための臨床試験を行っていくというのは非現実的であるからである。
研究会では、この問題点に答える形で発表を行う予定である
参考文献[1]
Hirao Y, Ogawa H, Yamada S, et al.: Nucl. Phys.
1992; 538: 541c-550c[2]
Tsujii H and Kamada T: Jpn. J. Clin. Oncol.
2012; 42: 670-685[3]
Noda K, Furukawa T, Fujisawa T, et al.: J. Radiat.
Res. 2007;48:Suppl, A43-A54
Enghardt W, Fromm W D, Geissel H, et al.:[4]
Phys. Med. Biol., 1992;33:2127-2131[5]
Urakabe E, Kanai T, Kanazawa M, et al.: Jpn. J.
Appl. Phys. 2001;40:2540-2548
Hojo S, Honma T, Sakamoto Y, et al.: Nucl.
[6]
Instrum. Methods. Phys. Res A 2005;
240:75-782000

図 2 11C ビームを用いた頭部ファントムへの凹型
ターゲット照射。計画線量分布(左図)と PET-CT での撮影画像。
3. 不安定核を用いる場合の問題
炭素線は、停止位置付近で集中的に線量を落とし（Bragg Peak）、また、その付近での生物学的な

57

第３部
シリコンフォトマル応用と PET/MRI

58

（２１）高分解能３次元放射線位置検出器 X'tal cube 開発の進捗
稲玉直子、吉田英治、平野祥之、錦戸文彦、田島英朗、山谷泰賀
放射線医学総合研究所・分子イメージング研究センター

1. はじめに
我々のチームでは高分解能・高感度な PET 用検
出器 X’tal cube（クリスタルキューブ）の開発を進めている [1]。X’tal cube は、内部が細かな立方体の 3 次元配列に分割されたシンチレーション結晶
ブロックの全 6 面に小型の受光素子である
multi-pixel photon counter（MPPC）が結合する構造をもつ（図 1）。結晶ブロック内に反射材の挿入はなく、結晶ブロックでの放射線検出で発生したシンチレーション光は表面に向かって広がり、表面に結合された MPPC で受光される。MPPC 信号を位置演算しその結果をポジションヒストグラムに表すと、各結晶素子に対応する応答が現れる。結晶応答が重なりなく識別できれば、結晶素子サイ
ズの分解能が得られることになる。
以前は X’tal cube の結晶ブロックを個々の結晶素
子の 3 次元配列（array-X’tal cube）としていたが [2]、レーザー加工により結晶内部を 3 次元分割する技
術[3]が浜松ホトニクス社により新しく開発され、結晶を 1 mm 角の立方体 18×18×18 の細かさにまで分割することに成功した（laser-X’tal cube）。本報ではチームの X’tal cube 開発の進捗として、まず 1mm 角の laser-X’tal cube の検出器性能の評価の結果を報告する。そして、その laser-X’tal cube 2 個でPET 検出器リングを仮定して行った画像分解能評
価について述べる。
また、array-X’tal cube、laser-X’tal cube に続く 3つめの結晶ブロックの組み立て法として、レーザ
ー加工により 2 次元に分割した板状のシンチレー
タを重ねて結晶ブロックとする方法を用いた X’tal
cube（板-X’tal cube）の性能評価を報告する。

2. 方法
2-1 1 mm 角 laser-X’tal cube の性能評価
laser-X’tal cube の 結 晶 ブ ロ ッ ク に は
Lu2(1-x)Y2xSiO5 (LYSO, x=0.1)シンチレータを用いた。
表面が機械研磨された 18 mm×18 mm×18 mm の
LYSO を浜松ホトニクスのレーザー加工技術により 1 mm×1 mm×1 mm のセグメント 18×18×18に分割した。結晶ブロック各表面に 4×4 の MPPC
（浜松ホトニクス社製 S10931-050P）を光学結合し、γ線を一様照射して性能を評価した。MPPC はライ
トガイドなどを挟まずに、結晶ブロックに直接結合した。データの収集は NIM、CAMAC システムで行った。
2-2 1 mm 角 laser-X’tal cube 1 ペアシステムによる画像分解能評価
図 2 (a),(b) はそれぞれ X’tal cube 1 ペアシステムの外観とシステムによる仮想 PET 検出器リングの説明図である。X’tal cube 18 個による直径 14.6 cmの検出器リングとなっていて、システムですべての検出器位置に X’tal cube が配置できるようになっている。本システムにより、0.4 MBq の 22Na 点線
源を画像化し、分解能を評価した。
(a) One-pair prototype system(b) Virtual ring-type PET scanner
X’tal cube

Frontend Circuit
X’tal cube

X’tal cube
14.6 cm

X’tal cube

1 cm
1
Point
sourceRotationstage

図 2 X’tal cube 1 ペア PET システム
2-3 2 mm 角 板-X’tal cube の性能評価
板-X’tal cube の結晶ブロックは、レーザーにより
9×9 分割された 18 mm×18 mm、厚さ 2 mm（1 セ
グメントが 2 mm 角の立方体）の LYSO シンチレー
タ 9 枚を重ねて構成した（図 3）。板シンチレータ
間は空気とした。その他の実験条件は 1mm 角
laser-X’tal cube の性能評価と同じとした。

図 1 X’tal cube の構造59図 3 板-X’tal cube の構造
3. 結果と考察
3-1 1 mm 角 laser-X’tal cube の性能評価
図 4 は得られた 1mm 角 laser-X’tal cube の 3 次元
position histogram である。端のセグメントの応答の弁別がよくなるよう Anger 計算の重み付けを工夫している。array-X’tal cube では MPPC の真下の複数のセグメントの応答の弁別にライトガイドが必要だったのに対し、laser-X’tal cube では結晶ブロック内の光広がりのみで弁別が可能であることがわかった。

図 5 X’tal cube 1 ペアシステムで得られた 22Na
点線源の画像（FBP）と各位置での分解能。
3-3 2 mm 角 板-X’tal cube の性能評価
図 6 は得られた板-X’tal cube の 3 次元 position
histogram である。LS-L は laser 加工面を通過してシンチレーション光が広がる方向を表し、LS-A は板シンチレータ間の空気層を通って光が広がる方向を表している。LS-L、LS-A どちらの方向でもセ
グメント応答の重なりがなく、すべての応答が弁別できているが、同じ板シンチレータの応答はそろって並ぶ傾向が見られる。

図 4 1mm 角 laser-X’tal cube の 3 次元 position
histogram（511 keV のγ線照射）。

3-2 1 mm 角 laser-X’tal cube 1 ペアシステムによる画像分解能評価
図 5 に X’tal cube 1 ペアシステムで得られた 22Na
点線源の画像と分解能（FWHM）を示す。線源は、視野中央から 1 cm おき 5 cm まで配置し評価した。
分解能は、深さ位置情報がない結晶ブロックの場合（virtual non-DOI、結晶ブロックの深さ方向のセグメントをまとめて処理したもの）と比較している。1mm 角 laser-X’tal cube の分解能の平均は 1.3mm であった。
図 6 2 mm 角の板-X’tal cube の 3 次元 position
histogram（662 keV のγ線照射）。

60

4. 結論本報ではチームの X’tal cube 開発の進捗を述べた。
新技術により加工された 1 mm 角の laser-X’tal cube
は、array-X’tal cube の場合と異なりライトガイドなしでもシンチレータセグメントの応答の弁別が可能であった。X’tal cube 1 ペアシステムによる画像分解能評価では、平均 1.3 mm（FWHM）の分解能が得られた。新しい構造である板-X’tal cube は、セグメントサイズが 2 mm 角の場合すべての応答の弁別が可能であり、その実用性が示された。

61

参考文献
[1]
Yazaki Y, Inadama N, Nishikido F, et al.: IEEE
Trans Nucl Sci 59: 462-468, 2012.
[2]
Yamaya T, Mitsuhashi T, Matsumoto T, et al.:Phys Med Biol. 2011;56: 6793–6807.
[3]
Moriya T, Fukumitsu K, Sakai T, et al.: IEEE
Trans Nucl Sci 57: 2455-2459, 2010.

（２２）クリスタルキューブ PET 検出器における受光素子配置面数及び結晶間媒質の計算機シミュレータによる最適化
松本 貴宏，菅 幹生
千葉大学・工学研究科

1. はじめに
近年、Multi-Pixel Photon Counter (MPPC)など小型薄型の半導体受光素子の実用化にともない、新発
想の受光素子配置に基づく PET 用γ線検出器の開発が可能となった。現在、放射線医学総合研究所
では、千葉大学、東京大学、浜松ホトニクスと共同で、クリスタルキューブ (X’tal cube) [1]と名付けた新しい depth-of-interaction (DOI) 検出器の開発を進めている (図 1)。X’tal cube では、結晶ブロック
表面全 6 面に MPPC を配置し、シンチレータ光の効率的な検出を行うことで高空間分解能を達成している。一方、検出器を PET 装置に組み込む際、MPPC による検出器間の隙間は装置全体の感度を低下させる原因となる。したがって、MPPC 配置面
数を減らすことは X’tal cube の実用化に向けて重要な課題となる。
本研究では、3.0 mm 角の分割結晶素子を用いた
X’tal cube において、結晶間媒質に着目しながら、MPPC 配置面数の削減可能性を検討することを目的とした。

2.2 評価方法
MPPC 配置面数の削減が空間分解能に与える影響を調べるため、結晶間媒質が光学接着と空気の場合について、MPPC 配置面数が 2 面から 6 面での位置弁別精度を調べた。各面における MPPC 配
置は全て同じとし、MPPC を外した結晶表面は検出
光子数を多く保つために反射材で覆った。
位置弁別には重心演算法の 1 つである Anger 法[3]を用い、定量的な評価指標として結晶識別正答率と平均誤差距離を求めた。結晶識別正答率は相互作用結晶推定の正しさを表すもので、相互作用結晶推定の合っていたγ線イベント
全γ線イベントで表される。誤差距離は推定結晶の中心から実際の相互作用位置までの距離を表したものであり(図2)、全てのγ線イベントに対して算出し、その算術平均を求めた。
γ線
γ線相互作用位置

結晶ブロックPET リング

有感領域

誤差距離
推定結晶の中心MPPC(半導体受光素子）

推定結晶

図 1 X’tal cube 検出器例

図 2 誤差距離の概念図

2. 方法
2.1 シミュレーション設定
本研究では、3.0 × 3.0 × 3.0 mm3 の Lu2xGd2(1-x)
SiO5:Ce (LGSO, x=0.9) (屈折率 n = 1.85)の結晶素子
を 6 × 6 × 6 に配列した検出器についてシミュレーション[2]による実験を行った(図 1)。各ブロック表
面には、MPPC を 4 × 4 に配列し、それ以外の表面には反射材を配置した。各 MPPC の有感領域を 3.0
× 3.0 mm2、反射材の反射率を 98%とした。結晶間媒質が光学接着(n = 1.49)と空気の 2 種類の場合について、662 keV のγ線を X’tal cube 上方から一様照射したシミュレーションを行った。これらの設定は実際に行われている実験に準じている。

3. 結果と考察
受光素子配置面数が 6 面と 2 面のそれぞれについて、結晶間媒質が光学接着と空気の場合の 3 次
元重心ヒストグラムを図 3 に示す。受光素子配置
面数を 6 面としたときは、結晶間媒質がどちらの場合でも各結晶素子を識別できた。一方、受光素
子配置面数を上下 2 面に減らすと、光学接着では
重心ヒストグラムのスポットが重なるために、一部の結晶素子を識別できないが、結晶間媒質が空気の場合は、全ての結晶素子を識別することができた。
図 4 に結晶識別正答率と平均誤差距離を求めた
結果を示す。光学接着の場合、受光素子配置面数
が 3 面以下では結晶識別ができないため、4 面ま62

での結果を示している。受光素子配置面数が同じ場合は、結晶間媒質を空気としたほうがγ線相互作用位置推定の精度が高くなった。また、結晶間媒質が空気のときに受光素子配置面数を 6 面から2 面に減少させた場合、結晶識別正答率は約 2.9 ポ
イントの低下、平均誤差距離は約 0.05 mm の低下
となった。
結晶間媒質

受光素子
配置面数

光学接着

空気

6面

2面

2.5
2.4
2.3
2.2
2.1
2.0

75
70
65
60
55
50
6

5

4

6

5

4

3

2

平均誤差距離 (mm)

結晶識別正答率 (%)

図 3 3 次元重心ヒストグラム

結晶間光学接着
結晶間空気(96) (80) (64)(96) (80)(64) (48) (32)
MPPC配置面数
図 4 結晶識別正答率と平均誤差距離

63

4. 結論
分割結晶を用いた X’tal cube において、結晶間媒質に着目しながら、MPPC 配置面数の削減可能性を検討した。 3.0 mm 角の LGSO 結晶素子を 6×6×6個配置した結晶ブロックにおいて、結晶間媒質が光学接着と空気の 2 種類についてシミュレーショ
ンを行った。MPPC を結晶ブロックの全 6 面に配置した場合、結晶間媒質によらず良好な位置弁別精度が得られた。一方、MPPC 配置面数を 2 面に減少させた場合、光学接着では一部の結晶素子を識別ができないが、結晶間媒質を空気とした場合
は 6 面に配置した場合とほぼ同等の位置弁別精度が得られた。これにより、結晶間媒質を空気とす
れば MPPC 配置面数を 2 面にまで減らせることが示された。
しかし、結晶間媒質を空気にすると、結晶素子同士は固定されないため、不安定で壊れやすい。
特に小さな結晶素子においては実用的ではない。
そこで、放射線医学総合研究所では分割結晶に代わるレーザー加工による結晶ブロックの開発を進めている。レーザー加工を施した検出器は、実験において結晶間媒質が空気の場合よりも優れた位
置弁別精度が得られている。今後、レーザー加工
検出器においても MPPC 配置面数の削減可能性を検討する予定である。

参考文献
[1]
Yazaki Y, Inadama N, Nishikido F et al.: IEEE
Trans Nucl Sci 59: 462-468, 2012[2]
Haneishi H, Sato M, Inadama N, et al.: Rad Phys
Tech 1: 106-114,2008[3]
Anger H O.: Rev Sci Instr 29: 27-33, 1958

（２３）体軸視野サイズ可変型の新しい PET 装置の提案
吉田英治、山谷泰賀
放医研・分子イメージング研究センター

Side View

Top View

Scintillator(LSO)

2.9 mmLight guideSi-PM array

1st layer
Front end circuit

2nd layer
Front end circuit

3rd layer
Front end circuit

7.5 mm

4th layer
Front end circuit

Fig. 1. Illustration of the DOI detector design for the AEMC-PET
scanner.

2. 方法
2.1 多層円筒型 PET 装置
Si-PM による積層型 DOI 検出器は深さ方向の信号を束ねることによって、回路部にかかるコスト
は従来の PET 装置と同程度に抑えられる。シンチ
レータも従来の PET 装置と同程度の量を利用する。
体軸視野を延長した場合にはシンチレータ厚が薄64くなった分だけ検出効率が低くなるが被検者を覆うように配置できるため、ある程度の検出効率の低下をカバーできると考えられる。また、体軸視野を延長しても円筒構造を維持しているため、断面内の視野の欠損も生じない。我々のグループで開発した OpenPET [3]-[5]も同様に体軸視野を延長可能な技術であり、本装置を OpenPET と組み合わせることによってさらなる体軸視野の拡張が可能であると考えられる（図 2(d)）。
(a) Minimum axial FOV(b) Extended axial FOV (2.5 times)

80 cm

60 cm

24 cm
(c) Extended axial FOV (4 times)(d) Extended axial FOV (OpenPET)

83 cm

86 cm

24 cm

89 cm

1. はじめにPET 装置は放射性薬剤を用いて非侵襲的に体内の薬剤分布を画像化できる事からガン診断等に用いられている。また、薬剤の体内での時間的分布の変化を追跡できる事から分子イメージング等の生体機能の解明に欠かせないツールになっている。
現在の PET 装置の体軸視野は約 20 cm であり一度に画像化できる範囲は限られているため被検者全体や上半身の薬剤の時間的分布の変化を計測する事はできない。また、マイクロドーズ試験等においては全身を一括で測定できる PET 装置が切望されており、非常に体軸視野の長い PET 装置[1],[2]も提案されているがコスト等の問題で未だ研究用装置としても実現されていない。
近年、半導体を用いた受光素子の盛んに開発されており、特に Si-PM は光電子増倍管と同程度の性能を有し、非常に薄い構造のため 511 keV ガンマ線に対してほぼ透明で磁場耐性も有する。また、
Si-PM とシンチレータを１組として積層すること
で検出深さ（DOI）情報も取得可能である。（図１）
本 DOI 検出器は積層した検出器間が完全に独立であるので体軸方向に検出器をスライドさせること
で体軸視野の拡張可能な多層円筒型 PET 装置（ Axially extendable multiplex cylinder PET:AEMC-PET）を考案した。（図２）
本研究では局所撮像から全身一括撮像までカバ
ーする新しいタイプの PET 装置の実現可能性をモ
ンテカルロ・シミュレーションにより検討することを目的とする。

96 cm

168 cmFig. 2. Illustration of the AEMC-PET scanner.

2.2 モンテカルロ・シミュレーション
AEMC-PET は DOI 検出器のそれぞれの層を独立にスライドさせることにより任意の体軸視野を設定できる。それぞれの体軸視野ににおける物理的特性をモンテカルロ・シミュレーションによって評価した。図 2 に示すように、検出器のスライド
方法は、1,2 層目と 3,4 層目を逆方向にスライドさせ、1 層目（4 層目）は 2 層目（3 層目）の 2 倍の移動量とした。各層が完全に分離すれば OpenPETとなる。模擬した PET 装置の基本パラメータを表1 に示す。最も単純な系として点線源を視野中心においた場合と人体のサイズを模擬した 180 cm の線
線源の感度を計算した。また、計数率特性を評価するために 180 cm 長の円筒ファントム（直径 20cm）を視野中心に設置し、それぞれの体軸視野において PET の S/N 評価で用いられる雑音等価計数（NECR）の最大値を算出した。NECR は次式で表される。

NECR T2
T  S  2R

ここで、T は真の同時計数率、S は散乱同時計数率、
R は偶発同時計数率である。
Table I. Basic specifications of the AEMC-PET scanner

Crystal material
Crystal size
Number of crystals
Number of rings
Ring diameter
Axial FOVTime resolution
Energy resolution
Coincidence time window
Energy window

LSO
2.9 × 2.9 × 7.5 mm3
16 × 16 × 4(per detector)
48
80 cm
24 - 168 cm
1.4 ns15 %6 ns
400-600 keV

Fig. 4. Sensitivities as a function of the axial FOV for the 180-cm line
source.

3. 結果と考察
図 3 と 4 に視野中心に点線源と 180 cm の線線源をおいた場合の感度を示す。点線源の場合、点線源は常に検出器リング内に配置されており、体軸延長による立体角向上よりもシンチレータが薄くなったことによる検出効率低下の効果が大きく、体軸視野を延長するに連れて感度は低下する。一方、人体のサイズを模擬した線線源は体軸視野を延長するに連れ、検出器リング内含まれる線線源の割合が高くなるため、感度は向上する。OpenPET
時には検出器リング内に含まれる線線源の割合は変わらないが、立体角が低下するので感度はわず
かに減少する。また、図 5 に線線源による感度プ
ロファイルを示す。4 層 DOI 検出器の各層による検出器リングの直径がわずかに異なるため体軸中心を基準としてわずかに左右非対称になっているが、連続した視野を得ることができている。
図 6 に直径 180 cm の円筒ファントムを想定した
際のピーク NECR の値を示す。ピーク NECR は体軸視野 60 cm まで向上し、それ以降は減少傾向を示した。体軸方向を延長することで、線源が検出器リング内に含まれる一方、傾斜した同時計数線を取得する割合が増えるため、ファントム内での吸収及び散乱が増加することが考えられる。

Fig. 5. Sensitivity profiles of several axial FOVs for the 180-cm line
source.

Fig. 6. Peak NECRs as a function of the axial FOV for the 180-cm
cylinder phantom.

4. 結論
本研究では体軸視野を拡張可能な AEMC-PET を考案し、モンテカルロ・シミュレーションを元にその有用性を示した。
参考文献[1] L. Eriksson, et al., Nucl. Instr. and Meth. A 580 (2007)
836.
[2] P. Crespo, et al., IEEE Trans. Nucl. Sci. 59 (2012) 520.
[3] T. Yamaya, et al., Phys. Med. Biol. 53 (2008) 757.
[4] T. Yamaya, et al., Phys. Med. Biol. 54 (2009) 1223.
[5] T. Yamaya, et al., IEEE Trans. Nucl. Sci. NS-56 (2009)
2644.

Fig. 3. Sensitivities as a function of the axial FOV for the point
source.

65

（２４）RF コイル一体型 PET/MRI 用 PET 検出器の基礎研究
錦戸文彦、小畠隆行、菅幹生、尾松美香、村山秀雄、山谷泰賀
放射線医学総合研究所
1. はじめにPET と MRI の同時撮像を可能とする PET/MRI
装置は、PET/CT 装置と比較して被ばく量が少なくなることや、2 つの機能画像を同時に取得することが可能になる事などの特徴を持っている。我々のグループでは近接撮像を可能とする 4 層 DOI(depthof interaction)PET 検出器の優位性を生かして、図 1の様な RF コイル一体型の PET 装置の開発を進めている。特徴は RF コイルの内側には RF パルスに影響を与えないシンチレータのみを配置し、影響の大きいと考えられる受光素子・回路・シールド
ボックスなどはコイルの外側に置くことで、ガンマ線を検出するシンチレータを可能な限り測定対象に近づけ、感度と分解能の向上を実現する。
現在 PET 検出器をマウント可能なテスト用コイ
ルの開発を行い、試作 PET 検出器と同時測定を行うことで評価を進めている。今回は光分配型 4 層
DOI 方式を用いたテスト用 DOI-PET 検出器を作製し、MRI 中で測定行うことで DOI-PET 検出器・MRI双方への影響を調べた。

ており、8 つのエレメントが 275mm 径で並べられている。PET 用検出器は専用のホルダに固定することが可能であり、ちょうどエレメント間に検出器が来るように設計されている。本実験ではシー
ルドボックスの構造上理由により、シンチレータ
はコイルよりも外側に置き実験を行った。
MRI 装置には Siemens MAGNETOM verio (3T)を用いた。PET 検出器の検出器部分のみを MRI 室に入れてあり、長さ 3m の同軸ケーブルを通して
MRI 室外の電源やデータ収集装置等に接続されている。PET 検出器は 511keV のガンマ線に対する結晶弁別能・エネルギースペクトル、MRI はファントム画像から互いの影響を調べた。

図 2 試作コイルと実験セットアップ
3. 結果
図 3 に PET 検出器を(a)MRI 室外に置いた場合、(b)コイル近傍に置いた場合(MRI の測定は行わない)、(c)MRI との同時計測時に得られたポジションヒス
トグラム、エネルギースペクトルを示す。ポジションヒストグラムでは各スポットの分離の度合いが良いほど結晶弁別のが良いことを示すが、どの場合でも十分に分離されており、4 層までの DOI
方式での読み出しが可能であることが分る。加えて、MRI との同時測定でも劣化していないとうい
結果が得られた。また、エネルギースペクトルを比較しても殆ど劣化は見られなかった。(c)の MRIとの同時測定の場合のみ低エネルギー側(スペクトルの左端)に MRI からのノイズ成分が見られるが、PET で使用する 511keV のガンマ線は図の赤線の内側の領域であり、これらのノイズは PET 計測に影響を与えないと考えられる。また、エネルギー分
解能も一層目の結晶に対して、それぞれの測定条

図 1 コイル一体型 PET/MRI
2. 評価実験用セットアップ
試作検出器にはシンチレータブロックとして 2.9
× 2.9 × 5.0mm3 の LGSO を 4 × 4 × 4 層のアレイ状にくみ上げたものを使用した。光検出器には磁場に影 響 を 受 け に く い Multi-pixel photon counter(MPPC)を使用している。MPPC は 3 × 3mm2 の受光部が 4 × 4 に敷き詰められている。磁場中に入れることになる回路素子は可能な限り非磁性の素子を使用した。これらはシールドのためアルミのボックスに入れられている。
図 2 に実際に試作した一体型 PET/MRI 用コイルを示す。コイルはバードケイジ型のコイルとなっ66

ることはないため、影響が少ないことを示している。

件で(a)16.2%、(b)16.9%、(c)17.4%と大きく違いが見られず、MRI との同時計測でも十分に PET 計測が可能であることが示された。
4000

3500

3000

C ou nts

2500

2000

1500

1000

500

0

0

5 00

1 000

15 00

1 00 01 50 0

1000

1500

(d)

AD C c ha nn el(a)

PET検出器無し

MRI室外
3 50 0

3 00 02 50 0Co un ts

2 00 01 50 0

1 00 0

50 0

0

0

500
A DC c han n el

(b)

(e)

PET検出器有り(PET検出器電源オフ)(f)

PET検出器有り(PET検出器電源オン)(g)

コイル近傍(MRI非測定時)
3500

3000

2500

Co unts

2000

1500

1000

500

0

0

500
ADC channel(c)

コイル近傍(MRI測定時)

図 4 PET 検出器の有無での MRI の画像(左)とphase 画像(右)図 3 PET 検出器を各位置に置いて得られた 2D ヒ
ストグラム(右)とエネルギースペクトル(左)4. 結論
一体型 PET/MRI 用コイルの試作し、試作用検出器との同時測定を行いその性能評価を行った。本
実験では単一の PET 検出器を用いた実験を行い、PET・MRI 共に十分な性能が得られることを示した。
現在はリング状に配置するための PET 検出器の設計・製作を進めており、今後はそれらを用いてイメージングでの性能評価を行っていく予定である。

試作コイルを用いて得られた MRI 画像を図 4 に示す。PET 検出器を置かない場合(a)、PET 検出器の電源を落としている場合(b)と PET 検出器と同時計測を行っている場合(c)とで得られる MRI 画像(Magnitude 画像、phase 画像)の比較を行った。MRIの画像は Gradient Echo(TE=17.5ms)法を用いて取得した。ファントム領域に関心領域を取り信号雑音比(SNR)を求めた結果、各条件に対し(a)109.0、(b)88.9、(c)87.1 が得られた。PET 検出器を置くことで僅かに SNR の低下が見られているが、PET 検出器の電源の on/off では MRI の SNR の変化は見られなかった。また PET 検出器を置かない時と、置いた時での Phase 画像を比較した場合、中央部では殆ど違いは見られなかったことから中央部での静磁場の歪みは少ないと考えられる。一方で PET 検
出器に近い側では僅かに影響が見られているが、実際の MRI 測定では視野をコイル近傍まで広く取参考文献[1] T. Tsuda, H. Murayama, K. Kitamura, et al., “A
Four-Layer Depth of Interaction Detector Blockfor Small Animal PET”, IEEE Trans. Nucl. Sci.,
vol. 51, No. 5, pp. 2537-2542, Oct., 2004
[2] F. Nishikido, A. Tachibana, T. Obata, "Feasibility
study for a PET detector integrated with an RF coilfor PET-MRI", 2011 IEEE NSS& MIC conf.,
MIC13-7, 2011, Spain67

（２５）RF コイル一体型 PET/MRI の開発:
Shield box が MRI 画像へ与える影響
橘篤志 1, 2、小畠隆行 1、菅幹生 3、清水浩大 3、錦戸文彦 4、川口拓之 4、栗林秀人 5、山谷泰賀 4(1) 放射線医学総合研究所・重粒子医科学センター(2) 東京慈恵会医科大学附属病院・放射線部(3) 千葉大学・工学部(4) 放射線医学総合研究所・分子イメージング研究センター(5) Siemens Japan・Imaging & Therapy Systems
1. はじめにPET と MRI の同時撮像は，機能画像と形態画像の同時収集や PET と fMRI の 2 種類の機能画像を一度に収集する事が可能であり近年注目されている。臨床にて使用されている PET-MRI 装置は PET
検出器が MRI のガントリサイズと同等であり，リング径が大きく空間分解能が劣る。我々の研究グループでは頭部領域において PET と MRI の同時撮像を可能にする近接型の専用 Head Coil に関する開発研究を行っている。PET 検出器は Head Coil の間に配置され，銅製の Shield box により覆われている（図 1）。使用する PET 検出器は DOI-PET を用いており，小リング径においても，高分解能での情報収集が可能である。一方，
PET 検出器や Shield box
が MRI へ干渉する可能性も示唆される。
本稿では PET 検出器を格納する銅製の Shieldbox が MRI の画像へ与える影響について検討する。

設定した円形の ROI（図 2）より最大値（Smax）と最小値（Smin）を求め，画像均一性（ΣU）を（1）式により求めた。
 U  1  S max  S min  / S max  S min  100 [%](1)上記、静磁場均一性，画像均一性の評価はAmerican Association of Physicists in Medicine（AAPM）により推奨されている手法を用いて評価した(1)。
最後に，撮像時に Shield box から発生する eddy
current（渦電流）の影響を評価した。傾斜磁場のスイッチングを行うことで Shield box との間で eddy
current が発生する。Eddy current の有無を確認する
専用シーケンスにより撮像を行った。励起の前に一定期間の傾斜磁場を加えるパルスシーケンスであり，位相画像を収集した。位相の反転から eddy
current の定性的な評価を行った。

2. 方法
PET-MRI Coil はバードケイジ型 MRI RF Coil（直径 260 mm）の間に，PET 検出器を格納する銅製のShield box を 8 個配置した。実験には SIEMENS 社
製 MAGNETOM Verio 3.0T MRI，塩化ニッケル水
溶液の円柱ファントム（直径 200 mm）を用いた。
実験は Shield box を 8 個配置，1 個配置，なしの 3
通りの状態において検討を行った。なお，本検討
では Shield box のみからの影響を評価するために
DOI-PET 検出器は装着しておらず，Shield box 内は空洞である。
初めに，Shield box により生じる静磁場不均一を評価した。MRI 装置は静磁場が均一に調節されているが，磁性体や人体が MRI ガントリ内に入ることで磁場の不均一が発生する可能性がある。
Gradient Echo 法（GRE 法）により同一断面において Echo Time（TE）の異なる撮像（TE = 10, 20, 30
msec）を行い，位相画像と TE の差より ppm 表示の静磁場不均一 Map を作成した。
次に，画像均一性の評価を行った。Spin Echo 法（SE 法）により T1WI を撮像し，ファントム内に

図 1 頭部専用 PET-MRI RF Coil
（左：Shield Box なし，右：Shield Box あり）

図 2 画像均一性の評価（直径 170 mm の円形 ROI を設定）

68

4. 結論
Shield box の配置後であっても、静磁場均一性，
画像均一性ともに、AAPM の定める評価基準を満たしていた。
同様に Shield box 配置後における eddy
current も今回の定性的評価では確認できなかった。
こ れ ら の 結 果 は 開 発 中 の RF コ イ ル 一 体 型
PET/MRI にいて Shield box 配置後でも十分な MR
画質が得られることを示唆している。

3. 結果と考察
静磁場不均一 Map の結果画像を図 3 に示す。直径 170mm の円領域における最大誤差は，Shield box
を 8 個配置した場合で 1.9 ppm，1 個配置した場合
で 2.0 ppm，なしの場合で 2.0 ppm であった。画像
均一性は直径 170mm の円領域において，Shield box
を 8 個配置した場合で 90.0 %，1 個配置した場合で90.4 %，なしの場合で 87.4 %となった。静磁場均一性、画像均一性はともに AAPM の評価基準を満たしていた。Eddy current の結果画像を図 4 に示す。
Eddy current の評価は得られた画像における折り返しの有無で判断するが，各 Shield box 配置において折り返しは見られなかった。

参考文献
[1]
AAPM Report No.34 Acceptance Testing ofMagnetic Resonance Imaging Systems, Reportof Task Group No.6, Med. Phys. Vol.19 No.1,
1992

69

（２６）MR 画像に基づく PET 吸収補正法の開発と評価
川口拓之 1 谷川明日香 2 菅幹生 2 平野祥之 1 白石貴博 1 吉田英治 1
木村泰之 1 谷本克行 1 小畠隆行 1 伊藤浩 1 山谷泰賀 1
1) 放射線医学総合研究所・分子イメージング研究センター
2) 千葉大学大学院・工学研究科

1. はじめにPET/MRI 統合スキャナは、PET の機能情報、MRIの構造情報、MRI の機能情報といった複数のコントラストを同一機種で撮像できる特性を有しているため、診断能の向上や新しい研究分野の開拓と発展が期待されている[1]。PET 画像再構成では、生体組織によって吸収されるガンマ線の影響を補正するために、ガンマ線吸収係数(値)の空間分布(マップ)が必要となる。現在普及している PET/CT
スキャナでは CT で捉えた X 線の吸収係数を関数によりガンマ線のものに変換することにより補正に用いることができるが[2]、MRI の画素値は放射線の吸収係数を反映しないためそのまま用いることはできない。そこで、MRI 画像における個々の被験者の解剖学的な情報をもとに、ガンマ線吸収補正を行う試みがなされている [3]。
本稿では、著者らが開発したマップ作成法であるハイブリッドセグメンテーションアトラス法(Hybrid segmentation atlas method: HSAM)を紹介する。さらに、マップ作成法の違いが PET 再構成画
像の画素値に及ぼす影響と組織ごとの吸収係数の誤差が画素値に及ぼす影響も調査する。

域分割の結果をもとにマップを作成する。領域分割において骨もしくは空気と判定された箇所は再統合し、その部分の画素値は ABM のマップを参照して決定する。それ以外の領域(脳や皮膚など)は領域分割の結果に従い、SBM と同様に代表的な
値を割り当てる。
マップ作成法の違いが PET 画素値に及ぼす影響を実測データによって検証した。健常成人男性 6名を対象とし、PET、MRI それぞれ独立したスキャ
ナでデータ収集をした。18F-FDG をトレーサーとして頭部の PET 撮像を行った (ECAT Exact HR+,
Siemens, 投与量: 3mCi)。また、トレーサー投与前に、68Ge の外部線源を用いたトランスミッション
スキャンを行った。SBM によるマップ作成のために T1 強調画像を SPM8 に実装されている手法で領域分割し、それぞれの領域の吸収係数は文献値を参考に割り当てた。ABM においては、全被験者の平均 MRI 画像および平均マップを作成した。平
均 MRI 画像を 1 被験者の MRI 画像に座標変換する
際の変換関数を平均マップに適用することで、個人のマップを作成した。HSAM では SBM で骨または空気と判定された領域を ABM のマップの画素値で置き換えることでマップを求めた。また、各組織に割り当てる値が PET 再構成画像に及ぼす影響を調査するために SBM の領域分割によって、脳、骨、脳以外の軟組織とされた箇所に文献値を基準に-10, −5 , 5, 10%増減させた値を割り当てた
マップも作成した。
PET 画像の画素値の評価は関心領域の値を比較することで行った。関心領域は AAL テンプレートを用いて設定した。脳深部の視床と脳表面の側頭皮質を関心領域とし、それぞれのマップにより再構成した PET 画像において領域内の平均値を求めた。そこから画素値の誤差 E を次式にて求めた。
E = (I – Iref) / Iref x100,(1)
ここで、I、Iref は評価対象画像および基準画像の関
心領域内の画素値の平均である。基準画像と評価
対象画像はマップ作成法の違いが PET 放射能濃度に及ぼす影響を調べる際にはトランスミッション画像と ABM、、HSAM で求めたマップのいず
れか、各組織に割り当てる値が PET 再構成画像に及ぼす影響を調べる際には文献の値をそのまま

2. 方法
MRI を用いた PET 画像吸収補正法として先行研
究 で セ グ メ ン テ ー シ ョ ン 法 (Segmentation based
method: SBM), ア ト ラ ス 法 (Atlas based method:ABM)が報告されている。SBM は閾値処理などに
より MRI 画像を吸収特性の異なる領域に分割し、文献を参照して各組織に対応する吸収係数(値)を割り当てる手法である。ABM は MRI 画像とマップのデータベースより平均 MRI 画像と平均マップを作成し、平均 MRI 画像を被験者の MRI 画像に形態変換する関数を求め、平均マップを被験者の解剖学的構造に合わせる手法である。SBM は被験者固有の特徴を捉えられるが、MRI 上では骨と空気の判別が難しいという問題点がある。一方、ABMの平均マップ上では骨と空気は明確になっているが、被験者固有の特徴を反映することができないという問題点がある。HSAM は SBM と ABM の特長を残しつつ、両者の問題点を解決するために著者らが開発した手法である[9]。HSAM では ABMで作成したマップと SBM の途中で作成される領

70

ABM

HSAM

0.0
(kBq/cc)40

10Error in PET image (%)

ABM

brain
bone
soft tissue

0

-10
-10

0
10
Error ofattenuation coef. (%)

0

図 1. 吸収補正用マップ(上段)と補正後の PET 再構成画像(下段)
SBM

striatumoccipital cortex(mm-1)
1.7

Error in PET image (%)

SBM

Error in PET image (%)

Transmission

10

0

-10
-10

0
10
Error ofattenuation coef. (%)

図 3. 組織ごとに割り当てる吸収係数の誤差が PET 画素値に及ぼす影響

HSAM

10
5
0

occipital
striatumcortex
図 2. 吸収補正法の違いが PET 画素値に及ぼす影響-5

用いた SBM のマップと各組織の値を増減させて作成したマップのいずれかとした。
3. 結果と考察
図 1 にトランスミッションスキャン、SBM、ABM、HSAM によって得られたマップおよびそれぞれのマップを用いて再構成した PET 画像を示す。
マップは求め方に応じて画像に違いがみられるが、PET 再構成画像においては一見して大きな差異は見られなかった。しかしながら、図 2 に示すようにマップ作成法の違いによって再構成画像の画素値に誤差が生じていることがわかった。補正法を比較すると ABM による補正が最も誤差が小さくなった。これは ABM における平均マップを作成する際のトランスミッション画像は評価対象に用いたトランスミッション画像と同じスキャナで撮像したため、撮像条件による誤差がほぼないことに起因していると考えられる。また、今回の実験では、被験者群が似通っていたため、データベ
ースとテストデータの差異が少なかったことも、
ABM の精度が高かった理由として考えられる。一方、SBM を用いた時に最も誤差が大きくなっていたが、これは文献値と実際の値との間に誤差があったことに起因していると考えられる。HSAM は
SBM と ABM の間の誤差を示しており、骨と空気領域の値が ABM と同等なため誤差が小さく、それ以外の組織は SBM と同等の値を割り当てたためである考えられる。また、誤差は関心領域に依存して異なることもわかった。
図 3 に脳、骨、脳以外の軟組織に与える値の誤差が再構成画像の画素値に及ぼす影響を示す。関
心領域に関わらず脳の値の誤差が最も画素値に及ぼす影響が大きかった。脳に割り当てた値に10%の誤差があったとき、線条体、後頭葉皮質でそ71

れぞれ 8.0%, 6.5%の画素値平均の誤差が生じた。これは評価対象としたスライスでは脳の体積が他の領域に比べて大きく、脳組織を通過する部分光路が長いことに起因していると考えられる。一方、最も吸収係数が高い骨における値の誤差の影響はそれほど大きくなかった。また、線条体のような脳の中心近傍にある領域は後頭葉皮質よりも脳の値の誤差による影響を受けやすかった。逆に、
後頭葉皮質では骨や脳以外の軟組織(対象スライス
では頭皮、筋、皮下脂肪)の値の誤差の影響を線条
体よりも受けやすかった。線条体で生じたガンマ線の方向に関わらず、検出器に至るまでの飛程で脳を通る光路長が表層付近の組織を通る光路長よりも長くなるのに対し、後頭葉皮質で生じたガンマ線のなかには表層組織を通る光路長の割合が多いものが存在するためであると考えられる。
4. 結論
マップ生成法の違いや割り当てる値の違いにより、PET 画像に誤差が生じることが確認された。
特に、脳組織に割り当てる値の誤差が PET の画素
値に最も大きく影響を及ぼすことがわかった。MRIに基づくマップの作成法においては吸収係数の異なる組織の領域を同定するだけではなく、割り当てる値の精度も重要であることが示された。
MRI では放射線の吸収値を計測することができな
いため、放射線源を用いる手法や PET の生データからエミッション画像とトランスミッション画像
を同時に推定する Joint-Estimation 法に MRI で得られた解剖学的情報をいかにして組み込むかが今後の課題であると考えられる。
参考文献
[1]
[2]
[3]
[4]

[5]

Cherry SR, Louie AY, Jacobs RE: Proc IEEE, 96(3):416–438, 2008
Kinahan PE, Hasegawa BH, Beyer T: Seminars Nucl
Med 33(3): 166–179, 2003
Keereman V, Mollet P, Berker Y et al.: MAGMA: pub
online 2012
Tanigawa A, Yamaya T, Kawaguchi H et al.: IEEE
NSS-MIC 2012, M10-54, Anaheim, USA, 2012
Salomon A, Goedicke A, Schweizer B et al.: IEEE
Trans Med Imaging 30(3): 804–813, 2012

（２７）IVR 用リアルタイム線量計測システムのための X 線検出器の開発
錦戸文彦、山谷泰賀
放射線医学総合研究所・分子イメージング研究センター
赤羽恵一
放射線医学総合研究所・医療被ばく研究プロジェクト
盛武敬
筑波大学・陽子線医学利用研究センター
岸本俊二
高エネルギー加速器研究機構
1. はじめにインターベンショナルラジオロジー（IVR）は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が、X 線撮像による放射線被曝による人体への影響が指摘されており、その被曝量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素を十分に満たしているとはいえない。
本研究は上記の要求を満たす 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。
被曝線量の位置分布を知るためには多数の検出器を患者体表に取り付ける必要があるため、検出器が X 線撮像装置に写り込んでしまうと治療の邪魔となってしまう。そこで、図 1 の用に X 線検出
部には感度の低い板状のプラスチックシンチレー
タを多数患者体表に配置し光ファイバで X 線装置の視野外にシンチレーション光を引き出した後、受光素子で検出を行う。現在は X 線検出器の試作を行い、その評価を行っているところである。

部ファントム上に配置し撮像を行いその透過度の評価を行った。
次に試作した X 線検出器を用い評価実験を行った。図 2 に実際に作成した IVR 用リアルタイム線量計測システムのための X 線検出器を示す。X 線検出部にはサイズが 4.5mm×10mm×1mm のシンチレータ(BC400)2 枚で 1mm 角の波長変換ファイバ(Y-11, Kuraray)を挟んだ構造となっており、波長変換ファイバからの光は 1mm 径のファイバを通しフォトダイオード送られる。フォトダイオードからの信号はアンプを通し、その出力の測定を行い線量に対する線形性を評価した。実験は動物用
CT(R_mCT2, RIGAKU)を用いて行い、管電流や管電圧を変えつつ測定を行った(図 3)。

図 2 試作した X 線検出器

図1

IVR 用リアルタイム線量計測システム

2. 試作検出器
初めに、実際に治療に用いられている X 線撮像装置を用い、プラスチックシンチレータの X 線に対する透過度を調べた。X 線撮像措置は Philips
Allura Xper FD20/20 を用いて、1mm ステップの階段状になっているプラスチックシンチレータを頭

図 3 実験セットアップ72

3. 結果図 4 に階段状シンチレータを X 線撮像装置で画像化した結果を示す。図から分る通り 5mm 以下のシンチレータであれば殆ど透視画像に写ることはない。現在テストを行っている検出器は保護用カバーを含めてもプラスチックシンチレータ 3mm とほぼ等価であり X 線撮像装置に対しての透明性は十分であると言える。
図 5 にシンチレータと波長変換ファイバを用いた検出器で X 線透視装置の管電流を変えつつ 200
ミリ秒毎の出力電流の測定を行った結果を示す。
図から分る通りに管電流を変える毎に出力信号が段階的に変わっていくこと読み取れる。図 6 に管電

25

C urrent [m A]

20

15

10

5

0
0

50

100

150

200
250
Time [0.2msec/pts]

300

350

400

(h)

図 5 管電流を変えた場合の電流値の時間変化(0.2msec)

流と管電圧を変えた場合の電流値の平均値を示す。図の線は直線でフィットした結果であり、出力信号は管電流に比例していることが読み取れる。撮像装置からの X 線
量は管電流に比例しているため、本検出器は被曝線量計として十分な線形性を有していると考えられる。

4. 結論
IVR 用リアルタイム線量計測システムの開発を進めおり、現在そのための X 線検出器の開発を進めているところである。試作した X 線検出器は X
線透視装置に対して十分に透明であるといえ、線形性も十分であるという結果が得られた。今後は器の最適化を行いつつ、多チャンネルの測定シス
テムを作製し線量位置分布測定の評価を行っていく予定である。

図6

管電流と管電圧を変えた場合の電流値の平均値

図 4 各階段状プラスチックシンチレータに対する X 線透視画像

73

第４部
新技術実用化と PET/MRI への期待
（特別寄稿２）74

（２８）MPPC の PET 検出器への応用
渡辺光男、大村知秀、森谷隆広、山田亮子、山内秀元、斉藤右典、福満憲志、酒井利明、美和登志幸
浜松ホトニクス株式会社・中央研究所

1. はじめにMulti-Pixel Photon Counter (MPPC：浜松ホトニク
ス株式会社の商標名)は、Silicon Photomultiplier の一種で、高ゲイン、高速応答、磁場不感の利点を有する光半導体検出器である。現在、PET 装置の光検 出 器 は 、 光 電 子 増 倍 管 （ Photomultiplier Tube:
PMT）が使用されているが、磁場の影響を受けない半導体検出器である MPPC は、PET/MRI 装置の検出器としてその応用が期待されている。また、
時間分解能性能も PMT と同等の性能が得られることから TOF-PET 装置の検出器としても研究開発が進められている。
我々は、頭部用及び小動物用 PET 装置への適用を目指し、MPPC の特徴を利用した高分解能 Depth
of Interaction（DOI）検出器の開発を行っている。
本報告では、MPPC による４層独立読出し DOI 検
出器及び３次元的に等方的分解能が得られる３次
元放射線検出器（クリスタルキューブ）についてその概要を報告する。また、検出器の高分解能化には微小な結晶素子でシンチレータブロックを構成する必要があるため、レーザ加工によりモノリ
シックシンチレータ結晶内部に細かなピッチでアレイ構造を作成する技術についても開発を行っている。

(a) 加工概念図(b) 境界壁

図１ レーザによるシンチレータ内部加工
3. ４層独立読出し DOI 検出器
MPPC と LYSO シンチレータから成る 4 層独立読
出し DOI 検出器モジュールを開発した [2]。本検出器モジュールは、各層独立の信号処理回路を持たせることにより、PET 装置において視野周辺まで
均一な分解能が得られると共に、高い計数率特性を有していることを特徴とする。検出器モジュー
ルの外観及びその構成要素の写真を図２に示す。
本検出器モジュールは、各層長手方向に 5 つの検出器ユニットを持たせ、各検出器ユニットは、32×32 LYSO シンチレータアレイと 8×8 MPPC
(Hamamatsu S10931-050P ) アレイから構成されている。シンチレータアレイは、外形が 38.4×38.4mm2 のモノリシック結晶内部に、レーザ加工により 1.2 mm ピッチの格子状の光学境界面を作製した。
シンチレータの厚さは、上層から 3, 4, 5, 8 mm として、各層毎に入射ガンマ線に対する計数負荷が均一になるように設計されている。フロントエンド
回路部は、MPPC の信号読み出し回路および MPPCの素子毎の利得を揃えるためのバイアス電圧調整
回路を ASIC 化することで小型化を図った。その後段には、入射ガンマ線の位置、エネルギー及びタイミングを検出する信号処理回路及びその信号を外部に送り出すデータ転送回路を装備させた。また、MPPC の温度変化による出力信号の変動を抑えるための温度補償回路も備えた。
図３に、511 keVγ線を一様照射した際の各層のクリスタル弁別特性を示す。各層共に 32 x 32 の良
好な弁別特性が得られている。４層目の弁別が他の層と比べて悪いのは、シンチレータが 8 mm と厚く、レーザ加工により作成された境界面の光のク
ロストークが大きいためであると思われる。

2. レーザによるシンチレータ内部加工
PET 装置の空間分解能向上の要求とともに、シンチレータのピクセルサイズの微細化が進められてきた。微細化に伴い、ピクセル間に存在する不感領域の割合増加による感度低下、位置精度良くアレイ状に組上げることが困難などの課題が顕在化してきている。
我々は、レーザを用いて、内部集光加工によりモノリシックシンチレータブロックに２次元及び３次元のアレイ構造を作成する技術を開発している [1]。レーザ光を集光レンズを用いてシンチレー
タ結晶内部に集光することで、集光点の近傍にマイクロクラックの光学的不連続点を作成することができる。このマイクロクラックを結晶内に高密度で配置しシンチレータ内部に光散乱効果を有する壁面を作成しアレイ構造化することで、高感度かつ高位置分解能を有するシンチレータアレイが作成可能である。図１に、レーザ加工の概念図とレーザで作成された境界壁の写真を示す。

75

Four‐layer DOI detectorの増幅、ゲイン調整を行う ASIC が実装されている。
図４に試作した３次元シンチレータアレイ、検出器ヘッド部、検出器モジュールの写真を示す。

Interface board
ASICs

DC/DC
converters

Detector layer
Unit 0

Unit 1 Unit 2 Unit 3 Unit 4
38.4 mm202.45 mm(a) ３次元シンチ
レータアレイ(b) 検出器ヘッド部

Detector unit
8 × 8 MPPC 32 × 32 LYSOMPPC による４層独立読出し DOI 検出器

図２

26 mm □(c) ３次元放射線検出器モジュール

図４(a) 1st Layer(b) 2nd Layer(c) 3rd Layer(d) 4th Layer

図３

MPPC による３次元放射線検出器

5. まとめMPPC の PET 検出器への応用として、頭部用及
び小動物用 PET 装置を目指して開発した４層独立
読出し DOI 検出器と３次元放射線検出器について紹介した。また、シンチレータのレーザ加工技術とその有効性についても紹介した。今後益々、PET
用を始め、核医学機器分野での MPPC の応用が拡がっていくものと期待される。
謝辞
４層独立読出し DOI 検出器の開発は NEDO の橋
渡し研究の一部として実施したものである。また、３次元放射線検出器の開発は JST の委託研究のもと、放射線医学総合研究所、千葉大学、東京大学との共同研究で実施したものである。

４層 DOI 検出器のクリスタル弁別特性

4. ３次元放射線検出器（クリスタルキューブ）
シンチレータブロックの全表面に複数個のMPPC を配置し、シンチレーション光の効率的な検出と高度な演算手法によるサブミリオーダーの等方的な位置分解能の実現を目指したクリスタル
キューブ検出器を開発した [3]。検出器の高分解能化には微小な結晶素子でシンチレータブロックを
３次元的に構成する必要がある。我々は、18 mm
立方の LYSO モノリシック結晶にレーザ加工により結晶内部に１mm ピッチ、18 x 18 x 18 の 3 次元アレイ構造を作製した。検出器は、その結晶ブロックの各面に有効受光面 3 x 3 mm2 の MPPC が 4 x
4 個、6 面で 96 個配置されている。MPPC アレイの
信号及びバイアス電圧供給のために、フレキシブ
ル基板を用い、後段のフロントエンド回路に接続されている。フロントエンド回路には MPPC 信号

参考文献
[1]
T. Moriya, K. Fukumitsu, T. Sakai et al.: IEEE
Trans Nucl Sci 57: 2455-2459, 2010
[2]
T. Omura, T. Moriya, R. Yamada et al.: IEEE
NSS-MIC Conf Rec: 3560-3563, 2012
[3]
T. Yamaya, T. Mitsuhashi, T. Matsumoto et al:
Phys Med Biol. 56: 6793-6807, 2011.

76

（２９）4 層 DOI 検出器を応用したマンモ用 PET 装置・
多検体 PET/CT 装置
山川善之
島津製作所 基盤技術研究所

1. はじめにPET 装置において、空間分解能を向上させるた
めには検出器の固有分解能を上げる必要があり、これは検出器に用いるシンチレータ結晶のサイズが大きく影響する。また高感度を実現するためには、ガントリ径を小さくし被検体の近接撮像が有効的であるが、視野辺縁部での分解能の劣化が起
こってしまう。両課題を解決し、開発されたのが 4層 DOI 検出器である[1, 2]。
我々はこの優れた検出器を利用して、高分解能と高感度を両立した乳房専用 PET 装置を開発しており、京大病院において臨床研究を進めている。
また更なる技術展開として、大口径による小動物（マウス、ラットなど）の多検体同時撮像を特徴とした動物用多検体 PET/CT 装置を試作開発し、評価を進めている。本発表では、乳房専用 PET 装置と多検体 PET/CT 装置でこれまでに得られた臨床
画像と動物画像を中心に紹介する。

ていることが分かる。また、この症例では図 4 に示すように、乳房専用 PET と MRI で撮影した画像
でほぼ同じ腫瘍構造を画像化できた症例である。
左図は伏臥位型で撮像した画像、中はガドリニウ
ム造影で撮影した MRI 画像、右図はその Fusion 像である。Fusion 画像で確認できるように、腫瘍の位置関係と構造がほぼ一致していることが分かる。
3. 多検体 PET/CT 装置
表 2 に動物用多検体 PET/CT 装置の仕様を示す[5]。PET 部の仕様は伏臥位型乳房専用 PET 装置と同様である。軸方向視野は、Step & Shoot により最大 300mm を確保している。断面内視野が、183mm
Φと大きく、マウスでは最大 5 検体、ラットでは 2
検体の同時撮像が可能であり、さらにラビットの撮像も可能である。図 5 は試作機の外観写真である。装置前面に PET 部、後方に CT 部という装置構成となっている。
図 6 は、マウスの 4 検体同時撮像した PET（MIP）
画像と CT 画像である。平均 35g の ddy マウスに約1.5MBq の 18F-FDG を投与し、22～38 分の Uptake
後に、20 分間の PET 撮像を行った。
図 7 左は、ラットの 2 検体同時撮像した PET（MIP）画像である。ラットは平均 180g の Wister
ラットで、約 4.7MBq の 18F-FDG を投与し、それぞれ 31、38 分の Uptake 後に、全身を撮像するために
15 分×2Step の撮像を行った。多検体の同時撮像でも視野内の位置依存による画質劣化は見られず、4層 DOI 検出器の効果により良質な画像が得られる
ことが確認された。
図 7 右は、ウサギの Fusion 画像である。ウサギ（Std:JW/CSK）で 9 週齢の 1650g で 35 分間の Uptake
を取り、15 分×2Step の撮像を行った。PET 画像に関しては、ウサギの脳の構造まで明瞭に画像化できており、また CT 画像との Fusion 象も位置ずれすることなく重なっていることが分かる。

2. 乳房専用 PET 装置
表 1 に乳房専用 PET 装置の仕様を示す。本装置には 4 層 DOI 検出器をリング形状に配した伏臥位型と、検出器の一部を取り除き欠損部に腕を挿入することで腋窩部を撮像しやすくした座位型の 2種類がある[3]。図 1 は両装置の外観写真である。
京大病院との共同研究に於いて、これまでに 200症例以上の患者の撮像を終えている[4]。撮像プロ
トコルとしては、乳癌患者に約 185MBq の 18F-FDGを投与し 1 時間の Uptake を取り、まず全身用
PET/CT 装置で撮像し、その後で乳房専用 PET 装置
で片胸 5 分の撮像を行っている。
図 2 は、伏臥位型で撮像された腫瘍の内部構造まで明瞭に画像かできた症例である。左からガド
リニム造影した MRI 画像、伏臥位型の Transaxial
画像、Coronal 画像である。大きな腫瘍であるため中心部は壊死しており、薬剤が取り込まれていな
いことによりリング状に集積したものである。
図 3 は、座位型装置の特徴が発揮された腋窩部のリンパ節転移まで画像化できた症例である。左図は伏臥位型で撮像した画像で乳房中心の腫瘍の原発巣はきれいに映っているが腋窩部までは写っていない。一方で右図の座位型装置で撮像した画
像は、原発巣と腋窩部のリンパ節まで画像化でき

4. 結論
我々は 4 層 DOI 検出器を用いて高分解能と高感度を両立した乳房専用 PET 装置と多検体 PET/CT装置を開発した。今後は、両装置の実用化を順次進めていく予定である。

77

謝辞
マンモ PET 装置の研究に於いては、臨床データの提供と助言頂いた中本先生をはじめとする京都大学医学部の先生方に感謝の意を表する。また、
多検体 PET/CT 装置の研究に於いては、動物実験をサポート頂いた京都大学薬学部の諸先生方に感謝の意を表する。

[3]
[4]
[5]

参考文献
[1]
Tsuda T, et al, “A Four-Layer Depth ofInteraction Detector Block for Small Animal
PET”, IEEE Trans. Nucl. Sci., vol. 51, No. 5,
Oct., 2004[2]
Tonami H, et al., “Sophisticated 32 × 32 ×

4-Layer DOI Detector for High Resolution PEM
Scanner”, IEEE NSS&MIC 2007, Conf. Rec.,
M19-151
Furuta M, et al., “Basic Evaluation of a
C-Shaped Breast PET Scanner”, IEEE
NSS&MIC 2009, Conf. Rec., M05-1
Iima M, et al., “Clinical Performance of 2
Dedicated PET Scanners for Breast Imaging:
Initial Evaluation”, JNM 2012; 53:1534–1542
Furuta M, et al., "A Large Field-of-View
PET/CT Scanner for Simultaneous Imaging of
Small Animals with Four-Layer Depth- ofInteraction Detectors”, WMIC2012, poster P144

表 1 乳房専用 PET 装置の仕様
座位型

シンチレータシンチレータアレイ
結晶サイズ [mm]
光センサー
検出器数
検出器径 [mm]断面内視野 [mm]軸方向視野 [mm]

伏臥位型
Gd
SiO
:Ce(LGSO)
Lu1.8 0.2
532×32×4 layers
1.44×1.44×18
64ch PS-PMT(H8500)
12 モジュール×2 rings
12 モジュール×3 rings
229.6
195.6
216
183
102
155

図 1 乳房専用 PET 装置の外観写真（左：座位型、右：伏臥位型）

MRI (+Gd)

伏臥位型

図 2 腫瘍構造まで明瞭に画像化できた症例（左：MRI 画像、中：伏臥位型で撮像した Transaxial 像、右：伏臥位型で撮像した Coronal 像）

78

伏臥位型

座位型

a lymph node
図 3 座位型でリンパ節転移まで撮像できた症例（左：伏臥位型、右：座位型）

図 4 伏臥位型装置で MRI と同じ腫瘍構造が画像化できた症例（左：伏臥位型、中：MRI、右：Fusion 像）
表 2 多検体 PET/CT の仕様

79

図 5 多検体 PET/CT 装置の外観写真

図 6 4 検体同時撮像したマウスの PET 画像（左）と CT 画像（右）図 7 2 検体同時撮像したマウスの PET 画像（左）とウサギの Fusion 画像（右、オレンジ：PET 画像、グ
レイ：CT 画像）80

（３０）東北大 PEM の開発と臨床評価
伊藤正敏 1,6、伊藤繫記 2、熊谷和明 1、山本誠一 3、三宅正泰 1、佐藤浩樹 2、平川 久 4 本多 博 5、
田代 学 1、馬場 護 1
東北大サイクロトロン RI センター1、古河機械金属㈱2、名古屋大医学系研究科 3、
東北公済病院外科 4、仙台オープン病院外科 5、仙台画像検診クリニック 6

1. はじめに乳癌の手術成績は、2 cm 以下（T1）で転移がな
い（T1N0M０，ステージ I ）状態で発見されれば、95％の 5 年生存が期待される。これが、III 期にな
れば、68％、IV 期で 26％に低下する。従って、2 cm
以下で腋窩転移のない段階で発見することが乳癌死を減少させえると期待される。FDG-PET は、がんの診断と治療評価に臨床的に広く応用されているが、乳癌検診への使用は推奨されない（乳癌学会ガイドライン grade D）と判定されている。また、乳癌の術前診断においても乳癌の乳房内拡がりをPET で評価することは、きわめて少ない。この理由は、主として、PET の解像力の不足である。
近年、乳癌を対象とした高解像力 PET（PEM）
が開発され臨床応用されている。我々も 2006 年から JST と NEDO の支援を受け、独自の結晶を用いた PEM の開発を行い、2011 年から臨床応用を開始
し、200 例の検査を終了した。その解析結果をもとに PEM の有用性と問題点を報告する。
2. 方法
検出器は、2.1×2.1×15.0 mm の LuAG 結晶（古河機械金属）を 150×200 mm の平面に並べ位置敏
感型光電子増倍管(浜松ホトニクス H8500)と組み合わせたもので回転角と検出器間隔の調整により
マンモグラフィ類似の乳房撮影モードと腋窩リン
パ節撮影モードの機能を有する。画像再構成には 3
次元 MLEM 法を対向平板型 PET 用に改良した。画
像再構成時間は、約 30 秒である。解像力は、実効2.1 mm であった。
PEM 撮影は、検出器間隔 10 cm とし、座位にて検出器に寄りかかる形で乳房を挿入し、検出器内の圧迫板を用いてゆるく圧迫して行った。撮影方
向は、横方向（ML）、または、MLO とし、撮影時
間は、5-6 分、腋窩の場合は、検出器間隔 20 cm で上肢を水平位として乳房を含んで撮影した。撮影
時間は、7-10 分とした。FDG 投与の直前に超音波検査を行い、乳頭を原点として腫瘤の位置を確定した。
解析対象は、生検にて乳癌が確定し、US で大きさ が 2 cm 以 下 の 症 例 81 例 で 、 Target/Background(T/B)比を FDG 集積度として評価を行った。

図１

LuAG 結晶を利用した対向型 PEM

図２

PET/CT(左)PEM(右)比較画像

3. 結果と考察
3-1. 撮影方法について。当 PEM は、15x20 cm の視野を有するので、乳房全体を撮影するのに困難はなかった。しかし、脂肪の少ない乳腺に対して、
ゆるい圧迫では、乳房を十分視野内に引き込むことが困難であった。また、乳腺辺縁に発生する乳癌も多く、対向圧迫撮影のみでは不十分と判断し、腋窩撮影の角度を変えて胸壁を含めて撮影することにした。また、当初、頭尾（CC）方向撮影も加えたが、上記理由で有用性は低いと判断してプロ81

ことから、リンパ節の検出に PEM が PET/CT を凌駕しているとは、判断されない。

トコールからはずした。
3-2．画像的評価。 PEM で同定された乳癌の画像
コントラストは、ほぼ、全例で PET よりも良好であった。PET では、境界が比較的明瞭な長円形腫瘤として描出された例が多いが、PEM では、腫瘤
辺縁の凹凸が描出され、症例によっては、乳管内伸展と病理で確認された索状集積が明瞭であった。
最小同定可能乳癌は、4 mm であった。
3-3 乳癌検出感度。 2 cm 以下乳癌 81 例（うち、1 cm 以下 37 例）のうち、PET/CT にて 28 例は、検出不可であった（感度 65%)。不可例のうち PEM
で 15 例検出可能であった（PEM の検出感度 75%)。
逆に PET/CT で同定可能であった乳癌のうち 7 例をPEM で検出できなかった。PET/CT と PEM を併用
した場合の感度は、85％となった。
3-4 腋窩リンパ節。 PEM にても腋窩リンパ節の描出は可能であったが、FDG 集積度の低いリンパ節の同定には、CT での解剖学的情報が重要である

図３．乳腺内多発乳癌腫瘤
US で 3 個の結節あり。PET では、2 個、PEMで 3 個同定。

図 4．腋窩リンパ節
PEM で腋窩リンパ節の検出可能だが、小さなものは集積度が低いので解剖学的情報がないと診断は困難。

82

4. 結論
早期乳癌への PEM の利用により PET/CT に比較
して、より詳細に乳癌の乳房内拡がりを評価可能である。PET/CT と PEM 併用による 2 cm 以下乳癌の検出感度 85%は、PET/CT がん検診に PEM を加えることで乳癌検出率を向上でせる可能性があると思われる。しかし、乳房だけの撮影では、死角ができるので胸壁や腋窩を高画質で撮影できる
PEM の開発が必要である。
参考文献[1]
国立がんセンターがん対策情報センター
http://ganjoho.ncc.go.jp/public/statistics.
[2]
R. Ribeiro, C. Abreu, P. Almeida et al. Nuclear
Instruments and Methods in Physics Research A
527 (2004) 87–91

（３１）新規 Ce:GAGG シンチレータ結晶の開発と放射線検出器への応用
鎌田圭 1)，黒澤俊介 2), 吉川彰 2)、遠藤貴範 1)、堤浩輔 1)，吉野将生 1)，伊藤繁樹 1)、佐藤浩樹 1)、柳田健之 3)1)
古河機械金属株式会社・素材総合研究所
2)
東北大学金属材料研究所
3)
九州工業大学大学院生命体工学研究科

2. Ce:GAGG 結晶の開発
このような背景に対し、我々は Ce を添加した、(Gd,RE)3(Ga,Al)5O12 （Re= Lu, Y）結晶について、各組成の組み合わせについて結晶作製を行い、単結晶作製可能な組成範囲を検討した。さらに、結晶組成・シンチレータ特性・結晶構造との関連性に関する系統的な研究を行った 1,2)。その結果、最適な Gd と Ga の組成比をとることで、バンド構造の導電帯と Ce3+ 4f5d 準位の位置関係が最適化され、発光量を飛躍的に高め、蛍光寿命も短寿命化できることが分かった。一連の検討の結果見出された
Ce:Gd3Al2Ga3O12(GAGG)結晶について、古河機械金属社にて大型化の検討を行い、現在では、
50mmφx120mmL の結晶作製技術の確立に成功した。
シンチレータ特性としては LYSO 比 1.8 倍の発光量、5.2 ％ ＠ 662keV の エ ネ ル ギ ー 分 解 能 、
88ns(91%)252ns(9%)の蛍光寿命、発光波長 520nm、83

密度 6.63g/cm3 の特性が得られている 3) (図 2-4)。

図 1 (左)Cz 法作製 2 インチサイズ Ce:GAGG 単結晶、(右)切断・研磨した Ce:GAGG サンプル
LYSO
GAGG-3GAGG-21000
32000/photon/MeV

58000/photon/MeV
5.2%@662keV
100

Counts

60000/photon/MeV
3.9%@662keV

10

1
0

200

400

600

Channel

図 2 GAGG のエネルギースペクトル＠662keV (APD Hamamatsu
S8664-55, shaping time:2μS, HV@320V(gain=~20) ＠ 18 ,correction by Fe55 peak and QE of the APD)
50

40

3+

Intensity / arb. unit

1. はじめに
シンチレータの応用分野は高エネルギー物理学，医療，工業，農業等，多岐に渡り，国内だけでもシンチレータ結晶自体の市場規模で 400～600 億円という莫大な市場規模を有する。例えば、ポジトロン断層法（PET）、単一光子放射断層撮影法（SPECT）
といった医療画像装置は、その有用性と急速な普及に伴って，画像解像度向上など装置の高性能化を目指した開発が研究機関、メーカー各社において活発に行われている。
加えて、2011 年 3 月 11 日の東日本大震災に端を発した東京電力福島第一原発事故に伴う大気中への放射性物質の放出のため、各地に放射性物質が降下することにより土壌・河川・海洋が汚染され、被曝量の増加への不安や農畜水産物への放射性物質の混入が大きな問題となっている。このため、日本各地において、放射線のモニタリングが行われており、環境中の放射線当量率を測定するサーベイメータ、食品用放射線検査器、環境中の放射線量分布を測定するガンマカメラといった、各種
放射線検出装置およびシンチレータ結晶の需要も急速に高まっている。

Ce 4f5d emission

30

20

10

0

300

350

400

450

500

550

600

wavelength / nm

図3

Ce:GAGG の X 線励起発光スペクトル

図4

Ce:GAGG のガンマ線励起蛍光寿命スペクトル

3. GAGG シンチレータの応用
以上の特性は、PET 用シンチレータとして有望なだけでなく、SPECT、ガンマカメラ、サーベイ

メータ等の放射線検査器用途としても有望である。
Ce:GAGG は密度が 6.63g/cm3 と大きく、潮解性も無いことから、実用性の面でも既存のシンチレー
タである Tl:NaI や Tl:CsI に対して絶対的な優位性を持つ。Ce:GAGG はその特徴を活かし、原発事故
由来の放射性物質を観察する新たな放射線検出装置の実現にも貢 献 で き るも の と 考 えて い る 。 古河機械金属では、GAGG を用いた線量計である”ガ
ンマスポッター”を商品化している（図 13）。ガンマスポッターでは、Ce:GAGG と受光素子としてシリコンフォトマルチプライヤー(Si-PM)を用いた高感度かつ小型な検出器構成をとっているのが特徴である。Si-PM は、ゲインの温度変動が大きいことが実用上問題となるが、早稲田大学岡准教授との共同研究で開発した、温度補償回路により、温度変動のない検出器を実現している。

図5

ユニットとし、2 つの検出器ユニットをベルトコンベ
アーの上下に配置し、検出器間を所定の容器に入れた食物が通過する方式のベルトコンベアー式食品放射能検査装置を作製した（図７）。50x40x22cm サイ
ズの検出器ユニットの周囲 5 面を 5cm 厚の鉛で覆うことで、バックグラウンドを低減し、鉛を含むユニットの総重量は 70kg 程度となっている。

図6

検出器内部の写真

図7

ベルトコンベアー型食品放射線量検査装置

4. 結論
我々は高発光量、高エネルギー分解能かつ自己放射線のない GAGG シンチレータを新たに開発し、2 インチサイズまでの大型化、量産化に成功した。
さらに、GAGG を用いたサーベイメータや食品放射線検出装置を開発し、原発事故の影響が残る東
日本各地で除線や食品検査による風評被害を払拭すべく商品開発、販売、デモ試験を行っている。
GAGG シンチレータの今後のさらなる市場展開に向け，欠陥や歪を低減してさらなる発光量の増
大・エネルギー分解能の向上を図り，近 い 将 来 、国 産 の Ce:GAGG を 世 界 の 代 表 的 な シ ン チ レ
ー タ材料 に育 てる所 存で ある。

ガンマスポッターの写真

また、福島周辺地域や東日本の沿岸部では、原発事故により放出された放射性セシウムが農作物や魚介類に混入することが問題となっている。現状では、食物の一部を抜き取りミンチにして放射線量を測定する破壊検査が行われているが、サン
プル準備・洗浄に多大な労力と時間が必要であり、商品価値を保つことは出来ない。このため、収穫、漁獲の現場で使用可能な高速かつ高精度な非破壊型の食品放射能検査装置が求められている。このような状況に対し、古河機械金属社では、GAGGを用いた食品放射能検査装置を新たに開発し、各地で商品デモを行っている。GAGG は発光波長が参考文献
520nm と長波長のため、APD と相性が良く、APD と [1] K Kamada, T Yanagida, J Pejchal、et al., J. Phys. D:
組み合わせることで高いエネルギー分解能が実現でAppl. Phys. 44 (2011) 505104.
[2] K Kamada, T Yanagida, J Pejchal、et al., Crystal
きる。
図６に示すように、
Cz 法作製 2 インチ径 GAGG
Growth and Design 11(2011) 4484.
バルク結晶から、50mmφx25mm サイズに結晶を切り[3] K Kamada, T Yanagida, J Pejchal、et al., J. Cryst.
出し、研磨を行った後、APD(浜松 S8664-1010)と光Growth (2012) in press,
学接着した。シンチレータの周囲は硫酸バリウム反10.1016/j.jcrysgro.2011.11.085
射材を塗布した。試作した検出器に対し、137Cs 線源を照射し、エネルギースペクトルを取得したところ、
9%@662keV のエネルギー分解能が得られた。さらに、上述の検出器 4 個を並列に配置したものを１検出器

84

（３２）Time over threshold 法によるマルチチャネル信号処理
高橋浩之、島添健次、織田 忠
東京大学・大学院工学系研究科

1. はじめに
PET においては、多数の検出器に同時に入射するガンマ線の入射位置とタイミングを検出することが必要であるが、体内でのγ線の散乱により、本来消滅ガンマ線が放出された位置ではない部分
からの信号であると記録され、γ線画質の劣化が生じるため、検出器ではエネルギー情報を正しく記録し、消滅ガンマ線のエネルギーのみを選択的に計測する必要があり、波高値の情報を精度よく得ることが求められる。また、高い空間分解能と高い計数率を両立させるためには、検出器を多数の要素に分割して、各要素を高速かつ独立に動作させる必要がある。このような要求を満足させる
ようなフロントエンド信号処理が現在求められているわけである。一方、波高値情報を正確に得るためには、増幅器から得られる信号の波高分析を行うことが必要になるが、通常このプロセスはア
ナログ・ディジタル（AD）変換を介してなされ、複雑な処理回路を必要とする。したがって、消費電力も大きい AD 変換器をどのように実装するかが、一つのポイントとなってくるわけである。このような中、近年、AD 変換を大幅に簡略化することのできる、Time-over-threshold (ToT)法が提案された[1]。本方式は、波高値を直接計測するのではな
く、一定の閾値に設定された波高弁別器の出力の時間幅を計測するものである。本原理により、1 bitのディジタル信号において、アナログ情報である
波高値を伝達することが可能となる。波高値を時間情報に持たせることの利点をまとめると次のようになる。
a) フロントエンドモジュールからディジタル信
号による伝送が可能であり、外来雑音に強い。
b) ディジタル信号を用いるので、多重化が容易であり、信号処理回路規模を小さく抑えることが可能である。
c) 信号回路規模が小さいため、消費電力が小さ
く 、 多 チ ャ ネ ル ASIC(Application SpecificIntegrated Circuit)への実装が容易である。
d) FPGA(Field Programmable Gate Array)などの既存の回路と親和性がよく、汎用性が高い。
一方、問題点としては、波高値と時間幅の間に比例関係は成立しないことがあげられる。一般に、
信号パルス自身は、シンチレーション検出器では、発光の減衰時間、半導体検出器では電荷収集に必要な時間により一定値をとるため、信号パルス幅を計測する以上、信号波高値が高くなっても、どこまでも、パルス幅が大きくなるわけではなく、パルス幅については比例性が悪くなり、飽和に至る。このため、ToT 法で計測されたエネルギース
ペクトルには著しい歪みが生じる。しかし、このような欠点を踏まえたうえでも、エネルギー情報が得られることは散乱線の除去や複数のチャネルがヒットした場合の重心演算、位置計測精度の向上などに有効であると考えられ、ToT 法は Medipixなどのピクセル読み出し用の ASIC などに実装されている。我々も、APD を用いた高分解能 PET の読み出し回路において ToT 法を用いた実装を行っており、フロントエンド回路の簡略化と、後段の実装を容易にすることに成功している。
入力信号の大きさと出力信号の時間幅との間の比例性が悪いということは、広いダイナミックレ
ンジへの対応ができないということを意味するが、それでは複数のチャネルにエネルギーが分散した場合の扱いも難しくなり、応用が制限されるので、線形性の改善が必要である。これを実施するために考えられた一つの方式として、CERN の定電流放電によるパルス幅整形方式がある。この方式は、放射線計測において広く用いられている Wilkinson
型の AD 変換器と同様に電荷積分回路に貯まった電荷を定電流回路で放電させて、波高値に応じて幅の長いパルスから、短いパルスまでを生成するものであり、本回路を用いて、放電時間を長くとれば、線形性の改善がなされることとなる。しかし、波形整形の観点から考えてみると、このような回路は、信号パルス幅の変化により、フィルタの中心周波数成分が大きく変化することになり、別の意味での非線形性を持ち込むことになる。このため、簡易的なエネルギー情報を得るのには適しているが、その適用には限界があった。
2. ダイナミック Time-over-Threshold 法
以上は、信号そのものを整形して、線形性を担保しようとする手法であったが、そのようなアプローチではどうしても信号処理に対する制約が生じてしまう。そこで、我々は、少し発想を転換して、閾値の側に注目し、ToT の線形性の問題に対して、信号を検出した際に動的に閾値を制御するという方法を持ち込んで対処することを考案し、ダイナミック ToT 法と名付けた[2]。この原理を図1 に示す。従来法では、コンパレータの閾値は一定

85

フォトダイオード等に直接接続して、信号の波高分析、時間分析を行うものである。図 3 に試作した 8 チャネルの ASIC のレイアウトを示す。TSMCの 0.25um の CMOS プロセスを用いている。このASIC を用いて動作させた結果、図 4 に示すように
各チャンネルの線形性が得られた。現在、64 チャ
ネルのものを設計しているところである。

値であり、信号がベースラインに戻るまでの長い
時間、コンパレータ出力は ON になっていたが、ダイナミック ToT 法においては、処理回路に入った
信号は、閾値を超えたところでトリガパルスを発生するが、少しウエイト時間を持たせた後に、閾値の方を持ち上げていく。このため、信号パルスの大きな部分を横切ることとなり、線形性が担保されるとともに、パルス幅を短縮することができる。

??
図 3 試作したダイナミック ToT ASIC

図 1 ダイナミック ToT 法の原理
本方式においては、従来の ToT 法に対して、変更する点は閾値の側のみであることが特徴である。
したがって、波形整形は任意の方式を用いることができ、信号の性質に合わせて適切な処理を施すことができるという利点がある。図 2 には台形整形の場合を示したが、この場合には直線性は完全に担保される。また、計測すべき信号側には変更は加えないため、動的な処理に伴う雑音等の影響も小さく抑えることができる。
電圧??
図 4 試作したダイナミック ToT ASIC の各チャネ
ルの入力電荷とパルス幅の関係
4. 結論
Time over Threshold 法によるマルチチャネル信号処理について紹介し、この原理を改良したダイ
ナミック ToT 法について示した。現在、CMOS プ
ロセスを用いて 8 チャネルの ASIC の開発まで成功しており、ディジタル信号に今後、高分解能・多チャネルの PET に対して有効に応用できることが期待される。

Threshold
台形の波形整形を行った信号

時間

参考文献
[1]
I. Kipnis, T. Collins, J. DeWitt, et al., " A
Time-over-Threshold Machine: the Readout
Integrated Circuit for the BABAR Silicon Vertex
Tracker," IEEE Trans. Nucl. Sci., vol. NS44(3),2002, pp. 289-297.
[2]
K. Shimazoe, H. Takahashi, T. Fujiwara et al.,“A new dynamic time over threshold method”,
IEEE NSS Conference Record, 2009, pp.
1916-1918.

図 2 台形整形波形の場合
3. ダイナミック ToT の原理による ASIC の試作
このようにダイナミック ToT 法には多チャネルシステムにおける波高分析に適用して多くの利点が得られる手法である。特に高分解能 PET のように、エネルギー分解能とチャネル数を両立させる必要がある応用に適した信号処理法である。そこで、東京大学においては、
この方式を実装した ASICの開発をスタートした。本 ASIC は、アバランシェ

86

（３３）PET/MRI 装置開発とその後
山本誠一
名古屋大学大学院医学系研究科 医療技術学専攻 医用量子科学分野

1. はじめにPET と MRI の同時測定が可能な PET/MRI 一体型
撮像装置は、新しい分子イメージング機器として注目されている。PET と MRI の同時測定を可能にするために、これまで主に２つの方法が試みられてきた。一つは PET 用検出器のシンチレータのみ
を MRI の高磁場中に配置し、シンチレーション光
を、光ファイバーを用いて磁場強度が十分に低い場所まで伝送し、その場所に配置した位置有感型
光電子増倍管（position sensitive photomultiplier tube:
PSPMT）で検出すると言う方法である。最初の MRI
中で撮像可能な PET 装置の開発は，この方式を用い 1997 年ごろ UCLA で行われた[1-4]。この方式
は、PET と MRI の電気磁気的な相互影響が無いという利点がある。しかし光ファイバーをシンチレータと PSPMT の間に入れる必要があり，また検出器リング数が 1 リングに限られる問題点があった[1,2,4]。また光ファイバーによる光の減衰が PET装置の性能を低下させるという問題点もある[6-7]。
PET と MRI の同時測定を行うための他の方法は、
MRI の高磁場に対しても比較的不感なアバランシ
ェ フォト ダイ オード (APD)あるい は位 置有感 型
APD(PSAPD)とシンチレータを MRI 中に配置する方法である。Pichler らは APD を用いたシンチレー
その後，APD
ション検出器を MRI 中で評価した[8]。
検出器ブロックを 8 個配置した小型 PET 装置を
MRI 中に配置し，同時測定を行った[9]。APD を用いた MRI 中で測定可能な PET 装置は，当時の CTI社（その後のシーメンス社）との共同研究で，APDを用いた検出器技術はシーメンス社製の MRI 中で測定可能な頭部用 PET 装置[10]あ るいは全身用
PET/MRI 一体型撮像装置にも応用されている[11]。
さらに小動物用 APD-PET 装置も開発し MRI との同時測定を行っている[12]。
APD あるいは PSAPD を用いる方法 [10-14] は，
光ファイバーを用いないので光の減衰が無く、PET
装置の性能の低下が無い反面、PET と MRI の電気磁気的な相互影響が避けられず、PET あるいは MRIの画質の低下や、アーチファクトが生じるという問題点がある[15]。また APD は利得が小さく高利得の増幅器を使用することよる時間分解能特性の劣化，さらにこれらの半導体光センサーが大きな
温度特性を持つことも問題である。

87

最近，新しい半導体光センサーであるシリコン
フォトマル（Si-PM）が，特に PET/MRI 一体型撮像装置への利用に関連して注目されている。Si-PM
は利得が光電子増倍管（PMT）と同程度に大きく，
時間特性に優れており，LaBr3 との組み合わせで100ps 程度の消滅放射線に対する時間分解能を得たという報告もある[16]。Si-PM は半導体光センサ
ーであるため，静磁場の影響をほとんど受けず，
MRI 中で測定可能な PET 装置用光センサーとして有望であり，メーカーも含めて多くの研究開発が始まっている。
我々は，光ファイバー型 PET/MRI 一体型撮像装
置のみならず[17-18] ，Si-PM を用いた PET 装置の開発を行い[19] MRI 中での撮像を試みた。光ファ
イバー式 PET/MRI 一体型撮像装置と Si-PM を用いた PET/MRI 装置，両方の開発経験から，両方式の問題点等を紹介する。
最近，医療機器メーカーが PET/MRI を開発しはじめたことから，研究者は，より新しい装置の開発に着手する必要があると感じている。PET/MRI
開発の後に来る可能性のある新しい装置についても紹介する。
2. 光ファイバー型PET/MRI一体型装置
筆者らはこれまで 2 機種の光ファイバー型
PET/MRI 一体型撮像装置を開発してきたが[17-18]，
両方の装置とも大変安定して動作しており，分子イメージング研究に日常的に使われている。図２に開発した PET/MRI 装置の写真を示す。永久磁石式 MRI のヨーク部の後方の磁場が低いこと（最大3 ガウス程度）を利用して、その部分に PET 用PSPMT を配置している。MRI の撮像視野内に配置した PET 用シンチレータの発光を光ファイバーでPSPMT に導くが、この構成により光ファイバーの長さを１ｍ以下と短くし，光の損失を小さく出来るのみならずコストの削減でき，装置も小型化できた。

図１開発した光ファイバー型 PET/MRI 装置
PET 装置の性能は視野中心における空間分解能
が 1.2mm 程度，点線源に対する感度が体軸方向視
野中心で 1.2%程度と，他の小動物用 PET 専用装置に比べても優れている[18]。同時測定により得られたマウスの画像の一例を図２に示す。開発した
PET/MRI 一体型装置は MRI の撮像視野内に電気的な部品を配置しないので、PET 用検出器等によるMR 画像の劣化は観察されず、また MRI の静磁場、変動磁場（RF コイルからの高周波磁場、傾斜磁場の変化）による PET 装置の画質の劣化も無い。PET
装置の感度安定性も 1%以下と極めて優れている[18]。

図 3 小動物用 Si-PMPET 装置
その Si-PM-PET を 0.3T の永久磁石型 MRI 装置と一体化した場合どのような問題が生じるか評価した。この構成は APD を用いた PET/MRI 一体型装置とほぼ同じであるが，PET 用電子回路を MRI の外に置くことで PET と MRI の相互影響を減らしている[20-21]。多少の PET と MRI の相互影響は観察されたが同時測定は可能であった。
4. PET/MRI以降の研究テーマ
全身用の PET/MRI 装置をシーメンス社が発売し，その他の大手医療機器メーカーも開発中と噂される状況で，当該分野の研究者は何を開発すべきか，
悩ましいところである。現在市販されている
PET/MRI 一体型撮像装置の問題点として，価格が非常に高いとことがあげられる。廉価で手軽に使える PET/MRI 装置は今後のテーマと思われる。また PET/MRI に 比 べ ， 遥 か に 開 発 が 困 難 な
SPECT/MRI 装置も興味深い。
Si-PM を用いると極めて小さなシンチレータを弁別できることから[22]，超高分解能 PET の開発と高磁場 MRI との組み合わせも面白いと考えている。
さらに Si-PM と高速シンチレータの組み合わせで，高い時間分解能を達成できることから TOF 情報を有効に利用した PET/MRI 装置なども興味深いが，高精度な時間情報測定技術の開発が必要となる。
いずれにしても，研究者は何をなすべきか，新たな発想を要求される段階にあることを実感している。

図 2 ファイバー型 PET/MRI 装置で同時測定により得られたマウスの頭部画像
3. Si-PM-PET/MRI
Si-PM を用いた PET 装置は，出力される信号レベルが大きいので PMT 用回路と類似の回路で処理が可能であり，APD や PSAPD を用いた PET 装置に比べ開発は容易である。開発した小動物用
Si-PM-PET 装置を図 3 に示す。検出器は発光減衰
時間の異なる 2 種の LGSO を用い波形解析により 2層の DOI 検出を可能にした。性能は視野中心において、空間分解能 1.5mm 程度，感度は 0.8％程度であった[19]。

参考文献[1] Shao Y, et al. IEEE Trans Nucl Sci. 1997;44: 1167-71[2] Shao Y,et al. Phys Med Biol. 1997; 42:1965-70[3] Garlick PB, et al. NMR Biomed. 1997; 10: 138-42[4] Slate R, et al. IEEE Trans Nucl Sci. 1999; 46: 565-570[5] Yamamoto S, et al. IEEE Trans Nucl Sci. 2005; 52: 33-7
[6] Yamamoto S, et al. IEEE Trans Nucl Sci. 2009; 56(5),2706-2713[7] Imaizumi M,et al. Japanese Journal of Radiology. 2009;27:252-6[8] Pichler BJ,et al. IEEE NSS & MIC Conference Record.
1997; vol.2, 1237-1239

88

[9] Pichler BJ, et al. J Nucl Med. 2006; 47: 639-47[10] Kolb A, et al. Eur Radiol. 2012; 22(8):1776-88[11] Delso G, et al. J Nucl Med. 2011; 52(12):1914-22[12] Judenhofer MS, et al. Nat Med. 2008; 14:459-65.
[13] Catana C, et al. J Nucl Med. 2006; 47: 1968-76[14] Catana C, et al. Proc Natl Acad Sci USA. 2008; 105:
3705-10[15] Schlyer D, et al. IEEE NSS & MIC Conference Record.
2006; 4: 2340-4[16] Schaart D.R., et al. Phys Med Biol. 2010; 55(7):N179-89[17] Yamamoto S, et al. Ann Nucl Med. 2010; 24(2): 89-98[18] Yamamoto S, et al. Med Phy. 2012; 39(11): 6660-6671[19] Yamamoto S, et al. Phys Med Biol. 2010;55(19):5817-31[20] Yamamoto S, et al. Phys Med Biol. 2011;56(13):4147-59[21] Yamamoto S, et al. Phys Med Biol. 2012;57(2):N1-13[22] Yamamoto S, et al. Phys Med Biol.2011;56(20):N227-36

89

（３４）機能画像における PET と MRI の相補性を利用した相乗効果
について
原田雅史、久保 均、阿部考志、森 健治
徳島大学大学院ヘルスバイオサイエンス研究部に最近では default mode network(DMN)と呼ばれる
神経ネットワークが注目されている。DMN では、
統合失調症やアルツハイマー病等の機能的疾患において正常と異なる状態が指摘されており、結合度(connectivity)が低下することが報告されている。
疾患における神経ネットワークの機能的な変化が代謝や病因と関連している可能性が推察される。
図:DMN の検出

1. はじめにPET/CT 装置は、特に FDG を使用して癌診療における臨床有用性が高く、臨床普及が進んでいる。
CT データの情報は、吸収補正にも利用でき、かつ解剖学的情報との融合は、臨床診断において相乗効果をもたらしているといえる。最近臨床現場にも導入されようとしている PET/MRI 装置は、MRIの高いコントラスト分解能に期待がある一方で、MRI では肺野の描出が技術的に困難で、骨皮質の評価も難しい等の欠点も考えられる。また、吸収補正の場合に、X 線と同等の精度が得られるかど
うかも検討する必要があると考えられる。ここでは、PET と MRI 情報を融合させることで、臨床有用性の向上を図るためには、単純な形態情報との融合効果以上の相乗効果が必要と考えられ、現時点で予想されるそのような相乗効果を生み出す応用について検討を行う。
2. MRIとPETにおける機能情報の違い
MRI と PET の大きな違いは、MRI は主として内在性の原子核の磁気スピンに由来する信号を測定
して画像化するのに対して、PET は体外のトレーサーを投与してその動態を画像化する点である。
MRI もトレーサーによる画像化は可能であるが、現時点では臨床現場で応用可能な方法は非常に限られている。従って、MRI は内因性物質を対象とする画像であり、PET は外因性物質によるトレー
サー画像であるといえる。MRI を用いた機能検査の多くは内因性物質を対象としており、トレーサ
ーにおける生体環境との相互作用等の影響は考慮
する必要はない。まず、MRI を用いた代表的な機能検査について紹介する。
a)functional MRI：神経血管カップリングにより神経活動と関連した血流変化をマッピングして、賦活部位を検出する手法であるが、最近では安静時にも神経ネットワークに関連した信号のゆらぎ(fluctuation)があることが広く知られるようになり、
神経ネットワークの結合度も評価できる手法として利用されている。これまでの task を行う手法に対して、何も賦活を行わない安静状態での機能検査となることから resting fMRI と称されている。
resting fMRI では、５種類程度の結合度の高いネットワークが存在することが報告されているが、特90b)Diffusion-based tractography：resting fMRI が機能的な神経ネットワークの connectivity を検出するのに対して、diffusion を用いた tractography は物理的な神経ネットワークに関連する指標と考えられる。
resting fMRI による機能的ネットワーク指標とdiffusion をベースとした物理的ネットワーク指標との関連性から疾患の病態や機能的な背景を反映する情報を得る可能性も期待できる。
c)MR spectroscopy：内因性の代謝物を測定する方法
であるが、感度の問題から PET による代謝動態の測定にくらべると臨床応用可能な代謝物は限定される。神経疾患では n-acetyl aspartate が神経細胞指標とされ、myo-inositol が astrocyte の指標と考えられている。Choline 含有物質は腫瘍等の細胞膜破壊
や再生を反映する代謝物である。Lactate はエネル
ギー代謝障害により増加する代謝物であるが、腫瘍の場合には Warburg 効果により TCA 回路よりも嫌気性代謝回路からエネルギーを得ていることが多い。神経疾患においては最近 MRS を用いたアミノ酸系神経伝達物質の評価が多く行われるようになっている。特に NMDA 受容体の神経伝達はグルタミン酸であり、アルツハイマー病や自己抗体脳炎において異常の存在が示唆される。また、代表的な抑制系神経伝達物質である GABA は、濃度が微量であるため通常の手法では測定精度が低いが信号編集の手法を用いて、比較的高感度に測定できるようになった。グルタミン酸と GABA 系神経は抑制と興奮系の神経バランスとして重要な伝達物質として、多くの神経機能疾患において異常が報告されている。

d)灌流評価：MRI では血流に RF パルスで信号を与えることにより、灌流情報を反映した画像を得ることができる。RI や CT と異なり内因性の信号であり、トレーサーを投与することなく血流の情報を得ることができ、さらに信号の授与から撮像までに時間により通過時間に関連する情報も取得できる。この特徴は、灌流画像の信号強度が通過時間にも影響を受ける欠点ともなり得るが、補正することで血流値として定量することも試みられている。
e)血管透過性と細胞外腔評価：血管透過性のある造影剤を投与し経時的に組織移行を測定することにより、コンパートメントモデルを利用して解析を行い血漿量のほか血管透過性や細胞外腔を評価することが可能である。この方法は血管透過性のあるトレーサーを利用するすべての画像検査で可能であるが、MRI は造影剤の緩和効果が高いため CTとくらべると少量の造影剤で変化が検出できる利点がある。この方法は新生血管の量的・質的な評
価が病態把握や予後に関連する腫瘍疾患においてよく用いられるようになっている。
f)その他の機能評価：MRI を用いた機能評価として
は、硬度(elastography)、温度(thermography)、流体
評価や化学交換(CEST)評価等があるが、現時点では限られた範囲での応用であり、汎用性は高くな
いが、今後の発展が期待される。また、PET と同様のトレーサー法を用いた手法として安定同位体である 19F, 13C, 23Na 等で標識された化合物を投与してその分布と代謝を画像化する手法がある。欠点として PET とくらべて遙かに低い測定感度のために空間及び時間分解能の向上が困難な点にある。
これを改善させる方法としていくつか検討が行われているが、一つは過偏極を生じさせる方法であり、今後の開発が期待されている。
3.MRIの機能評価との融合によるPET有用性の相乗効果についてa)resting fMRI に よ る DMN と の 融 合 及 びdiffusion-based tractographyによる物理的ネットワークとの融合神経機能はそれぞれの細胞のviabilityよりもネッ
トワークとしての結合様式や結合度との関連が重要と考えられる。PETでこのネットワークの情報を得ることは容易ではないと予想され、機能的なネットワークの評価方法であるresting fMRIと物理的な 神 経 ネ ッ ト ワ ー ク を 評 価 す る diffusion-based
tractographyとの融合により、PETで評価が難しい神経ネットワークの情報と融合することができ、相補的に利用できる。特にアルツハイマー病等の認知症や統合失調症等の精神疾患においてはネット
ワーク異常との関連が脳機能を評価する際に有用と考えられ、それぞれを個別に評価するよりも相乗効果が期待される。

b)MR spectroscopyの情報との融合：11C-CholinenによるPETでは投与されたcholineの取り込みの評 価が行え、MRSによるcholine信号は、内因性の遊離choline濃度を反映する。同じcholine含有物質の情報であるが、それぞれ取り込みと放出に関連する異なる情報と考えられ、両者の結果に乖離が見られる場合も想定され、より詳細な細胞代謝機能評価が可能となると期待される。
また、神経伝達物質であるグルタミン酸とGABAの評価においても、PETでは主として神経細胞の受容体の評価となり、MRSでは伝達物質プールを反映すると考えられる。これらにより受容体濃度と伝達プールという異なる局在の評価が可能となる。
例えばpost synapseの神経細胞減少を反映して受容体濃度は低下しても、post synapseの神経伝達物質
はむしら代償的に増加し、機能維持を図っている状態があることも予想される。このように神経伝
達における代償能の評価に、PETとMRSの情報の融合は非常に有用であると考えられる。

c)灌流情報や血管機能評価との融合：脳虚血におけるmisery perfusionの区別や脳血管予備能の評価にも応用できるが、血管新生に関連する情報はPET
トレーサーの集積における血管因子の関与を評価することができ、標的細胞の代謝とその環境因子となる血管新生の評価を区別することができると考えられる。
4.まとめ
MRI で評価できる機能情報は多くが内因性物質に 起因する情報であり、PET ではトレーサーに依存するため外因子物質の取り込みに関連する情報である。従って、同種類の代謝情報であっても、その性格や局在等が異なる可能性も考えられ、両者の融合による相乗効果が期待される。

91

（３５）PET 解析基盤技術の開発
渡部浩司
大阪大学大学院医学系研究科医薬分子イメージング学寄附講座

1. はじめにPET カメラは、非常に高感度で、陽電子放出核
種の体内分布を、定量的に測定できる装置であり、基礎研究から臨床応用に広く利用されている。通常、PET による実験・検査では、ある特定の分子に陽電子放出核種をラベルし、その体内分布を観測するが、PET カメラが観測しているものは、あくまでも陽電子放出核種から放出された 511keVの消滅ガンマ線であり、特定の分子そのものを観測しているわけではない。PET 画像の一画素の値
は、特定の分子に由来するものもあれば、その代謝物から放出されたガンマ線によるものもあり、PET 画像だけでは区別がつかない。また、PET の撮像が放射線測定によるものである以上、それに由来したさまざまな誤差要因が含まれる。つまり、
PET カメラの測定値は、ポアソン分布に基づく統計量であり、ゆらぎを持って観測される。また、ガンマ線の散乱、減弱は避けることができず、それら物理事象が画素値に影響を与える。そのため、PET 画像のデータを解釈する場合、そのデータに含まれる情報を十分に理解する必要がある。「PET解析」とは、このような混沌とした PET データから有益な情報を引き出す作業といえる。
本発表では、 「PET 解析」のための、我々が試みてきたさまざま基盤技術の紹介をする。

図 2: Hoﬀman ファントムを用いた実験結果。ファントムを固定して撮像 (上), ファントムを回転しな がら撮像 (中), 動き補正後 (下)的になってきた。それぞれの画像モダリティは、異なる特色を持っており、それら情報を融合する
ことにより、診断能の向上や新たな診断基準の提供が期待できる。PET データはその原理から、MRI
や X 線 CT 装置に比べて高い空間分解能は期待できない。したがい、MRI や X 線 CT 画像による、高分解能の解剖学的情報と PET による機能情報を組み合わせることにより、情報量を飛躍的に向上できる。実際、PET カメラと X 線 CT カメラを組み合わせた PET/CT 装置は、瞬く間に普及し、現状、商用の PET 装置は、PET/CT 装置となった。
我々は、より汎用的に複数モダリティの画像フュージョンが可能なシステムを、光学式トラッキ
ング装置を用いて構築した(図 3)。

2. 動き補正
PET 検査では、時に 1 時間以上、放射性薬剤投与時から被検者を固定して、体内の放射能分布を測定する必要がある。 PET の画像再構成およびPET データを用いた薬物動態解析においても、撮像中、被検者が動かないことを前提にしており、被検者が動くことにより、画質の劣化、定量性の劣化が生じる。
そこで、図 1 に示す光学式トラッキング装置を用いて、PET 撮像中の被検者の動きを常時モニターし、その動きデータから PET 画像を補正するシステムを開発した(図 2)。

4. PET データ解析プラットホーム PyBLD
PET データをもとに薬物の動態解析をするためには、以下のような作業が必要となる。
1. PET 画像の読み込み
2. 入力関数の読み込み
3. 関心領域の設定
4. 放射能時間曲線の算出
5. 実際のデータをコンパートメントモデルなどの数理モデルに当てはめることにより、薬物動態に関わるパラメータの算出

図 1: 光学式トラッキング装置 POLARIS
3. 画像フュージョン
現在、さまざまな医用画像モダリティが存在し、複数の画像モダリティで画像診断することが一般92

タ、さまざまな薬剤に対して、網羅的に研究する必要がある。また、データには、画像はもちろんのこと、分析機器からの出力、生理機能計測結果
等、異なる用途、異なるフォーマットのファイルが多数含まれる。我々は、分子イメージング研究に特化した情報システムを構築した。このシステ
ムにより、画像のみならず、多数のデータを統合
的に管理ができる (図 4)。

以上の作業は時に非常に煩雑であり、マニュアル
操作も多く、操作上のミスも起こりやすい。この作業を軽減するために、商用のソフトウェアとして PMOD(スイス PMOD 社) がもっとも有名であるが、高価なソフトウェアであるため、導入が難しいという問題があ る。我々は、PyBLD という
PET データを解析するためのソフトウェアを開発した。このソフトウェアはオープンソースで提供
されており、誰もが自由に利用可能である。

図 4: 分子イメージング情報システムの概念

6. おわりに以上いくつかの「PET 解析」のための基盤技術を紹介した。PET データの解析は、定性的な画像診断から、より複雑な定量解析まで、その状況やニーズによってまったく異なる方法を取りうる。
適切な解析方法を選択しないと、間違った情報となったり、不十分な情報しか得られなかったりしうる。PET データへの理解が重要である。

図 3: 光学式トラッキング装置を用いたマルチモ
ダ リティフュージョンシステム。PET と MRI 画像の フュージョンを行う

5. 分子イメージングのための情報システム
PET などを用いた分子イメージング研究では、さまざまな対象、さまざまな撮像機器からのデー

93

94

生体イメージング技術開発研究チーム研究業績 2012（2012 年 1 月～2012 年 12 月）
1. 研究成果
1.1 原著論文(7)[1]Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Hideo Murayama,
Taiga Yamaya, “System design of a small OpenPET prototype using 4-layer DOI detectors,” Radiological
Physics and Technology, 5, pp. 92-97, 2012.

[2]

Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Hideo Murayama,
Mikio Suga, Hideaki Haneishi, and Taiga Yamaya, "Real-time Imaging System for the OpenPET," IEEE
Trans.Nucl. Sci., vol. 59, No. 1, pp. 40-46, Feb., 2012.

[3]

Yujiro Yazaki, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Takayuki Mitsuhashi, Mikio Suga, Kengo Shibuya,
Mitsuo Watanabe, Takaji Yamashita, Eiji Yoshida, Hideo Murayama, and Taiga Yamaya, “Development of the
X'tal cube: a 3D position-sensitive radiation detector with all-surface MPPC readout,” IEEE Trans. Nucl. Sci.,
vol. 59, pp. 462-468, 2012/4.

[4]

Hideaki Tashima, Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Mitsuo Watanabe, Eiichi Tanaka, “A
single-ring OpenPET enabling PET imaging during radiotherapy,” Phys. Med. Biol., 57, pp. 4705-4718, 2012
<FREE ARTICLE>.

[5]

Shoko Kinouchi, Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Hiroyuki Kudo, Hideaki Haneishi, and Mikio
Suga, "GPU-Based PET image reconstruction using an accurate geometrical system model," IEEE Trans.Nucl.
Sci., vol. 59, no. 5, pp. 1977-1983, 2012/10.

（共同研究）[6]

Tomoyuki Hasegawa, Keiichi Oda, Takahiro Yamada, Mikio Matsumoto, Yasushi Sato, Hideo Murayama,
Hideyuki Takei, “Novel point-like Ge-68/Ga-68 radioactive source with spherical positron absorber,” IEEE
Trans.Nucl. Sci., Vol. 59, pp. 24 - 29, Feb., 2012.

[7]

Hasegawa, T., Oda, K., Sato, Y., Ito, H., Masuda, S., Yamada, T., Matsumoto, M., Murayama, H., Takei, H. :Microfocus x-ray imaging of traceable pointlike 22Na sources for quality control. Med. Phys., 39(7), pp.
4414-4422, 2012.

1.2 プロシーティング(19)[1]Hiroki Yamashita, Eiji Yoshida, Shoko kinouchi, Hideaki Tashima,Hideo Murayama, Taiga Yamaya and Mikio
Suga, "Design study of the DOI-PET scanners with the X'tal Cubes toward sub-millimeter spatial resolution,"
Proceedings of Medical Engineering Week 2012 in Chiba, pp. 69-70, 2012.2/21-23.

[2]

Kiyoshi Masuda， Eiji Yoshida ， Shoko Kinouchi， Taiga Yamaya ， Mikio Suga, "Basic investigation ofeffective OpenPET geometries for an entire-body PET," Proceedings of Medical Engineering Week 2012 inChiba, pp. 71-72, 2012.2/21-23 .

[3]

Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Yasunori Nakajima, Fumihiko Nishikido, Yoshiyuki Hirano,
Hideaki Tashima, Hiroshi Ito, Mikio Suga, Hideaki Haneishi, Shinji Sato, Taku Inaniwa, "A small prototype ofa single-ring OpenPET," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Record(NSS/MIC), M06-2, 2012.

[4]

Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Yoshiyuki Hirano, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Hideo Murayama,
Hiroshi Ito and Taiga Yamaya, "One-Pair Measurement System for Efficient Imaging Performance Evaluationof Prototype DOI-PET Detectors," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference
Record (NSS/MIC), M09-76, 2012.

[5]

Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Tetsuya Shinaji, Yoshiyuki Hirano, Shoko Kinouchi, Fumihiko Nishikido,
Mikio Suga, Hideaki Haneishi, Hiroshi Ito and Taiga Yamaya, "Simulation study of real-time tumor tracking
by OpenPET using the 4D XCAT phantom with a realistic 18F-FDG distribution," 2012 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference Record (NSS/MIC), M10-21, 2012.

[6]

Asuka Tanigawa, Taiga Yamaya, Hiroshi Kawaguchi, Yoshiyuki Hirano, Takahiro Shiraishi, Katsuyuki
Tanimoto, Eiji Yoshida, Hiroshi Ito, Takayuki Obata, and Mikio Suga, "Hybrid segmentation-atlas method for
PET-MRI attenuation correction," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference
Record (NSS/MIC), M10-54, 2012.

[7]

Fumihiko Nishikido, Takayuki Obata, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Mikio Suga, Hideo
Murayama, Hiroshi Ito and Taiga Yamaya, "Prototype integrated system of DOI- PET and the RFcoil

95specialized for simultaneous PET-MRI measurements," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference Record (NSS/MIC), M10-61, 2012.
[8]

Eiji Yoshida, Yoshiyuki Hirano, Hideaki Tashima, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Hideo Murayama,
Hiroshi Ito, Taiga Yamaya, "Feasibility study of an axially extendable multiplex cylinder PET," 2012 IEEE
Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Record (NSS/MIC), M12-5, 2012.

[9]

Naoko Inadama, Takahiro Moriya, Yoshiyuki Hirano, Fumihiko Nishikido, Hideo Murayama, Eiji Yoshida,
Hideaki Tashima, Munetaka Nitta, Hiroshi Ito, and Taiga Yamaya, "X’tal Cube Detector Composed of a Stackof Scintillator Plates Segmented by Laser Processing," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference Record (NSS/MIC), M13-5, 2012.

[10]

Eiji Yoshida, Yoshiyuki Hirano, Hideaki Tashima, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Takahiro Moriya,
Tomohide Omura, Mitsuo Watanabe, Hideo Murayama, Hiroshi Ito, Taiga Yamaya, "Impact of thelaser-processed X’tal cube detector with 1 mm isotropic resolution in PET imaging," 2012 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference Record (NSS/MIC), M16-15, 2012.

[11]

Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Yoshiyuki Hirano, Naoko Inadama,
Hideo Murayama, Hiroshi Ito, Taiga Yamaya, "Development and performance evaluation of a singlering
OpenPET prototype," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Record(NSS/MIC), M16-16, 2012.

[12]

Tetsuya Shinaji, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Hideo Murayama, Taiga Yamaya, Hideaki Haneishi, "Timedelay correction method for PET-based tumor tracking," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference Record (NSS/MIC), M16-29, 2012.

[13]

Takahiro Matsumoto, Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Hideo Murayama,and Mikio Suga, "Simulation Study to Optimize the Number of Photo-detection Faces and Inter-crystal
Materials for the X’tal Cube PET Detector," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging
Conference Record (NSS/MIC), M16-59, 2012.

[14]

Munetaka Nitta, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Yoshiyuki Hirano, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima,
Hideyuki Kawai, Hiroshi Ito and Taiga Yamaya, "Influence of Misalignment of a Scintillator Array and a
Multi-Anode PMT for 4-layer DOI PET detector," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference Record (NSS/MIC), M16-70, 2012.

[15]

Munetaka Nitta, Yoshiyuki Hirano, Naoko Inadama, Fumihiko Nishikido, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima,
Hideyuki Kawai, Hiroshi Ito and Taiga Yamaya, "Development of a four-layer DOI detector composed of
Zr-doped GSO scintillators and a high sensitive multi-anode PMT," 2012 IEEE Nuclear Science Symposiumand Medical Imaging Conference Record (NSS/MIC), M16-71, 2012.

[16]

Shoko Kinouchi, Taiga Yamaya, Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Hiroshi Ito and Mikio Suga, "Total variation
minimization for in-beam PET image reconstruction," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference Record (NSS/MIC), M17-42, 2012.

[17]

Hideaki Tashima, Yoshiyuki Hirano, Shoko Kinouchi, Eiji Yoshida, Hiroshi Ito and Taiga Yamaya,"Theoretical and Numerical Analysis of the Single-Ring OpenPET geometry for in-beam PET," 2012 IEEE
Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Record (NSS/MIC), M22-14, 2012.

[18]

Fumihiko Nishikido, Yoshiyuki Hirano, Naoko Inadama, Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Shinji Sato, Taku
Inaniwa, Hideo Murayama, Hiroshi Ito and Taiga Yamaya, "Optimization of the in-beam OpenPET detector
for carbon beam irradiation," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference
Record (NSS/MIC), M22-2, 2012.

[19]

Fumihiko Nishikido, Takashi Moritake, Shunji Kishimoto and Taiga Yamaya, "X-ray detector made of plastic
scintillators and WLS fiber for real-time dose distribution monitoring in interventional radiology," 2012 IEEE
Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Record (NSS/MIC), N14-173, 2012.

1.3 学会発表(63)・国際会議（口頭発表）(10)[1]

Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Hidekatsu Wakizaka, Atsushi Tsuji, Hideaki Tashima, Fumihiko
Nishikido, "In-beam imaging tests of the small Openpet prototype with radioactive beam irradiation," World
Congress on Medical Physics and Miomedical Engineering 2012, TH.03/03.2-6, 2012/5/29 (Beijing) (oral)[2]

Eiji Yoshida, Yoshiyuki Hirano, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Takahiro Moriya, Tomohide Omura,
Mitsuo Watanabe, Hideo Murayama, Naoko Inadama, Taiga Yamaya, "Imaging resolution measurement of the
X’tal cube PET detector with laser-processed 2 mm segments," World Congress on Medical Physics and96

Miomedical Engineering 2012, TH.02/05.2-2, 2012/5/29 (Beijing) (oral)[3]

Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Hidekatsu Wakizaka, Atsushi Tsuji, Hideaki Tashima, Fumihiko
Nishikido, Yoshiyuki Hirano, Mikio Suga, Hideaki Haneishi, Yasunori Nakajima, Shinji Sato, Taku Inaniwa,“Development of OpenPET for in-beam imaging during carbon ion therapy,” NIRS-Columbia University Joint
Workshop 2012, 2012/6/12, NIRS. (平野発表 oral)[4]

Eiji Yoshida, Yoshiyuki Hirano, Hideaki Tashima, Mitsuo Watanabe, Fumihiko Nishikido, Hideo Murayama,
Naoko Inadama, Taiga Yamaya, "Impact of the X’tal cube detector with isotropic resolution on PET image
resolution," Journal of Nuclear Medicine, Vol. 53, Sup. 1, 15P, May 2012. (SNM2012 Annual Meeting
Scientific Abstracts, #49, 2012/6/10@Miami, ORAL)[5]

Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Hidekatsu Wakizaka, Atsushi Tsuji, Hideaki Tashima, Fumihiko
Nishikido, Yasunori Nakajima, Shinji Sato, Taku Inaniwa, "Washout effect in rats during in-beam imaging by
the small OpenPET prototype," Journal of Nuclear Medicine, Vol. 53, Sup. 1, 589P, May 2012. (SNM2012
Annual Meeting Scientific Abstracts, #490, 2012/6/12@Miami, ORAL)[6]

N. Inadama, T. Moriya, Y. Hirano, F. Nishikido, H. Murayama, E. Yoshida, H. Tashima, M. Nitta, H. Ito, T.
Yamaya, "X'tal Cube Detector Composed of a Stack of Scintillator Plates Segmented by Laser Processing,"2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 373, 2012.
(M13-5, 2012/11/2@Anaheim)[7]

E. Yoshida, Y. Hirano, H. Tashima, N. Inadama, F. Nishikido, H. Murayama, H. Ito, T. Yamaya, "Feasibility
Study of an Axially Extendable Multiplex Cylinder PET," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference Abstract Book, p. 370, 2012. (M12-5, 2012/11/1@Anaheim)[8]

T. Yamaya, E. Yoshida, S. Kinouchi, Y. Nakajima, F. Nishikido, Y. Hirano, H. Tashima, H. Ito, M. Suga, H.
Haneishi, S. Sato, T. Inaniwa, "A Small Prototype of a Single-Ring OpenPET," 2012 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 301, 2012. (M06-2, 2012/11/1@Anaheim)[9]

Hiroshi Kawaguchi, Asuka Tanigawa, Mikio Suga, Yoshiyuki Hirano, Eiji Yoshida, Takahiro Shiraishi,
Katsuyuki Tanimoro, Takayuki Obata, Hiroshi Ito, Taiga Yamaya, “Evaluation of MRI-based attenuation
correction methods for quantitative human brain PET imaging,” Conference records of International Forum on
Medical Imaging in Asia (IFMIA) 2012, #114, 2012/11/17 (KAIST, Korea).

[10]

Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Yasunori Nakajima, Fumihiko Nishikido, Yoshiyuki Hirano,
Hideaki Tashima, Hiroshi Ito, Mikio Suga, Hideaki Haneishi, Shinji Sato, Taku Inaniwa, “Development of anovel open-type pet system for 3D dose verification in carbon ion therapy,” Mini-Micro-Nano Dosimetry &International Prostate Cancer Treatment, #126, 2012/12/6-9 (University of Wollongong).

・国際会議（ポスター発表）(23)[1]

Hiroki Yamashita, Eiji Yoshida, Shoko kinouchi, Hideaki Tashima,Hideo Murayama, Taiga Yamaya and Mikio
Suga, "Design study of the DOI-PET scanners with the X'tal Cubes toward sub-millimeter spatial resolution,"
Medical Engineering 2012 in Chiba, 2/21-23, 2012 (千葉大)[2]

Kiyoshi Masuda， Eiji Yoshida ， Shoko Kinouchi， Taiga Yamaya ， Mikio Suga, "Basic investigation ofeffective OpenPET geometries for an entire-body PET," Medical Engineering 2012 in Chiba, 2/21-23, 2012
(千葉大)

[3]

Taiga Yamaya, Eiji Yoshida, Shoko Kinouchi, Hidekatsu Wakizaka, Atsushi Tsuji, Hideaki Tashima, Fumihiko
Nishikido, Yasunori Nakajima, Shinji Sato, Taku Inaniwa, “Washout Measurement in Rats During In-BeamImaging By the Small OpenPET Prototype,” PTCOG 51 Scientific Meetings Abstract Book, p. 217, 2012.
(51st Annual Meeting of Particle Therapy Co-Operative Group, P-ID-20, 2012/5/17-19@Seoul)[4]

Fumihiko Nishikido, Naoko Inadama, Yoshiyuki Hirano, Shinji Sato, Eiji Yoshida, Taku Inaniwa, Hideo
Murayama, Taiga Yamaya, “Evaluation of the OpenPET detector for in-beam imaging using Zr doped GSO
crystals under carbon beam,” PTCOG 51 Scientific Meetings Abstract Book, p. 219, 2012. (51st Annual
Meeting of Particle Therapy Co-Operative Group, P-ID-22, 2012/5/17-19@Seoul)[5]

Hideaki Tashima, Eiji Yoshida, Tetsuya Shinaji, Yoshiyuki Hirano, Shoko Kinouchi, Fumihiko Nishikido,
Mikio Suga, Hideaki Haneishi, Hiroshi Ito, Taiga Yamaya, "Simulation study of real-time tumor tracking by
the OpenPET using 4D XCAT phantom with 18F-FDG distribution," Journal of Nuclear Medicine, Vol. 53,
Sup. 1, 149P, May 2012. (SNM2012 Annual Meeting Scientific Abstracts, #2420, 2012/6/12@Miami,
POSTER)[6]

Eiji Yoshida, Hideaki Tashima, Fumihiko Nishikido, Yoshiyuki Hirano, Naoko Inadama, Hideo Murayama,
Taiga Yamaya, "Estimating the spatial resolution limits for isotropic-3D PET detector "X'tal cube"," World

97

Molecular Imaging Congress 2012 Program Book, P163, 2012/9/5 (Dublin, poster)[7]

F. Nishikido, T. Moritake, S. Kishimoto, T. Yamaya, "X-Ray Detector Made of Plastic Scintillators and WLS
Fiber for Real-Time Dose Distribution Monitoring in Interventional Radiology," 2012 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 175, 2012. (N14-173, 2012/10/30@Anaheim)[8]

Y. Hirano, E. Yoshida, F. Nishikido, N. Inadama, H. Tashima, H. Ito, T. Yamaya, "Monte Carlo Estimation of
Effects of Secondary Particles on in-Beam OpenPET Imaging," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium andMedical Imaging Conference Abstract Book, p. 182, 2012. (N14-191, 2012/10/30@Anaheim)[9]

H. Tashima, E. Yoshida, Y. Hirano, F. Nishikido, N. Inadama, H. Murayama, H. Ito, T. Yamaya, "One-Pair
Measurement System for Efficient Imaging Performance Evaluation of Prototype DOI-PET Detectors," 2012
IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 334, 2012. (M09-76,
2012/11/1@Anaheim)[10]

H. Tashima, E. Yoshida, T. Shinaji, Y. Hirano, S. Kinouchi, F. Nishikido, M. Suga, H. Haneishi, H. Ito, T.
Yamaya, "Simulation Study of Real-Time Tumor Tracking by OpenPET Using the 4D XCAT Phantom with a
Realistic 18F-FDG Distribution," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference
Abstract Book, p. 345, 2012. (M10-21, 2012/11/1@Anaheim)[11]

A. Tanigawa, T. Yamaya, H. Kawaguchi, Y. Hirano, T. Shiraishi, K. Tanimoto, E. Yoshida, T. Obata, M. Suga,"Hybrid segmentation-atlas method for PET-MRI attenuation correction," 2012 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 356, 2012. (M10-54, 2012/11/1@Anaheim)[12]

F. Nishikido, T. Obata, N. Inadama, E. Yoshida, H. Tashima, M. Suga, H. Murayama, T. Yamaya, "Prototype
Integrated System of DOI- PET and the RF-Coil Specialized for Simultaneous PET-MRI Measurements,"
2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 359, 2012.
(M10-61, 2012/11/1@Anaheim)[13]

E. Yoshida, Y. Hirano, H. Tashima, N. Inadama, F. Nishikido, T. Moriya, T. Omura, M. Watanabe, H.
Murayama, H. Ito, T. Yamaya, "Impact of the Laser-Processed X'tal Cube Detector with 1 mm Isotropic
Resolution in PET Imaging," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference
Abstract Book, p. , 2012. (M16-15, 2012/11/2@Anaheim)[14]

E. Yoshida, S. Kinouchi, H. Tashima, F. Nishikido, Y. Hirano, N. Inadama, H. Murayama, H. Ito, T. Yamaya,"Development and Performance Evaluation of a Single-Ring OpenPET Prototype," 2012 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 405, 2012. (M16-16,
2012/11/2@Anaheim)[15]

T. Shinaji, H. Tashima, E. Yoshida, H. Murayama, T. Yamaya, H. Haneishi, "Time Delay Correction Method
for PET-Based Tumor Tracking," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference
Abstract Book, p. 410, 2012. (M16-29, 2012/11/2@Anaheim)[16]

T. Matsumoto, T. Yamaya, E. Yoshida, F. Nishikido, N. Inadama, H. Murayama, M. Suga, "Simulation Study
to Optimize the Number of Photo-Detection Faces and Inter-Crystal Materials for the Xtal Cube PET
Detector," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 420,
2012. (M16-59, 2012/11/2@Anaheim)[17]

M. Nitta, N. Inadama, F. Nishikido, Y. Hirano, E. Yoshida, H. Tashima, H. Kawai, H. Ito, T. Yamaya,"Influence of Misalignment of a Scintillator Array and a Multi-Anode PMT for 4-Layer DOI PET Detector,"
2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 424, 2012.
(M16-70, 2012/11/2@Anaheim)[18]

M. Nitta, Y. Hirano, N. Inadama, F. Nishikido, E. Yoshida, H. Tashima, H. Kawai, H. Ito, T. Yamaya,"Development of a Four-Layer DOI Detector Composed of Zr-Doped GSO Scintillators and a High Sensitive
Multi-Anode PMT," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book,
p. 424, 2012. (M16-71, 2012/11/2@Anaheim)[19]

S. Kinouchi, T. Yamaya, H. Tashima, E. Yoshida, H. Ito, M. Suga, "Total Variation Minimization for in-BeamPET Image Reconstruction," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference
Abstract Book, p. 440, 2012. (M17-42, 2012/11/2@Anaheim)[20]

Y. Hirano, N. Inadama, E. Yoshida, F. Nishikido, H. Tashima, H. Ito, T. Yamaya, "A New Depth of Interaction
PET Detector with Monolithic Plane Scintillator Stack," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference Abstract Book, p. 456, 2012. (M18-29, 2012/11/2@Anaheim)[21]

F. Nishikido, Y. Hirano, E. Yoshida, N. Inadama, H. Murayama, H. Ito, T. Yamaya, "Timing Analysis of the
Xtal Cube PET Detector Based on Six-Surface Readout Using 96 MPPCs," 2012 IEEE Nuclear Science
Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 457, 2012. (M18-31, 2012/11/2@Anaheim)

98

[22]

F. Nishikido, Y. Hirano, N. Inadama, E. Yoshida, H. Tashima, S. Sato, T. Inaniwa, H. Murayama, H. Ito, T.
Yamaya, "Optimization of the in-Beam OpenPET Detector for Carbon Beam Irradiation," 2012 IEEE Nuclear
Science Symposium and Medical Imaging Conference Abstract Book, p. 504, 2012. (M22-2,
2012/11/3@Anaheim)[23]

H. Tashima, Y. Hirano, S. Kinouchi, E. Yoshida, H. Ito, T. Yamaya, "Theoretical and Numerical Analysis of
the Single-Ring OpenPET Geometry for in-Beam PET," 2012 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical
Imaging Conference Abstract Book, p. 509, 2012. (M22-14, 2012/11/3@Anaheim)

・国内会議(30)[1]

緒方祐真, 森谷隆広, 稲玉直子, 錦戸文彦, 吉田英治, 村山秀雄, 山谷泰賀, 羽石秀昭, "PET 検出器におけるレーザ加工結晶内の GPU ベース光伝搬シミュレーション," 電子情報通信学会技術研究報告, Vol.
111, No. 389, pp. 257-261, 2012. (メディカルイメージング連合フォーラム, 2012/1/19-20@那覇)[2]

木内尚子, 山谷泰賀, 田島英明, 平野祥之, 吉田英治, 錦戸文彦, 羽石秀昭, 菅幹生, "がん診断・治療融合に向けた開放型 PET「OpenPET」の 新しい検出器配置法," 電子情報通信学会技術研究報告, Vol.
111, No. 389, pp. 437-439, 2012. (メディカルイメージング連合フォーラム, 2012/1/19-20@那覇)[3]

吉田英治，平野祥之，田島英朗，錦戸文彦，渡辺光男，村山秀雄，山谷泰賀, "レーザーによるシンチレー
タ内部加工を施した PET 用検出器クリスタルキューブの空間分解能評価," 第 59 回応用物理学関係連合講
演会 講演予稿集, 16p-C4-17, p. 02-037, 2012 (2012/3/16, 早稲田大)[4]

錦戸文彦，小畠隆行，稲玉直子，吉田英治，菅幹生，村山秀雄，山谷泰賀, "RF コイル一体型 PET-MRI 装
置用 4 層 DOI-PET 検出器の MRI 中での評価," 第 59 回応用物理学関係連合講演会 講演予稿集,
16a-C4-10, p. 02-061, 2012 (2012/3/16, 早稲田大)[5]

山谷泰賀，吉田英治，稲玉直子，錦戸文彦，平野祥之，田島英朗，木内尚子，菅幹生，羽石秀昭，渡辺光
男，河合秀幸，山下貴司, "OpenPET 実証機開発プロジェクト計画," 第 59 回応用物理学関係連合講演会
講演予稿集, 16a-C4-11, p. 02-062, 2012 (2012/3/16, 早稲田大) (応用物理学会よりマスコミ各社宛てに2012 春季講演会の「注目論文」としてメール配信する際の候補論文に推薦されました)[6]

山谷泰賀, 吉田英治, 脇坂秀克, 辻厚至, 田島英朗, 錦戸文彦, 木内尚子, 中島靖紀, 佐藤眞二, 稲庭
拓, "OpenPET：小型試作機による C-10 ビーム照射野イメージング性能の実証," 医学物理, 第 32 巻, Sup. 1,
p. 209, 2012. (第 103 回日本医学物理学会学術大会報文集 O-129, 2012/4/13, パシフィコ横浜)[7]

錦戸文彦, 稲玉直子, 平野祥之, 吉田英治, 田島英朗, 佐藤眞二, 稲庭拓, 山谷泰賀, "GSOZ を用いた
PET 検出器の炭素線照射下における最適化と特性評価," 医学物理, 第 32 巻, Sup. 1, p. 210, 2012. (第103 回日本医学物理学会学術大会報文集 O-130, 2012/4/13, パシフィコ横浜)[8]

田島英朗, 山谷泰賀, 吉田英治, 木内尚子, 渡辺光男, 田中栄一, "OpenPET:第二世代開放型 PET「Single-Ring OpenPET」の提案," 医学物理, 第 32 巻, Sup. 1, p. 211, 2012. (第 103 回日本医学物理学会学術大会報文集 O-131, 2012/4/13, パシフィコ横浜)[9]中島靖紀, 河野俊之, 稲庭拓, 佐藤眞二, 吉田英治, 山谷泰賀, Sihver Lembit, "消滅放射線分布の計算
方法改良による複雑形状照射野の 3 次元線量分布推定," 医学物理, 第 32 巻, Sup. 1, p. 212, 2012. (第103 回日本医学物理学会学術大会報文集 O-132, 2012/4/13, パシフィコ横浜)[10]

吉田英治, 田島英朗, 平野祥之, 森谷隆広, 大村知秀, 渡辺光男, 稲玉直子, 錦戸文彦, 村山秀雄, 山
谷泰賀, "近接撮像型 PET 用 1 ペア検出器評価システムの開発とクリスタルキューブの空間分解能測定,"
医学物理, 第 32 巻, Sup. 1, p. 225, 2012. (第 103 回日本医学物理学会学術大会報文集 O-145, 2012/4/14,
パシフィコ横浜)[11]

稲玉直子, 森谷隆広, 錦戸文彦, 吉田英治, 田島英朗, 平野祥之, 村山秀雄, 新田宗孝, 渡辺光男, 山
谷泰賀, "レーザー分割シンチレータのクリスタルキューブ PET 検出器：３Ｄ加工法と２Ｄ加工法の比較," 医学物理, 第 32 巻, Sup. 1, p. 226, 2012. (第 103 回日本医学物理学会学術大会報文集 O-146, 2012/4/14,
パシフィコ横浜)[12]

谷川明日香, 川口拓之, 平野祥之, 白石貴博, 谷本克之, 吉田英治, 山谷泰賀, 小畠隆行, 菅幹生,
"PET/MRI のための領域分割法と標準画像参照法によるハイブリッド PET 吸収画像生成法," 医学物理, 第32 巻, Sup. 1, p. 227, 2012. (第 103 回日本医学物理学会学術大会報文集 O-147, 2012/4/14, パシフィコ横
浜)

[13]

平野祥之, 吉田英治, 錦戸文彦, 稲玉直子, 稲垣枝里, 小畠隆行, 山谷泰賀, "MPPC と LGSO シンチレー
タを用いた PET 検出器の磁場中における動作特性評価," 医学物理, 第 32 巻, Sup. 1, p. 228, 2012. (第 103回日本医学物理学会学術大会報文集 O-148, 2012/4/14, パシフィコ横浜)[14]

木内尚子, 山谷泰賀, 田島英朗, 平野祥之, 吉田英治, 錦戸文彦, 羽石秀昭, 菅幹生, "第二世代開放型
PET「Single-ring OpenPET」のための検出器配置方法の検討," 医学物理, 第 32 巻, Sup. 1, p. 231, 2012.

99

(第 103 回日本医学物理学会学術大会報文集 O-151, 2012/4/14, パシフィコ横浜)[15]

新田宗孝, 平野祥之, 稲玉直子, 錦戸文彦, 吉田英治, 田島英朗, 河合秀幸, 山谷泰賀, "GSOZ と高感
度 PMT を用いた OpenPET 用 DOI 検出器の試作," 医学物理, 第 32 巻, Sup. 1, p. 232, 2012. (第 103 回日
本医学物理学会学術大会報文集 O-152, 2012/4/14, パシフィコ横浜)[16]

山谷泰賀, 吉田英治, 稲玉直子, 錦戸文彦, 平野祥之, 田島英朗, 菅幹生, 澁谷憲悟, 羽石秀昭, 渡辺
光男, “サブミリ PET に向けた次世代検出器クリスタルキューブの開発,” JSMI Report, p. 47 & p. 69 (日本分子イメージング学会第 7 回総会・学術集会, MS-05 & P-003, 2012/5/24, アクトシティ浜松)[17]

稲玉直子, 森谷隆広, 錦戸文彦, 平野祥之, 村山秀雄, 吉田英治, 田島英朗, 新田宗孝, 山谷泰賀, “高分解能 PET 検出器クリスタルキューブにおける結晶素子間条件の検討,” JSMI Report, p. 68 (日本分子イメージング学会第 7 回総会・学術集会, P-002, 2012/5/25, アクトシティ浜松)[18]

品地哲弥, 田島英朗, 吉田英治，村山秀雄, 山谷泰賀, 羽石秀昭, "OpenPET における腫瘍トラッキング,"
第 31 回日本医用画像工学会大会 予稿集, OP4-2, 2012/8/4 (@札幌厚生病院)[19]

Yannan Yin, Takashi Obi, Hideaki Tashima, Tatsuya Kon, Taiga Yamaya, Nagaaki Ohyama, "A new OpenPET
based simultaneous whole-body PET/CT geometry and its CT imaging simulation," 第 31 回日本医用画像工学会大会 予稿集, OP4-3, 2012/8/4 (@札幌厚生病院)[20]

田島英朗, 山谷泰賀, 吉田英治, 木内尚子, 渡辺光男, 田中栄一, "第二世代開放型 PET「Single-Ring
OpenPET」の提案とブロック検出器による実装の検討," 第 31 回日本医用画像工学会大会 予稿集, OP4-4,
2012/8/4 (@札幌厚生病院)[21]

木内尚子, 山谷泰賀, 田島英朗, 吉田英治, 菅幹生, "OpenPET による粒子線照射野画像化のためのTotal variation 最小化画像再構成法の検討," 第 31 回日本医用画像工学会大会 予稿集, OP4-5, 2012/8/4(@札幌厚生病院)[22]

錦戸文彦, 小畠隆行, 菅幹生, 尾松美香, 稲玉直子, 吉田英治, 村山秀雄, 山谷泰賀, "PET-MRI 装置用
RF コイル一体型 PET 検出器の開発," 第 73 回応用物理学会学術講演会講演予稿集, p. 02-063, 2012.
(2012/9/12 愛媛大学, 松山大学, 演題番号 12p-C7-2)[23]

山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, 木内尚子, 菅幹生, 羽石秀昭, 錦戸文彦, 平野祥之, 稲玉直子, 伊藤
浩, "第二世代 OpenPET の小型試作機開発," 第 73 回応用物理学会学術講演会講演予稿集, p. 02-064,
2012. (2012/9/12 愛媛大学, 松山大学, 演題番号 12p-C7-3)[24]

吉田英治, 平野祥之, 田島英朗, 錦戸文彦, 渡辺光男, 村山秀雄, 稲玉直子, 山谷泰賀, "レーザーによる(1mm)3 ピッチのシンチレータ内部加工を施した PET 用検出器クリスタルキューブの開発," 第 73 回応用物
理学会学術講演会講演予稿集, p. 02-059, 2012. (2012/9/13 愛媛大学, 松山大学, 演題番号 13p-C7-13)[25]

錦戸文彦, 小畠隆行, 菅幹生, 尾松美香, 清水浩大, 稲玉直子, 吉田英治, 村山秀雄, 伊藤浩, 山谷泰
賀, “一体型 PET-MRI ディテクタ用試作コイルの PET 検出器との同時計測による性能評価,” 日本磁気共鳴医学会雑誌, Vol. 32, suppl., p. 336, 2012. (第 40 回日本磁気共鳴医学会大会, P-2-99, 2012/9/7@国立京都
国際会館)

[26]

吉田英治, 平野祥之, 田島英朗, 稲玉直子, 錦戸文彦, 森谷隆広, 大村知秀, 渡辺光男, 村山秀雄, 伊藤浩, 山谷泰賀, "1mm 等方分解能を有するクリスタルキューブ検出器の空間分解能測定," 核医学, 第 9
巻, 第 3 号, p. S249, 2012. (第 52 回日本核医学会学術総会, M2XA1, 2012/10/7@ロイトン札幌)[27]

稲玉直子, 森谷隆広, 平野祥之, 錦戸文彦, 村山秀雄, 吉田英治, 田島英朗, 伊藤浩, 山谷泰賀, "レー
ザー加工により立方体に分割した板状シンチレータを用いたクリスタルキューブ PET 検出器の性能評価,"
核医学, 第 9 巻, 第 3 号, p. S249, 2012. (第 52 回日本核医学会学術総会, M2XA2, 2012/10/7@ロイトン札
幌)

[28]

田島英朗, 吉田英治, 品地哲弥, 平野祥之, 木内尚子, 錦戸文彦, 菅幹生, 羽石秀昭, 伊藤浩, 山谷泰
賀, "18F-FDG の薬剤分布を持つ 4D XCAT ファントムを用いた OpenPET によるリアルタイム腫瘍追跡の検討," 核医学, 第 9 巻, 第 3 号, p. S250, 2012. (第 52 回日本核医学会学術総会, M2XA6, 2012/10/7@ロイト
ン札幌)

[29]

山谷泰賀, 吉田英治, 稲玉直子, 田島英朗, 羽石秀昭, 村山秀雄, 伊藤浩, ,"第二世代開放型 PET「Single-Ring OpenPET」の小型試作機開発," 核医学, 第 9 巻, 第 3 号, p. S250, 2012. (第 52 回日本核医学会学術総会, M2XA7, 2012/10/7@ロイトン札幌)[30]

生駒洋子, 木村泰之, 白石貴博, 山谷泰賀, 須原哲也, 伊藤浩, "[11C]raclopride を用いたドーパミン D2 受
容体測定における画像位置合わせ体動補正法の確立," 核医学, 第 9 巻, 第 3 号, p. S253, 2012. (第 52回日本核医学会学術総会, M2XC5, 2012/10/7@ロイトン札幌)

1.4 研究会(6+)[1]

発表多数, Proceedings of the 1st NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and100Technology, 2012. (2012/1/26@NIRS)[2]

発表多数, 平成 23 年度次世代 PET 研究会予稿集, 2012 (2012/1/27@放医研)[3]

脇坂秀克, 由井譲二, 謝琳, 曽川千鶴, 山谷泰賀, "小動物ＣＴの有用性～実験動物用 3D マイクロＸ線 CT「R_mCT2」に関する技術報告～," 第 6 回技術と安全の報告会講演要旨集, PP-20, 2012/3/8(放医研)[4]山谷泰賀, 吉田英治, 錦戸文彦, 田島英朗, 平野祥之, 稲玉直子, 辻厚至, 脇坂秀克, 稲庭拓, 佐藤眞二, 中島靖紀, “重粒子線照射野イメージングのための OpenPET 装置開発に関する研究(23P285),” 平成
23 年度 HIMAC 共同利用研究成果発表会, 2012/4/23(千葉)[5]中島靖紀, 河野俊之, 佐藤眞二, 稲庭拓, 吉田英治, 山谷泰賀, “核破砕反応により生成される陽電子崩壊核を利用した照射野確認システムに関する研究(22P177),” 平成 23 年度 HIMAC 共同利用研究成果発
表会, 2012/4/23(千葉)[6]

発表多数, 第 2 回 OpenPET 研究会資料集, 2012/7/30 (放医研)

1.5 特許(13)・出願(6)[1]

山谷泰賀, 小畠隆行, 菅幹生, 川口拓之, ほか, "MR 画像からの PET 吸収補正画像生成方法及びコンピュータプログラム," 出願番号：特願 2012- 74906, 出願日：2012 年 3 月 28 日 (428)[2]

山谷泰賀, 田島英朗, ほか, “楕円軌道回転機構及び PET 装置,” 特願 2012-103961, 2012/4/27 出願
(429)

[3]

山谷泰賀, 平野祥之, “3 次元放射線位置検出器,”特願 2012-122417, 2012/5/29 出願 (442)[4]

錦戸文彦ほか（錦戸は第四発明人）, “高計数率放射線検出器用シンチレータ及び高計数率放射線検出器,” 特願 2012-151297, 2012 年 7 月 5 日出願（449）[5]

錦戸文彦ほか（錦戸は第五発明人）, ”シンチレータ,” 特願 2012-151298, 2012 年 7 月 5 日出願（450）[6]吉田英治, 山谷泰賀, “PET 装置における同時係数判定方法及び装置”, 特願 2012-194133, 2012 年 9 月 4日出願 (451)

・登録(7)[1]

澁谷憲悟, 津田倫明, 錦戸文彦, 稲玉直子, 吉田英治, 山谷泰賀, 村山秀雄, “陽電子放射断層撮像装
置及び放射線検出器,” 特許 4877766, 登録日 2011/12/9 (272JP) （前年成果集計漏れ）[2]

山谷泰賀, 村山秀雄, 稲玉直子, “開放型 PET 装置,” 特許第 4982880, 登録日 2012/5/11 (313JP)[3]

Eiji Yoshida, Kengo Shibuya, Taiga Yamaya, Hideo Murayama, Keishi Kitamura, “RADIATION
DETECTING METHOD UTILIZING ENERGY INFORMATION AND POSITIONAL INFORMATIONAND EQUIPMENT THEREOF,” US8188437, 2012/5/29 (293US)[4]

Taiga Yamaya, Hideo Murayama, “PET scanner and method for deciding arrangement of detectors,”
US8222608, 2012/7/17 (314US)[5]

山谷泰賀, 村山秀雄, “PET 装置及び検出器の配置決定方法,” 特許 5046143, 2012/7/27 (314JP)[6]

山谷泰賀, 村山秀雄, 吉田英治, “断層撮影装置の画像再構成方法、故障診断方法、断層撮影装置、及び、システムマトリクスの管理プログラム,” 特許第 5099750, 2012/10/5 登録(287JP).

[7]

澁谷憲悟, 山谷泰賀, 稲玉直子, 錦戸文彦, 吉田英治, 村山秀雄, “放射線検出方法、装置、及び、陽電子放射断層撮像装置,” 特許第 5099792, 2012/10/5 登録 (317JP).

101

2. 成果普及などへの取り組み
2.1 研究など開催(3)[1]

1st NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology (2012/1/26@NIRS)を主催(参加者 53 名)[2]

平成 23 年度次世代 PET 研究講演会(2012/1/27, 放医研)を主催(参加者 79 名)[3]

第 2 回 OpenPET 研究会(2012/7/30, 放医研)を主催(参加者計 72 名)

2.2 核医学物理セミナー開催(14)[1]

2012/2/20, 病理診断と定量的病理画像解析, 木村文一（東工大・学術国際情報センター）[2]

2012/4/26, エネルギ分解能を有するフォトンカウンティング検出器を用いた新しい X 線 CT イメージング法について, 田口克行（Johns Hopkins 大学医学校放射線部）[3]

2012/6/18, PTCOG 参加報告およびソウル大学病院訪問報告, 錦戸文彦、山谷泰賀（放医研）[4]

2012/6/25, WC2012 参加報告, 吉田英治、山谷泰賀（放医研）[5]

2012/7/2, SNM 参加報告およびワシントン大学 Kinahan ラボ訪問報告, 吉田英治、田島英朗、山谷泰賀（放
医研）

[6]

2012/9/10, 応用物理学会発表予演会, 担当：錦戸文彦、山谷泰賀（放医研）[7]

2012/9/24, WMIC（世界分子イメージング学会）参加報告, 吉田英治、山谷泰賀（放医研）[8]

2012/10/1, IEEE NSS-MIC 予演会（発表内容の概要紹介）, IEEE 発表者全員[9]

2012/10/15, 粒子線の体内での挙動とその生物効果（RI ビームの停止位置と生物効果）, 稲庭拓（放医研・
重粒子）

[10]

2012/11/12, IEEE NSS-MIC 参加報告（1), 山谷泰賀（放医研）[11]

2012/11/26, IEEE NSS-MIC 参加報告（2), 吉田英治、錦戸文彦（放医研）[12]

2012/12/3, IEEE NSS-MIC 参加報告（3), 稲玉直子、平野祥之（放医研）[13]

2012/12/10, IEEE NSS-MIC 参加報告（4), 田島英朗（放医研）、木内尚子（千葉大／放医研）[14]

2012/12/17, IEEE NSS-MIC 参加報告（5), 菅幹生、羽石秀昭、ほか（千葉大）

2.3 報告書出版(2)[1]

Taiga Yamaya, Editing and Publication, “Proceedings of the 1st NIRS-SNU Workshop on Nuclear Medicine
Imaging Science and Technology”, NIRS-M-245, 2012/1/26[2]

山谷泰賀, 編, “平成 23 年度次世代 PET 研究報告書,” NIRS-R-65, ISBN 978-4-938987-77-0, 2012/3/31.

2.4 総説(11)[1]

山谷泰賀, “医療にもっと役立つ放射線 放医研がつくる未来の PET 装置,” 第 6 回分子イメージング研究セ
ンターシンポジウム 近未来の画像診断, NIRS-M-248, pp. 36-45, 2012/3.

[2]

山谷泰賀, “生体イメージング技術開発研究チーム研究概要,” 放射線科学, 第 55 巻, 第 2 号, p. 7-9, 2012.

[3]

稲玉直子, 平野祥之, 錦戸文彦, 吉田英治, 田島英朗, 山谷泰賀, “次世代 DOI 検出器「クリスタルキューブ」の開発,” 放射線科学, 第 55 巻, 第 2 号, p. 10-11, 2012.

[4]

吉田英治, 田島英明, 山谷泰賀, “OpenPET：小型試作機の開発,” 放射線科学, 第 55 巻, 第 2 号, p. 11-12,
2012.

[5]

平野祥之, 錦戸文彦, 稲玉直子, 吉田英治, 田島英朗, 山谷泰賀, “OpenPET：重粒子線照射野イメージン
グの核反応シミュレーション,” 放射線科学, 第 55 巻, 第 2 号, p. 12-15, 2012.

[6]

錦戸文彦, 稲玉直子, 平野祥之, “OpenPET：重粒子線照射野イメージング用検出器の開発,” 放射線科学,
第 55 巻, 第 2 号, p. 15-16, 2012.

[7]

田島英朗, 吉田英治, 木内尚子, 山谷泰賀, “リアルタイム PET イメージング,” 放射線科学, 第 55 巻, 第 2号, p. 17, 2012.

[8]

山谷泰賀, “開放型 PET 装置による粒子線治療の照射野イメージング,” Isotope News, 2012 年 7 月号, No.
699, pp. 2-7, 2012.

102

[9]

山谷泰賀, “最先端研究開発が切り拓く新しい PET イメージング,” JAMIT News Letter, No.12, pp. 12-13,
2012/7.

[10]

山谷泰賀, “がん診断と放射線治療を融合する開放型 PET 装置の開発,” Readout HORIBA Technical
Reports, 2012 年 10 月増刊号, pp. 18-22, 2010.

[11]

山谷泰賀, "次世代装置の開発動向 3)DOI 検出器の新しい展開－クリスタルキューブ検出器と OpenPET の開発," INNERVISION, 第 27 巻, 第 12 号, pp. 62-65, 2012/12.

2.5 講義・講演(21)・シンポジウム等における招待講演(1)[1]

Taiga Yamaya, "OpenPET and X’tal Cube: new PET concepts based on depth-of-interaction detection," 2012
International Conference on Radiation Imaging Sciences and Medical Application / The 3rd Annual Joint
Symposium of the IEEE NPSS Seoul Chapter and the Korean Council of Nuclear Medicine Image andInstrumentation, 2012/2/17 (Hayang University, Seoul) (invited)・講演(11)[1]

Taiga Yamaya, "Research leading to next generation PET scanners," Proceedings of the 1st NIRS-SNU
Workshop on Nuclear Medicine Imaging Science and Technology, pp. 1-5, 2012. (2012/1/26@NIRS)[2]

村山秀雄, “オールジャパン体制の PET 装置開発研究プロジェクトを振り返る,” 「放射線科学とその応用第186 委員会」第 1 回研究会, 2012/5/31, 主婦会館プラザ.

[3]

Taiga Yamaya, “OpenPET and X'tal Cube: New PET concepts based on depth-of-interaction detection,”
Imaging Research Laboratory Seminar, the University of Washington, June 7, 2012.

[4]

Eiji Yoshida, “Impact of the X’tal cube detector with isotropic resolution on imaging resolution,” Imaging
Research Laboratory Seminar, the University of Washington, June 7, 2012.

[5]

Hideaki Tashima, “Study on real-time tumor tracking by the OpenPET,” Imaging Research Laboratory
Seminar, the University of Washington, June 7, 2012.

[6]

山谷泰賀, “PET 装置とその応用,” 応用物理学会放射線分科会主催 平成 24 年度 放射線夏の学校 予稿集, pp. 11-17, 2012/8/6 (つくばグランドホテル)[7]

山谷泰賀, “DOI 検出器が切り拓く新しい PET の展開,” 日本学術振興会産業協力研究委員会「放射線科学とその応用第 186 委員会」第二回研究会, pp. 1-13, 2012/8/31 (東京大学)[8]

山谷泰賀, “次世代 PET 機器開発の最新動向,” 医学物理士のための医学物理講習会資料 2012
JBMP2012, pp. 13-22, 2012/9/13 (第 1 回 JBMP 放射線治療品質管理・医学物理講習会, つくば国際会議場)[9]

山谷泰賀, “がん診断と放射線治療を融合する OpenPET,” 堀場雅夫賞受賞記念セミナー, 2012/10/17@京都大学芝蘭会館[10]

山谷泰賀, “核医学機器開発研究の最新動向,” 第 43 回多摩核医学技術検討会, 2012/11/13 (立川グランド
ホテル)

[11]

山谷泰賀, “次世代 PET 機器開発の最新動向,” 応用物理学会放射線分科会主催平成 24 年度第１回医療放射線技術研究会, 2012/12/8 (大阪大学).

・講義(9)[1]

山谷泰賀, “PET 計測の原理と最先端機器開発,” 第 6 回 画像診断セミナー, 2012/2/6 (@放医研)[2]

Taiga Yamaya, “Fundamentals and state-of-the-art development of PET instrumentations,” IAEA-CC
Molecular Imaging: Training Courses 講師 (2012/4/24, NIRS).

[3]

Fumihiko Nishkido, “Basis of radiation detection”, IAEA-CC Molecular Imaging: Training Courses 講師(2012/4/24, NIRS).

[4]

Naoko Inadama, “Detectors,” IAEA-CC Molecular Imaging: Training Courses 講師 (2012/4/24, NIRS).

[5]

Eiji Yoshida, “PET systems,” IAEA-CC Molecular Imaging: Training Courses 講師 (2012/4/24, NIRS).

[6]

Hideaki Tashima, “Image reconstruction,” IAEA-CC Molecular Imaging: Training Courses 講師 (2012/4/24,
NIRS).

[7]

村山秀雄、吉田英治, “核医学物理学”, 医学物理コース, 2012/7/12（＠放医研）[8]

山谷泰賀, “分⼦イメージング連携特別講義: PET の物理と次世代装置開発,” 東北大学分子イメージング

103教育コース, 分子イメージングコース講義, 2012/7/20@東北大医学部 5 号館.
[9]

山谷泰賀, 東工大非常勤講師, 医歯工学特別コース「核医学物理」 2012/10/22-26.

2.6 プレス・広報物掲載(29)[1]“ドイツ・イノベーション・アワード「ゴットフリード・ワグネル賞 2012」において最優秀賞を受賞,” 分子イメージ
ング研究センター ニュース・プレス発表, 2012/6/22.

[2]“山谷泰賀チームリーダーら「ゴットフリード・ワグネル賞 2012」最優秀賞を受賞,” 放医研ホームページ ニュ
ース, 2012/7/2.

[3]“ドイツ・イノベーション・アワード 2012、開放型 PET で放射線医学総研の⼭⾕⽒が最優秀賞,” Tech-On,
2012/6/20.

[4]“「ゴットフリード・ワグネル賞 2012」最優秀賞に「OpenPET」を開発した放医研の山谷氏,” ドイツ科学・イノベ
ーションフォーラム, 2012/6/20.

[5]“Five Young Japanese Researchers Awarded With the German Innovation Award 2012,” The German
Research and Innovation Forum Tokyo, 20/6/2012.

[6]“German Innovation Award zum vierten Mal an japanische Nachwuchswissenschaftler verliehen,“ Deutsche
Wissenschafts- und Innovationshaus Tokyo, 20/6/2012.

[7]“ドイツ・イノベーション・アワード 最優勝に山谷氏（放医研）ら,” 日刊工業新聞 21 面, 2012/6/20.

[8]“若手日本人研究者支援、「ゴットフリード・ワグネル賞」決定 NIRS の山谷氏ら,” 石油化学新聞, 2012/6/21.

[9]“放医研の山谷博士ら受賞,” 化学工業日報, 2012/6/21.

[10]“優れた日本の若手研究者「ドイツ・イノベーション・アワード」,” 山口新聞 3 面, 2012/6/22.

[11]“受賞研究 5 件発表 ドイツ・イノベーション・アワード,” 日刊自動車新聞, 2012/6/26.

[12]“インタビュー放射線医学総合研究所 山谷泰賀 博士 ―効率的ながん診断と治療への画期的な一歩,” ド
イツ科学・イノベーションフォーラム, 2012/6/27.

[13]“独イノベーション賞 最優秀に放医研チーム,” 科学新聞 2 面, 2012/6/29.

[14]“Mit dem Innovation Award nach Deutschland,“ JAPANMARKT, JULI/AUGUST 2012, p. 29, 1/7/2012.

[15]“ゴットフリード・ワグネル賞 2012 に山谷、吉田、田島氏ら,” Medical Tribune, 2012/7/12.

[16]“OpenPET
ideal
for
imagingduringtherapy,”<http://medicalphysicsweb.org/cws/article/research/50261>[17]“ドイツ・イノベーション・アワード,” 薬事日報, 2012/7/13.

[18]“社説 世界が期待している日本の科学技術,” 化学工業日報、2012/7/2.

[19]“フロントランナー 挑む がんを見ながら，がんをたたく 山谷泰賀（放射線医学総合研究所）,” 日経サイエ
ンス 2012 年 10 月号, pp. 10-13, 2012/8/25.

[20]

放医研動画ニュース 山谷泰賀チームリーダーら「ゴットフリード・ワグネル賞 2012」最優秀賞を受賞
http://www.nirs.go.jp/information/movie/GFW2012/GFW2012.shtml[21]“山谷泰賀チームリーダーら「ゴッドフリード・ワグネル賞 2012」最優秀賞を受賞！」,” 放医研 NEWS, p. 3,
2012/09.

[22]“堀場賞 山谷氏ら,” 京都新聞 9 面, 2012/7/31.

[23]“堀場雅夫賞に山谷氏ら 4 人,” 日刊工業新聞 29 面, 2012/7/31.

[24]“堀場雅夫賞に山谷氏ら 3 氏,” 日経産業新聞 27 面, 2012/7/31.

[25]“堀場雅夫賞：受賞者発表 「放射線計測」で,” 毎日新聞地方版, 2012/8/4.

medicalphysicsweb,

2012/7/16[26]“先端的研究 4 人を表彰,” 京都新聞 25 面, 2012/10/18.

[27]“堀場雅夫賞 4 氏、授賞式 放医研の山谷氏ら,” 日本経済新聞 31 面, 2012/10/18.

[28]“2012 堀 場 雅 夫 賞 を 受 賞 ,” 分 子 イ メ ー ジ ン グ 研 究 セ ン タ ー ニ ュ ー ス ・ プ レ ス 発 表 , 2012/10/29,
http://www.nirs.go.jp/research/division/mic/newsrelease/121025/index.html[29]“田島英朗さん 確実ながん治療実現へ 開放型 PET 装置を研究,” 山口新聞 19 面, 2012/10/28.

・出展など(1)[1]

稲玉直子, 山谷泰賀, “次世代のＰＥＴ（ペット）装置の開発,” 千葉エリア産学官連携オープンフォーラム2012 出展, 2012/7/27 (@日本大学生産工学部津田沼校舎３９号館)

104

2.7 その他報告書(2)[1]

山谷泰賀, 吉田英治, 錦戸文彦, 田島英朗, 平野祥之, 稲玉直子, 辻厚至, 脇坂秀克, 稲庭拓, 佐藤眞二, 中島靖紀, “重粒子線照射野イメージングのための OpenPET 装置開発に関する研究(23P285),” 平成
23 年度放射線医学総合研究所重粒子線がん治療装置等共同利用研究報告書, pp. 273-274, 2012/8.

[2]

中島靖紀, 河野俊之, 佐藤眞二, 稲庭拓, 吉田英治, 山谷泰賀, “核破砕反応により生成される陽電子崩壊核を利用した照射野確認システムに関する研究(22P177),” 平成 23 年度放射線医学総合研究所重粒子
線がん治療装置等共同利用研究報告書, pp. 201-202, 2012/8.

2.8 見学対応(20)[1]2012/1/26 ソウル大学 Jae Sung Lee 氏ほか 6 名[2]

2012/3/15 岐阜大学教育学部理科教育講座物理学専攻学生 20 名

[3]

2012/3/28 NEDO バイオテクノロジー・医療技術部 加藤紘氏・磯ヶ谷昌文氏・戸瀬浩仁氏[4]2012/4/9 平野博文文部科学大臣ほか 4 名[5]

2012/4/16 KEK 幅淳二氏・宇野彰二氏・三原智氏・新井康夫氏[6]2012/4/19 IAEA Ravi Kashyap 氏・MGH Georges El Fakhri 氏[7]2012/4/26 Johns Hopkins 大・田口克行氏・浜松ホトニクス株式会社田中栄一氏ほか 5 名[8]

2012/5/7 千葉市立千葉高等学校 42 名

[9]

2012/6/1 三菱重工業株式会社宮口仁一氏ほか 1 名[10]

2012/6/11 コロンビア大 K. S. Clifford Chao 博士・Hei Tom K.博士・Eric John Hall 博士[11]2012/6/21 ドイツイノベーションアワード事務局長 Dieth Regine 氏ほか 3 名[12]

2012/7/11 堀場製作所開発本部松本絵里佳氏[13]2012/7/24 千葉県夢チャレンジ体験スクール 中 1～高 1 まで 7 名[14]

2012/7/31 財団法人 日本原子力文化振興財団ご一行 41 名

[15]

2012/8/2 日経サイエンス編集長中島林彦氏ほか 1 名[16]

2012/8/9 岐阜大学教育学部理科教育講座物理学専攻学生 20 名

[17]

2012/8/7 医学部を目指す福島県の高校生の見学[18]

2012/8/22 医学部を目指す福島県の高校生の見学[19]

2012/11/9 Jinhun Joung 氏 NuCare Medical Systems, Inc CEO[20]

2012/12/4 ドレスデン工科大学 David Lars Renner 氏ら 4 名平成 24 年度欧州若手専門家交流事業

3. 外部評価（表彰）(4)[1]

山谷泰賀, 吉田英治, 田島英朗, “がん診断と放射線治療を融合する OpenPET,” 第 4 回ドイツ・イノベーシ
ョン・アワード「ゴットフリード・ワグネル賞 2012」最優秀賞受賞, 2012/6/19.

[2]

田島英朗, “PET 画像誘導放射線治療を可能とするリアルタイムイメージング手法の開発,” 医用原子力技術
研究振興財団平成 24 年度安成弘記念賞, 2012/7/13[3]

山谷泰賀, “がん診断と放射線治療を融合する開放型 PET イメージング手法および装置の開発,” 2012 堀場
雅夫賞受賞, 2012/10/17.

[4]

田島英朗, 日本医用画像工学会大会奨励賞受賞, 2012/9/19.

105平成 24 年度次世代 PET 研究報告書
平成 25 年 3 月 31 日刊行
編
集
発
行
郵便番号
住
所
連 絡 先
メールアドレス
ホームページ

山谷 泰賀
独立行政法人 放射線医学総合研究所
263-8555
千葉県千葉市稲毛区穴川４丁目９番１号
独立行政法人 放射線医学総合研究所
分子イメージング研究センター
jpet@nirs.go.jp
http://www.nirs.go.jp

印

株式会社

©2013

刷

さくら印刷

独立行政法人 放射線医学総合研究所

Printed in Japan
ISBN 978-4-938987-82-4
NIRS-R-66

ISBN 978-4-938987-82-4
http://www.nirs.go.jp